JPH0852117A - 患者モニタ - Google Patents
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- JPH0852117A JPH0852117A JP7187341A JP18734195A JPH0852117A JP H0852117 A JPH0852117 A JP H0852117A JP 7187341 A JP7187341 A JP 7187341A JP 18734195 A JP18734195 A JP 18734195A JP H0852117 A JPH0852117 A JP H0852117A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 変化する心臓周波数と心臓周波数の高調波で
生じる事象を除去できる患者モニタを提供する。 【解決手段】 患者からの混合信号を患者モニタ４内の
サンプラ１２に入力し、サンプラ１２から混合サンプル
を左右の混合サンプル・ポインタを有するメモリ２０に
格納し、患者２からの周期的心臓信号を心臓期間検出器
１４に入力して、各心臓サイクルに含まれている標識付
き安定基準点に対応して隣接基準点間の心臓間隔に対応
する出力信号をメモリ制御装置２２に出力し、メモリ制
御装置２２により、中間点が二つの基準点の間にある時
適応ウィンドウの長さが心臓間隔であるように、メモリ
２０の左右の混合サンプル・ポインタを更新し、メモリ
２０の出力を不変遅延のＦＩＲフィルタ６に入力して心
臓周波数と関連する高調波で生じる事象をＦＩＲフィル
タ６で除去する。
生じる事象を除去できる患者モニタを提供する。 【解決手段】 患者からの混合信号を患者モニタ４内の
サンプラ１２に入力し、サンプラ１２から混合サンプル
を左右の混合サンプル・ポインタを有するメモリ２０に
格納し、患者２からの周期的心臓信号を心臓期間検出器
１４に入力して、各心臓サイクルに含まれている標識付
き安定基準点に対応して隣接基準点間の心臓間隔に対応
する出力信号をメモリ制御装置２２に出力し、メモリ制
御装置２２により、中間点が二つの基準点の間にある時
適応ウィンドウの長さが心臓間隔であるように、メモリ
２０の左右の混合サンプル・ポインタを更新し、メモリ
２０の出力を不変遅延のＦＩＲフィルタ６に入力して心
臓周波数と関連する高調波で生じる事象をＦＩＲフィル
タ６で除去する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、一般的に患者モニ
タに係わり、特に、変動する心臓周波数（cardiac freq
uency ）とこの周波数の高調波とにおいて生じる心臓ア
ーチファクト（artifact: 以下、人為結果という）を取
り除くことによって生理学的現象をリアルタイムで分離
するための患者モニタに係わる。
タに係わり、特に、変動する心臓周波数（cardiac freq
uency ）とこの周波数の高調波とにおいて生じる心臓ア
ーチファクト（artifact: 以下、人為結果という）を取
り除くことによって生理学的現象をリアルタイムで分離
するための患者モニタに係わる。
【０００２】
【従来の技術】患者の状態に関する情報を収集するため
に、トランスデューサが一般的に患者監視に使用され
る。その結果として得られる信号は、生理学的現象の混
合であることが多い。一般的に、これは、身体内の機械
的動き、特に、横隔膜や心臓による器官運動のような器
官運動から生じさせられる、電気信号と圧力信号との全
てにおける特有の特性である。不幸なことに、これらの
測定信号の固有の特徴は、心臓によって生じさせられる
人為結果の強さによって打ち消されてしまうことが多
い。心臓は、一般に、人間の器官の中で最も発音し、最
も迅速な運動を行い、こうした心臓の運動は、別の現象
を測定する際にトランスデューサによって非常に容易に
ピック・アップされる可能性がある。言い換えれば、心
臓からの電気信号は、対象となる信号を「かき消す」こ
とが多い。例えば、呼吸インピーダンスは、呼吸に起因
する電気的変化と、機械的な心臓性事象に起因する電気
的変化との混合である。各々の現象を分離して観察する
ことが、医療解析と患者監視とにとって望ましい。
に、トランスデューサが一般的に患者監視に使用され
