JP2000501953A - 理想ベルモードと理想振動板モードとを備える電子聴診器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 ベルモードおよび振動板モードにおいて標準的なアコースティック聴診器に匹敵する周波数特性を有し、なおかつ、信号増幅、ノイズ低減、帯域幅拡大、モード選択など、電子聴診器でしか得られない各機能を備える電子聴診器である。本電子聴診器はスペクトル分離の理想振動板モードと理想ベルモードを含む。理想振動板モードと理想ベルモードは、各々がエンファサイズド通過帯域とデエンファサイズド通過帯域とを含む。エンファサイズド通過帯域はスペクトル分離されている。さらに、本電子聴診器は広帯域モードをも含み、これにより機械的な心臓弁音や肺音などに伴う高周波音をユーザが聴取することができる。

Description

【発明の詳細な説明】 理想ベルモードと理想振動板モードとを備える電子聴診器 発明の背景 聴診器は、聴診音をモニタするために医師により使用されてきた。一般に聴診 器は、ヘッドまたはチェストピースと、音伝達機構と、イヤーピースアセンブリ とによって構成されている。チェストピースは、聴診音を集めるため、患者の皮 膚すなわち身体に近づけるか、または接触させることができるように作られてい る。音伝達機構によって、集められた音が１つのイヤーピース、または双耳用イ ヤーピースと呼ばれる一組のイヤーピースに伝達されると、そこで医師または他 の医療従事者がその音をモニタすることができる。 最近では、少なくとも一部の音処理経路にエレクトロニクスを利用した聴診器 も出てきている。こうした聴診器の多くは、たいてい検出装置内に配置されたマ イクロフォンによって聴音を拾い上げるものであり、その検出装置の概観は、電 気を用いない従来のアコースティック聴診器のチェストピースに類似している。 マイクロフォンからの電気信号はその後、電子的に処理され、１つまたは２つ以 上のスピーカに送られる。電気信号はここで変換されて、医師が聴取できるよう 聴音に戻される。もちろん、このように聴音に変換し直す機能を持つだけでなく 、信号処理装置による聴診音の電子的解析またはディスプレイが可能なものもあ る。 聴診器に電子回路を組み込むには、技術者にとって設計上、大きな問題があっ た。電子回路は、エネルギ、最も一般的にはバッテリを必ず備える必要がある。 通常、電子聴診器に使用されるバッテ リは、聴取の補助として使用するような小さな高エネルギ密度の電池を使用する ものか、あるいは、一定寿命内で働く標準的な電池を選択使用および／または複 数併用する装置であった。残念なことに、このような専用のバッテリはどこでで も入手できるものではなく、高価で廃棄しにくいものが多い。 さらに、電子聴診器はノイズ低減、信号増幅、帯域幅拡大、聴診音の可視表示 化、各種周波数特性の選択といった多くの望ましい機能を備えることができるに もかかわらず、「違う」または「電子的な」音になる、あるいはある点で音を歪 ませるという印象があることから、電子聴診器は広く受け入れられてこなかった 。医療担当者は昔から従来のアコースティック聴診器を介して聞こえる音で聴診 を行い、その音に基づいて診断を下してきたため、「違う」音になるものに取り 替えるのは気が進まないということは理解できる。 したがって、これまで以上に従来のアコースティック聴診器に似た音が聞こえ 、なおかつ、電子聴診器でしか得られない望ましい付加的機能を有する電子聴診 器を実現するための技術が求められている。 発明の開示 本電子聴診器は、ベルモードおよび振動板モードにおいて標準的なアコーステ ィック聴診器に匹敵する周波数特性を有し、なおかつ、信号増幅、ノイズ低減、 帯域幅拡大、迅速なモード選択など、電子聴診器でしか得られない各機能を備え るように設計されている。 本電子聴診器は、理想振動板モードおよび理想ベルモードを含む。理想振動板 モードと理想ベルモードは各々、スペクトル分離されたエンファサイズド通過帯 域を含む。 