JPH03182229A - 心臓血管信号をモニタする方法及びそのためのファイバオプチックカップラ心音センサ - 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】

１産業上の利用分野］ 本発明は、特に非侵入性心臓学的センサを用いて、心臓
、脈拍及び帖環系によって発生された可聴音及びゃ可聴
＆（超低音）を検出することに関する。一般的に、本発
明はスペクトル分析によるような診断］１的のための身
体？２の非侵入？Ｌ検出に関する。 １従来の技術］ 従来の設計による心音センサは、多数の適用のためには
不適□うであり、しかも危険である。 脈拍のような心臓血管音並びにまた呼吸速度及び温度を
感知するための磁気共鳴イメージ化（Ｍ　Ｉ　Ｉ＜　）
系においては、ａ　”Ｍなセンサが所望される。Ｍ　ｒ
　Ｒ系においては、脈拍に関連して血液及び流体圧波か
ら生じるイメージ歪みを減少させる際に、ゲート処理イ
メージ化が所望される。このような波は、組織運動及び
不鮮明なイメージを発生し、これは４分間も継続するこ
とがある。総ての生者°の脈拍を安全に感知することの
できる、いかなる公知の心音センサも存７Ｅしムい。 導１じ体及びワイヤのような金属成分を７ｊする１に気
ベースのセンサは、一般にショックの危険及びＭＨＩ適
用においては火偏並びにショックの危険を生じる。Ｍｒ
ｔｌシステムにおいては、金域成分内に誘発される無線
周波数電流は、このようなセンサによってモニタされる
’ＪＡＭに対してショックの危険を生じ、かつこのよう
な金圃成分内に誘導される無線周波数加熱は火傷の危険
を生じる。付加的に、病院又は病院の近くでの照明の点
弧が思考に取り４Ｊけられたワイヤ内に大きな誘導電流
を発生ずることがある。 ミリアンペア未満の電流で心臓停止をまねくことがある
。史に、このような電気的医療センサは、ショック危険
を緩和するために再めて高い人力インピーダンス増幅器
を利用する。しかしムがら、高い人力インピーダンス増
幅器は、電気雑音をピックアップし易くかつそれによる
妨゛、すが提供されるデータの品質を低下しかつこの上
うむ装へのＴｆ効ａを減少する。 今［Ｊ使用されている心音センサの１つの形態は、電気
マイクロホンである。かかる心音マイクロホンは、前記
のショック及び火傷の欠点を７ｆする。更ｊこ、かかる
マイクロホンは、厳しいワン・オーバ周波数（１／ｌ又
はピンク雑音による妨害を受ける、該雑音は検出器及び
増幅器を経て伝播し、一般にこのような装置をほぼ２５
　Ｈｙ、未満で使用不能にしかつ該センサを極めて静か
な環境で使用することを必要とする。 Ｍｉｔｔシステムは音響的にノイジーでありかつ極めて
高い周波数磁界を利用し、該磁界は危険な無線周波数電
流及び加熱を誘導することが認められている。このよう
な心音マイクロホンで作られた記録は、一般に劣った品
質をＶ７する。 若干の氾歩的Ｍｒｌｌリサーチセンターで、前記のショ
ック及び火偏の危険を伴う未完成の電気センサを利用し
た。このセンサは光源及び皮廁潮紅をモニタする検出器
を利用する。皮店を押したり又は延ばしたりすると、潮
紅のサイクルを多くの出前において脈拍速度で検出可能
である。この潮紅効果は適□ｊな照明条件下で僅かに検
出’＋ｉＪ能であるが、このタイプのセンサＣよ人「１
のほぼ８０％においてｆｆ効である。残りの２０％は、
そのようにモニタすることはできムい電気ワイヤを使用
してモニタした鎮静剤を飲ませた患者はひどい火偏をお
った。まさに複数の史書゛は欠亡した、それというのも
火偏の危険のために心音学的にモニタできなかったから
である。 ＋ｉＱ述のように、心音電気マイクロホン（よ、かかる
装置をほぼ２５１１ｚ未満で使用不能にする厳しいピン
ク雑ｉ￥の妨ＺｉＥを受ける。重要な体音のほとんど

【
よ２５１１ｚ未満で生じると見做される。 従来技術のセンサを用いる際には、このスペクトル領域
