JPS58109031A - 生理学的信号の処理システムと方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 この発明は、生理学的信号を処理するシステムと方法に
関するものである。、 生理的機能は、典型的には、該機能を示す信号を発生し
て、生理的機能に関する有益なデータを抽出すべく前記
信号を処理することによりモニタされる。前記信号を得
るための非侵襲性モニタ技術においては、その技術をモ
ニタすべく人体脂管から直接信号を得ることを含む技術
と比較して、空気伝染の危険性が減少する。しかし、特
に非侵襲性モニタを実施する場合には、隣接した脂管の
生理的機能のために前記信号に干渉成分が意図なしに混
信するのを避けることは困難である。

たとえば、インピーダンス呼吸曲線撮影による呼吸のモ
ニタは、肺の膨張と収縮および心臓血管の活動の両方に
よって発生する　経胸腔的　インピーダンスの比較的小
さな変化の検出によって行なわれる。典型的には、呼吸
信号が、使用者による調整が可能な固定しきい値を越え
た時に、呼吸動作が検出される。もしも、しきい値が異
常に低（設定されると、実際には呼吸が行なわれていな
いときに、心臓血管活動によるアーチファクト（ａｒｔ
目ａ　ｃ　ｔ゛：呼吸信号をとり出すときに付随的に生
じる人為的信号）が・呼吸の検出を引き起すことができ
、そのために無呼吸が検出されず、患者に不利な結果が
もたらされる可能性がある。もしも、しきい値が異常に
高く設定されれば、浅い呼吸は通常不検出となり、誤診
の無呼吸という結果を生じ、警告が発せられる。

上述の問題に対するひとつの解決法においては、呼吸信
号の周波数は、任意に設定されたある周波数よりも圧倒
的に低い範囲におさまり、また心臓の心拍数は、設定さ
れた周波数よりも圧倒的に高い範囲におさまると仮定さ
れる。したがって、呼吸信号中の心臓血管活動によるア
ーチファクトを抑制するために、呼吸信号は、固定され
た遮断周波数をもつ低域フィルタ（ローパスフィルタ）
ニよって処理される。しかし、呼吸数と脈拍数は、両方
とも広範囲にわたり変化するので、上述の仮定により呼
吸信号中の過度に大きな心臓血脈アーチファクトの成分
を通過させて、モニターが、心臓血脈アーチファクトを
呼吸と見なし、真性の無呼吸を見のがす可能性がある。

上述の問題に対する別の解決法においては、呼吸信号中
に占める心臓血管活動によるアーチファクトの割合は、
常に一定以下の値を示すものと仮定される。したがって
、しきい値は、信号の最終のピーク値の所定の割合に調
整される。しがし、信号中に時々現われる大きな過度現
象は、しきい値の突然の増加の原因となる。典型的には
、信号のピーク値が減少していく時は、しきい値を降下
させることができるように、抵抗を介してアースに放電
を行なう蓄電器内に、しきい値が記憶される。大きな過
渡パルスが現われる可能性があるため、比較的短い一定
の時定数を選択しなければ、誤って無呼吸を検出する恐
れがある。しかし、この場合でも、しきい値か急速に低
下して、心臓血管活動によるアーチファクトが呼吸動作
として検出され、その為に、真性の無呼吸が見すごされ
る可能性がある。

上記方法の変形例においては、検出された呼吸数と心拍
数が同じであると仮定した場合、心臓血脈アーチファク
トは、呼吸モニターにより検出される。

したがって、心臓血脈アーチファクトが呼吸動作と見な
されるのを防止する試みにおいて、１）１１述したこと
が生じたときには、しきい値は急激に任意の値だけ増加
する。このため、真性の呼吸を検出し誤った無呼吸の検
出を防ぐことができるように、その後、急速にしきい値
を減少させることが必要である。さもなければ、この場
合にも心臓血脈アーチファクトが呼吸と見なされ、真性
の無呼吸が見すごされる可能性がある。

この発明の実施例によれば、患者の呼吸信号中の心臓血
脈アーチファクトを抑制するシステムが提供される。患
者の胸部容積の変化を示す呼吸信号を受ける入力端子と
、患者の心拍数を示す心拍信号を発生する手段とが備え
られている。また、呼吸信号を受けるろ技手段が備えら
れている。該ろ技手段は、心拍信号に感応して、呼吸信
号中の心臓血脈アーチファクトを抑制し、ろ波された呼
吸信号を発生する。