る。その結果として得られる信号は、生理学的現象の混
合であることが多い。一般的に、これは、身体内の機械
的動き、特に、横隔膜や心臓による器官運動のような器
官運動から生じさせられる、電気信号と圧力信号との全
てにおける特有の特性である。不幸なことに、これらの
測定信号の固有の特徴は、心臓によって生じさせられる
人為結果の強さによって打ち消されてしまうことが多
い。心臓は、一般に、人間の器官の中で最も発音し、最
も迅速な運動を行い、こうした心臓の運動は、別の現象
を測定する際にトランスデューサによって非常に容易に
ピック・アップされる可能性がある。言い換えれば、心
臓からの電気信号は、対象となる信号を「かき消す」こ
とが多い。例えば、呼吸インピーダンスは、呼吸に起因
する電気的変化と、機械的な心臓性事象に起因する電気
的変化との混合である。各々の現象を分離して観察する
ことが、医療解析と患者監視とにとって望ましい。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】こうした現象を分離す
る方法の一つは、固定周波数フィルタリングである。こ
の方法は、心拍数の周波数範囲と呼吸数の周波数範囲と
が重なり合うので、あまり効果的ではない。この結果と
して、固定周波数における心臓人為結果の除去は全く効
果のないことが多く、又は、フィルタリングされた呼吸
信号を大きく歪ませる。心臓の活動又は他の筋肉の活動
に起因する生理学的人為結果のような生理学的人為結果
は、ストレスと病状とに対応して時間と共に変動するの
で、固定周波数フィルタリングは、人為結果除去には無
効である。
る方法の一つは、固定周波数フィルタリングである。こ
の方法は、心拍数の周波数範囲と呼吸数の周波数範囲と
が重なり合うので、あまり効果的ではない。この結果と
して、固定周波数における心臓人為結果の除去は全く効
果のないことが多く、又は、フィルタリングされた呼吸
信号を大きく歪ませる。心臓の活動又は他の筋肉の活動
に起因する生理学的人為結果のような生理学的人為結果
は、ストレスと病状とに対応して時間と共に変動するの
で、固定周波数フィルタリングは、人為結果除去には無
効である。
【０００４】「インピーダンス呼吸運動記録器における
心臓人為結果の打ち消し（Canceling the Cardiogenic
Artifact in Impedance Peneumography ）」「医薬と生
理学会における工学のIEEE第７回会議のPP ８５５〜８
５９」（IEEE/Seventh Annual Conference of the Engi
neering in Medecine and Biology Society PP ８５５
〜８５９）中で、「サハキアン」（Sahakian）他は、呼
吸インピーダンス（RI）波形から後で減算される心臓人
為結果テンプレート（templete）を使用することによる
適応フィルタリングを試みた。この信号平均化心臓人為
結果テンプレートを適応させるためのタイミング信号
は、従来のQRS 検出器の出力だった。このQRS 検出は、
更に、RI波から心臓人為結果テンプレートを減算するた
めの歩調合わせ（pacing）を可能にする。この方法は、
心臓人為結果の振幅と形態とが拍動毎に変化することを
考慮に入れなかった。即ち、現在の心臓人為結果の形態
が、信号平均心臓人為結果の形態と大きく異なっている
ことが多く、従って、平均心臓人為結果を単純に減算す
ることが無効であることが多く、更には、新たな人為結
果を発生させる可能性さえ有る。更に、テンプレート適
応フィルタリングは、拍動毎の変動を取り除くには応答
性が不十分である。
心臓人為結果の打ち消し（Canceling the Cardiogenic
Artifact in Impedance Peneumography ）」「医薬と生
理学会における工学のIEEE第７回会議のPP ８５５〜８
５９」（IEEE/Seventh Annual Conference of the Engi
neering in Medecine and Biology Society PP ８５５
〜８５９）中で、「サハキアン」（Sahakian）他は、呼
吸インピーダンス（RI）波形から後で減算される心臓人
為結果テンプレート（templete）を使用することによる
適応フィルタリングを試みた。この信号平均化心臓人為
