JPS6244265A - 患者の呼吸監視装置 - 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】 〈産業上の利用分野〉 本発明は患者の呼吸を表わす波形を監視し、そして、無
呼吸を示す特性をもつ波形を検出する装置に関し、この
装置は、患者の呼吸全表わす波形をもつ第一の電気信号
および患者の心電図を表わす第二の電気信号を処理する
装置を含んでいる。

〈従来の技術〉 患者の呼吸を表わす波形上監視する装置においては、無
呼吸警報（呼吸の停止ｒ示す〕の信頼性、各無呼吸の期
間の測定精度、および無呼吸検出のための測定装置の感
度は、例えば、胸部？横切るインピーダンスに測定して
作らｎる、患者の呼吸？表わす波形の上にあって、心臓
の活動に同期している人工的電気変動の存在により大き
く制約さｎる。この場合、人工的゛電気変動は、心血管
の人工的電気変動として知らｎており、心臓の運動およ
び血流量における変化が肋骨胸部のインピーダンスの変
動音つくる事実に因るものである。

もし、呼吸信号波が、上の人工的電気変動金倉まなげｎ
ば、無呼吸は、少なくとも原則として、呼吸信号の振幅
の監視により、またこの振幅が所定のしきい値より低い
区間を検出することにより検出できる事になる。事実上
、この種の方法は、信頼性がないが、そｎは、無呼吸（
無呼吸は実際上、ゼロ振幅の浅い呼吸により示さｎる筈
である）の場合でさえ存在する心血管の人工的電気変動
の振幅は、しばしば選択さｎた検出しきい値勿超え、そ
してこのため正常な呼吸の存在？示すものと誤って考え
らｎる事があるρ）らである。

もし、低い検出しきい値が選択さｎると、実際上、無呼
吸の生じ几ことが、気付ρ）′ｔ″Ｌない危険がある。

もし、逆に、高い検出しきい値が選択さｎると、呼吸信
号が低い振幅ではあるが、そｎでいて無呼吸には十分低
けｎば、誤った無呼吸警報が発せらｎる危険がある。心
血管の人工的電気変動は、その振幅が呼吸信号に等しい
かまたは、むしろそｎよりも大きいことがしばしばある
ので、もし呼吸信号が低げｎば、このような方法の使用
者は、信頼性ある無呼吸指示で得るために、またこの無
呼吸の期間の正確な測定の几めに、適当な検出しきい値
で選ぶことは不可能である。

呼吸信号の基線における変動およびその上に重畳さｎる
他の干渉信号周波数もまた無呼吸の検出で困難にしてい
る。

次の方法は、心血管の人工的電気変動の存在にも拘わら
ず、無呼吸の検出の信頼性を改善するために既に提案さ
几ている。

第一の公知の方法（仏国特許出願で公開２２２６７３４
号）においては、呼吸信号の周期に対応する時間間隔は
、患者の心電図を表わす信号の連続するＱＲＳ複合信号
の間隔と比較さｎｌもしこれら間隔の間の差が所定の時
間間隔にわたって所定のしきい値より低Ｈｎは、見掛は
上存在する呼吸信号は事実上心血管の人工的゛ル気変動
と考える。

第二の公知の方法（仏国特許出願で公開第２１９２７９
０号）においては、呼吸信号と患者の心′亀図を表わす
信号の位相差が測定さｎｌもし、この差が、所定の時間
間隔にわたって所定のしきい値より低げｎば、見掛げ上
存在する呼吸信号は事実上心血管の人工的電気変動と考
える。

上の、二つの公知の方法二は、次の不利点がある。

心臓の人工的電気的変動はしばしば検出の限界にあるの
で、これらは不規則な検出では、周波数または位相比較
器から免かｎｌその結果、呼吸は正常とさｎ１無呼吸検
出は得らｎない。

第三の公知の方法（英国特許出願第２０６０８９２）に
おいては、呼吸信号の時間に対する第一の導関数勿表わ
す信号が作らｎｌこの信号の傾斜は、患者の心′成図で
表わす信号の連続するＱＲ１３複合信号の時間間隔に対
応する時間間隔で検査さｎｌそして、もし、この傾斜が
、そｎが検査さｎている間隔において負の値上とり、そ
して、もし、こｎが複数の連続した回数起こｎば、見掛
は上存在する呼吸信号は事実上心血管の人工的電気変動
と考える。