理想振動板モードと理想ベルモードは各々、デエンファサイズド通過帯域を含む こともできる。さらに、本電子聴診器は広帯域モードを含むこともできる。この 広帯域モードにより、機械的な心臓弁音や肺音などに伴う高周波音を聴取するこ とが可能となる。 理想ベルモードおよび理想振動板モードがスペクトル分離されていることによ って、ユーザは様々な関心音 をより一層容易に聞き分けることができる。エンファサイズド周波数のスペクト ル分離によって、振動板モードでは低周波音により高周波音のマスキングが低減 され、ベルモードでは高周波音により低周波音のマスキングが低減される。理想 振動板モードと理想ベルモードのデエンファサイズド周波数を保存するスペクト ル分離により、ユーザは体内の様々な音をより一層容易に聞き分け、特定するこ とができ、また全体的に電子聴診器の音質が、優れたアコースティック聴診器の 音質に匹敵するとの印象も得られる。 図面の簡単な説明 各図面を通して同一の参照符号は同一の構成要素を示している。 図１は、本電子聴診器を示す図である。 図２は、好ましい電子聴診器の簡単なブロック図を示す図である。 図３Ａ、図２Ｂおよび図３Ｃは、それぞれ広帯域モード、振動板モードおよび ベルモードにおける好ましい電子聴診器の周波数特性を示す図である。 図４は、本電子聴診器の詳細な電気結線図を示す図である。 図５は、本電子聴診器の好ましいチェストピースを示す図である。 詳細な説明 電子聴診器は、従来のアコースティック聴診器と少なくとも同等の音響特性を 備えるべきである。電子聴診器は、重量、感触、使い易さについても、従来のア コースティック聴診器と同等であるべきである。医師が最も有益に使用するため に、聴診器は、患者の身体から最大限に明瞭な聴診音が得られ、また、それをあ らゆる無関係な音から最大限に分離できるものであるべきである。さらに、電子 聴診器は、聴診器を使用している周囲の状況から分離された音を提供しなければ ならない。 図１に示した電子聴診器１０は、チェストピース１２、または聴診器ヘッド、 ヘッドセット１４、および接続チューブ１６から構成されている。双耳用アセン ブリ１４は、ユーザ、通常は医師または他の医療従事者の耳に適合するように作 られた２つのイヤーチップ１８および２０を有する。チューブ２２および２４は それぞれ、イヤーチップ１８および２０に音響的に結合されている。イヤーチッ プ１８および２０は、ユーザの耳管内を効果的に密閉し、 ★耳管内を密封するという日本語はおかしくないでしょうか。 環境ノイズを排除する。チューブ２２および２４と接続チューブ１６との結合 部に位置するエンクロージャ３４には、スピーカ（図示せず）が備えられている 。スピーカは、チェストピース１２により拾い上げられ、電気領域に変換および 処理された聴診器を、アコースティック領域に変換し直す。そこで、チューブ２ ２および２４がそれぞれイヤーチップ１８および２０にアコースティック音を伝 達する。 聴診器１０の好ましい音伝達機構は、電子的システムである。電子的音伝達機 構１００の簡単なブロツク図を図２に示す。音伝達 機構１００は、少なくとも１つのマイクロフォン１０２を含み、このマイクロフ ォンは体内からの聴診音を受け取り、この聴診音を電気信号に変換する音響変換 器として機能する。他の実施例では、聴診器は２つまたは３つ以上のマイクロフ ォンを有する場合もあるが、当該システムは図示の都合上、１つのマイクロフォ ンで説明する。この電気信号は、プリアンプ／ハイパスフィルタ１０４により増 幅およびフィルタ処理される。本電子聴診器の好ましい実施例は、ベルモードお よび振動板モードにおいて標準的なアコースティック聴診器に匹敵する周波数特 性を有し、なおかつ、信号増幅、ノイズ低減、帯域幅拡大、迅速なモード選択な ど、電子聴診器でしか得られない各機能を備えるように設計されている。好まし い実施例では、フィルタＴＦ１ １０６、ＴＦ２ １０８およびＴＦ３ １１０ により、本電子聴診器の３つの異なる作動モードを選択することができる。