結果テンプレートを適応させるためのタイミング信号
は、従来のQRS 検出器の出力だった。このQRS 検出は、
更に、RI波から心臓人為結果テンプレートを減算するた
めの歩調合わせ（pacing）を可能にする。この方法は、
心臓人為結果の振幅と形態とが拍動毎に変化することを
考慮に入れなかった。即ち、現在の心臓人為結果の形態
が、信号平均心臓人為結果の形態と大きく異なっている
ことが多く、従って、平均心臓人為結果を単純に減算す
ることが無効であることが多く、更には、新たな人為結
果を発生させる可能性さえ有る。更に、テンプレート適
応フィルタリングは、拍動毎の変動を取り除くには応答
性が不十分である。
【０００５】「安静時と運動中とにおけるインピーダン
ス心臓運動表からの呼吸人為結果の除去（Elimination
of Breathing Artifacts from Impedance Cardiograms
at Reset and During Exercise）」「医薬と生物学工学
と計算１９８９年１月号PP１３〜１６」（Medical and
Biological Engineering & Computing、January １９８
８，PP１３〜１６）において、「アイケン」（Eiken ）
と「セガハマ」（Segahammer）は、線形回帰解析に関連
して移動窓手法（Moving window technique ）を使用す
ることによって、インピーダンス心臓運動表に含まれる
呼吸人為結果を減少させた。その窓長（window length
）は，以前の心周期の長さに等しいように各々の新た
な心周期の開始時に飛び越し適応（jum adaputation ）
させられた幅を有した。この窓内の標本点を使用するこ
とによって、彼らは、上記窓内のデータに対する「最良
の」直線近似である直線線分を発見するために線形回帰
を行った。最後に、この回帰線の中心点が心臓人為結果
が除去された呼吸信号の値を評価するために使用され
た。上記窓長は更新され、中心標本がＲ拍動を通過する
時に、線形回帰解析が行われた。この方法は、２つの理
由で不適切である。即ち、線形回帰は計算コストが高
く、飛び越し適応が、その結果として生じるフィルタ出
力中に人為結果を生じさせた。
ス心臓運動表からの呼吸人為結果の除去（Elimination
of Breathing Artifacts from Impedance Cardiograms
at Reset and During Exercise）」「医薬と生物学工学
と計算１９８９年１月号PP１３〜１６」（Medical and
Biological Engineering & Computing、January １９８
８，PP１３〜１６）において、「アイケン」（Eiken ）
と「セガハマ」（Segahammer）は、線形回帰解析に関連
して移動窓手法（Moving window technique ）を使用す
ることによって、インピーダンス心臓運動表に含まれる
呼吸人為結果を減少させた。その窓長（window length
）は，以前の心周期の長さに等しいように各々の新た
な心周期の開始時に飛び越し適応（jum adaputation ）
させられた幅を有した。この窓内の標本点を使用するこ
とによって、彼らは、上記窓内のデータに対する「最良
の」直線近似である直線線分を発見するために線形回帰
を行った。最後に、この回帰線の中心点が心臓人為結果
が除去された呼吸信号の値を評価するために使用され
た。上記窓長は更新され、中心標本がＲ拍動を通過する
時に、線形回帰解析が行われた。この方法は、２つの理
由で不適切である。即ち、線形回帰は計算コストが高
く、飛び越し適応が、その結果として生じるフィルタ出
力中に人為結果を生じさせた。
【０００６】
【課題を解決するための手段】リアルタイムで、有限イ
ンパルス応答（ＦＩＲ）矩形フィルタは信号をサンプル
しているとき混合患者信号を二つの成分、非心臓生理学
的現象および心臓人為結果、に分離する。フィルタ・ウ
ィンドウの長さは動的に変化して、変動する心臓周波数
および関連高調波の効果が抑制された滑らかな出力信号
を発生する。変動する心臓周波数は基準心臓信号内の心
臓性事象に印をつけることにより決定される。フィルタ
・ウィンドウの長さは最初第１の二つの心臓性事象の間