この第三の公知の方法は、次の不利点がある。

−そｎは、信号の極性に敏感であり、もし電極が正しい
位置にないと、作動しない、 −そｎはいかなる種類の雑音にも敏感であり、そして、
特に極めて雑音性の信号Ｑ工、検査区間において、負の
傾斜？もつ傾向がきわめて大きいので、無呼吸と分類さ
ｎるρ）もし肚ない、 −そｎは、ｌ１４Ｒ８複合信号の発生のときに、人工的
電気変動の形を考慮に入ｎている、このような形は、し
かし患者毎に同じではなく、電極の位置に依存している
。

この方法は、Ｌ、７ｔがっである患者には働かない。

〈発明の目的〉 以下に述べる本発明の根底にある主要な目的は、患者の
呼吸監視の装置を提供することであジ、こｎにより上述
の公知の方法および装置の不利点で少なくと°も部分的
に除去することができ、呼吸信号上に心血管の人工的電
気変動が存在しても、信頼性ある無呼吸警報を与えそし
て各無呼吸の期間ｔより大きな精度と感度で測定するこ
とができ１またこの種の装置？可能な最低の価格で可能
な最小な大きさで提供し、これらが、呼吸監視システム
に組み込まｎてもその費用を過度に増加しないよ５にす
る。

〈発明の主要な特性〉 本発明によｎば、上記の目的は次の装置により実現さｎ
る。

この装置は、患者の呼吸で監視装置であって、患者の呼
吸を表わす波形をもつ第一の電気信号および患者の心電
図を表わす第二の通気信号７作る装置、および無呼吸を
示す特性をもつ上記第一の信号の波形を検出する装置を
もつ呼吸監視装置であって、 ａ〕　上記第一の信号の変換により第三の信号で作る装
置、 ｂ）上記第三の信号の変換により第四の信号で作る装置
、 Ｃ）各Ｑ、Ｒｅ蝮合信号の発生の時点で上記第四の信号
の振幅全所定のしきい値と比較する装置、ｄ〕　上記第
二の信号上の各ＱＲＳ複合信号の発生に同期して上記第
四の信号ｔゼロにリセットする装置、および ｅ）上記時点での上記第四の信号の振幅が、もし、所定
時間間隔にわたって上記しきい値を超えないと無呼吸を
示す警報’ｋ　）　ＩＪガする装置上官む。

本発明の装置の、一つの好ましい実施例Ｖｒ−二ｎは、 ａ）第一の信号の時間に関する第一の導関数を表わす第
三の信号で作る装置、 ｂ）第一の積分区間にわたって、上記第三の信号の積分
盆表わす第四の信号を作る装置であって、上記区間のお
のおのは、上記第二の信号の二つの連続するＱＲＳ？Ｊ
合倍信号間の区間に対応し、Ｃ）上記積分区間の一つの
終わりを示す各ＱＲＳ複合信号の発生の時点で上記第四
の信号の振幅？所定のしきい値と比較する装置、 ｄ）上記第二の信号上の各ＱＲＳ−ｆｉ合倍信号発生に
同期して上記第四の信号ｔゼロにリセットする装置、お
よび ｅ）上記時点で、上記第四の信号の振幅が、もし所定の
時間間隔にわたって上記しきい値を超えな１ｔｆｎは、
無呼吸を示す警報を発する装置を含むこと？特徴とする
。

〈発明の利点〉 本発明を使用することによる利点は次のとおりである。

一無呼吸警報の信頼性が力）なり向上する、−無呼吸の
測定装置の感度が増加する、−各無呼吸期間の測定の精
度がかなり増加する、そして 一本発明による装置を作るために要求さｎる手段が簡単
でかつ費用が少ない。

く実施例〉 本発明による装置の実施例を図面を参照して説明する。

第１図は、患者、例えば、新生児の、呼吸ヶ表わす信号
および心電図を表わす信号作る九め電極１１１お工び１
１２の位置決め【示す。第１図に示す例において、これ
ら二つの信号は、同じ′１極の組みにより作らｆ’Ｌ　
；ｂ　ｏ本発明の範囲内において、これら信号の各は、
しかし相互に別個の手段により作ってもよい。

