JPH04122239A - 呼吸信号およびまたはアーティファクト信号の導出方法 - Google Patents
呼吸信号およびまたはアーティファクト信号の導出方法Info
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- JPH04122239A JPH04122239A JP2413472A JP41347290A JPH04122239A JP H04122239 A JPH04122239 A JP H04122239A JP 2413472 A JP2413472 A JP 2413472A JP 41347290 A JP41347290 A JP 41347290A JP H04122239 A JPH04122239 A JP H04122239A
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
［０００１］
本発明は、少なくとも、呼吸信号成分と心臓アーテイフ
ァク） （ａｒｔｉｆａｃｔ）信号成分とを有する生理
的信号から呼吸信号と心臓アーティファクト信号を導き
出す方法に関するものである。特に本発明は、インピー
ダンス・ニューモグラフイー（ｐｎｅ＋」ｍｏｇｒａｐ
ｈｙ）信号から呼吸信号と心臓アーティファクト信号の
両方または一方を導き出す方法に関するものである。さ
らに詳細には、本発明は、患者の胸郭に取りつけられた
電極を用いて検出されるインピーダンス・ニューモグラ
フイー信号に基づいて、呼吸信号と心臓アーティファク
ト信号の両方または一方を導き出し、あるいは、発生す
る方法に関するものである。 ［０００２］
ァク） （ａｒｔｉｆａｃｔ）信号成分とを有する生理
的信号から呼吸信号と心臓アーティファクト信号を導き
出す方法に関するものである。特に本発明は、インピー
ダンス・ニューモグラフイー（ｐｎｅ＋」ｍｏｇｒａｐ
ｈｙ）信号から呼吸信号と心臓アーティファクト信号の
両方または一方を導き出す方法に関するものである。さ
らに詳細には、本発明は、患者の胸郭に取りつけられた
電極を用いて検出されるインピーダンス・ニューモグラ
フイー信号に基づいて、呼吸信号と心臓アーティファク
ト信号の両方または一方を導き出し、あるいは、発生す
る方法に関するものである。 ［０００２］
インピーダンス・ニューモグラフィーは、通常、自発的
に呼吸する患者の呼吸活動の監視に用いられており、ま
た信号検出のために胸部の電気的インピーダンスを利用
する。このインピーダンスは患者の呼吸活動に影響され
る。従って、時間の関数として変化する。 ［０００３］ 一般に知られているように、インピーダンス・ニューモ
グラフイー信号は、呼吸信号成分を有しているだけでな
く、収縮に関連して血液が流れる間に生じるインピーダ
ンスの変化を表わした心臓アーティファクト信号成分を
含む重畳された付加的アーティファクトを有している。 インピーダンス・ニューモグラフイー信号を妨害する付
加的パラメータには、例えば、患者の自発的動作による
アーティファクトがある。そのようなアーティファクト
の排除は困難であるが、呼吸信号を得るため、インピー
ダンス・ニューモグラフイーから心臓アーティファクト
信号成分を取り除くフィルタリングの方法がいくつか存
在する。 ［０００４］ 例えば、欧州特許ＥＰ−Ｂｌ−００８２６５５及び関連
米国特許４．５３７．１９６．及び４．５８２．０６８
には、呼吸信号をマスクしている心臓アーティファクト
信号が周期的であると仮定し、フィルタにかけた信号の
計算のため、まず、一定であると仮定されるアーティフ
ァクト周波数を確認し、次に、インピーダンス・ニュー
モグラフイー信号における特定の周波数の信号をデジタ
ル・フィルターで抑圧して、フィルターにかけた信号を
発生する、生理信号（インピーダンス・ニューモグラフ
イー信号とする）の処理方法が開示されている。この既
知の方法は、以前にフィルターにかけたインピーダンス
・ニューモグラフイー信号の先行レベルの関数としてし
きい値を決定するしきい値検出回路を必要とする。フィ
ルターにかけた関数信号がしきい値検出回路のしきい値
を超えるとき、呼吸信号の反復を示す周期信号を発生す
るために、該しきい値検出回路には、フィルターにかけ
たインピーダンス・ニューモグラフィー信号が加えられ
る。この既知のフィルタリング技法は、一定して、周期
で生じる心臓血管のアーティファクトの基本成分だけを
抑圧することができる。しかし、妨害信号の周期性を維
持する要件は、はとんどの実際的状況において満たされ
ることがなく、従って、この既知の方法によって得られ
る結果は、満足のゆくものではない。 ［０００５］ ＥＰ−Ａ２−００４８５９１には、心臓マスキング信号
にフィルタリングを施すことによって、インピーダンス
・ニューモグラフイー信号から呼吸信号を得るもう１つ
のフィルタリング技法が開示されている。この既知方法
によって、心電計で心拍数を測定して心拍周期を求める
。この周期は入力側でインピーダンス信号を１心拍周期
だけ遅延させるために、またその後インピーダンス信号
からこの信号を取り去るのに用いられる。心臓血管のア
ーティファクトの周期性が十分でなければ、この既知の
フィルタリング技法は、やはり不十分である。 ［０００６］ ＷＯ３９１０１３１２には、胸郭のインピーダンスを表