隔になるように設定され、これら二つの事象の間に整列
される。フィルタ・ウィンドウを次にデータを横切って
前進させ、次の心臓性事象対の間に整列したとき次の心
臓間隔と同じ長さになるように漸次調節する。最も最近
入力されたサンプルからフィルタ・ウィンドウの中間点
までの遅延は一定に維持されるが、フィルタ長さはこの
中間点の周りに対称に拡大したり収縮したりする。現在
の心臓間隔と次の心臓間隔との間の差はフィルタ・ウィ
ンドウを横切って中心間に均等に離散される。したがっ
て、フィルタ・ウィンドウの中間点が１サンプルだけ前
進するごとに時間平均解析が行なわれ、フィルタの出力
にフィルタ入力からの不変遅延が存在するようになる。
ンパルス応答（ＦＩＲ）矩形フィルタは信号をサンプル
しているとき混合患者信号を二つの成分、非心臓生理学
的現象および心臓人為結果、に分離する。フィルタ・ウ
ィンドウの長さは動的に変化して、変動する心臓周波数
および関連高調波の効果が抑制された滑らかな出力信号
を発生する。変動する心臓周波数は基準心臓信号内の心
臓性事象に印をつけることにより決定される。フィルタ
・ウィンドウの長さは最初第１の二つの心臓性事象の間
隔になるように設定され、これら二つの事象の間に整列
される。フィルタ・ウィンドウを次にデータを横切って
前進させ、次の心臓性事象対の間に整列したとき次の心
臓間隔と同じ長さになるように漸次調節する。最も最近
入力されたサンプルからフィルタ・ウィンドウの中間点
までの遅延は一定に維持されるが、フィルタ長さはこの
中間点の周りに対称に拡大したり収縮したりする。現在
の心臓間隔と次の心臓間隔との間の差はフィルタ・ウィ
ンドウを横切って中心間に均等に離散される。したがっ
て、フィルタ・ウィンドウの中間点が１サンプルだけ前
進するごとに時間平均解析が行なわれ、フィルタの出力
にフィルタ入力からの不変遅延が存在するようになる。
【０００７】
【実施例】図１はデジタル・フィルタである動的変動フ
ィルタ６（以下、ＦＩＲフイルタという）、好適には有
限インパルス応答（ＦＩＲ）を行なうもの、を備えた患
者モニタ４に取り付けられた患者２を示す。患者２から
の少なくとも二つの生理学的信号を、たとえば、受信器
８、基準心臓信号１０、および呼吸インピーダンスまた
は中心静脈圧のような生理学的現象を含む混合信号１
２、により電圧として測定する。患者生理学的現象のす
べてからの信号を基準心臓信号１０により汚染されてい
るものと仮定する。
ィルタ６（以下、ＦＩＲフイルタという）、好適には有
限インパルス応答（ＦＩＲ）を行なうもの、を備えた患
者モニタ４に取り付けられた患者２を示す。患者２から
の少なくとも二つの生理学的信号を、たとえば、受信器
８、基準心臓信号１０、および呼吸インピーダンスまた
は中心静脈圧のような生理学的現象を含む混合信号１
２、により電圧として測定する。患者生理学的現象のす
べてからの信号を基準心臓信号１０により汚染されてい
るものと仮定する。
【０００８】最初、心臓期間検出器１４が基準心臓信号
１０に含まれている心臓性事象を検出し、心臓性事象間
で変化する可能性がある心臓周波数を決定し、心臓間隔
１６を発生する。同時に、サンプラ１８は混合信号１２
をデジタル的にサンプルしする。この信号は次にメモリ
２０に格納される。メモリ制御器（以下、メモリ制御装
置という）２２は心臓間隔１６を使用して、矩形フィル
タで良い有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタ６の長
さを調節し、ＦＩＲフィルタをメモリに格納されている
サンプル・データに適用する。ＦＩＲフィルタ６は非心
臓現象が優勢成分に対応している濾過混合信号２４を発
生する。
１０に含まれている心臓性事象を検出し、心臓性事象間
で変化する可能性がある心臓周波数を決定し、心臓間隔
１６を発生する。同時に、サンプラ１８は混合信号１２
をデジタル的にサンプルしする。この信号は次にメモリ
２０に格納される。メモリ制御器（以下、メモリ制御装
置という）２２は心臓間隔１６を使用して、矩形フィル
タで良い有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタ６の長
さを調節し、ＦＩＲフィルタをメモリに格納されている
サンプル・データに適用する。ＦＩＲフィルタ６は非心