本発明によるシステムは、従来装置に不利な影、：、１ 響を及ぼしていた心拍数の変化に影響を受けることなく
心臓血脈アーチファクトを抑制することができる。

本発明による呼吸信号中の心臓血脈アーチファし心臓血
管活動から生じるアーチファクトの成分をもつ呼吸信号
を患者から得るステップと、患者の心拍数を検出して心
拍数を示す信号を発生するステップと、上記心拍数を表
わす信号に応じて、少なくとも検出された心拍の心拍信
号を抑制して呼吸信号をろ波するステップとを備えてい
る。

この発明の他の特徴と利点は、添付した図面を参照して
以下に説明する実施例により明瞭となろう。

この発明は、実施例により説明され、添付した図面によ
り限定されない。図面中の同一の参照番号は同じ部分を
表わしている。

第１図において、２０は、患者の胸部容積の変化を表わ
す呼吸信号から患者の呼吸を検出するシステムである。

呼吸信号は、入力端子２２で受はされ、呼吸信号中の心
＋４血脈アーチファクトを抑制するために、患者の心拍
波とその高調波の周波数帯域における呼吸信号の周波数
成分を抑制するフィルタシステムに供給される。次に、
フィルタシステムでろ波された呼吸信号は、しきい値検
出装置２４に送られる。しきい値検出装置２４は、ろ波
された呼吸信号が、以前のる波された呼吸信号の履歴で
定まるしきい値を越えた時に、呼吸回帰信号を発する。

システム２０は、患者の心拍波とその高周波の周波数帯
域における呼吸信号の周波数成分を抑制する為に、時間
平均フィルタの簡単化された近似値に基づいて、呼吸信
号を、ろ波する。簡略に述べれば、この発明の一実施例
における時間平均フィルタは、実質的に次の関係式に従
い呼吸信号をＶｆｒ（りは時間【とともに変化するる波
された呼吸信号を表わす。Ｖｒ（ｔ）は時間【とともに
変化するる波される前の呼吸信号を表わす。０からＴま
での時間は、患者の心拍数と比例した周波数を持つ心拍
信号の制御下に変化し、実質的に、心拍数いいかえると
心拍波の基本周波数成分の周期と等しい。３２は、入力
端子３４に患者の心臓の個々の鼓動を表わすパルス列を
受けて、出力端子３６から患者の心拍速度に比例する電
圧である心拍信号を発する心拍タコメーターである。こ
のようにして、本発明によるフィルタ機構は、その周波
数特性を各心臓鼓動に適合させて、患者の心拍数におけ
る鼓動開時間の変化に影響されることなく入力端子２２
から入力された呼吸信号中に存在する心線血脈アーチフ
ァクトをより高度に選別抑制する。

第１図に示されるフィルタ機構は、低域フィルタにノツ
チフィルタを直列に接続することにより、時間平均フィ
ルタへ近似値を供給する。そのため、心臓血脈アーチフ
ァクトの基本周波数の帯域における呼吸信号の周波数成
分が、まず最初に抑制され、次に、患者の心拍波の第２
高周波より高いかあるいは等しい周波数をもつ呼吸信号
の周波数成分が抑制される。呼吸信号の周波数は、通常
心臓血脈アーチファクトの周波数よりも低いので、シス
テム２０は、呼吸信号中の心臓血脈アーチファクトの成
分の振幅を、患者の呼吸を実際に示す信号成分の振幅に
比して実質的に小さくすることができる。ノツチあるい
は帯域速断フィルタは、帯域通過フィルタ４０を備えて
おり、帯域通過フィルタ４０の入力端子は呼吸信号を受
けるべ（入力端子２２に接続されており、出力端子４２
は加算回路４６の入力端子に接続されている。帯域通過
フィルタ４０は、心臓血管活動による変化するアーチフ
ァクトの基本周波数を含む通過帯域内で、呼吸信号の周
波数成分を通過させる心拍タコメーター３２の出力端子
３６は、帯域通過フィルタ４０の制御端子４８に接続さ
れていて、心拍信号が自動的にフィルタ４０の通過帯域
を調整して心臓面、脈アーチファクトの基本周波数を追
跡するようになっている。帯域通過フィルタ４０は、ま
た、その出力端子４２に供給する呼吸信号の周波数成分
を反転させる。加算回路４６の第２の加算端子は、１１ 入力端子２２に接続されていて、加算回路４６が、入力
端子２２から入力された呼吸信号を、フィルタ４０の端
子４２に供給される反転された信号成分に加算する。し
たがって、加算回路４６はフィルタ４０の通過帯域内の
反転された成分に呼吸信号を加算することによる相殺効
果によってフィルタ４０の通過帯域中の呼吸信号の周波
数成分が抑制されている信号を出力端子５０へ発生させ
る。