任意の第三の電極１１３盆電位基準として、用いること
ができる。

第１図に示さｎた、電極は胸部勿横切るインピーダンス
を測定することにより呼吸信号を作ることを可能にする
。この信号はまに１他の手段、例えば、胸部負荷デージ
、変位ま九は加速度ピックアップ、音響ピックアップ、
または、空気入クマットレスの圧力の変化を検出するた
めの空気圧ピックアップによっても作ることができる。

第２図は、患者から、同時に得られる次の信号の典型的
な波形欠示す。

一患者１１の心電図？表わす波２１、 −患者の心電図を表わす波２２で、この波は、理想的な
場合心血管の人工的電気変動ｔも丸ない、そして、 一呼吸信号上表わす波形２３で、この波が、心血管の人
工的電気変動を含む場合である。

第２図における時間区間２７において、純然する呼吸信
号の波２２はゼロ振幅ｔもち、そしてこｎは、無呼吸に
相当する。しかし、波２３は検出しきい便を超える型幅
もつが、そのわけは、そｎが波２３の部分２５によジ表
わさｎる心血管の人工的電気変動上官むからである。こ
の人工的電気変動は、従って、検出しきい値の手段によ
る無呼吸の検出を妨げ、そして区間２７に正常な呼吸が
存在するものと解釈させる。呼吸信号２３の賑幅を検出
しきい値２６と比較することにエフ無呼吸の検出ケ企て
るとき次の困難に遭遇する。

−もし選ばｎたしきい値が低げｎば、無呼吸は検出さｎ
ない危険がある（第２図の区間２Ｔにおける場合である
〕、 −もし、他方、選ばｎ７？ニジきい値が高けｎば、低い
振幅の正常な呼吸信号の場合に、誤った無呼吸善報が発
せらｎる危険がある。

あらゆる場合に、即ち、選は詐るしきい値に無関係に、
心血管の人工的電気変動の存在は呼吸休止（無呼吸）の
真の時間の測定ｒ妨害しそして使用者に適当なしきい値
２６の選択（感度を調節することにより）老困難にする
。（？’ｌ故ならば、呼吸信号の振幅は患者毎に変わる
ばかりでなく、また同一人の患者の場合でも時間ととも
に変わるからである。これらの困難は、次に述べるよう
に、本発明による装置の使用により除去さｎる。

無呼吸のない正常な呼吸の場合における、本発明におい
て用いらｎる方法の第一の例が第３図における波形によ
り示されており、ここで樵時間軸は水平破線で示さｎる
。この場合、−人の患者から同時に作ら几る二つの信号
が用いらｎ１心電図七表わす信号２１と呼吸信号３１で
ある。信号３１は心血管の人工的゛電気変動を含むが、
第３図に示さｎる場合の方法の結果には、目に見えるほ
どの影響になく、ま友、第３図おける信号３１で簡単に
表示するために、このような電気変動は示さないＯ 本発明において、信号４１が形成さｎｌその波形は、呼
吸信号３１０時間に対する第一の導関数′Ｔ：表わし、
また信号４２が形成さｎその波形は積会期間にわ九って
の積分を表わし、これら積分間隔の各は二つの連続する
Ｑ、ＲＢ　ａ合信号の間の間隔により決めらｎ、各ＱＲ
ＥＩ複合信号の発生のときにゼロにリセットさｎる。第
３図および第４図においてこ几らの複合信号の発生は垂
直の破線により示さｎる。

積分区間の終りｔ示す各ＱＲＳ複合信号の発生の時点で
の信号４２の蚤幅に、正の極性をもつ振幅のためのしき
い値４４および負の画性をもつ振幅のためのしきい値４
６と比較さｎる。もしこれらの時点での信号４２の振１
鴫が、所定の時間間隔にわたってしきい値４４お工び４
６忙そｎぞｎ超えなければ、無呼吸を示す警報が、発せ
られる。