臓現象が優勢成分に対応している濾過混合信号２４を発
生する。
【０００９】非心臓性現象を表すフィルタリング済みの
混合信号２４は、従来通りの患者状態インジケータとし
てのモニタ２６上に表示されることも、非心臓性信号中
の周期性事象を検出するためにコンピュータ（図示され
ていない）によって更に解析されることも可能である。
後者については後で詳細に説明する。非心臓性事象が予
め決められた許用範囲内にない場合には、異常患者状態
インジケータ起動される。更に、許用範囲外の非心臓性
信号がモニタ２６に表示されることが可能である。
混合信号２４は、従来通りの患者状態インジケータとし
てのモニタ２６上に表示されることも、非心臓性信号中
の周期性事象を検出するためにコンピュータ（図示され
ていない）によって更に解析されることも可能である。
後者については後で詳細に説明する。非心臓性事象が予
め決められた許用範囲内にない場合には、異常患者状態
インジケータ起動される。更に、許用範囲外の非心臓性
信号がモニタ２６に表示されることが可能である。
【００１０】図２は、一連の心臓性事象の電気的表現で
ある。身体的活動とストレスと患者の状態とに応じて心
臓周波数が変化するので、心臓信号１０の何らかの相対
的に不変な特徴（例えば、ピーク電圧）から心臓性事象
が検出されることが好ましい。心臓性事象は、公知の
「PQRST 」波の混合によって生じる。Ｐ波は心房の分極
喪失に相当し。Ｐ波の長さは心房を分極喪失させるため
に必要な時間を表示する。QRS 波は、心室全体に亘って
の分極喪失の拡大を反映する。心室が心房よりも遙に大
きい組織量を有するので、QRS 波の振幅はＰ波の振幅よ
りも遙に大きい。ST波の間は心房が分極喪失所歌のまま
である。心室が再分極する時に、Ｔ波が発生させられ
る。
ある。身体的活動とストレスと患者の状態とに応じて心
臓周波数が変化するので、心臓信号１０の何らかの相対
的に不変な特徴（例えば、ピーク電圧）から心臓性事象
が検出されることが好ましい。心臓性事象は、公知の
「PQRST 」波の混合によって生じる。Ｐ波は心房の分極
喪失に相当し。Ｐ波の長さは心房を分極喪失させるため
に必要な時間を表示する。QRS 波は、心室全体に亘って
の分極喪失の拡大を反映する。心室が心房よりも遙に大
きい組織量を有するので、QRS 波の振幅はＰ波の振幅よ
りも遙に大きい。ST波の間は心房が分極喪失所歌のまま
である。心室が再分極する時に、Ｔ波が発生させられ
る。
【００１１】図３は、図１に示される心臓期間検出装置
１４の機能ブロック図である。この心臓期間検出装置
は、心臓性事象検出装置２８と心臓期間検出装置３０と
から構成される。心臓性事象検出装置２８は、心臓信号
１０を受け取り、心臓信号１０内の基準点を探す。心臓
間隔検出装置３０は、心臓性事象検出装置２８に接続さ
れる。心臓間隔検出装置３０は、隣合う心臓性事象の間
の標本数を計数し、心臓間隔１６、即ち、窓変数を生じ
させる。心臓間隔１６は、隣合う心臓性事象の間におい
て（好ましくは、一定不変のサンプリング・レートで）
採集される標本の数と定義される。心臓間隔１６は、可
変的な心臓期間を表示するために事象検出毎に更新され
る。QRST波の任意の部分が基準点として使用可能であ
り、従って、心臓性事象を規定する。
１４の機能ブロック図である。この心臓期間検出装置
は、心臓性事象検出装置２８と心臓期間検出装置３０と
から構成される。心臓性事象検出装置２８は、心臓信号
１０を受け取り、心臓信号１０内の基準点を探す。心臓
間隔検出装置３０は、心臓性事象検出装置２８に接続さ
れる。心臓間隔検出装置３０は、隣合う心臓性事象の間
の標本数を計数し、心臓間隔１６、即ち、窓変数を生じ
させる。心臓間隔１６は、隣合う心臓性事象の間におい
て（好ましくは、一定不変のサンプリング・レートで）
採集される標本の数と定義される。心臓間隔１６は、可
変的な心臓期間を表示するために事象検出毎に更新され
る。QRST波の任意の部分が基準点として使用可能であ
り、従って、心臓性事象を規定する。
【００１２】心臓期間検出装置１４は、「９種のQRS 検
出アルゴリズムのノイズ感度の比較（Comparison of th
e Noise Sensitivity of Nine QRS Detection Algorith
ms）」、「１９９０年、IEEE会報生体医用工学PP８５〜