わす信号から呼吸信号成分をフィルタリングで取り出す
ことを含む、インピーダンス信号の処理方法が開示され
ている。心臓の活動によるインピーダンスの変化と比べ
て大きい呼吸による胸郭のインピーダンスの変化を抑圧
するため、クランプ回路が、機械的収縮が開始する前の
ある時点における心臓の活動と同期して作動する。この
回路は、機械的収縮の持続時間に限って開くので、出力
信号は、機械的収縮による電圧の揺動しか表わさない。 しかしながら、当然、心臓血管信号は、この時間期間に
ついてもわずかな呼吸信号成分によってマスクされてい
るので、このフィルタリング技法も不正確になる。 ［０００７］ ３、９７６、０５２には、心臓アーティファクト信号に
フィルタリングを施すことによってインピーダンス・ニ
ューモグラフィー信号から呼吸信号を導き出す方法が明
らかにされているが、この場合、心拍数が測定され、心
拍の周期がインピーダンス・ニューモグラフイー信号の
周期と比較される。両方の信号の周期がほぼ同じ場合、
すなわち、インピーダンス・ニューモグラフィー信号が
心拍によって生じる場合、心拍によって生じる信号に対
するそれ以上の応答が防止されるまで、キャリアのしき
い値が増大する。従って、この自動的基本調整の後に、
心臓アーティファクト信号の振幅を超える振幅を備えた
呼吸信号は、自動的に検出される。 ［０００８］ ３、６０８．５４２には、もう１つのフィルタリング方
法が開示されている。ここでは、心臓血管信号成分を抑
圧するため、可調整狭帯域フィルタ及び可調整レベル検
出語が使用され、フィルタリングを施すべき心臓アーテ
ィファクト信号成分の周期性が高い場合に限って、良好
なフィルタリング結果が得られる。 ［０００９］
に呼吸する患者の呼吸活動の監視に用いられており、ま
た信号検出のために胸部の電気的インピーダンスを利用
する。このインピーダンスは患者の呼吸活動に影響され
る。従って、時間の関数として変化する。 ［０００３］ 一般に知られているように、インピーダンス・ニューモ
グラフイー信号は、呼吸信号成分を有しているだけでな
く、収縮に関連して血液が流れる間に生じるインピーダ
ンスの変化を表わした心臓アーティファクト信号成分を
含む重畳された付加的アーティファクトを有している。 インピーダンス・ニューモグラフイー信号を妨害する付
加的パラメータには、例えば、患者の自発的動作による
アーティファクトがある。そのようなアーティファクト
の排除は困難であるが、呼吸信号を得るため、インピー
ダンス・ニューモグラフイーから心臓アーティファクト
信号成分を取り除くフィルタリングの方法がいくつか存
在する。 ［０００４］ 例えば、欧州特許ＥＰ−Ｂｌ−００８２６５５及び関連
米国特許４．５３７．１９６．及び４．５８２．０６８
には、呼吸信号をマスクしている心臓アーティファクト
信号が周期的であると仮定し、フィルタにかけた信号の
計算のため、まず、一定であると仮定されるアーティフ
ァクト周波数を確認し、次に、インピーダンス・ニュー
モグラフイー信号における特定の周波数の信号をデジタ
ル・フィルターで抑圧して、フィルターにかけた信号を
発生する、生理信号（インピーダンス・ニューモグラフ
イー信号とする）の処理方法が開示されている。この既
知の方法は、以前にフィルターにかけたインピーダンス
・ニューモグラフイー信号の先行レベルの関数としてし
きい値を決定するしきい値検出回路を必要とする。フィ
ルターにかけた関数信号がしきい値検出回路のしきい値
を超えるとき、呼吸信号の反復を示す周期信号を発生す
るために、該しきい値検出回路には、フィルターにかけ
たインピーダンス・ニューモグラフィー信号が加えられ
る。この既知のフィルタリング技法は、一定して、周期
で生じる心臓血管のアーティファクトの基本成分だけを
抑圧することができる。しかし、妨害信号の周期性を維
持する要件は、はとんどの実際的状況において満たされ
ることがなく、従って、この既知の方法によって得られ
る結果は、満足のゆくものではない。 ［０００５］ ＥＰ−Ａ２−００４８５９１には、心臓マスキング信号
にフィルタリングを施すことによって、インピーダンス
・ニューモグラフイー信号から呼吸信号を得るもう１つ
のフィルタリング技法が開示されている。この既知方法
によって、心電計で心拍数を測定して心拍周期を求める
。この周期は入力側でインピーダンス信号を１心拍周期
だけ遅延させるために、またその後インピーダンス信号
からこの信号を取り去るのに用いられる。心臓血管のア
ーティファクトの周期性が十分でなければ、この既知の
フィルタリング技法は、やはり不十分である。 ［０００６］ ＷＯ３９１０１３１２には、胸郭のインピーダンスを表
わす信号から呼吸信号成分をフィルタリングで取り出す
ことを含む、インピーダンス信号の処理方法が開示され
ている。心臓の活動によるインピーダンスの変化と比べ
て大きい呼吸による胸郭のインピーダンスの変化を抑圧
するため、クランプ回路が、機械的収縮が開始する前の
ある時点における心臓の活動と同期して作動する。この
回路は、機械的収縮の持続時間に限って開くので、出力
信号は、機械的収縮による電圧の揺動しか表わさない。 しかしながら、当然、心臓血管信号は、この時間期間に
ついてもわずかな呼吸信号成分によってマスクされてい