上述の方法には次の利点がある。

一時間に対する第一の４関数の使用（信号４１の形成）
は、−万において、また、積分区間の終わりでのゼロへ
のリセット（信号４２の形成時）ケエ、他方において、
信号４２の振幅〒呼吸信号３１の基、−の変動（ドリフ
ト）に対して、感度ｔなくし、 一信号４１になさｎる積分動作はまた低域ろ波作用？含
み、こｎが、他の人工的電気変動（心血管の人工的電気
変動以外のもの）の影響および再生性誤差を減少させる
。

上述の方法は、一般に極めて有用であるが、第４図に示
さｎる特定の場合、即ち、呼吸信号３４０周波数が正確
にＫＯＧ信号２１の周波数の半分であり、更に、信号３
４が信号２１に対して都合の悪い位相比をもつときは、
働かなくなる。この特定の場合に、信号４２の振幅は、
各積分区間の終わりで常に値ゼロを取り、そして無呼吸
が存在すると解釈させる。この難点を除く為、上の方法
の好ましい変形においては、信号４３が追加して形成さ
ｎｌその波形は積分区間４１．４８．４９、等にわたっ
ての信号４１の積分子表わし、これら積分区間の各は信
号４２の形成に用いらｎる積分間隔の一つに対して間隔
３３、例えば、２００Ｉｎ８だけずれており、そして、
信号４３の撮ｊ鴫は、これら積分区間４７．４８．４９
、等の谷の終わりで示す時点で所定のしきい８４４およ
び４６とそｎぞｎ比較さｎる。本発明のこの好ましい変
形においては、信号４２の振幅および信号４３の振幅が
それぞれの積分区間の終わりにおいて、所定の時間間隔
、例えば６秒にわｔって、しきい値を超えないときだけ
、無呼吸警報が発せらｎる。

第４図に示さｎる極めて都合の悪い場合において、積分
区間の終わりでの信号４３の憑：＋４は、しきい値４６
に超えそして誤りの無呼吸警報が発せら几るのｔ確実に
防止する。

第３図に示さｎる、より一般的でかつよくある場合にお
いては、それぞれの積分区間の終わりでの信号４２およ
び４３の振幅の個はしきい値上そｎぞｎ超え、そして誤
りの無呼吸ｇ報が発せらｎるの？確実に防止する。

心血管の人工的電気変動の存在する無呼吸の場合におい
て、本発明において用いらｎる方法の他の例が第５図の
波形により示さｎｌここで時間軸は水平の破線で表わさ
ｎる。前のよ５に、このや９万は、−人の患者力・ら発
せらｎる二つの信号の手段により行わｎ１即ち、ＥＣ！
Ｇで表わす信号２１およびｗ、６図の呼吸信号３１−作
るため用いらｎる同じ手段で得らｎる信号３２である。

信号３２は、年呼吸（呼吸がない）ｒ表わすので、その
波形は、芙際的に心血管の人工的′電気変動のみ？表わ
す。

本発明においては、信号５１が形成され、その波形は、
信号３２の波形の時間に対する第一の導関数を表し、ま
た信号５２が形成され、その波形は信号４１の積分期間
にわたっての積分を表し、これらの積分区間の各は信号
２１の二つの連続するＱＲＳ複合信号の間の間隔により
画定され、各ＱＲＳ複合信号の発生でぜ口にリセットさ
れる。第五図において、各ＱＲＳ複合信号の発生は垂直
の破線により示される。

積分区間の一つの終わりを示す各複合ＱＲＳの発生の時
における信号５２の振幅は、正極性の振幅に対してはし
きい値４４と、また、負の極性の振幅に対してはしきい
値４６と比較される。

第５図は、無呼吸期間における前述で決めた時点で信号
５２の振幅がしきい値４４および４６より小さいことを
示している。本発明において用いられる方法の例におい
ては、もしこれらの振幅が所定の時間間隔にわたって、
これらのしきい値より低いままでの残っていると無呼吸
を示す警報が発せられる。