９８」（IEEE TransactionsBiomedical Engineering、P
P８５〜９８、１９９０）において「フライセン」（Fre
isen 」他によって示唆されている方法のような、当業
者に公知の任意の方法で作成されることが可能である。
出アルゴリズムのノイズ感度の比較（Comparison of th
e Noise Sensitivity of Nine QRS Detection Algorith
ms）」、「１９９０年、IEEE会報生体医用工学PP８５〜
９８」（IEEE TransactionsBiomedical Engineering、P
P８５〜９８、１９９０）において「フライセン」（Fre
isen 」他によって示唆されている方法のような、当業
者に公知の任意の方法で作成されることが可能である。
【００１３】図４は図１に示すＦＩＲ フィルタのフィ
ルタ長さＦL を制御する装置の機能ブロック図である。
メモリ制御装置２２は左ポインタ３２、中間ポインタ３
４、および右ポインタ３６を使用してメモリ２０にアク
セスする。これらポインタは共同してフィルタ長さＦL
を規定し、ＦＩＲフィルタ６の遅延を設定する。これを
以下に一層詳細に説明する。ＦＩＲフィルタ６のフィル
タ長さＦL はフィルタ・ウィンドウが二つの隣接心臓性
事象の中心にあるとき心臓間隔に合うように動的に調節
される。矩形フィルタは心臓周波数およびその高調波を
最適に減少する。矩形フィルタは、周知のように、等し
い重さを有する対称移動平均フィルタの一形式である。
ルタ長さＦL を制御する装置の機能ブロック図である。
メモリ制御装置２２は左ポインタ３２、中間ポインタ３
４、および右ポインタ３６を使用してメモリ２０にアク
セスする。これらポインタは共同してフィルタ長さＦL
を規定し、ＦＩＲフィルタ６の遅延を設定する。これを
以下に一層詳細に説明する。ＦＩＲフィルタ６のフィル
タ長さＦL はフィルタ・ウィンドウが二つの隣接心臓性
事象の中心にあるとき心臓間隔に合うように動的に調節
される。矩形フィルタは心臓周波数およびその高調波を
最適に減少する。矩形フィルタは、周知のように、等し
い重さを有する対称移動平均フィルタの一形式である。
【００１４】フィルタ長さＦL を完全な心臓間隔に対応
するように漸次調節する。ウィンドウの中間点がサンプ
ルからサンプルへ前進するにつれて、フィルタ長さＦL
は中間点の周りを次の心臓間隔の方に滑らかに適応し、
フィルタ出力の突然のジャンプを回避する。フィルタ長
さＦL を漸次調節しなければ、得られる時間平均信号に
は歪みが入ることになる。
するように漸次調節する。ウィンドウの中間点がサンプ
ルからサンプルへ前進するにつれて、フィルタ長さＦL
は中間点の周りを次の心臓間隔の方に滑らかに適応し、
フィルタ出力の突然のジャンプを回避する。フィルタ長
さＦL を漸次調節しなければ、得られる時間平均信号に
は歪みが入ることになる。
【００１５】本発明によれば、フィルタ長さＦL は現在
の心臓間隔に等しく設定される。心臓間隔は、心臓周波
数および関連高調波のすべてを平均化中対称フィルタを
使用して非心臓信号から削除する、すなわち「切り捨て
る」ので、フィルタ長さＦLとして選定される。したが
って、ＦＩＲフィルタは心臓周波数の高調波で伝達関数
の「ゼロ」を有するように設計される。ゼロは周波数領
域で見るときインパルス応答に周期的「穴」として現わ
れる。別の制約（公知のナイキスト判定基準）はサンプ
リング割合を混合信号中の当該の現象の最高周波数の少
なくとも２倍に選定してエイリアシング（aliasing）を
回避しなければならないということである。
の心臓間隔に等しく設定される。心臓間隔は、心臓周波
数および関連高調波のすべてを平均化中対称フィルタを
使用して非心臓信号から削除する、すなわち「切り捨て
る」ので、フィルタ長さＦLとして選定される。したが
って、ＦＩＲフィルタは心臓周波数の高調波で伝達関数
の「ゼロ」を有するように設計される。ゼロは周波数領
域で見るときインパルス応答に周期的「穴」として現わ
れる。別の制約（公知のナイキスト判定基準）はサンプ
リング割合を混合信号中の当該の現象の最高周波数の少
なくとも２倍に選定してエイリアシング（aliasing）を
回避しなければならないということである。