るので、このフィルタリング技法も不正確になる。 ［０００７］ ３、９７６、０５２には、心臓アーティファクト信号に
フィルタリングを施すことによってインピーダンス・ニ
ューモグラフィー信号から呼吸信号を導き出す方法が明
らかにされているが、この場合、心拍数が測定され、心
拍の周期がインピーダンス・ニューモグラフイー信号の
周期と比較される。両方の信号の周期がほぼ同じ場合、
すなわち、インピーダンス・ニューモグラフィー信号が
心拍によって生じる場合、心拍によって生じる信号に対
するそれ以上の応答が防止されるまで、キャリアのしき
い値が増大する。従って、この自動的基本調整の後に、
心臓アーティファクト信号の振幅を超える振幅を備えた
呼吸信号は、自動的に検出される。 ［０００８］ ３、６０８．５４２には、もう１つのフィルタリング方
法が開示されている。ここでは、心臓血管信号成分を抑
圧するため、可調整狭帯域フィルタ及び可調整レベル検
出語が使用され、フィルタリングを施すべき心臓アーテ
ィファクト信号成分の周期性が高い場合に限って、良好
なフィルタリング結果が得られる。 ［０００９］
本発明の目的は、インピーダンス・ニューモグラフィー
信号から導き出される呼吸信号と心臓アーティファクト
信号の両方または一方が、さらに高い確度で得られる方
法で、少なくとも呼吸信号成分と心臓アーティファクト
信号成分を有する生理信号から呼吸信号と心臓アーティ
ファクト信号の両方または一方を導き出す方法を提供す
ることにある。 本発明は、少なくとも呼吸信号成分と心臓アーティファ
クト信号成分を有する生理信号から呼吸信号と心臓アー
ティファクト信号の両方または一方を表わした出力信号
を導き出す方法を提供する。 ［００１０］
信号から導き出される呼吸信号と心臓アーティファクト
信号の両方または一方が、さらに高い確度で得られる方
法で、少なくとも呼吸信号成分と心臓アーティファクト
信号成分を有する生理信号から呼吸信号と心臓アーティ
ファクト信号の両方または一方を導き出す方法を提供す
ることにある。 本発明は、少なくとも呼吸信号成分と心臓アーティファ
クト信号成分を有する生理信号から呼吸信号と心臓アー
ティファクト信号の両方または一方を表わした出力信号
を導き出す方法を提供する。 ［００１０］
本発明の方法は、次のステップから構成される：まず、
心拍の瞬間（ある時点）を検出する。次に、その心拍の
瞬間における生理信号の振幅を記憶する。次に、その心
拍の瞬間に関連した学習信号を計算して、記憶する。学
習信号は、前の学習信号と、生理信号の瞬時振幅と生理
信号の記憶振幅との差との関数として計算される。最後
に、瞬時振幅かつ、または、瞬時振幅と前の学習信号の
差から出力信号を導き出す。 ［００１１］ 最も望ましい実施例の場合、検出される生生理信号は、
インピーダンス・ニューモグラフィー信号である。さら
に、最も望ましい実施例の場合、学習信号を計算し、記
憶するステップは、複数の瞬間に関する複数の学習信号
値を計算するステップと、記憶するステップから構成さ
れる。本発明によれば、各瞬間は、心拍の瞬間からの所
定の時間間隔で発生する。さらに、最も望ましい実施例
の場合、インピーダンス・ニューモグラフィー信号がら
学習信号を引いて、心臓アーティファクト信号成分また
は心臓血管のアーティファクトのほとんどない呼吸信号
が導き出される。 ［００１２］
心拍の瞬間（ある時点）を検出する。次に、その心拍の
瞬間における生理信号の振幅を記憶する。次に、その心
拍の瞬間に関連した学習信号を計算して、記憶する。学
習信号は、前の学習信号と、生理信号の瞬時振幅と生理
信号の記憶振幅との差との関数として計算される。最後
に、瞬時振幅かつ、または、瞬時振幅と前の学習信号の
差から出力信号を導き出す。 ［００１１］ 最も望ましい実施例の場合、検出される生生理信号は、
インピーダンス・ニューモグラフィー信号である。さら
に、最も望ましい実施例の場合、学習信号を計算し、記
憶するステップは、複数の瞬間に関する複数の学習信号
値を計算するステップと、記憶するステップから構成さ
れる。本発明によれば、各瞬間は、心拍の瞬間からの所
定の時間間隔で発生する。さらに、最も望ましい実施例
の場合、インピーダンス・ニューモグラフィー信号がら
学習信号を引いて、心臓アーティファクト信号成分また
は心臓血管のアーティファクトのほとんどない呼吸信号
が導き出される。 ［００１２］
本発明は、心臓アーティファクト信号カミ固定周期また
は時間的にゆっくり変化する周期を有する信号と思われ
ることはあり得ないが、心拍のサイクル内の時間に関連
した特定の始点（今後はこれを、 ″心拍の瞬間″と呼
ぶ）から始まる信号であり、１つの心拍からもう１つの
心拍までほとんど不変のままの信号パターンまたは波形
を備えている信号であることを理解するところから始ま
る。本発明は、自己適応ルーチンにおいて適応信号また
は学習信号によってこの信号パターンをシミュレートし
、これによって、心拍の瞬間が検出され、そしてこの瞬
間における生理信号の振幅が、基準振幅として記憶され
るようにする。次に、心拍の瞬間に関連したパターンを
有する学習信号カミ生理信号の瞬時振幅と記憶されてい
る振幅との差に基づき、また、前の学習信号に基づいて
計算され、記憶される。学習信号を適正に計算すると、