本発明におけるやり方の信頼性を向上させるため、上述
に対する変形においては、信号５３もまた形成され、そ
の波形は積分区間４１．４８゜４９、等にわたる信号５
１の積分を表し、これら区間の各は信号５２の形成のた
めに用いられる積分区間の一つに対して間隔３３だけず
れており、そして、これらの積分区間４７．４Ｂ、４９
、等の終わりを示す時点で信号５３の振幅はしきい値４
４および４６とそれぞれ比較される。第五図は、無呼吸
区間において、信号５２および５３の振幅は、それぞれ
の積分区間の終わりで、しきい値４４および４６よりそ
れぞれ低いことを示す。この本発明の好ましい変形にお
いては、もしこれらの振幅が所定の時間間隔にわたって
上のしきい値より低いままであれば、無呼吸を示す警報
が発せられる。

本発明における効能は、心血管のある特性に基づいてい
る。第３図に示すように、心血管の人工的電気変動を表
す信号の波形１２は、どの工うな任意の形でもよいが、
一般に正しい周期的で、１１ｉＣＧを表す信号２１に同
期しそしてその形は反復的である。第六図に示すように
、心血管の人工的電気変動を表す信号の波形１２は、そ
の毎回の周期に同じ振幅値で再び始まる。従って、時点
３５で信号２１のＱＲＳ複合信号の発生の時、波１２の
点１３の振幅は、時点３６で次のＱ、ＲＥ　Ｗ合信号の
発生の点１５の振幅と同じである。波１２の点１３およ
び１５の前の点１４および１６は、それぞれこれらの点
１３と１５から時間間隔１７だけ離れており、また同じ
゛振幅である。心血管の人工的電気変動の波形の後者の
特性は、事実、本発明において、患者の呼吸の監視中、
信頼性ある無呼吸検出と無呼吸期間の正確な測定を可能
にする適切な条件である。

第７図は、本発明の電子装置の第一の実施例を示す。こ
の装置は、次の回路の直列接続を営み、即ち、微分回路
７２）積分回路７３、しきい値検出器７４および双安定
室Ｄフリツゾフロツゾ７９である。

呼吸信号は微分回路７２の入力に加えられる。

その出力から呼吸信号の時間に対する第一の導関数が供
給される。この信号は積分回路７３０入方に加えられる
。七の出力から、後者は、積分期間にわたってその入力
に加えられる信号の積分な表す信号を出し、その積分期
間の各は、患者のＥＯＧの二つの連続するＱＲＳ複合信
号の間の間隔に相当する。積分回路１３は、短時間のス
イッチ６９の閉により各ＱＲＳ複合信号が発生するとぜ
口にリセットされる。この閉動作はそれぞれのＱＲＳ複
合信号を表す信号により制御され、この信号は、適当な
検出回路の手段によりＥＣＧを表す信号から引き出され
る。第７図において、スイッチ６９を閉じるための制＠
は破線６８で表される。積分回路Ｔ３の出力からでる信
号は、しきい値検出器γ４の第一の入力Ｔ５に加えられ
る。所定のしきい値に対応する電圧は、しきい値検出器
１４の第二の入力Ｔ６に加えられる。これらの入力に加
えられる信号の比較の結果により、しぎい値検出器７４
は論理１またはＯに対応する信号を出力する。この（８
号は線Ｔ８を経てフリツゾフロツプ回路Ｔ９のＤ入力に
加えられる。各ＱＲＳ複合信号が発生すると、これに対
応する信号が線Ｔ７を経てフリップフロップ回路Ｔ９の
第二の入力に加えられる。

このトリが入力は、トリガ回路がデジタル回路に開用さ
れたときクロックパルスを受ける人力である。トリが回
路γ９の出力信号は線８１から与えらｎる。この出力信
号はアナライプ回路（第７図には示されない）に加えら
れ、この回路は、もしフリップフロップ７９からの出力
信号が、積分回路の出力信号の振幅が所定の時間間隔に
わたってしきい値を超えないことを示せば無呼吸警報を
トリがする。

上述の電子装置は第３図を参照して説明した本発明にお
いて用いられる方法の実施ができる。第８図はこの装置
のより完全な変形を示す。第３図お工び第４図を参照し
て説明した不発明において用いられるより好ましい方法
の遂行を可能にする。