さら に他のフィルタおよび／またはモードが、本発明の範囲を逸脱することなしに追 加される可能性がある。標準的なアコースティック聴診器に匹敵する周波数特性 は、フィルタＴＦ２ １０８およびＴＦ３ １１０により実現される。フィルタ ＴＦ２ １０８は、標準的なアコースティック聴診器の振動板モードに匹敵し、 フィルタＴＦ３ １１０は標準的なアコースティック聴診器のベルモードに匹敵 する。フィルタＴＦ１ １０６は、広帯域周波数特性を備え、これにより、機械 的心臓弁などにより生じるような高周波音を含む広範囲の周波数をユーザが聴取 できる。こうした音はほとんどのアコースティック聴診器では聴取できない高周 波域で発生することがある。 パワー／モードスイッチ１３０は、回路への電源投入とモード選択を、いずれ も１回の操作で実施できるスイッチである。モードインジケータ１３４は、聴診 器の今現在の作動モードをユーザに視 覚表示する。スイッチングロジック１３２は、パワー／モードスイッチ１３０に 接続されており、電子スイッチ１１２を制御する。電子スイッチは、ユーザへの 出力を形成するためにどのフィルタが使用されているかを判定する。パワーアン プ１１４はフィルタ処理信号を受信し、その信号はスピーカ１１６を介してユー ザに出力される。実施例によってはスピーカ１１６が１つ、２つ、または３つ以 上のスピーカを含む場合があるが、本発明の範囲から逸脱するものではないこと を理解されるものとする。 聴診器１００の電力は、バッテリ装置１２４により供給される。一般に入手可 能なＡＡＡバッテリ、特にアルカリ電池が好ましい。バッテリ電力低下検知／停 止回路１２６は、利用できるバッテリ電力を監視し、バッテリ電力が低下した時 にはバッテリ電力低下ライト１２８で電力低下を示す。バッテリの電圧が所定レ ベル（例えば１Ｖ）未満になると、バッテリ電力低下検知／停止回路１２６が本 聴診器への電力供給を遮断する。 バッテリ装置の寿命を長引かせるため、事前選択時間にわたり本聴診器が使用 されると、自動停止回路１１８が聴診器の電力供給を自動的に遮断する。ある実 施例では、聴診器への電源投入後、事前選択時間が経過すると、自動停止回路が 電力供給を遮断する。もしくは、最後にモードを変更した時から事前選択時間が 経過すると、自動停止回路が電力供給を遮断する。電圧調整器１２２は、バッテ リ電圧をさらに高い電圧（３．０Ｖが好ましい）へＤＣ−ＤＣ変換し、聴診器の 回路に供給される電圧を調整およびフィルタ処理する。 図３Ａ、図３Ｂおよび図３Ｃは、それぞれフィルタＴＦ１ １０６、ＴＦ２ １０８およびＴＦ３ １１０の好ましい周波数特性を示す。フィルタＴＦ２ １ ０８およびＴＦ３ １１０はそれぞれ、 理想振動板モードおよび理想ベルモードを備える。フィルタ ＴＦ１ １０６は 、付加的広帯域モードを備える。 理想ベルフィルタＴＦ３ １１０の周波数特性を、図３Ｃに示す。理想振動板 フィルタＴＦ２ １０８の周波数特性を、図３Ｂに示す。図３Ｂおよび図３Ｃに 示すように、また以下でさらに詳細に説明するように、フィルタＴＦ２ １０８ およびＴＦ３ １１０の周波数特性は、好ましくスペクトル分離されている。フ ィルタＴＦ１ １０６の周波数特性は、図３Ａに示すように、広帯域周波数特性 を備える。広帯域モードは、広いスペクトル帯域内にある体内音および他の高周 波音を通す。 理想的なベルモードおよび振動板モードは、生物学的関心音の周波数範囲全体 を対象とすべきである。心音、呼吸音、胎音、コロトコフ音、および他の生物学 的関心音の周波数は、約２０〜２０００Ｈｚの周波数範囲全体にわたり存在する 。ユーザが様々な周波数の関心音をより一層容易に聞き分けることができるよう に、理想ベルモードおよび理想振動板モード各々がこの周波数範囲全体の別の部 分をエンファサイズする。 好ましい実施例では、理想振動板モードおよび理想ベルモードは各々が、エン ファサイズド通過帯域およびデエンファサイズド通過帯域を含む全通過帯域を有 する。