心拍の瞬間と相関関係のない生理信号の成分は減少する
が、心拍の瞬間と相関関係のある成分は増加するので、
学習信号は、絶えず、現在の心臓アーティファクト信号
成分に適応する。さらに詳細に後衛するように、こうし
て得られる学習信号は、心臓アーティファクト信号が出
力信号として所望の場合には、直接、出力信号として利
用することができ、あるいは、心臓アーティファクト信
号のない呼吸信号を計算するためろ、生理信号から差引
いて利用することもできる。 ［００１３］ 本発明の方法によって、デジタル回路、とりわけ、市販
のマイクロコンピュータを用いて呼吸信号と心臓アーテ
ィファクト信号の両方または一方を導き出すことが可能
になる。このため、学習信号は、複数の学習信号値に分
割され、心拍の瞬間からの異なる時間間隔で得られる学
習信号値に対応するアドレス番号で、半導体メモリに記
憶することができる。 本発明による方法を利用して、インピーダンス・ニュー
モグラフィー信号に基づく呼吸信号を導き出し、あるい
は、計算する場合には、インピーダンス・ニューモグラ
フィー信号がら学習信号を差引くことによって、心臓ア
ーティファクト信号成分から呼吸信号を分離することが
できる。 ［００１４］ 本発明の方法は、各心拍の瞬間が生じる毎に時間値がリ
セットサれ、それからインクリメントするので、特定の
学習信号値を記憶するためだけではなく、それを読み取
るためのアクセス・アドレスとしても利用することが可
１）にになり、市販のマイクロコンピュータを用いた実
施にとりわけよく適合するものである。 ［００１５］ 新しい学習信号値は、単純な原理によって、心拍サイク
ルにおける対応する時間に得られた前の学習信号値、及
び、生理信号の瞬時振幅と記憶振幅の差から導き出すこ
とができる。前の学習信号値と、この差の重み付けによ
って学習関数が得られる。この学習関数によって、心臓
人為信号をシミュレートした学習信号が得られることに
なる力板最後に検出した心臓アーティファクト信号が学
習信号に最も影響し、それより前に検出した心臓アーテ
ィファクト信号の影響は、隔たりに従って、だんだんと
少なくなる。この学習関数によって、絶えず学習信号が
心臓アーティファクト為信号に適応し、時間平均によっ
て、心拍の瞬間に関連のない信号成分が除去され、発生
が古くなるほど心臓アーティファクト信号の影響が弱め
られることになる。 ［００１６］ 心拍の瞬間は、心電計によってＱＲ３信号のパルスで導
き出すことができる。ＱＲ８信号は、通常の患者モニタ
ーに既存のパラメータであるため、心拍の瞬間を求める
この方法は、好都合である。留意すべきは、本明細書で
用いられている用語′“心拍の瞬間″は、心臓アーティ
ファクト信号内におけるある基準点を意味するというこ
とである。 やはり留意すべきは、心臓血管アーティファクト要素ま
たは心臓アーティファクト信号には限界振幅があり、そ
の最大値は、通常、０．５オ一ム未満という点である。 呼吸が弱ければ、呼吸信号の振幅は約１オーム程度が普
通である。新生児のインピーダンス・ニューモグラフィ
ーによるモニター時には、呼吸速度が心拍数と同じとい
う極端な状況の生じる可能性がある。学習信号の振幅を
制限することによって、同じ信号速度のため、学習信号
におけるエラー積分によって、呼吸信号がゼロになると
いう状況が防止され、信頼に足る呼吸信号の検出が保証
されることになる。 ［００１７］ 次に、本発明の方法に従って動作する、本発明による装
置の望ましい実施例について説明するが、同様の番号及
び同様の参照文字は、同様の要素またはステップを表わ
している。第１図はインピーダンス・ニューモグラフイ
ー信号とＱＲ３信号から呼吸信号を導出する本発明の方
法を実施するための装置のブロック図である。 第１図を参照すると、本発明の方法の実施に適した、参
照番号１で表示の装置は、その間の胸郭インピーダンス
を測定してインピーダンス・ニューモグラフイー信号を
導き出すため患者の胸郭に取りつけられた２つのインピ
ーダンス測定電極３．４と、心電図信号を発生するため
のＥＣＣ電極５を有する。前述の信号は、三線式ケーブ
ル７を介して、患者モニタ６に送られる。患者モニタは
、 ゛′ヒユーレット・パッカードア８３５４ ” と
称するタイプのモニターが望ましい。モニタ６は第１の
出力８にインピーダンス・ニューモグラフイ信号を送り
出し、また、第２の出力９に、心拍の瞬間を表わす、Ｅ
ＣＧ信号から導き出したＱＲ３信号を送り出すインピー
ダンス・ニューモグラフイー信号及びＱＲ３信号を得る
ための装置は、先行技術により既知のものであり、従し
て、詳細な説明は不要である。 ［００１８］ 第１出力８からのインピーダンス・ニューモグラフィ信
号は、Ａ／Ｄ変換器１０によってデジタル信号に変換さ
れ、第１人力ポート１２によってマイクロコンピュータ
１１に送り込まれる。患者モニタ６の第２出力９からの
パルス状ＱＲ３信号は、ＲＳフリップ・フロップ（ＦＦ
） １４のセット人力１３に加えられる。ＲＳフリップ
・フロップ１４のＱ出力１５力飄マイクロコンピュータ
１１の第２人力ポート１６に接続される。マイクロコン
ピュータ１１は、先行ＱＲＳパルスによって生じる、第
２人力ポート１６における高論理レベルの存在を検出す
ると、すぐ、その第１出力１７からリセット信号を送り