は医者及び医療研究者にｆモせざるを得ない。適当な低
周波センサが在住しなことが、低周波スペクトル分析へ
の医療研究を妨書してきた。 従って、ＭＲＩシステ１１において、従来まで利用でき
なかったにもかかわらず、非金民センサが奸ましいこと
が認識されている。 付加的に、非侵入性センサは常に侵入性センサよりは、
このようなセンサが堤供するショック及び火侮の危険を
減少させるための等価↑−Ｉ報のためにはずｆ利である
。 「発明の構成１ 公知技術水壁の前記欠点は、光ファイバカブッラセンサ
を心臓血管可聴及び準可聴跨を検出するために適゛１な
身体位式の近くにｈ！、”ｌｌすることにより排除され
る。該光ファイバカプッラはそれぞれ１つのコアを有す
る複数の人力光ファイバを有し、該光ファイバのコアは
ウェスト領域に溶接されて共通の光コアを形成し、それ
により複数の出力光ファイバを構成する。該ファイバオ
プチックカップラは光エネルギ入射を前記複数の出力光
ファイバの間の１１９記人力光ファイバの１つに分配す
る。該ｊ（通の光コアは、ストレスが加えられると変化
可能な組折率を有する封人材料内に封入されており、そ
の際前記人対光エネルギは前記封入材料に加えられたス
トレスの関数として複数の出力光ファイバの間に分配さ
れる。ストレスは検出すべき心臓血管前によって封人材
科内に誘導される。該センサのｌ失施態様においては、
封入材料は感度を増大するために比較的狭い領域をもっ
て形成されている。 該光フアイバセンサは、全部が全てのショック危険を排
除するために誘電社材料から製造されている。ピンク維
？）は光ファイバカプッラセンサ内には発生しないため
に、ピンク雑音は該システムの検出器及び増幅器を経て
保播しない、従ってサブヘルツ〜４０１１ｚの領域内で
ワン・オーバ周波数雑音の無い検出が行われる。該セン
サは非浸透Ｗｂでありかつ定常状態から１０１１２を越
える心臓血管前に敏感である。該光ファイバカプッラセ
ンサは、音響的に雑音のある環境及び磁気共鳴イメージ
化機械の高強度及び高周波数磁卑内で満足に作動する。 金属製部材が在７εしないことにより、無線周波数誘導
電流及び加熱からの全てのショック及び火伽の危険が排
除される。心音Ｓ、ないしＳ４の検出及び同定は、衣服
を通してかつ特殊な結合ゲルを用いずに達成される。Ｍ
ＲＩシステムに共通の電気的ショックの危険、電気的干
渉の問題、特殊な安静室の使用及び誘導無線周波数電流
による危険は排除される。該センサは機械的に強固であ
りかつ原価に製造される。 １実施例］ 次に図示の実施例につき本発明の詳細な説明する。 第冨図に関して説明すれば、ＭＨＩ設備が概略的に示さ
れている。検査台１０−Ｌの患者は、忠りのＭＨＩイメ
ージを取るためにＭＩ’ｔｌシステムに対して相対的に
配置される。本発明によれば、全ての誘電ｆＦ光ファイ
バカップラ心音及び脈拍センサ１２＋よ、脈拍を検出す
るための患者に隣接して配置される。センサ１２は検出
機能を実施するために出合の４内の頚動脈の近くに示さ
れている。センサ！２は患者の身体の（Ｅ章の別の位置
に配置できることは自明のことである。ピッグティル状
の発光ダイオード（Ｌ　Ｅり）又はレーザのような適当
な光１３が、光ファイバＩ４によってセンサＩ２に結合
されている。該光ファイバ＋４＋よ、センサＩ２の人力
位置を形成する。光［１：ｌｌよ台ｌＯから−・定の距
離に配置された補助台１５の１にある。光ファイ／（１
６はセンサ１２の出力位置を形１戊しかっ合１５−！−
の電気検出１１１回路１７に＆’ｒ合されている電気検
出回路Ｉ７は、以ドに説明する形式でセンサ！２によっ
て検出された音響信号に相当°４°る電気信号を提供す
る。ｒ＋１１路１７の電気出力（よ１１視観察ためにオ
シロスコープ１８に結合される。ｌｎｌ路１７の電気出
力はまた導線１９を介してゲート処理されたイメージ化
を行うためにＭＲＩシステムに結合される。 このようμＭｉｌｌシステムにおいては、一般にセンサ