理想振動板モードでは、好ましいエンファサイズド通過帯域は約２００〜 ５００Ｈｚの範囲にあり、好ましいデエンファサイズド通過帯域は約２０〜２０ ０Ｈｚの範囲にある。理想ベルモードでは、好ましいエンファサイズド通過帯域 は約２０〜１００Ｈｚの範囲にあり、好ましいデエンファサイズド通過帯域は約 １００〜５００Ｈｚの範囲にある。エンファサイズド通過帯域とデエンファサイ ズド通過帯域とを区別するため、エンファサイズド通過帯域の相対振幅がデエン ファサイズド通過帯域の 相対振幅よりも大きいことが好ましい。 理想振動板モードは、一部の低周波音を保存しながら高周波音をエンファサイ ズする。このようにして、理想振動板モードは、低周波音により高周波音（心雑 音など）のマスキングを最小限に抑える。図３Ｂに示すように、約２００〜５０ ０Ｈｚの範囲の周波数はエンファサイズされ、約２０〜２００Ｈｚの範囲の周波 数は保存されるが振幅が低下する。理想振動板モードで約２００〜５００Ｈｚの 範囲の周波数をエンファサイズするため、エンファサイズド通過帯域の相対振幅 は、結果としての差をユーザが知覚できるほど、デエンファサイズド通過帯域の 相対振幅よりも充分に大きく、またデエンファサイズド通過帯域の減衰は、ユー ザがデエンファサイズド周波数をまだ聴取できるほど充分に小さい。この目的の ため、エンファサイズド通過帯域の相対振幅は、デエンファサイズド通過帯域よ りも約５〜１５ｄＢ大きい範囲にあるときが適切であり、好ましい相対振幅は約 １０ｄＢである。 反対に、理想ベルモードは一部の高周波音を保存しながら低周波音をエンファ サイズする。このようにして、理想ベルモードは、より高い周波数に存在する他 の音による低周波音の音響心理学的「マスキング」を最小限に抑え、診療聴診上 の必要を支援することができる。図３Ｃに示すように、約２０〜１００Ｈｚの範 囲の周波数はエンファサイズされ、約１００〜５００Ｈｚの範囲の周波数は保存 されるが振幅が低下する。理想ベルモードで約２０〜１００Ｈｚの範囲の周波数 をエンファサイズするため、エンファサイズド通過帯域の相対振幅は、結果とし ての差をユーザが知覚できるほど、デエンファサイズド通過帯域の相対振幅より 充分に大きく、またデエンファサイズド通過帯域の減衰は、ユーザがデエンファ サイズド周波数をまだ聴取できるほど充分に小さい。この目的のため、エンファ サイズド通過帯域の相対振幅は、デエンファサイズド通過帯域よりも約５〜１５ ｄＢ大きい範囲にあるときが適切であり、好ましい相対振幅は約１０ｄＢである 。 理想ベルモードおよび理想振動板モードでは、約５００〜１０００Ｈｚの範囲 における減衰は約１２ｄＢ／オクターブであり、約１０００Ｈｚを超える範囲で は約１８ｄＢ／オクターブである。人の耳は高い周波数の方に敏感であるため、 比較的大きな減衰を有するとしても、理想ベルモードおよび理想振動板モードで は、ユーザは約５００Ｈｚを超える周波数範囲に存在する音も聴取することがで きる。低周波数の手の震え、外部ノイズ、電子ノイズなどの他の環境音による体 内音の汚染を無くすため、理想ベルモードおよび理想振動板モードでの全通過帯 域は約２０〜１０００Ｈｚに、広帯域モードでは約２０〜２０００Ｈｚに制限さ れている。 図３Ｂおよび図３Ｃに示すように、理想ベルモードおよび理想振動板モードの 周波数特性の「クロスオーバー」周波数は、約１００〜２００Ｈｚの範囲にある 。この範囲における６〜１２ｄＢ／オクターブの相対減衰が、他の同時存在音お よびスペクトル隣接音による診断上重要な音のマスキングを抑止するために好ま しい。 理想振動板モードおよび理想ベルモードにおけるエンファサイズド通過帯域お よびデエンファサイズド通過帯域によって、電子聴診器の理想ベルモードおよび 理想振動板モードがスペクトル分離される。理想ベルモードおよび振動板モード のスペクトル分離により、ユーザが様々な関心音をより一層容易に聞き分けるこ とができる。