出し、これが、ＲＳフリップ・フロップ１４のリセット
人力１８に加えられる。当該技術の当業者には明らかな
ように、ＲＳフリップ・フロップ１４は、マイクロコン
ピュータ１１によるＱＲ３信号のパルスの安全な検出を
保証する働きをする。フイルタされた呼吸信号カミＤ／
Ａ変換器２０に接続された第２出力ポート１９からマイ
クロコンピュータによって発生する。 パルス発生器２２はその信号をフロセッサ１１の割込み
線路２１に送り込み、この結果、第２図に関連して後述
のプログラムが連続して、繰返し実行されることになる
。望ましい実行周波数は約１００Ｈｚである。 ［００１９］ 次に、プログラムの流れ図を第２図により説明する。イ
ンピーダンス・ニューモグラフイー信号からフィルター
にかけた呼吸信号を計算する本発明の方法を実施するマ
イクロコンピュータ１１の動作を示す。ステップＳ１に
おいて割込み信号（第１図の２１）の受信に引続き、マ
イクロコンピュータ１１は、第２のプログラム・ステッ
プＳ２において、その第１の入力ポート１２に生じるイ
ンピーダンス値を読み取り、変数′ゴＭＰ”として記憶
し、Ａ／Ｄ変換器１０を再始動させる。 第３のプログラム・ステップＳ３において、ＱＲＳパル
スの有無を表わす論理値ＱＲ８は、値′″ＦＡＬＳＥ”
に初期設定される。フリップ・フロップ１４の出力から
送り出されて、第２の入力ポート１６に生じる論理値が
、読み取られる。そのフリップ・フロップがセットされ
ると、論理値ＱＲ３は即座に“’ＴＲＵＥ”にセットさ
れる。 ［００２０］ 第４のプログラム・ステップＳ４において、論理値ＱＲ
３が’ＴＲＵＥ”か］°：かが判定サワる。その通りで
あれば、プログラムは、第５のプログラム・ステップＳ
５を続行する。別様の場合は、プログラムは、第６のプ
ログラム・ステップＳ６に飛び越す。 第５のプログラム・ステップにおいて、フリップ・フロ
ップ１４は、マイクロコンピュータの第１の出力１７に
おいて高論理レベルが生じることによってリセットされ
、時間軸を表わす値ＴＳが、ゼロにセットされる。この
基準時間に生じるインピーダンス・ニューモグラフィー
信号の振幅値ＩＭＰは、基準振幅ＩＭＰ ０ＦＦＳＥ
Ｔ トして記憶される。 ［００２１］ 第６のプログラム・ステップＳ６において、瞬時時間値
ＴＳ力カミ拍の瞬間（ＴＳ＝Ｏ）の発生から始まる学習
信号の最長持続時間を表わす最大値ＮＣＡＴ未満が否が
が判定される。ＮＣＡＴ未満であれば、プログラムは、
第７のプログラム・ステ・ノブＳ７に進み、一方、別様
であれば、第８のプログラム・ステ・ノブＳ８を続行す
る。 ［００２２］ 第７のプログラム・ステップＳ７において、マイクロコ
ンピュータの出力信号ＯＵＴ力飄カミ、瞬時インピーダ
ンス値ＩＭＰと、瞬時時間値ＴＳに関連した学習信号値
ＣＡＴ（ＴＳ） との差にセットされる。 次のステップにおいて、新しい学習信号値ＣＡＴ（ＴＳ
）は、前の学習信号値ＣＡＴ（ＴＳ）と平均化定数ＮＡ
ＶＥから１を引いた値とを掛算してセットされ、この値
は、瞬時振幅と記憶されている基準振幅の差（工ＭＰ−
ＩＭＰ ０ＦＦＳＥＴ）だけ増加され、結果得られた
量が平均化定数ＮＡＶＥで割られる。次に、瞬時時間値
ＴＳ力カミ１だけインクリメントされる。 第６のプログラム・ステップＳ６において行なわれる判
定結果カミ否定とするとこの場合、補正は不必要なので
、第８のプログラム・ステップＳ８において、出力（ｆ
ｆｌＯＵＴは、インピーダンス・ニューモグラフイー信
号の瞬時値ＩＭＰにセットされる。 ［００２３］ 第９のプログラム・ステップＳ９において、出力値ＯＵ
Ｔは、フィルターにかけられた出力信号としてＤ／Ａ変
換器２０に送られ、該変換器からアナログ形式で送り出
される。ステップＳ９がすむと、プロセッサは、ステッ
プＳＩＯにおいて新しい割込みを待ってから、第４のプ
ログラム・ステップＳ４に戻る。 ［００２４］ 図３ａ及び図４ａ（図４ａは、図３ａの続きである）に
は、人為的に誘発されたニューモグラフィー信号のパタ
ーンが示されている。図３ｂ及び図４ｂには、本発明の
方法、すなわち、上述の計算に用いられるルーチンに従
って計算された出力信号の曲線が示されている。この曲
線をより深く理解するには、学習信号値”ＣＡＴ（ＴＳ
） ”が、特定の計算ルーチンの開始時にゼロにセット
されていることに留意すべきである。図３ｂ、図４ｂの
出力曲線により観測されるように、学習フロセスを進め
るにつれて、心臓アーティファクト信号成分に対応する
入力信号の妨害成分力板しだいに抑圧され、フィルター
にかけられた信号は純呼吸信号に対応することになる。 本発明による方法の実施可能性は、本発明のアルゴリズ
ムと患者の信号を用いてテストされた。該実施可能性に
ついては、心拍数が不規則になる心室性期外収縮の発生
時に、及び、エラーＱＲ３の判定が行なわれる場合にも
立証することが可能である。 ［００２５］
は時間的にゆっくり変化する周期を有する信号と思われ
ることはあり得ないが、心拍のサイクル内の時間に関連
した特定の始点（今後はこれを、 ″心拍の瞬間″と呼
ぶ）から始まる信号であり、１つの心拍からもう１つの
心拍までほとんど不変のままの信号パターンまたは波形
を備えている信号であることを理解するところから始ま
る。本発明は、自己適応ルーチンにおいて適応信号また