端子５０に発生した信号は、前述した低域フィルタ５２
の入力端子へ送られ、出力端子５４からろ波された呼吸
信号を発生させる。低域フィルタ５２は、心拍タコメー
ター３２の出力端子３６に接続された制御端子５６を有
しており、低域フィルタ５２の周波数特性を制御して、
低域フィルタ５２の入力端子へ入力され、た呼吸信号の
、心拍信号の第２高周波の周波数より高いかあるいは等
しい周波数成分が抑制されるようにする　心拍信号を、
制御端子５６に受けとる。帯域フィルタ４０と低域フィ
ルタ５２を構成する電気回路については、第４図を参照
して説明する。

低域フィルタ５２の出力端子５４は、しきい値検出装置
２４の入力端子に接続されており、その端子にろ波され
た呼吸信号を供給する。しきい値検出装置２４の第２入
力端子は、包絡線検出装置２６の出力端子２８に接続さ
れている。包絡線検出装置２６の入力端子は、帯域通過
フィルタ４０の出力端子４２に接続されており、心臓血
脈アーチファクトの基本周波数成分に比例する信号を受
けとる。包絡線検出装置２６は、この基本周波数成分の
各ピーク間偏位に比例する信号を、その出力端子２８に
発生する。以下に詳細に説明するように、出力端子２８
に発生する信号により、しきい値検出装置２４のしきい
最小値が設定され、この最小値が、ろ波された呼吸信号
からしきい値検出装置２４により得られるしきい値の下
限を実質的に決定する。

次に、しきい値検出装置２４の回路を示した第２図を参
照して、しきい値検出装置２４の動作について説明する
。しきい値検出装置２４は、反転入力端子と非反転入力
端子と出力端子とを有する演算増幅器６０を含むしきい
値設定回路５８を備えている。演算増幅器６０の非反転
入力端子は、低域フィルタ５２の端子５４に接続されて
おり、ろ波された呼吸信号を受けとる。演算増幅器６０
の出力端子は、ダイオード６２のアノード側に接続され
ており、また演算増幅器６ｏの反転入力端子は、ダイオ
ード６２のカソード側と記憶コンデンサ６４の第１端子
とに接続されている。記憶コンデンサ６４の第２端子は
接地されている。また、記憶コンデンサ６４の第１端子
は、抵抗６６の第１端子に接続されている。抵抗６６の
第２端子は、抵抗６８の第１端子に接続されており、抵
抗６８の第２端子は接地されている。

演算増幅器６０は、端子５４からダイオード６２のアノ
ード側を絶縁する。また、演算増幅器６０は、その２つ
の入力端子の電圧レベルが実質的に等しくなるように維
持すべ（出力電圧を調節するので、ダイオード６２のカ
ソード側の電圧レベルは、実質的に端子５４の電圧レベ
ルと等しく維持される。記憶コンデンサ６４の第１端子
はダイオード６２のカソード側に接続されているので、
記憶コンデンサ６４は、端子５４に現われる正の電圧ピ
ーク値を充電する。端子５４の電圧か、前述した記憶コ
ンデンサ６４の両端子間の電圧を越えない場合には、抵
抗６６と６８が、記憶コンデンサ６４から電荷を放出さ
せて、記憶コンデンサ６４の両端子間の電圧を減衰させ
る。

演算増幅器７０は、反転入力端子と非反転入力端子と出
力端子とを備えている。演算増幅器７０の非反転入力端
子は、抵抗６６の第２端子に接続されており、ろ波され
た呼吸信号の最も新しい電圧ピーク値に比例する電圧を
、抵抗６６の第２端子から受けとって、演算増幅器７０
の非反転入力端子におけるしきい値を設定する。演算増
幅器７０の反転入力端子は、端子５４と接続されており
、端子５４からろ波された呼吸信号を受けとる。し′　
　たがって、ろ波された呼吸信号が、回路５８によって
設定されたしきい値を越えるときは、演算増幅器７０の
出力端子の電圧が、急速に高電圧から低電圧へ変化する
。この電圧変移が、呼吸回帰を示す信号を構成する。