【００１６】有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタの
性質は当業者に周知であり、デジタル信号処理または時
系列解析に関する多数の標準教科書に説明されている。
ＦＩＲフィルタは凡そ一連の値の上を移動し、または
「掃引する」信号平均化重み付け装置の一形式として記
述することができる。ＦＩＲフィルタの一般的構造は次
の（１）式のように表すことができる。
性質は当業者に周知であり、デジタル信号処理または時
系列解析に関する多数の標準教科書に説明されている。
ＦＩＲフィルタは凡そ一連の値の上を移動し、または
「掃引する」信号平均化重み付け装置の一形式として記
述することができる。ＦＩＲフィルタの一般的構造は次
の（１）式のように表すことができる。
【００１７】
【数１】
【００１８】ここでｙ（ｔ）は時刻ｔにおけるフィルタ
の出力値であり、ｘ（ｔ−ｍ）は時刻ｔよりｍ時間単位
前のフィルタへの入力値であり、ｗ（ｍ）はｎ個の重み
付け係数から成る一組のｍ番目のものである。換言すれ
ば、所定の時刻ｔにおけるＦＩＲフィルタからの出力ｙ
（ｔ）は最も最近の入力値ｘ（ｔ）とｎ−１個の前の入
力値ｘ（ｔ−１），ｘ（ｔ−２）、…ｘ［ｔ−（ｎ−
１）］との重み付け和として形成される。重み付けはｍ
時間単位前の入力値ｘ（ｔ−ｍ）に対応するｍ番目の重
み値ｗ（ｍ）を掛けることにより行なわれる。重みｗ
（ｍ）が異なれば、入力値の幾つかを他より多く出力値
に寄与させる。非ゼロの重みがすべて間隔ｗ（ｊ）、…
ｗ（ｎ−１）、０≦ｊ≦ｎ−１にわたり同じであれば、
ＦＩＲフィルタは矩形であるといわれ、移動平均フィル
タといわれる。重みｗ（ｊ）、…ｗ（ｎ−１）に等しい
非ゼロの組合せをフィルタ「ウィンドウ」という。
の出力値であり、ｘ（ｔ−ｍ）は時刻ｔよりｍ時間単位
前のフィルタへの入力値であり、ｗ（ｍ）はｎ個の重み
付け係数から成る一組のｍ番目のものである。換言すれ
ば、所定の時刻ｔにおけるＦＩＲフィルタからの出力ｙ
（ｔ）は最も最近の入力値ｘ（ｔ）とｎ−１個の前の入
力値ｘ（ｔ−１），ｘ（ｔ−２）、…ｘ［ｔ−（ｎ−
１）］との重み付け和として形成される。重み付けはｍ
時間単位前の入力値ｘ（ｔ−ｍ）に対応するｍ番目の重
み値ｗ（ｍ）を掛けることにより行なわれる。重みｗ
（ｍ）が異なれば、入力値の幾つかを他より多く出力値
に寄与させる。非ゼロの重みがすべて間隔ｗ（ｊ）、…
ｗ（ｎ−１）、０≦ｊ≦ｎ−１にわたり同じであれば、
ＦＩＲフィルタは矩形であるといわれ、移動平均フィル
タといわれる。重みｗ（ｊ）、…ｗ（ｎ−１）に等しい
非ゼロの組合せをフィルタ「ウィンドウ」という。
【００１９】対称フィルタ（たとえば、矩形フィルタ）
について、フィルタの入力に対する出力は入力信号にわ
たりフィルタ重みの中間点の位置に対応する。したがっ
て、フィルタ「遅延」は最も最近入力されたサンプルと
フィルタ・ウィンドウとの間の距離に等しい。この距離
が一定のままであるとき、フィルタは不変遅延を持ち、
この距離が変わるとき、フィルタは時間変動遅延を持
つ。それ故、フィルタ長さＦL を最も最近入力されたサ
ンプルから不変距離に留まるウィンドウ中間点の周りに
ウィンドウの左右の半分を変えることにより適応させる
と不変遅延を持つ。代わりに、フィルタ長さＦL を最も
最近入力されたサンプルに対して固定されているフィル
タウィンドウの一端に保持し、一方向だけに更新すれ
ば、時間変動遅延を持つことになる。
について、フィルタの入力に対する出力は入力信号にわ
たりフィルタ重みの中間点の位置に対応する。したがっ
て、フィルタ「遅延」は最も最近入力されたサンプルと
フィルタ・ウィンドウとの間の距離に等しい。この距離
が一定のままであるとき、フィルタは不変遅延を持ち、
この距離が変わるとき、フィルタは時間変動遅延を持
つ。それ故、フィルタ長さＦL を最も最近入力されたサ
ンプルから不変距離に留まるウィンドウ中間点の周りに
ウィンドウの左右の半分を変えることにより適応させる
と不変遅延を持つ。代わりに、フィルタ長さＦL を最も
最近入力されたサンプルに対して固定されているフィル
タウィンドウの一端に保持し、一方向だけに更新すれ
ば、時間変動遅延を持つことになる。
【００２０】不変遅延を持つフィルタには幾つかの長所
がある。入力信号で生ずる事象（たとえば、呼吸）の間