は学習信号によってこの信号パターンをシミュレートし
、これによって、心拍の瞬間が検出され、そしてこの瞬
間における生理信号の振幅が、基準振幅として記憶され
るようにする。次に、心拍の瞬間に関連したパターンを
有する学習信号カミ生理信号の瞬時振幅と記憶されてい
る振幅との差に基づき、また、前の学習信号に基づいて
計算され、記憶される。学習信号を適正に計算すると、
心拍の瞬間と相関関係のない生理信号の成分は減少する
が、心拍の瞬間と相関関係のある成分は増加するので、
学習信号は、絶えず、現在の心臓アーティファクト信号
成分に適応する。さらに詳細に後衛するように、こうし
て得られる学習信号は、心臓アーティファクト信号が出
力信号として所望の場合には、直接、出力信号として利
用することができ、あるいは、心臓アーティファクト信
号のない呼吸信号を計算するためろ、生理信号から差引
いて利用することもできる。 ［００１３］ 本発明の方法によって、デジタル回路、とりわけ、市販
のマイクロコンピュータを用いて呼吸信号と心臓アーテ
ィファクト信号の両方または一方を導き出すことが可能
になる。このため、学習信号は、複数の学習信号値に分
割され、心拍の瞬間からの異なる時間間隔で得られる学
習信号値に対応するアドレス番号で、半導体メモリに記
憶することができる。 本発明による方法を利用して、インピーダンス・ニュー
モグラフィー信号に基づく呼吸信号を導き出し、あるい
は、計算する場合には、インピーダンス・ニューモグラ
フィー信号がら学習信号を差引くことによって、心臓ア
ーティファクト信号成分から呼吸信号を分離することが
できる。 ［００１４］ 本発明の方法は、各心拍の瞬間が生じる毎に時間値がリ
セットサれ、それからインクリメントするので、特定の
学習信号値を記憶するためだけではなく、それを読み取
るためのアクセス・アドレスとしても利用することが可
１）にになり、市販のマイクロコンピュータを用いた実
施にとりわけよく適合するものである。 ［００１５］ 新しい学習信号値は、単純な原理によって、心拍サイク
ルにおける対応する時間に得られた前の学習信号値、及
び、生理信号の瞬時振幅と記憶振幅の差から導き出すこ
とができる。前の学習信号値と、この差の重み付けによ
って学習関数が得られる。この学習関数によって、心臓
人為信号をシミュレートした学習信号が得られることに
なる力板最後に検出した心臓アーティファクト信号が学
習信号に最も影響し、それより前に検出した心臓アーテ
ィファクト信号の影響は、隔たりに従って、だんだんと
少なくなる。この学習関数によって、絶えず学習信号が
心臓アーティファクト為信号に適応し、時間平均によっ
て、心拍の瞬間に関連のない信号成分が除去され、発生
が古くなるほど心臓アーティファクト信号の影響が弱め
られることになる。 ［００１６］ 心拍の瞬間は、心電計によってＱＲ３信号のパルスで導
き出すことができる。ＱＲ８信号は、通常の患者モニタ
ーに既存のパラメータであるため、心拍の瞬間を求める
この方法は、好都合である。留意すべきは、本明細書で
用いられている用語′“心拍の瞬間″は、心臓アーティ
ファクト信号内におけるある基準点を意味するというこ
とである。 やはり留意すべきは、心臓血管アーティファクト要素ま
たは心臓アーティファクト信号には限界振幅があり、そ
の最大値は、通常、０．５オ一ム未満という点である。 呼吸が弱ければ、呼吸信号の振幅は約１オーム程度が普
通である。新生児のインピーダンス・ニューモグラフィ
ーによるモニター時には、呼吸速度が心拍数と同じとい
う極端な状況の生じる可能性がある。学習信号の振幅を
制限することによって、同じ信号速度のため、学習信号
におけるエラー積分によって、呼吸信号がゼロになると
いう状況が防止され、信頼に足る呼吸信号の検出が保証
されることになる。 ［００１７］ 次に、本発明の方法に従って動作する、本発明による装
置の望ましい実施例について説明するが、同様の番号及
び同様の参照文字は、同様の要素またはステップを表わ
している。第１図はインピーダンス・ニューモグラフイ
ー信号とＱＲ３信号から呼吸信号を導出する本発明の方
法を実施するための装置のブロック図である。 第１図を参照すると、本発明の方法の実施に適した、参
照番号１で表示の装置は、その間の胸郭インピーダンス
を測定してインピーダンス・ニューモグラフイー信号を
導き出すため患者の胸郭に取りつけられた２つのインピ
ーダンス測定電極３．４と、心電図信号を発生するため
のＥＣＣ電極５を有する。前述の信号は、三線式ケーブ
ル７を介して、患者モニタ６に送られる。患者モニタは
、 ゛′ヒユーレット・パッカードア８３５４ ” と
称するタイプのモニターが望ましい。モニタ６は第１の
出力８にインピーダンス・ニューモグラフイ信号を送り
出し、また、第２の出力９に、心拍の瞬間を表わす、Ｅ
ＣＧ信号から導き出したＱＲ３信号を送り出すインピー
ダンス・ニューモグラフイー信号及びＱＲ３信号を得る
ための装置は、先行技術により既知のものであり、従し
て、詳細な説明は不要である。 ［００１８］ 第１出力８からのインピーダンス・ニューモグラフィ信
号は、Ａ／Ｄ変換器１０によってデジタル信号に変換さ
れ、第１人力ポート１２によってマイクロコンピュータ
１１に送り込まれる。患者モニタ６の第２出力９からの
パルス状ＱＲ３信号は、ＲＳフリップ・フロップ（ＦＦ