理想振動板モードおよび理想ベルモードのデエンファサイズド周波 数を保存したデエンファサイズド周波数のスペクトル分離によって、全体的に本 電子聴診器の音質が、一般に狭帯域機器ではない優れたアコースティック聴診器 の音質に匹敵するとの印象が得られる 。それぞれ理想振動板モードおよび理想ベルモードにより提供される高周波音ま たは低周波音のマスキングの低減は、関心音がより一層明瞭になることを意味し 、より一層有効なスクリーニングおよび診断につながる。 図３Ａに示すように、広帯域モードは、通過帯域内の全周波数にわたって類似 のゲインを有しつつ、１００Ｈｚ未満ではわずかに（例えば３〜５ｄＢ）デエン ファシスが施されているような、広い音帯域を備えるのが好ましい。広帯域モー ドは、従来のアコースティック聴診器では得られない特性を備えており、不自然 な心臓弁などから発生する一部の高周波音などの音をユーザが聴取することがで きる。こうした音は、従来のアコースティック聴診器では聴取できない。最初の スクリーニングでは広帯域モードで聴診を始め、ユーザが最も関心のある周波数 範囲を特定した後に、理想ベルモードまたは振動板モードを選択することができ る。さらに、広帯域モードは、外部コンピュータによりデータ収集する場合やデ ィスプレイ装置を併用する場合に好ましいと思われる。データ収集システムは、 ソフトウエアで様々な周波数特性を選択することができ、これら各種の特性をデ ィスプレイおよび操作することができる。音声の再生および操作も可能である。 こうした用途では、より一層広い帯域幅を通るため、広帯域モードが良いと思わ れる。しかし、データ収集システム、ディスプレイ、音声再生などは、理想振動 板モード、理想ベルモード、および広帯域モードのいずれでも使用できることは 理解されるものとする。 上記の各作動モードは、明確に異なり、かつ有益な音処理モードを提供する。 理想ベルモードおよび振動板モードは、従来の聴診器よりもスペクトル分離性が 良く、このためユーザが様々な関心音をより一層容易に聞き分けることができる 。従来のアコースティッ ク聴診器は通常、アコースティック共鳴が存在するため、ベル／振動板クロスオ ーバー帯域外の均一な相対減衰が欠如している。また、従来のアコースティック 聴診器でベルモードと振動板モードとを切り替えるには、一般に空気弁のエンゲ ージやチェストピースの反転などに手を大きく動かす必要があった。これに対し 、本発明の様々な転送機能は、簡単かつ容易に操作できるパワー／モードスイッ チ１３０により迅速に選択することができる。したがって、ベルモードと振動板 モードの切り替えのためにチェストピースの位置を変える必要がない。さらに、 広帯域モードでは、発せられるあらゆる体内音を聴取することができ、また当該 モードは、例えばコンピュータによるデータ収集およびディスプレイ装置との併 用、あるいはアンプやスピーカ装置の併用にも望ましい。最後に、体内音のフィ ルタリングは電子的に行なわれるため、初期の非電子的な組立てと比べて、製造 工程がより一層精密で、かつ再現性がある。 第４図は、本電子聴診器のさらに詳細な電気概略図を示す。電気的な聴診音は 、マイクロフォン１０２から受信され、作動アンプＩＣ３の一部分と関連回路部 品とから成るプリアンプ／ハイパスフィルタ１０４に入力される。信号は次にフ ィルタＴＦ１ １０６、ＴＦ２ １０８およびＴＦ３ １１０それぞれに入力さ れる。必要な場合には、フィルタＴＦ１ １０６の低周波数特性を調節するため に、コンデンサーＣ４を使用してもよい。デジタルフィルタ（例えば、有限イン パルス応答（ＦＩＲ）フィルタ）、デジタル信号処理（ＤＳＰ）方式のフィルタ 、またはアナログフィルタセクションで、フィルタリングは行なわれる。好まし い実施例では、フィルタＴＦ２ １０８およびＴＦ３ １１０はいずれも、二次 均−ゲインアナログフィルタを使用することが好ましく、この二次セクションか らの信号はアナログ総和レジスタ（ＴＦ２ １０８にはＲ３７お よびＲ４１、ＴＦ３ １１０にはＲ３およびＲ１）と組み合わせられる。二次均 −ゲインアナログフィルタは、望ましい転送機能を実現するための、とりわけ簡 単かつ経済的な方法である。