１２の目的は第一にパルスを観察することではな（、Ｍ
ＨＩシステムのイメージをゲート処Ｆ１！することにあ
る。センサ１２は、脈拍ｔ１三波がｉｎ要な領域を経て
移行しない時に、“安静°間隔で所望の領域のイメージ
が得られるように、時機を合わせかつ同期化するために
使用される。該脈拍１］：、波は瞬間的増大を生じ、該
増大は画像を不鮮明にし、ひいては解析の失敗を生じる
疑似効果又は人為的効果の原内となる。 システムの金属製のかつ電気的構成部分の全てはシタツ
ク及び火銅の危険を完全に同避するために！Ｊｉ／７か
ら距離を訳いて配置されていることが理解されるべきで
ある。構成部分１２．１４及び１６は誘電性材料からな
る。ファイバ！４及び口６は信号の伝送の問題を伴うこ
となく数キロメータの長さであってもよいことは自明で
ある。第２．３及び４図において、第２図は本発明に基
づき簡＋ｇに手振の頂点に配置されたカップラセンサに
よむ得られたト根の音響記録を示す。電気リードは患者
の近くのどこにも配ｙニ４°る必要が龍いとことが認識
されるべきである。第４図は、第２図の手振脈拍の特殊
な分析を示す。０〜５１１ｚの周波数スペクトルが示さ
れている。該スペクトルは７２．６＠Ｈｚのバンド幅を
（ｉする通常のスペクトル分析器で５分間の期間にわた
って得られたものである。第３図は、本発明にＷづきフ
ァイバオプチックカップラセンサで得られた心音を示す
。該センサは患者の胸の−１−に配置しかつＡＩ！録し
た行は患者の下着及びワイシャツを通して検出したもの
である。 ８１〜Ｓ４はそれぞれ第１〜第４の心音に関する３つの
軌跡３Ａ〜３Ｃは、周波数フィルタリングが如何に異ム
った情報を提供するかを示ず。波形３ＡはＩＯ〜３００
　ｆｉｚの周波数範囲内の心？７を示す。波形３Ｂは■
０〜１００１１ｚの周波数範囲内の心音をボしかつ通常
の心？）図に似ている。波形３Ｃは１〜３０Ｈｚの周波
数範囲内の心音を示しかつ心音と、恐らく心臓収縮に関
する極めて低い周波数の胸の応答が一致することを示す
。特に、ビークＭは多分心臓収縮中の極めて低い周波数
の胸の運動に基づくものである一般に、本発明で利用さ
れる心音センサは、°可変カップラ・ファイバ・オプチ
ツク・センサ（Ｖａｒｉａｂｌｅ　Ｃｏｕｐｌｅｒ　Ｆ
ｉｂｅｒ　０ｐｔｉｃ　５ｅｎｓｏｒ）”の発明の名称
で、１９８７年６月６日に発行された、かつ本願特許出
願の譲受人に譲渡された米【噌特許第４６３４８５８号
明細書に記載されている。上記米Ｎ特許第４６３４８５
８号は、その全体が本願に組み込まれている。第５図に
関して言及すれば、本発明で利用されるファイバオプチ
ックカップラセンサの光学的かつ電気的装れが示されて
いる。ファイバオプチックカップラは、光をＭ個の入力
１１の１つからＮ個の出力［］の全てに結合するＭＸＮ
ボートデバイスである。一般に、シングルモードカップ
ラは、６３３．８５０．１３００及び１５５ＯＮＭの通
常のファイバ波長にわたって作動するシングルモードフ
ァイバから構成された２×２デバイスである。 心音センサは一般に、前；己米國特許第４６３４８５８
号明細古に記載されているようなシリコンゴ１２のよう
なゴム様媒体によって０四された２×２溶桜テーバ状２
軸カツプラからなる。 ファイバを溶接する右利な方法は、Ｄ、ｆ、Ｇｅｒｄｔ
。 により発明の名称“ファイバ・オブチック製造炉（Ｆｉ
ｂｅｒ　０ｐｔｉｃ　Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ　Ｆｕｒ
ｎａｃｃ）−で１９８８年９　Ｊｌ　６　Ｆ＋に出願さ
れた米１ｋｌ特許出願番号第２４０９８６号に記載され
ている。史に詳細は、Ｄ、ｆ、Ｇｃｒｄｔ、により発明
の名称“ｉ＋５変カップラ・ファイバ・ファイバ・オブ
チック・センサ・ハイドロホン（Ｖａｒｉａｂｌｅ　Ｃ
ｏｕｐｌｅｒ　ＦｉｂｅｒＯｐｔｉｃ　５ｅｎｓｏｒ　