） １４のセット人力１３に加えられる。ＲＳフリップ
・フロップ１４のＱ出力１５力飄マイクロコンピュータ
１１の第２人力ポート１６に接続される。マイクロコン
ピュータ１１は、先行ＱＲＳパルスによって生じる、第
２人力ポート１６における高論理レベルの存在を検出す
ると、すぐ、その第１出力１７からリセット信号を送り
出し、これが、ＲＳフリップ・フロップ１４のリセット
人力１８に加えられる。当該技術の当業者には明らかな
ように、ＲＳフリップ・フロップ１４は、マイクロコン
ピュータ１１によるＱＲ３信号のパルスの安全な検出を
保証する働きをする。フイルタされた呼吸信号カミＤ／
Ａ変換器２０に接続された第２出力ポート１９からマイ
クロコンピュータによって発生する。 パルス発生器２２はその信号をフロセッサ１１の割込み
線路２１に送り込み、この結果、第２図に関連して後述
のプログラムが連続して、繰返し実行されることになる
。望ましい実行周波数は約１００Ｈｚである。 ［００１９］ 次に、プログラムの流れ図を第２図により説明する。イ
ンピーダンス・ニューモグラフイー信号からフィルター
にかけた呼吸信号を計算する本発明の方法を実施するマ
イクロコンピュータ１１の動作を示す。ステップＳ１に
おいて割込み信号（第１図の２１）の受信に引続き、マ
イクロコンピュータ１１は、第２のプログラム・ステッ
プＳ２において、その第１の入力ポート１２に生じるイ
ンピーダンス値を読み取り、変数′ゴＭＰ”として記憶
し、Ａ／Ｄ変換器１０を再始動させる。 第３のプログラム・ステップＳ３において、ＱＲＳパル
スの有無を表わす論理値ＱＲ８は、値′″ＦＡＬＳＥ”
に初期設定される。フリップ・フロップ１４の出力から
送り出されて、第２の入力ポート１６に生じる論理値が
、読み取られる。そのフリップ・フロップがセットされ
ると、論理値ＱＲ３は即座に“’ＴＲＵＥ”にセットさ
れる。 ［００２０］ 第４のプログラム・ステップＳ４において、論理値ＱＲ
３が’ＴＲＵＥ”か］°：かが判定サワる。その通りで
あれば、プログラムは、第５のプログラム・ステップＳ
５を続行する。別様の場合は、プログラムは、第６のプ
ログラム・ステップＳ６に飛び越す。 第５のプログラム・ステップにおいて、フリップ・フロ
ップ１４は、マイクロコンピュータの第１の出力１７に
おいて高論理レベルが生じることによってリセットされ
、時間軸を表わす値ＴＳが、ゼロにセットされる。この
基準時間に生じるインピーダンス・ニューモグラフィー
信号の振幅値ＩＭＰは、基準振幅ＩＭＰ ０ＦＦＳＥ
Ｔ トして記憶される。 ［００２１］ 第６のプログラム・ステップＳ６において、瞬時時間値
ＴＳ力カミ拍の瞬間（ＴＳ＝Ｏ）の発生から始まる学習
信号の最長持続時間を表わす最大値ＮＣＡＴ未満が否が
が判定される。ＮＣＡＴ未満であれば、プログラムは、
第７のプログラム・ステ・ノブＳ７に進み、一方、別様
であれば、第８のプログラム・ステ・ノブＳ８を続行す
る。 ［００２２］ 第７のプログラム・ステップＳ７において、マイクロコ
ンピュータの出力信号ＯＵＴ力飄カミ、瞬時インピーダ
ンス値ＩＭＰと、瞬時時間値ＴＳに関連した学習信号値
ＣＡＴ（ＴＳ） との差にセットされる。 次のステップにおいて、新しい学習信号値ＣＡＴ（ＴＳ
）は、前の学習信号値ＣＡＴ（ＴＳ）と平均化定数ＮＡ
ＶＥから１を引いた値とを掛算してセットされ、この値
は、瞬時振幅と記憶されている基準振幅の差（工ＭＰ−
ＩＭＰ ０ＦＦＳＥＴ）だけ増加され、結果得られた
量が平均化定数ＮＡＶＥで割られる。次に、瞬時時間値
ＴＳ力カミ１だけインクリメントされる。 第６のプログラム・ステップＳ６において行なわれる判
定結果カミ否定とするとこの場合、補正は不必要なので
、第８のプログラム・ステップＳ８において、出力（ｆ
ｆｌＯＵＴは、インピーダンス・ニューモグラフイー信
号の瞬時値ＩＭＰにセットされる。 ［００２３］ 第９のプログラム・ステップＳ９において、出力値ＯＵ
Ｔは、フィルターにかけられた出力信号としてＤ／Ａ変
換器２０に送られ、該変換器からアナログ形式で送り出
される。ステップＳ９がすむと、プロセッサは、ステッ
プＳＩＯにおいて新しい割込みを待ってから、第４のプ
ログラム・ステップＳ４に戻る。 ［００２４］ 図３ａ及び図４ａ（図４ａは、図３ａの続きである）に
は、人為的に誘発されたニューモグラフィー信号のパタ
ーンが示されている。図３ｂ及び図４ｂには、本発明の
方法、すなわち、上述の計算に用いられるルーチンに従
って計算された出力信号の曲線が示されている。この曲
線をより深く理解するには、学習信号値”ＣＡＴ（ＴＳ
） ”が、特定の計算ルーチンの開始時にゼロにセット
されていることに留意すべきである。図３ｂ、図４ｂの
出力曲線により観測されるように、学習フロセスを進め
るにつれて、心臓アーティファクト信号成分に対応する
入力信号の妨害成分力板しだいに抑圧され、フィルター
にかけられた信号は純呼吸信号に対応することになる。 本発明による方法の実施可能性は、本発明のアルゴリズ
ムと患者の信号を用いてテストされた。該実施可能性に
ついては、心拍数が不規則になる心室性期外収縮の発生
時に、及び、エラーＱＲ３の判定が行なわれる場合にも
立証することが可能である。 ［００２５］
以上の説明より明らかなように、本発明によれば、心拍