第８図に示す成子装置は、第７図に示した総ての要素を
含み、そしてさらに、次の要素を含む。

−単安定マルチバイブレーク６２であって、これに線６
１を経て、それぞれのＱＲｓ　＋ｘ合倍信号対応するパ
ルスが入力信号として供給される。これらの同じパルス
は積分回路γ３においてスイッチ６９の閉を制御しく破
線６８で示す制御を介して）、またこれらはフリップフ
ロップ１９０入力に加えられる。

一積分回路８３であって、これは積分回路γ３と同じ構
成で、また原則として同じ動作である。

積分回路８３のゼロへのリセットは、短時間にわた、っ
て閉じるスイッチ６７により行われる。このスイッチは
（破線６６で示される制御を弁して）単安定マルチバイ
ブレータ６２の出力に供給されるパルスにより制御され
る。これらのパルスはＱｆｉＳ複合信号を表すパルスに
対しである量だけ遅延し、この遅延は、例えば２００　
ｍｓである。

−しきい値検出器８４であって、線８５ｖて工り積分回
路８３の出力に接続される入力をもち、また縁８６を経
てしきい値に対応する電圧を受ける入力をもつ、この検
出器の出力信号は腺８８から供給される。しきい値検出
器８４の動作はしきい値検出器γ４と同じである。

一双安定型りフリツゾフロッデ８９であり、その入力信
号は、一方では、線８８を経て供給されるしきい値検出
器の出力信号であり、また、他方では、線８７を経て供
給される単安定マルチバイブレータ６２の出力信号であ
る。フリップフロップ８９の出力信号は線９１を経てア
ナライプ（第８図には示されない）へ供給される。この
アナライプは、フリップフロップＴ９お工び８９の出力
信号が、それぞれの積分区間の暦わりでの積分回路１３
お工び８３の振幅が所定の時間間隔にわたってしきい値
を超えないことを示すときのみ無呼吸警報をトリがする
。

第９図は、第７図および第８図による装置の第二の実施
例を示す。第９図に示す装置において、微分回路Ｔ２は
保持されているが、第７図および第８図に示された他の
要素はマイクロプロセッサ９３により置換され、これは
また、第７図および第８図について述べた（しかし図示
しない）アナライプの機能も実行する。アナログデジタ
ル変換器１１８が微分回路１２の出力とマイクロプロセ
ッサ９３０入力との間に投げられる。ＱＲＳ複合信号に
対応しまた線９２を経て到着するパルスがマイクロプロ
セッサ９３の「割り込み」人力に供給される。後者は、
桜分区間におけるｉ　ｍｓ毎に積分回路Ｔ２の出力信号
の値を累積することにより積分動作を遂行し、これら区
間Ｏ各の終わりでゼロにリセットする。マイクロプロセ
ッサ９３はまた、これらの積分動作の結果を検出しきい
値と比較し、そして、適用できる時には、著報をトリが
し、これは線９４を経てマイクロプロセッサ９３の出力
信号により起動される拡声器８２０手段により聞くこと
ができる。

第１０図は第９図に示す装置の完全なデシタル変形を示
す。この変形において、マイクロプロセッサ１０３はま
た、微分回路７２の機能も遂行する。線７１を経て送ら
れる呼吸信号は、アナログデジタル変換器１１８の人力
に供給され、この出力はマイクロプロセッサの入力１１
９に供給される。ＱＲＳ複合伯号信号応し、またａ１０
２を経て到着するパルスはマイクロプロセッサの「割り
込み」入力に供給される。第９図の変形のように拡声器
８２がマイクロプロセッサの出力１０４に接続され、そ
して、適用できるときは、マイクロゾロでツサによりト
リがされる無呼吸警報は聞くことが出来るようになる。

マイクロプロセッサ９３（第９図）および１０３（第１
０図）において、呼吸イさ号の第一の導関数を表す信号
は、呼吸信号の二つの遵緯する値の差を計算することに
より１．ｎＢ毎に計算される。第１１図は、第７図から
第９図および第１２図における微分回路７２の振幅−周
波数特性曲線の典型的な形を示す。この図において示さ
れる３　Ｈｚでの遮断周波数は典型的な別に過ぎない。

それは、この重要な条件ではない。

第１２図は、呼吸信号の監視の間無呼吸検出のための第
９図に示された装置をざむ装置のゾロツク図である。第
９図について述べた装置の要素に加えて、第１２図に示
された装置は、次の安禁を含む。