１ｌｙｄｒｏｐｈｏｎｅ）−で１９８９年６　Ｉｊ６１
１に出願された米【ｋＩ特許出願番号第３７６３４２号
に記載されている。前記米Ｎ特許出願番号第２４０９８
６号及び同第３７６３４２号は、本出願人の譲受人に譲
渡されかつそれらの全体が本廟に組み込まれている。 第５図は、人力ファイバ３１及び出力ファイバ３２を（
ｆする可変カップラファイバオブチック心ＩＹセンサ３
０を略示するものである。センサ３０は封入体３４中に
封入された結合ジヨイント又（よ待機領域３３をずＪ゛
する。封入体３４は（ｆ利にはゼネラルエレクトリック
ＲＴ　Ｖ−１２のような室温ゴム加硫（ＲＴＶＩシリコ
ンゴムである。光はピッグティル状ファイバオプチツク
Ｉ、　Ｅ　Ｄ　３５のようム適当な光源によって入力フ
ァイバ３ＩのＩつに送り出される。選択的に、光源とし
てピッグティル状レーザを使用することもできる。光は
人力ファイバによって結合ジヨイント３３によって誘導
され、そこで２つの出力ファイバ３２に分割される。Ｔ
ｉ利にはセンサ３０は、光が静止条件下でほぼ当分に分
割されるように構成されている。その際、光学的出力比
はほぼ１対１である。出力ファイバ３２に誘導された光
はそれぞれ光ダイオードによって構成された光検出器３
６に人力する。光学的出力分割の比は、結合ジヨイント
３３でストレス領域に１−〔線状で関係する。従って、
封入された結合ジヨイント３３の領域内のストレスはフ
ァイバ３２の光出力に比変化を生じる。この比の変化は
、光学比変化を電圧における比変化に変換することによ
り光検出４３６によって測定される。光検出４３６から
の１Ｇ圧出力は、微分増軸器３７の反転及び非反転入力
で微分増幅される。微分増幅器３７の出力は右゛利に人
力をオシ【ｌスコープ３８に供給°４°る。カップラセ
ンサ３０の出力比（よ、検出されるべき心音可聴及び不
ｎ聴；’２によってカップラジョンイト３３の近くの封
入体３４内に誘導される希みに対して極端に敏感である
。 第６図について説明すれば、本発明に基づき（史用され
るセンサの一層゛の詳細が図示されている。心臓／脈拍
不可聴及びｎＩ聴音センサとしては、全て非導電性横Ｉ
Ａ　７１１分からなる心音センサ４０を使用した。該セ
ンサを磁気］（鳴イメージ化システ１１の？キー的に雑
音のある環境内で使用した。該センサ４０は入力光ファ
イバ４１．結合、ビーム分割又は融合ジヨイント４２及
び出力光ファイバ４３から構成されている。ジヨイント
４２は固定式２成分ＧＥＲＴＶ−１２（７）ようなスト
レスに敏感な封入体４４内に封入されている。該カップ
ラ４０は、（ｆ利にはプレキシガラスプラスチックのよ
うなプラスチックからなる非金属製支持部材又はボデー
４５をずｆするプラスチック部材４５は部材４５に穿孔
されかつその中心に設けられた大きな円形孔４６をず１
°する。〃さほぼ５マイクロメータのポリ塩化ビニル（
１）　Ｖ　Ｃ）の薄いフィルム４７が、部材４５の底を
横切って張設されている。ＰＶＣフィルム４７はプラス
チックボデー４５に瞬間接着剤で接若し、次いで硬化さ
せた。次いで、プラスチックボデー４５を幾分かしわの
寄った■】ＶＣフィルム４７と一＝−緒に炉内に５０℃
で５分間穴れた。この加熱過程で、ＰＶＣフィルム４７
は太鼓の皮のように張った。選択的に、炉の代わりにヒ
ートガンを使用することもできる。 しかしながら、ＰｖＣフィルム４７をヒートガンで急速
に延伸する場合には、該フィルムが裂けないように注意
すべきである。その結果、今やプラスチック部材４５中
の大きな孔４６が緊張したＩ）　Ｖ　Ｃフィルム４７に
よって形成される均一な底を（ｆすることが認識される
。 プラスデック部材４５内に２つの溝及びスロット４８が
設けられており、該ス【ｌブト４８及び孔４６内にｉｓ
首な固定：ｌ＜材４９によりカップラファイバ累子／１
１．４２及び４３が不動に固定されている。瞬間硬化エ