の瞬間（心拍サイクル内のある時間点）を検出すること
、その瞬間における生理信号の振幅を記憶すること、学
習信号（この学習信号は以前の学習信号と、生理的信号
とその記憶値との差との関数である）を計算、記憶する
ことによって、生理的、信号特にインピダンス・ニュー
モグラフイー信号から呼吸信号およびまたは心臓アーテ
ィファクト信号を導出する。学習信号は特定の心拍の瞬
間に関する各時刻で開始して読み出され、心臓アーティ
ファクト信号が導出され、また各心拍の瞬間における生
理的信号から差し引かれて呼吸信号が導出される。当業
者には明らかなように、本発明は、心臓アーティファク
ト信号成分のない呼吸信号を得るために、また、呼吸信
号成分のない心臓アーティファクト信号を発生するため
に、あるいは、同時に両方の信号を発生するためにも利
用することが可能である。
の瞬間（心拍サイクル内のある時間点）を検出すること
、その瞬間における生理信号の振幅を記憶すること、学
習信号（この学習信号は以前の学習信号と、生理的信号
とその記憶値との差との関数である）を計算、記憶する
ことによって、生理的、信号特にインピダンス・ニュー
モグラフイー信号から呼吸信号およびまたは心臓アーテ
ィファクト信号を導出する。学習信号は特定の心拍の瞬
間に関する各時刻で開始して読み出され、心臓アーティ
ファクト信号が導出され、また各心拍の瞬間における生
理的信号から差し引かれて呼吸信号が導出される。当業
者には明らかなように、本発明は、心臓アーティファク
ト信号成分のない呼吸信号を得るために、また、呼吸信
号成分のない心臓アーティファクト信号を発生するため
に、あるいは、同時に両方の信号を発生するためにも利
用することが可能である。
【図１】
本発明の方法により、インピーダンス・ニューモグラフ
ィ信号およびＱＲ３信号から呼吸信号を導出するための
装置を示したブロック図である。
ィ信号およびＱＲ３信号から呼吸信号を導出するための
装置を示したブロック図である。
【図２】
本発明の方法により、インピーダンス・ニューモグラフ
ィ信号およびＱＲ３信号から呼吸信号を導出するための
順序を示した流れ図である。 【図３ａｌ インピーダンス・ニューモグラフィ信号のサンプル図で
ある。 【図３ｂ１ 本発明によりインピーダンス・ニューモグラフィ信号か
ら計算され心臓アーティファクト信号成分を殆んど含ま
ない呼吸信号を示した図である。 【図４ａｌ インピーダンス ニューモグラフイ信号で図３ ａに、 続く信号を示した図であ る。 【図４ｂ１ 図４ａに続く呼吸信号を示した図である。 【図３ａｌ 【図３ｂｌ 【図４ａｌ 【図４ｂｌ
ィ信号およびＱＲ３信号から呼吸信号を導出するための
順序を示した流れ図である。 【図３ａｌ インピーダンス・ニューモグラフィ信号のサンプル図で
ある。 【図３ｂ１ 本発明によりインピーダンス・ニューモグラフィ信号か
ら計算され心臓アーティファクト信号成分を殆んど含ま
ない呼吸信号を示した図である。 【図４ａｌ インピーダンス ニューモグラフイ信号で図３ ａに、 続く信号を示した図であ る。 【図４ｂ１ 図４ａに続く呼吸信号を示した図である。 【図３ａｌ 【図３ｂｌ 【図４ａｌ 【図４ｂｌ
Claims (1)
- 【請求項１】 呼吸信号成分と心臓アーティファクト信号成分とを少な
くとも有する生理的信号から出力信号を導出する方法で
あって、前記出力信号は呼吸信号およびまたは心臓アー
ティファクト信号を表わし、前記方法は次の（イ）から
（ニ）を含む。 （イ）心拍中のある点を検出すること、 （ロ）前記ある点で生理的信号の振幅を近似的に記憶す
ること、（ハ）前記ある点に関連する学習信号を計算お
よび記憶すること。ここで前記学習信号は以前の学習信
号と、生理的信号の瞬時振幅とその記憶された振幅との
差との関数として計算されること、 （ニ）前記瞬時振幅から、または、瞬時振幅と以前の学
習信号との差から前記出力信号を導出すること。
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| DE89123903.0 | 1989-12-23 |
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|---|---|
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| EP (1) | EP0434856B1 (ja) |
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| JP2024547093A (ja) * | 2021-12-21 | 2024-12-26 | メディカル インフォーマティクス コーポレイション | 中枢性無呼吸の検出 |
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| DE68916803T2 (de) | 1994-10-27 |
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| JP3224552B2 (ja) | 2001-10-29 |
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