Ｉｔ　’　ｌ：、、。

残留した心臓血脈アーチファクトからのる波された呼吸
信号の偏位が、演算増幅器７０の出力端子に呼吸回帰信
号を発生させる可能性を最小限に留めるために、演算増
幅器７０の非反転入力端子のしきい値は、包絡線検出装
置２６で設定された最小しきい値以下にならないように
される。これは、包絡線検出装置２６の出力端子２８を
ダイオード７２を介して演算増幅器７０の非反転入力端
子に接続することにより達成される。ダイオード７２の
アノード側は出力端子２８に接続されており、カソード
側は演算増幅器７０の非反転入力端子に接続されている
。そのため、上述した最小しきい値が、回路５８で設定
されたしきい値を、ダイオード７２の両端子間の電圧降
下よりも高い分超過したとき、ダイオード７２は導通状
態になる。

そして、電流が抵抗６８を介して流れ、演算増幅器７０
の非反転入力端子の電圧レベルは、前述の最小しきい値
に実質的に等しい電圧に維持される。

上述したように、最小しきい値信号は、心臓血脈アーチ
ファクトの基本周波゛数成分に比例する。その基本周波
数成分＋ｉ、心臓血脈アーチファクトの瞬時値に比例す
るので、包絡線検出装置２６で得られた最゛小しきい値
レベルは、心臓血脈アーチファクトの最大振幅に比例す
る。以上のようにして最小しきい値を設定することによ
り、しきい値検出装置２４のしきい値は心臓血脈アーチ
ファクトが原因である呼吸回帰信号の発生を防止するの
に十分な高さに維持される。

第３図には、患者の呼吸を検出するための別のシステム
８０が示されている。第４図に示したシステム８０にお
いては、呼吸信号は、入力端＋２２で受けとられた後、
低域フィルタ８２と高域フィルタ（バイパスフィルタ）
８４の両方の入力端子に、同時に供給される。低域フィ
ルタ８２と高域フィルタ８４の各々の周波数特性は、各
々のフィルタの制御端子８６と８８に信号を印加するこ
とにより調整される。制御端子８６と８８は、心拍タコ
メーター３２の出力端子３６に接続されており、出力端
子３６からの心拍信号を受けとる。この心拍信号は、低
域フィルタ８２の出力端子に供給される心臓血脈アーチ
ファクトの基本周波数番こおける呼吸信号成分がフィル
り８４の出力端＋３こおけるのと同じ周波数の呼吸信号
成分に対して、１８０Ｐの位相差を有するようにフィル
タ８２と８４の周波数特性を制御する。

低域フィルタ８２と高裁フィルタ８４の出力端子は、各
々加算回路９２の加算入力端子に接続されている。した
がって、低域フィルタ８２と高域フィルタ８４と加算回
路９２は、心拍信号の制御下に７ツチフイルタと七で動
作し、心臓血脈アーチファクトの基本周波数と同じ帯域
の呼吸信号の周波数成分を抑制するので、ろ波された呼
吸信号が、加算回路９２の出力端子９４に供給される。

高域フィルタ８４の利得は、低域フィルり８２の利得よ
りも低い値に選択されている。これは、心臓血脈アーチ
ファクトの基本周波数の高調波の周波数帯域の周波数成
分を減衰させるためである。

好ましくは、高域フィルタ８４の利得は、低域フィルタ
８２の利得の１／３の値に選択される。加算回路９２の
出力端子９４に出力されるる波された呼吸信号は、シス
テム２０の低域フィルり５２の出力端子５４に現われる
る波された呼吸信号と同様の方法で、さらにしきい値検
出装置２４に供給される。これは、しきい値検出装置２
４から、呼吸活動を示す回帰信号を発振するためである
。

第４図には、呼吸信号から心臓血脈アーチファクトをろ
波する第３図のシステムに使用される回路を示している
。第４図の回路では、状態変数フィルタ技術を利用して
、外部の信号源の制御下に、高域フィルタと帯域通過フ
ィルタと低域フィルタの周波数特性が調整され、ろ波が
実行される。したがって、第１図の帯域通過フィルタ４
０と低域フィルタ５２は、状態変数フィルタ技術を利用
して、使用されてもよい。