このような均−ゲインセクションは非常に鋭いカッ トオフを有し、また長いフィルタ素子連鎖内での望ましくない「ゲインビルドア ップ」を防止することもでき、これにより非線形飽和作用および歪みが起こる可 能性を低減する。二次フィルタは、望ましくない環境ノイズ（例えば、声、空調 器ノイズなど）の存在を最小限に抑える。これまでに使用されていた低次フィル タ（通常は単極だけを有する）は、「環境ノイズ」汚染を無くすには有効ではな かった。また、これまでのフィルタ回路では単純なローパスまたはハイパス効果 の実現が目的とされており、本発明のような整形転送機能が目的ではなかった。 本聴診器の全周波数特性は、マイクロフォン、スピーカ、チューブなど他の部 品による影響も受ける。本聴診器の全周波数特性に望ましくない影響を及ぼす可 能性のあるこれらに対しては、レジスタＲ１、Ｒ３、Ｒ３７およびＲ４１を調整 して、これら他の部品により生じる変動を補償することができる。こうした調整 によって、全体的な周波数特性がフィルタの特性に近づく。 電子スイッチ１１２は、３つのフィルタ出力のうちのどれがパワーアンプ１１ ４に届いているか判定する。電子スイッチ１１２は、Ｐｈｉｌｉｐｓ社の部品番 号７４ＬＶ４０６６Ｄのカッドアナログスイッチを使用するのが好ましい。電子 スイッチ１１２は、順次スイッチング回路１３２により制御され、当該回路はパ ワー／モードスイッチ１３０により制御される。パワー／モードスイッチ１３０ は１つの押しボタンスイッチであるのが好ましく、スイッチング回路１３２と組 み合わせることにより、聴診器への電源投入、モード選択、聴診器の電源遮断を １つの押しボタンスイッチで行なうこ とができる。スイッチング回路１３２はデュアルＤフリップフロップＩＣ８、ト ランジスタＱ２およびＱ３、および関連回路部品を含むのが好ましく、当該スイ ッチング回路がパワー／モードスイッチ１３０の押し下げを追跡し、スイッチ１ １２に適切な連続的制御を与える。モードインジケータ１３４は、３つの高性能 ＬＥＤと関連回路部品から成り、その各々が、フィルタ回路ＴＦ１ １０６、Ｔ Ｆ２ １０８、またはＴＦ３ １１０が備える３つの作動モード、それぞれ広帯 域モード、振動板モード、またはベルモードのいずれか１つを指示するのが好ま しい。 選択されたフィルタ信号は、１０００Ｈｚローパスフィルタを通過し、電子ノ イズを減衰し、さらに環境ノイズの振幅を低減する。パワーアンプ１１４は低電 力音声増幅器であり、差動スピーカ出力をスピーカ１１６に供給する。パワーア ンプには、Ｍｏｔｏｒｏｌａ社の部品番号ＭＣ３４１１９「低電力音声増幅器」 を使用するのが好ましい。 回路の電力供給には、１つの一般に入手可能なＡＡＡバッテリ１２４を使用す るのが好ましい。電圧調整器１２２はバッテリからの電力、またフィルタからの 電力もＤＣ−ＤＣ変換し、回路に供給された電圧を調整する。好ましい実施例で は、電圧調整器１２２は、ＭｉｃｒｏＬｉｎｅａｒ社の部品番号ＭＬ４８９０の 「高性能ローリプルブースト調整器」を使用した集積回路である。 電圧調整器１２２は、ＡＡＡバッテリからの広範囲の電圧（エネルギ）で、ま た１．０Ｖ程度の、場合によっては０．８Ｖ程度の低い電圧で、あるいはバッテ リの品質低下または棚ざらし老化に伴う様々な電力範囲で、の作動が可能である 。電圧調整器１２２は、音質およびゲインがバッテリ状態や電圧の影響を受けな いように、聴診器に一定の電圧を供給する。したがって、本聴診器は、バッテ リ電源の寿命末期に非常に有効となる。電圧調整器１２２はさらに、ＤＣ−ＤＣ 変換器、バッテリ、またはバッテリ接続装置から発生するスイッチングノイズお よびリプルノイズ、また本聴診器の音質に悪影響を及ぼし得るその他のノイズを 分離するバッファおよびフィルタとしても機能する。 他の実施例では、電圧調整器１２２は、ＤＣ−ＤＣステップアップ変換器を線 形調整器に直列に接続して使用する。