−浮動増幅器１１４でろって、その人力は第１図に示さ
れた電極１１１．１１２および１１３に接続される。増
幅器１１４の出力の一つは患者の呼吸を表す信号を出す
。この信号は増幅器１１５により増幅され、そして増幅
された信号は微分回路γ２の人力に供給される。

一浮動増幅６１１４の第二の出力は患者の心電図を表す
信号を出す。この信号は増１＠器１１６により増幅され
、そして増幅された信号はＱＲＳ複合信号の検出のため
回路１１７０入力に供給される。

回路１１７の出力はこの複合信号を表すパルスを出す。

回路１１７の出力は縁９２を経てマイクロプロセッサ９
３の「割り込み」人力に接続される。

−チーボード１５３は、あるパラメータ、例えば、所定
の時間間隔の持続期間でその後に本発明の方法により無
呼吸警報がトリがされるものを人力するためにマイクロ
プロセッサ９３の一つの人力に接続される。

−デジタル表示器１５２）例えば、液晶表示器が線１２
１を経てマイクロプロセッサ９３の出力に接続される。

この装置で、音域状態、警報原因、インシデントメモリ
の内容、等の表示が可能である。

第１２図は、呼吸信号および患者のＥＣＧを表す信号が
４ｆｆｌの同じ群で作られる装置を示す。この場合、浮
動増幅器１１４は、呼吸信号をＫＯＧ信号から分離する
に必安な手段、例えば、呼吸信号を抽出するためのフィ
ルタ１２２）および増幅器１２３とＥＣＧ信号を抽出す
るだめのフィルタ１２４の直列回路を含み、これらの信
号は別個の出力から出る。これらの信号の各は、しかし
他のものから独立して、即ち、別個の手段で作ることが
できる。

上述の実施例において、微分回路Ｔ２は、同様な伝達関
数をもつフィルタ手段で置き換えてもよい。

第１６図は、本発明において用いられる他の方法のψり
を示す。この図において、水平の破線は示される信号の
各の基線を表す。心電図の各Ｑ、Ｒｅ複合侶複合元号は
、垂直の破線で示される。この例において、呼吸信号の
クランプは、Ｑ、ＲＥ複合信号が検出される時にはいつ
でも行われる。信号１３１は、従ってその波形は、連続
するＱＲＳＭ合信号の間の区間における呼吸信号の波形
に対応するように形成され、しかしその波形は、Ｑ、Ｒ
ｅ複合信号が検出されるときはいつでも値ゼロを取る。

ＱＲＳ複合信号の発生の時点での信号１３１の振幅の値
は所定のしきい値１３２，１３３と比較される。もし信
号１３１の振幅が、所定の時間間隔にわたって、上記時
点にしきい値１３１および１３３をそれぞれ超えなけれ
ば、無呼吸を示す警報がトリガされる。第１６図に示し
た逆の場合、ここでは、信号１３１の振幅が上記しきい
値を超えており、正常な呼吸の存在、従って無呼吸の不
在が確認される。

第１４図は、第１６図に示した方法を実行するための装
置を略図で示す。この装置は、線Ｔ１を経て送られる呼
吸信号のアナログ　クランプができるようになっている
。この装置ｔＵ結合コンデンサ１４１お工ひスイッチ１
４２を含む。クランプを行うため、スイッチは、ＱＲＳ
複合伯号の発生で短時間閉じられる。スイッチ１４２を
閉じることは、ＱＲＳ複合信号を表すパルスにより制御
されるこの制御は、第１４図の破線１４３で示される。

クランプされた呼吸信号１３１は、線１４４を経てアナ
ライプ回路（第１４図に示されない）に送られ、ここで
は、もし信号１３１の振幅が所定時間間隔にわたってし
きい値１３２，１３３を超えなければ、無呼吸警報をト
リがする。第１４図に示した装置の機能は、マイクロプ
ロセッサによって実行してもよい。