第４図の回路において、入力端子２２は、加算抵抗１０
０を介して、演算増幅器１０２の反転入力端子に接続さ
れている。演算増幅器１０２の非反転入力端子は接地さ
れており、演算増幅器１０２の出力端子は、フィードバ
ック抵抗１０４を介して、演算増幅器１０２の反転入力
端子に゛接続されている。演算増幅器１０２の出力端子
は、直列に接続された抵抗１０６と１０８を備えている
抵抗分圧器に、出力電圧を発する。抵抗１０６の第１端
子は、演算増幅器１０２の出力端子に接続され、抵抗１
０６の第２端子は、抵抗１０８の第１端子に接続され、
抵抗１０８の第２端子は接地されている。１１０は、相
互コンダクタンス演算増幅器であり、抵抗１０６の第２
端子に接続された非反転入力端子と、接地された反転入
力端子とを備えている。したがって、演算増幅器１１０
の非反転入力端子と反転入力端子の間には、演算増幅器
１０２の出力端子に現われる電圧に比例する電圧が生じ
る。演算増幅器１１０の出力端子は、積分コンデンサ１
１２の第１端子に接続され、積分コンデンサ１１２の第
２端子は接地されている。演算増幅器１１４の非反転入
力端子は、前述した電圧を追随するために、積分コンデ
ンサ１１２の第１端子に接続されている。そのため、演
算増幅器１１４の出力端子に現われる電圧は、実質的に
積分コンデンサ１１２の両端子間の電圧と等しい。第２
の抵抗分圧器は、抵抗１１６と１１８を備えている。こ
の分圧器において、抵抗１１６の第１端子は、演算増幅
器１１４の出力端子に接続され、抵抗１１６の第２端子
は、抵抗１１８の第１端子に接続され、抵抗１１８の第
２端子は接地されている。１２０は、第２の　相互コン
ダクタンス演算増幅器であり、抵抗１１６の第２端子に
接続された非反転入力端子と、接地された反転入力端子
とを備えており、演算増幅器１２０の非反転入力端子と
反転入力端子の間に積分コンデンサ１１２の両端子間の
電圧に比例する電圧が生じるようになっている。第２の
記憶コンデンサ１２２は、演算増幅器１２０の出力端子
に接続された第１端子と、接地された第２端子とを備え
ている。前述した電圧を追随するために、演算増幅器１
２４の非反転入力端子は、記憶コンデンサ１２２の第１
端子に接続されており、その出力端子は、フィードバッ
ク抵抗１２６を介して、演算増幅器１０２の反転入力端
子に接続されている。フィードバック抵抗１２８は、電
圧フォロワー１１４の出力端子を、演算増幅器１０２の
反転入力端子に接続する。

第４図の回路の周波数特性の制御は、相互コンダクタン
ス演算増幅器１１０と１２０のプログラム入力端子に供
給される電流の制御により行なわれる。

電流は、電流源１３０から供給され、電流源１３０の出
力端子は、演算増幅器１１０と１２０のプログラム入力
端子へ、抵抗１３２と１３４を介して夫々接続されてい
る。電流源１３０から供給される電流は、電流源１３０
の制御端子１３６に出力される電圧により制御される。

制御端子１３６は、第３図の心拍タコメーター３２の出
力端子３６に接続されており、心拍数電圧を受けとって
、この電圧が、第４図の回路の周波数特性を制御するよ
うにしている。

第４図の回路において、演算増幅器１０２　、１０４゜
１２４はそれぞれ、入力端子２２で受けた呼吸信号に対
して高域フィルタと帯域通過フィルタと低域フィルタと
なる。それぞれの信号の成分量は、演算増幅器１０２と
１２４の出力電圧が、心臓血脈アーチファクトの基本周
波数帯域においてアーチファクトと位相が１８０°異な
るように、端子１３６で受けとった心拍信号の制御下に
選択される。周波数特性の制御は、次のように行なわ゛
れる。即ち、端子１３６に出力される心拍数電圧が、相
互コンダクタンス演算増幅器１１０と１２０のプログラ
ム入力端子への入力電流を制御し、次に演算増幅器１１
０と１２０の相互コンダクタンスが制御され、積分コン
デンサ１１２と記憶コンデンサ１２２の充電速度が調整
される。前述したように、演算増幅器１０２と１２４の
出力電圧は、心臓血脈アーチファクトの基本周波数帯域
において、アーチファクトと位相が１８０Ｐ異なるため
、該出力電圧を加算して、前記基本周波数帯域における
呼吸信号の周波数成分を遮断するようにしてもよい。