ＤＣ−ＤＣ変換機は、線形調整器を駆動し て、調整済み出力のスイッチングノイズおよびリプルノイズを低減する。この実 施例では、電圧調整器１２２の出力ノイズが５ｍＶにまで効果的に低減される。 このように、線形調整器は、音質およびゲインがバッテリ状態や電圧の影響を受 けないように、聴診器に一定のフィルタ処理電圧を供給する。 可変レジスタＲ１９により、ユーザは、聴診器を介して聴取する体内音の音量 を調節することができる。可変レジスタＲ１９により得られる中間範囲のゲイン はほぼ均一である（すなわち、アコースティック聴診器とは異なり、入力信号の 増幅も減衰もない）。このため、少なくとも１つの音量設定で、出力レベルが従 来のアコースティック聴診器とほぼ同等であるような聴覚範囲の性能を、電子聴 診器で実現することができる。ユーザの関心音聴取力をさらに高めるため、可変 レジスタＲ１９によって、振幅、したがってスピーカ１１６の信号出力の音量を 、増大（増幅）または沈静（減衰）することができる。 バッテリ電力低下検知／停止回路１２６には、Ｓｅｉｋｏ社の部品番号Ｓ−８ ０５１ＡＮＲ−ＮＢの１．１５Ｖ検電器を使用するのが好ましい。この検電器は 、関連回路部品と組み合わせて、バッテリ１２４の出力電力をモニターするもの である。電力レベルの低下（例えば、好ましい実施例で１．１５Ｖ未満）が検知 されると、 バッテリ電力低下ライト１２８が点灯して、バッテリ電力が低下していること、 またバッテリを交換した方が良いことをユーザに知らせる。他の実施例では、バ ッテリ電圧が１．０Ｖ未満になると、バッテリ電力低下検知／停止回路１２６が 聴診器への電力供給を遮断する。 自動停止回路１１８は、事前選択時間にわたり聴診器が使用されない場合に、 自動的に聴診器への電力供給を遮断する。カウンターＩＣ７は、トランジスタＱ １を介してパワー／モードスイッチ１３０に接続されている。聴診器に電源投入 する度に、カウンターＩＣ７がリセットされ、事前選択時間に相当する数までの カウントアップが開始される。他の実施例では、パワー／モードスイッチ１３０ を押す度に、カウンターＩＣ７がリセットされ、事前選択時間に相当する数まで のカウントアップが開始される。好ましい実施例での事前選択時間は約３分であ る。好ましい実施例では、Ｑ１を介してカウンター出力Ｑ１３を電圧調整器１２ ２の停止ピンに接続する。カウンターがカウントアップしてしまうと、出力Ｑ１ ３がハイになり、電圧調整器１２２が停止され、回路からの電力供給が遮断され る。 第５図は、好ましい聴診器チェストピース１２を示す。チェストピース１２は 中央隆起部２６、押込み把持面２８および３０を含むのが好ましい。当該押込み 把持面に、突起縁２８および３１ならびに面３２を組み合わせることにより、押 込みくぼみが形成され、これによってユーザが親指とその他の１本または２本以 上の指とを用いて安全かつ容易に、また快適にチェストピースを把持することが できる。好ましい聴診器チェストピース１２については、同一日付で出願された 、同時係属出願であり通例譲渡の米国特許出願「人間工学的聴診器チェストピー ス」に詳しく述べられている。これは 、ここでは引例として記載している。 チェストピース１２は、パワー／モードスイッチ１３０と、上記のように聴診 器の音量を調節するための回転式調節つまみ５８とを含む。モードインジケータ １３４は、ＬＥＤ６２、６４および６６であるのが好ましい。もしくは、モード インジケータ１３４は、電力消費量をさらに低減するため、小さなＬＣＤまたは 他のタイプの表示画面である。ＬＥＤ６２、６４および６６はそれぞれ、好まし い３つの作動モード、理想振動板モード、理想ベルモード、および広帯域モード 各々の１つと関連している。聴診器の今現在の作動モードに関連したＬＥＤ６２ 、６４または６６が点灯して、聴診器の今現在の作動モードについてユーザに視 覚表示する。 典型的な実施例を図示する目的で、特定の実施例について図示および説明した が、技術精通者には、各種の変更および／または同目的を達成するために考えら れる相応の使用例が、ここに図示および説明された特定の実施例に代わることが あることは理解されるであろう。