ポキシ又はその他の硬質のり又はセメンＩ・を使用する
のがイｆ利である。ジヨイント４２はＩｔ　Ｔ　Ｖ封入
体４４によって色間されている。満４８は結合ジヨイン
ト４２をほぼＲＴ　Ｖ　４４の中心に封入するように機
能する。エポキシ固定部材４９はジヨイント４２を、孔
４６とＩ）　Ｖ　Ｃフィルム４７によって形成される同
所にＩｔＴＶ４４が注入される間、ジヨイント４２を固
定維持する。ＲＴＶ封入体４４は使化し、次いで該セン
サはそのまま使用可能である。 １）　Ｖ　Ｃ７４ルム４７　（１）　［ｌ的はＲ’ｌ’
Ｖ４４ｆ７）ための成形表面を形成するためであり、か
つセンサ４０の作動に影響するようには設計されていな
いことを認識すべきである。しかしながら、フィルム４
７は、他の場合には得られないようなセンサ特ｖＬを提
供するために使用することもできる。例えば、フィルム
４７は付加的な剛ｗｈを付与するために使用することが
できる。 プラスデック部材４５は、ボデーの領域に接近しやすい
ように丸みを付けたコーナ５０を備えている。例えば、
センサ４０はボデー上に平担に係止する場合最良の実施
態様を形成すると見なされる。頚動脈からの音スペクト
ル放射を得るために、センサ４０は（ｊ利には患者°の
ｎの１−に配置される。該センサ４０はほぼ直径３〃及
び〃さほぼｌ／８〃を有する。 Ｐ　Ｖ　Ｃ支持フィルム４７はセンサ４０の作動のため
には不必要であるので、ＩｔＴＶ膜のために別の形状が
予測される。第６図に対して同様ム；１≦材には同様な
参照番号を付した第７図には、二ＩＲの用面状ＲＴ　Ｖ
膜を１丁するセンサの選択的尖施例が示されている。セ
ンサ６０は間両状輪郭６２を（ｆするＩ’ｌＴＶ膜６１
を備えている。 センサ６０もまた非金属製保護板６３をイｉする。同面
状表面６２は、後で熱又は化学薬品によって除表される
蝋型によってＲＴｖ膜６膜内０内形される。従って、セ
ンサ６０は極めて薄いかつ褌めて敏感ｔ、ｉ　Ｒ’ｌ’
　Ｖ膜である。膜６１は前記米Ｉ＋４特許出願番号第３
１Ｇ３４２号明細書に記載されているように緩慢に応答
しかつ保護板６３によって穿孔されることから保護され
ている。センサ６０の寸法は第６図のセンサ４０とほぼ
同じである。 ｌ１ｒｆ　３Ｑ米国特許第４６３４８５８号明細書の可
変カップラファイバオブチックセンサは、チューブ状セ
ンサとして構成されかつ極めて高い敏感度を示した。従
って、線状心ｌ（／脈拍センサが１測される。第６図に
対して同様な部材には同様な参照番号を付した第８図に
は、カテーテル７０として構成された線状脈拍／心音セ
ンサが図示されている。前記に述べたと類似した形式で
、該センサ７０はスロット７２が設けられた非金に１４
ｔＪボデー７１を有する。該スロット７２内にエポキシ
ビード４９によって、入力ファイバ４１．出力ファイバ
４３及びビーム分割ジヨイント７２が固定されている。 ファイバは所望に応じて四面、Ｉ”Ｊ而又は平面状区分
を形成するために蝋又はポリマーフィルム型でボデー７
１からなる構造体に固定されている。蝋又はポリマーフ
ィルム型がＴｉ　１４１であるが、別の成形構造及び方
法を使用することもできる。前述のように、ＲＴＶはジ
ヨイント４２を封入しかつ所望に応じて川面、凸画又は
平面状表面を含む敏感な膜７３を形成する構造内の空洞
に充填される。＃２７３の片面は、四面７４を有するこ
とができる。膜７３の他方の面は、鎖線７５で示されて
いるように凹面でも又は平面であってもよい。該センサ
７０は保護−Ｌ板及び底板７６を￥ｆする。該センサ７
０はカテーテルとして機能するために十分に薄くてもよ
い。 第６図に対して同様な部材には同様々参照番号を付した
第９図には、ストラップ−オンセンサ８０（よ該センサ
を手振に取り付けるための機構を示す。その形式で使用
する際には、該センサ８（Ｈよｕ天性手順を必要とせず
に脈拍の連続的モニタを堤供する。１１１ｊ記に類似し
た方法で、素子／１１．４２及び４３はエポキシビード