したがって、演算増幅器１０２と１２４の出力端子は、
夫々加算抵抗１４０と１４２の第１端子において加算回
路９２に接続されている。加算抵抗１４０と１４２の夫
々の第２端子は、加算用の演算増幅器１４４の反転入力
端子へ接続されている。演算増幅器１４４の非反転入力
端子は接地されており、演算増幅器１４４の出力端子は
、：１．フィードバック抵抗１４６を介して、その反転
火力端子へ接続されている。前述したように、高域フィ
ルタの利得は、呼吸信号中の心臓血脈アーチファクトの
第２高調波を遮断するために、低域フィルタの利得以下
に設の抵抗値の調整により行なわれる。

たとえば、高域フィルタの利得を低域フィルタの利得の
１／３に設定したい場合は、可算抵抗１４２の抵抗値を
、可算抵抗１４０の抵抗値の１／３にすればよい。

第５図には、患者の呼吸を検出するためのさらニ別のシ
ステム１４８が示されている。システム１４８では、心
臓血脈アーチファクトを抑制するための呼吸信号のろ波
は、上述の時間平均フィルタを次の関係式に従って動作
する電気回路で近似させることにより達成される。

’５Ｊ（ｒＣＣ−ΣＶｒｉ（ｎΔτ）Δτｉ　＝Ｑ ここで、Ｖｆｒはろ波された呼吸信号を表わし、Ｖｒｉ
（ｎ△τ）は砂川の時間間隔（ｎ△τ）だけ遅延された
呼吸信号を表１′わす。ｎは整数１．２、・・・Ｎであ
る。前述の関係式の演算は、第５図のシステム１４８に
おいて以下のようにして行なわれる。即ち、まず端子２
２から受けとった呼吸信号は、中間タップを有する遅延
ライン１５０の入力端子へ印加される。遅延ライン１５
０はｎ＋１個の出力端子を備えており、各出力端子から
は、独自の時間間隔（ｎΔτ）だけ遅延された呼吸信号
を出力する。ここで、Δτは、遅延ライン１５０がその
クロック入力端子１５４で受けとったクロック信号によ
り制御される。心拍タコメーター３２の出力端子３６は
、クロック入力端子１５４に接続された出力端子を有す
る電圧制御発振器（以下ＶＣＯと略す）１５６の入力端
子に接続されている。また、ＶＣ０１５６は、心拍タコ
メーター３２からの心拍数信号の制御下に動作し、クロ
ツク入力端子１５４ヘパルス列を印加して、遅延ライン
１５０からの最も古い遅延した呼吸信号が、入力端子２
２での呼吸信号に関して時間間隔ＮΔτだけ遅延される
ようにしている。

ここで、この時間間隔ＮΔτは、実質的に患者の連続す
る鼓動の時間間隔に等しく、したがって心臓血脈アーチ
ファクトの基本周波数成分の周期と等しい。

遅延ライン１５０の各出力端子１５２は、夫々加算抵抗
１６０の第り端子に接続されている。加算抵抗の第２端
子は、夫々演算増幅器１６２の反転入力端子に接続され
ている。演算増幅器１６２の非反転入力端子１６２は接
地されており、演算増幅器１６２の出力端子は、フィー
ドバック抵抗１６４を介してその反転入力端子と接続さ
れている。したがって、演算増幅器１６２は、遅延ライ
ン１５０の出力端子１５２から供給された遅延された呼
吸信号を合計したイ直に比例する信号を出力する。この
ようにして、ろ波された呼吸信号が演算増幅器１６２の
出力端子に出力される。

演算増幅器１６２の出力端子は、しきい値検出装置２４
の入力端子に接続されており、しきい値検出装置２４は
上述のようにその出力端子へ呼吸回帰信号を出力する。

包絡線検出装置２６は、第１図に関して説明したように
、しきい値検出装置２　　・４の最小しきい値を設定し
て、心臓血脈アーチファクトによってしきい値検出装置
２４が呼吸回帰信号を発する可能性を最小限に留める作
用を行なっている。しかし、第６図に示すように、第５
図のシステムは、しきい値検出装置２４がその最小しき
い値を設定することなく使用されてもよい。

この場合は、第６図のシステムから包絡線検出装置２６
が省略され、しきい値検出装置２４からは、ダイオード
７２を削除してもよい。第１図、３図、５図および６図
に示したシステムは、特に生理的作用を表わす信号が周
期的アーチファクトを伴う呼吸以外の他の生理的作用の
回帰検出にも適用することができる。