別の機器実施例が、ここに図示および説明され た特定の実施例に代わる可能性があることは理解されるものとする。回路は、例 えば、１つのハイブリッドまたはモノリシック集積回路を使用する場合がある。 技術精通者は、本発明が各種の使用例で使用できることを容易に認めるであろう 。本使用法は、ここで述べた好ましい実施例のあらゆる応用または変化形態に対 応するものである。したがって、本発明は、請求項およびそれと同等の記載によ り定められるものとする。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ハルス，ダニエル，ブイ. アメリカ合衆国，ミネソタ 55133―3427, セントポール，ポスト オフィス ボック ス 33427

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．電子聴診器において、 患者の体内で発生する関心音を感知するためのマイクロフォン手段と、 関心音を受信するように作られ、少なくとも２つのスペクトル分離作動モード を備えるフィルタ手段であって、関心音を受信し、それにより約２０〜１００Ｈ ｚから第１エンファサイズド通過帯域を生成するためのベルモード手段と、関心 音を受信し、それにより約２００〜５００Ｈｚから第２エンファサイズド通過帯 域を生成するための振動板モード手段と、を含むフィルタ手段と、 作動モードを選択するためのモード選択手段と、 ユーザが聴取できるようにフィルタ処理音を再生するためのスピーカ手段と、 を具備する電子聴診器。 ２．前記フィルタ手段が、本電子聴診器がアコースティック聴診器の音を有す るような、各作動モードを備える請求項１記載の電子聴診器。 ３．ユーザ調整可能音量つまみをさらに有し、当該ユーザ調整可能音量つまみ の少なくとも１つの音量設定で、再生音の出力レベルが従来のアコースティック 聴診器の出力レベルとほぼ同等である請求項１記載の電子聴診器。 ４．前記フィルタ手段がさらに広帯域作動モードを備え、またさらに前記フィ ルタ手段が関心音を受信するための広帯域モード手段を含み、それにより約２０ 〜２０００Ｈｚから広帯域通過帯域を生成する請求項１記載の電子聴診器。 ５．前記ベルモード手段がさらに、関心音の約１００〜５００Ｈｚから第１デ エンファサイズド通過帯域を生成する請求項１記載 の電子聴診器。 ６．前記第１デエンファサイズド通過帯域の少なくとも一部が、前記第１エン ファサイズド通過帯域よりも低いゲインを有する請求項５記載の電子聴診器。 ７．前記第１エンファサイズド通過帯域と前記第１デエンファサイズド通過帯 域との間の相対振幅が約１０ｄＢである請求項６記載の電子聴診器。 ８．前記振動板モード手段がさらに、関心音の約２０〜２００Ｈｚから第２デ エンファサイズド通過帯域を生成する請求項１記載の電子聴診器。 ９．前記第２デエンファサイズド通過帯域の少なくとも一部が前記第２エンフ ァサイズド通過帯域よりも低い相対振幅を有する請求項８記載の電子聴診器。 １０．前記第２エンファサイズド通過帯域と前記第２デエンファサイズド通過 帯域との間の相対振幅が約１０ｄＢである請求項９記載の電子聴診器。 １１．前記聴診器が、ＡＡＡバッテリにより電力供給される請求項１記載の電 子聴診器。 １２．前記フィルタ手段が、デジタルフィルタを備える請求項１記載の電子聴 診器。 １３．前記フィルタ手段が、アナログフィルタを備える請求項１記載の電子聴 診器。 １４．選択した作動モードを視覚表示するためのモード表示手段をさらに含む 請求項１記載の電子聴診器。 １５．音質およびゲインがバッテリ状態または電圧により影響を受けないよう に、調整済み電圧出力を聴診器に供給するための調整手段をさらに含む請求項１ 記載の電子聴診器。 １６．前記調整済み電圧出力が、調整済み電圧出力のスイッチングノイズおよ びリプルノイズが低減されるように供給される請求項１５記載の電子聴診器。