【図面の簡単な説明】

第１図は、呼吸信号および患者の心電図を表す信号を作
るための電極の位置決めを示す。 第２図は、患者の心電図および呼吸信号を表す波形を示
す。 第３図は、本発明において用いられる第一の方法を示し
、無呼吸がなく正常な呼吸信号の場合におけるいくつか
の典型的な信号の波形を含む。 第４図は、本発明において用いられる第一の方法の好ま
しい変形を示し、無呼吸のない呼吸信号であるが、極め
て都合の悪い場合である。 第５図は、第４図について述べたと同様な方法を示すが
、心血・ｇの人工的電気変動の存在する無呼吸の場合で
ある。 第３図は、典型的な心血管の人工的電気変動波形を示す
。 第７図は、本発明の装置の第一の実施例を示す。 第８図は、第７図の装置の変形を示す。 第９図は、第７図および第８図の装置の第二の実施例を
示す。 第１０図は、第７図および第８図の装置の第三の実施例
を示す。 第１１図は、第７図から第８図および第１２図の微分回
路Ｔ２の振幅−周波数特製曲線の典型的な形を示す。 第１２図は、第９図の装置を富む呼吸１８号の監視の間
熱呼吸を検出するための装置のブロック図である。 第１６図は、本発明において用いられる第二の方法を、
関係する波形を参照して示す。 第１４図は、第１６図の方法を実行するための装置を示
す。 （符号の説明）

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）ａ）患者の呼吸を表わす第一の電気信号および患
   者の心電図を表わす第二の電気信号を発生する装置、 ｂ）無呼吸を示す特性をもつ上記第一の信号の波形を検
   出する装置、 ｃ）各ＱＲＳ複合信号の発生の時点で上記第一の信号の
   振幅を所定のしきい値と比較する装置（７４）、 ｄ）上記第二の信号上の各ＱＲＳ複合信号の発生に同期
   して上記第一の信号をゼロにリセットする装置（６８、
   ６９）、および ｅ）上記時点での上記第一の信号の振幅が、もし、所定
   時間間隔にわたって上記しきい値を超えると無呼吸を示
   す警報をトリガする装置（７９、８１）、 を含む患者の呼吸監視装置。
2. （２）特許請求の範囲第１項の装置において、前記電気
   信号発生装置は、上記患者の呼吸を表わす波形をもつ第
   三の電気信号を発生する装置と、上記第三の信号の時間
   に対する第一の導関数を表わす第四の信号を形成する装
   置（７２）と、第一の積分区間にわたって上記第四の信
   号の積分を表する第五の信号を形成する装置（７３）で
   あって、上記区間のおのおのは上記第二の信号の二つの
   連続するＱＲＳ複合信号の間の間隔に対応するようにし
   た上記装置とを備え、 前記比較装置（７４）は上記第五の信号の振幅を、上記
   積分区間の一つの終わりを示す各ＱＲＳ複合信号の発生
   の時点で所定のしきい値と比較するようにし、 前記トリガ装置（８１）は、もし上記第五の信号の振幅
   が上記時点で所定時間間隔にわたって上記しきい値を超
   えなければ、無呼吸を示す警報をトリガする装置（７９
   ）を備えた 患者の呼吸監視装置。
3. （３）特許請求の範囲第２項の装置であって、第二の積
   分区間にわたっての上記第四の信号の積分を表わす第六
   の信号を作る装置（６２、８３）であって、これら積分
   区間のおのおのは上記第一の積分区間の一つに対して所
   定の時間間隔だけ偏しており、 各第二の積分区間の終わりを示す時点で上記第六の信号
   の振幅を所定のしきい値と比較する装置（８４）および 各第二の積分区間の終わりで、上記第六の信号をゼロに
   リセットする装置（６６、６７）、を含み、上記警報を
   トリガする装置（７９、８９）は、それぞれの積分区間
   の終わりでの上記第五の信号の振幅および上記第六の信
   号の振幅が所定の時間間隔にわたって上記しきい値を超
   えないときのみ警報をトリガする患者の呼吸監視装置。
4. （４）特許請求の範囲第２項の装置であって、上記第四
   の信号を作る装置は、微分回路と同様の周波数特性をも
   つフィルタ装置である患者の呼吸監視装置。
5. （５）特許請求の範囲第３項の装置であって、上記第四
   の信号を作る装置は、微分回路と同様の周波数減衰特性
   をもつフィルタ装置である患者の呼吸監視装置。