この発明の利点および上述した実施例の変更修正は、当
業者には明らかであろう。この発明の思想と範囲から離
れることなくなされた実施例の変更修正も、この発明の
特許請求の範囲に含まれるべきものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明における、患者の胸部容積の変化を
示す呼吸信号から患者の呼吸を検出するシステムの一実
施例のブロック図である。 第２図は、特に第１図と３図と５図に示した実施例に適
用されるしきい値検出器を示す配線図である。 第３図は、この発明における、７轡者の呼吸を検出する
システムの他の実施例のブロック図である。 第４図は、特にこの発明に適したフィルタを示すブロッ
ク図である。 第５図は、この発明における、患者の呼吸を検出するさ
らに他の実施例を示すブロック図である。 第６図は、呼吸信号中の心臓血管活動によるアーチファ
クトを抑制して呼吸の回帰活動を検出す加算回路、５２
・・・低域フィルタ、８２・・・低域フィルタ、８４・
・・高域フィルタ、９２・・・加算回路、１５０・・・
遅延ライン、１６０・・・抵抗、１６２・・・演算増幅
器、１６４・・・フィードバック抵抗、３２・・・心拍
タコメーター、１５２・・・加算端子、２４・・・しき
い値検出装置、２６・・・包絡線検出装置。 特許出願人　アメリカン・ホーム・プロダクツ・コーポ
レイション代理人弁班士青山　葆外１名