４９によって非金属製ボデー内に設けられたスロワ）８
１内に固定されている。前記のように、敏感な膜８３を
形成するためにはｎ　’Ｉ’　Ｖ　−１２エラストマー
が使用される。膜８３は既に述べたと同じ形式で湾曲し
た表面８４をｔｆ゛４−るように形成することもできる
。センサ８０は円形の保護板８５をＶｌ“する。該セン
サ８０を手板に固定するには、ベルクロストラップのよ
うなストラップ８６が使用される。センサ８０はｆ（杼
がばぽ２″及び〃さが口７４インチである。 第７〜９図から、敏感な膜内に形成された湾曲した表面
Ｃよ苦しく装置の感度を増大することが認められる。こ
こにス己載した上うなカップラセンサは、圧電効果、歪
み計及び低周波数応答が所望される同種のものをベース
とする同等の電気的装置よりも苦しく長打な感度をずｆ
するように構成することができると見做される。前記の
説明から、本発明で使用されるファイバオブチックセン
サ渋び光リードは電気又は磁気的干渉に対して不感姓で
あることが理解されるべきである。ファイバオプチック
センサの利点の全て、本発明で使用されるようなカップ
ラセンサ内に維持される。該カップラセンサはＩ）　Ｃ
から１０ｋｌｌｚを越えるまで感応しかつ如イｎＩなる
ワンオーバ周波数望雑音を（ｒ−Ｌない。該カップラセ
ンサの製造は、簡単かつ比較的廉価な方法及び材料を必
要とするに過ぎない。通常レーザディスクで使用される
廉価なレーザが、該レーザがピッグティル状であれば、
本発明のための光源としてｄ　”１である。本発明にお
いて使用されるセンサの電気的干渉に対する免疫性は、
緊急医療技術で遭遇する状況において特に望ましい。モ
ータ、エンジン及び電線が通常のＥＫＧ機絨を使用不能
にすることがある。前記センサの大きな感度に基づき、
循環喪失の危険にある切り裂けた肢で弱い脈拍を検出す
ることができる。該センサは如何なるワンーオーバ周波
数型雑ｊＩをも（１゛シていないので、該センサの低周
波数前置検出のための多数の適用形が７７７Ｅする。身
体Ｉｌｌ聴下ｒマのスペクトル分析は、動脈の閉塞、心
臓ブＦの機城的状況及び一般的循環器の状況のようなパ
ターンを表示することを［１的とする。 このデータのタイプは、動脈狭搾によって誘発される乱
れに基づく可聴子音の高い周波数成分を表示することが
できる。 ここまで本発明をそのＴｆ利な実施例において説明して
きたが、使用した用語は制限のためにでなくむしろ説明
ための用語であり、かつ特許請求の範囲に泥載の範囲内
で本発明の純粋な技術思想から逸脱することなく広い見
地において変史できるものと理解されるべきである。

【図面の簡単な説明】

第１図は史書°の脈拍を検出するための本発明によるフ
ァイバオブチックカップラ心音センサを使用するＭＨＩ
設備の概略図、第２図は手板に配訳したカップラセンサ
によって得られた生根脈拍の音費的記録を示す図、第３
図は患品の胸の上に配訳したカップラセンサを用いて忠
袢の表服を通して検出した音で検出した心臓ｄを示す奇
跡Ａ、■及びＣからなるグラフを示す図、第４図は本発
明によるセンサで得られたかつスペクトル分析器で得た
生根脈拍のスペクトル分析を示す図、第５図はファイバ
オプヂックカップラセンサの光学的及び電気的装置を示
す概略図、第６ａ図及び第６ｂ図は、それぞれ本発明に
よる方法で使用される心音及び脈拍センサの詳細な構造
を示す平面図及び側面図、第７ａ図及び第７ｂ図は、そ
れぞれ本発明による方法で使用されるセンサの選択的構
造の平面図及び側面図、第８ａ図及び第８ｂ図は、それ
ぞれ本発明による方法で使用される線状カテーテル構造
の平面図及び側面図、並びに第９ａ図及び第９ｈ図は、
それぞれ本発明による方法に基づきｐ根、心臓及び首部
化の検出のためのストラップ・オン心ｚ′ｆ及び脈拍セ
ンサの平面図及び側面図である。 １０・・・検問台、Ｉｆ・・・Ｍｒｔｌシステム、１２