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）患者の呼吸信号中に含まれる心臓血脈アーチファ
   クトを抑圧するシステムであって、患者の胸部容積の変
   化を表わす呼吸信号を受信する入力端子（２２）と、上
   記呼吸信号を受けて、ろ波するろ技手段（４０、４６、
   ５２、８２、８４、９２、１５０、１６０。 １６２　、１６４　）とを備え、さらに該システムは患
   者の心拍速度を表わす心拍信号を発生する心拍信号発生
   手段（３２）を備えるとともに、ろ技手段は、呼吸信号
   中の心臓血脈アーチファクトを抑制するために心拍信号
   に応答して、ろ波された呼吸信号を生成することを特徴
   とする心臓血脈アーチファクト処理システム。 （２）　　Ｖｆｒ（ｔ）が時間（Ｌ）とともに変化する
   前記のろ波された呼吸信号を表わし； Ｖｒ（ｔ）が時間（【）とともに変化する前記呼吸信号
   を表わし； ＯからＴまでの時間間隔か前記呼吸信号によって制御さ
   れ、その結果ＯからＴまでの時間間隔が、実質的に心拍
   速度の基本周波数成分の周期と等しいものであり、次の
   関係式： により実質的に示されるろ波された呼吸信号を生ぜしめ
   るために、呼吸信号を受け、前記心拍速度信号に応答す
   る時間平均ろ技手段を備えたろ技手段を含む特許請求の
   範囲第１項に記載のシステム。 （３）　　ろ技手段は実質的に患者の心拍速度と等しい
   周波数をもつ前記呼吸信号の周波数成分を抑制するため
   の、心拍速度により制御される帯域遮断る技手段（４０
   、４６）と； 患者の心拍速度の第２高周波と等しいかあるいはそれよ
   りも高い周波数をもつ呼吸信号の周波数成分を抑制する
   ための低域ろ技手段（５２）とを備えた特許請求の範囲
   第１項に記載のシステム。 （４）ろ技手段は前記の患者の呼吸信号から得られる遅
   延された複数の呼吸信号を生ぜしめる手段（１５０）と
   、前記のろ波された呼吸信号を生ぜしめるために遅延さ
   れた各呼吸信号を加算する手段（１６０−、１６２、１
   ６４）とを備えたる波手段を含む特許請求の範囲第１項
   に記載のシステム。 （５）前記呼吸信号を受けるように接続され、連続した
   複数の中間タップをもち、順次長くなる時間間隔だけ遅
   延された呼吸信号が供給されかつ最も長い遅延時間間隔
   はこの時間間隔が患者の相連なる心臓の鼓動の時間間隔
   と実質的に等しくなるように心拍信号が変化するように
   した可変遅延ライン（１５０）を備える一方、加算手段
   は遅延された呼吸信号を加算して前記のろ波された呼吸
   信号を生ぜしめるために、夫々が対応する前記の複数の
   中間タップのひとつに接続された複数の加算端子（１５
   ２）を備えている特許請求の範囲第４項に記載のシステ
   ム。 （６）　　ろ波手段は低域シイルタ（８２）と、−城フ
   ィルタ（８４）と、低域フィルタ（８２）と高域フィル
   タのωの出力信号とを加算して前記のろ波された呼吸信
   号を供給する手段（９２）とを備え： 低域フィルタ（８２）と高域フィルタ（８４）が前記呼
   吸信号を受けとり、夫々が効果的に呼吸信号の低域周波
   数成分と高域周波数成分を通過させ；低域フィルタ（８
   ２）と高域フィルタ（８４）が、前記心拍信号により制
   御される動作特性をもち、その結果心拍速度の周波数帯
   域における呼吸信号の周波数成分が、ろ波された呼吸信
   号中で減衰されるろ波手段を含む特許請求の範囲第１項
   に記載のシステム。 （７）高域フィルタ（８４）の利得が低域フィルタ（８
   ２）の利得以下の値に設定され、その結果、前記心拍速
   度の高調波の周波数帯域における前記呼吸信号の周波数
   成分が、心拍速度の周波数以下の呼吸信号の周波数成分
   よりも、前記のろ波された呼吸信号中において抑制され
   る特許請求の範囲第６項に記載のシステム。 （８）高域フィル□り（８４）の利得が、実質的に低域
   フィルタ（８２）の利得の１／３である特許請求の範囲
   第７項に記載−のシステム。 （９）少なくとも前記のろ波された呼吸信号がしきい値
   を越えた部分に応答して、患者の呼吸回帰を表わす回帰
   信号を生ぜしめるしきい値通過検出手段（２４）と、前
   記呼吸信号から最小しきい値を生ぜしめる手段（２６、
   ４０、１５０、１６０、１６２、１６４）とをさらに備
   え； しきい通過検出手段（２４）は最小しきい値に応答して
   、しきい値を最小しきい値と等しいかそれ以上に維持す
   る特許請求の範囲第１項に記載のシステム。 （１ω　最小しきい値発生手段は前記呼吸信号中の心臓
   血脈アーチファクト成分に比例する心臓血脈アーチファ
   クト信号を生ぜしめる手段（４０、１５０゜１６０　、
   １６２　、１６４　）と、心臓血脈アーチファクト信号
   の包絡線と比例する信号値を最小しきい値として生ぜし
   める包絡線検出手段（２６）とを備えている特許請求の
   範囲第９項に記載のシステム。 （１１）心臓血脈アーチファクト信号出力手段は、心臓
   血脈アーチファクトの基本周波数を含む通過帯域外の呼
   吸信号の周波数成分を抑制するとともに、心臓血脈アー
   チファクト信号としてろ波された呼吸信号を供給する帯
   域ろ波手段（４０、１５０。 １６０　、１６２　、１６４　）を備えている特許請求
   の範囲第１０項に記載のシステム。 （１２）　　患者の肺容積の変化を表わす呼吸信号を患
   者から得る工程を含み、さらに、患者の心拍速度を検出
   し、その心拍速度を表わす信号を生せしめ、心拍速度を
   表わす信号に応じて、少なくとも検出された心拍速度の
   周波数帯域の呼吸信号の周波数成分を抑制することによ
   り呼吸信号をろ波することを特徴とする呼吸信号中の心
   臓血脈アーチファクトを抑制する方法、 （１３呼吸信号をろ波する工程は患者の心拍信号の第２
   高周波と等しいかあるいはそれよりも高い周波数をもつ
   前記呼吸信号の周波数成分を抑制する特許請求の範囲第
   １２項に記載の方法。 （圓　前記したろ波された呼吸信号がしきい値を越えた
   か否かを検出する工程をさらに備え、患者きい値は少な
   くともろ波されていない呼吸信号の一部から抽出された
   ものである特許請求の範囲第１２項に記載の方法。 （１ω　呼吸信号をろ波する工程は前記呼吸信号を遅延
   することにより、規則的に増加する複数種の時間差によ
   り分離されている各時点に、連なった複数の端子へ複数
   の呼吸信号値を生じさせる工程と、この複数の呼吸信号
   値の合計値と比例するろ波された呼吸信号を生じさせる
   工程とを含む特許請求の範囲第１２項に記載の方法。 （１０最も古い呼吸信号値と最も新しく発生した呼吸信
   号値との時間差が、患者の心臓の連続的な鼓動の時間間
   隔と実質的に等しい周期をもつ信号に応答して設定され
   る特許請求の範囲第１５項に記載の方法。