・・・センサ、！３・・・光ね、１４．４１・・・光フ
ァイバ、１５・・・補助台、１７−・・電子検出回路、
１８・・・オシロスコープ、口９・・・４線、３０，４
０゜６０・・・心音センサ、３Ｉ・・・入力ファイバ、
３２４３・・・出力ファイバ、３３．４２・・・粘合ジ
ヨイント、３４．４４・・・封入体、４３・・・出力光
ファイバ、３６・・・光検出器、３７・・・微分増幅器
、３８・・・オシロスコープ、４５・・・支持部材又は
ボデー　４６・・・孔、４７−　Ｐ　Ｖ　Ｃ７４ル１．
．４８・・・スロット、４９・・・固定：１り材、５０
・・・コーナ、６１　・・Ｉｔ　ｉ’　Ｖ膜、６２．７
４−・・四面状表面、６３．７６・・・保護板、７０・
・・カテーテル状センサ７２・・・スロット、７３．８
３・・・感応膜、８０・・・ストラップ−オンセンサ 代狸人　　弁理Ｌ１１１　　代　然　冶匡

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、それぞれ１つのコアを有する複数の入力光ファイバ
   からなるファイバオプチックカップラセンサであって、
   前記光ファイバのコアはウェスト領域に溶接されて共通
   の光コアを形成し、それにより複数の出力光ファイバが
   構成され、前記ファイバオプチックカップラは光エネル
   ギ入射を前記複数の出力光ファイバの間の前記入力光フ
   ァイバの１つに分配し、前記ウェスト領域はストレスが
   加えられると変化可能な屈折率を有する封入材料内に封
   入されており、その際前記入射光エネルギは前記封入材
   料に加えられたストレスの関数として複数の出力光ファ
   イバ間に分配される形式のものを用いて心臓血管音をモ
   ニタする方法において、前記ファイバオプチックカップ
   ラセンサを前記心臓血管音を検出すべき身体の適当な位
   置に配置し、 前記ストレスを前記心臓血管音によって前 記封入材料内に発生させ、かつ 前記出力光ファイバから出る分配された光 エネルギを相応する電気信号に変換し、そうすることに
   より前記心臓血管音をモニタすることを特徴とする、心
   臓血管信号をモニタする方法。 ２、誘電性材料だけからなる前記カップラセンサを構成
   する工程を含む請求項１記載の方法。 ３、前記心臓血管音が脈拍に関する音を含む請求項１記
   載の方法。 ４、請求項１記載の方法で使用するためのファイバオプ
   チックカップラ心臓血管音センサにおいて、内部にキャ
   ビティを有する支持部材を有し、前記ウェスト領域が前
   記キャビティ内に配置されており、前記封入材料が前記
   ウェスト領域を前記キャビティ内に封入し、前記キャビ
   ティ内の前記封入材料が前記心臓血管音に応答する膜を
   形成していることを特徴とするファイバオプチックカッ
   プラ心臓血管センサ。 ５、前記膜が心臓血管音に対する感度を強化するために
   少なくとも１つの湾曲した表面を有する請求項４記載の
   センサ。 ６、前記キャビティが前記支持部材を貫通して配置され
   たアパーチャを有し、かつ該アパーチャの開口を固定さ
   れたプラスチックフィルムが横切り、該プラスチックフ
   ィルムが加熱によって張設されている請求項４記載のセ
   ンサ。 ７、前記プラスチックフィルムがポリ塩化ビニルからな
   る請求項６記載のセンサ。 ８、前記湾曲した表面がワックス成形品を利用して成形
   されている請求項５記載のセンサ。 ９、前記封入材料がシリコンゴムからなる請求項４記載
   のセンサ。 １０、前記封入材料がＲＴＶ−１２シリコンゴムからな
   る請求項４記載のセンサ。 １１、前記封入材料が低インデックス光学エポキシから
   なる請求項４記載のセンサ。 １２、前記封入材料が低インデックスポリマーからなる
   請求項４記載のセンサ。 １３、前記封入材料が低インデックス樹脂からなる請求
   項４記載のセンサ。