の時間差とフィルタ出力での同じ事象の間の対応する時
間差とは一定のままである。したがって、事象と事象
（たとえば、呼吸と呼吸）との間隔を正確に測ることが
できる。他の長所は基準心臓信号１０を混合信号１２か
ら容易に差し引いて非心臓現象を含む濾過混合信号２４
を発生することができる。これを行なうには、混合信号
１２を対応する点を差し引く前に一定フィルタ遅延だけ
移行させる。これは時間変動遅延にとって、特に遅延が
サンプル間隔の非整数であるとき、困難である。
がある。入力信号で生ずる事象（たとえば、呼吸）の間
の時間差とフィルタ出力での同じ事象の間の対応する時
間差とは一定のままである。したがって、事象と事象
（たとえば、呼吸と呼吸）との間隔を正確に測ることが
できる。他の長所は基準心臓信号１０を混合信号１２か
ら容易に差し引いて非心臓現象を含む濾過混合信号２４
を発生することができる。これを行なうには、混合信号
１２を対応する点を差し引く前に一定フィルタ遅延だけ
移行させる。これは時間変動遅延にとって、特に遅延が
サンプル間隔の非整数であるとき、困難である。
【００２１】代わりに、ハミング、ハニングとブラック
マンのような、他の既知の対称ＦＩＲフィルタを使用す
ることができるが、効率を良くするための費用がかか
る。この実施例では、好適な矩形フィルタをソフトウェ
アで実施している。
マンのような、他の既知の対称ＦＩＲフィルタを使用す
ることができるが、効率を良くするための費用がかか
る。この実施例では、好適な矩形フィルタをソフトウェ
アで実施している。
【００２２】図５はフィルタ・ウィンドウが現在の心臓
間隔から次の心臓間隔まで横断するにつれて次の心臓間
隔を離散するプロセスのフローチャートである。ＦＩＲ
フィルタ長さＦL を現在の間隔であるように選定する
（ステップ４０）。次の心臓間隔を一連の心臓性事象か
ら決定する（ステップ４２）。現在の心臓間隔と次の心
臓間隔との間の差を決定する（ステップ４４）。次にこ
の差を現在および次の心臓間隔の中間点の間のサンプル
数にわたって離散し、左右のウィンドウ補正係数ＷL 、
ＷR を決定する（ステップ４６）。フィルタの長さが平
均すべきサンプルの数を決める（ステップ４８）。各解
析期間中、左ポインタ、中間ポインタ、右ポインタは各
々ウィンドウ変化中を除き１サンプルだけ前進する（ス
テップ５０）。ウィンドウ変化はいずれかの縁を対応す
る縁補正係数ＩＮＴ［ｎＷL ］、ＩＮＴ［ｎＷR ］の整
数倍だけ更新することができるとき生ずる（ステップ５
２）。ＩＮＴ［］関数は分数から整数への変換を表し、
切り捨てまたは最も近い整数への丸めを行なうことがで
きる（ステップ５４）。フィルタ長さＦL を次の心臓間
隔に等しくなるまで更新する（ステップ５６）。この点
で、次の心臓間隔は現在の心臓間隔になり（ステップ５
８）、離散プロセスが反復される。
間隔から次の心臓間隔まで横断するにつれて次の心臓間
隔を離散するプロセスのフローチャートである。ＦＩＲ
フィルタ長さＦL を現在の間隔であるように選定する
（ステップ４０）。次の心臓間隔を一連の心臓性事象か
ら決定する（ステップ４２）。現在の心臓間隔と次の心
臓間隔との間の差を決定する（ステップ４４）。次にこ
の差を現在および次の心臓間隔の中間点の間のサンプル
数にわたって離散し、左右のウィンドウ補正係数ＷL 、
ＷR を決定する（ステップ４６）。フィルタの長さが平
均すべきサンプルの数を決める（ステップ４８）。各解
析期間中、左ポインタ、中間ポインタ、右ポインタは各
々ウィンドウ変化中を除き１サンプルだけ前進する（ス
テップ５０）。ウィンドウ変化はいずれかの縁を対応す
る縁補正係数ＩＮＴ［ｎＷL ］、ＩＮＴ［ｎＷR ］の整
数倍だけ更新することができるとき生ずる（ステップ５
２）。ＩＮＴ［］関数は分数から整数への変換を表し、
切り捨てまたは最も近い整数への丸めを行なうことがで
きる（ステップ５４）。フィルタ長さＦL を次の心臓間
隔に等しくなるまで更新する（ステップ５６）。この点
で、次の心臓間隔は現在の心臓間隔になり（ステップ５
８）、離散プロセスが反復される。
【００２３】図６はＦＩＲフィルタのフィルタ長さＦL
を動的に適応させる一般的用途を示す。心臓性事象は時
刻ｔ0 、 ｔ1 およびｔ2 で発生する。Ｃ1 およびＣ2 は
隣接心臓間隔である。この例では心臓間隔Ｃ2 の持続時
間は心臓間隔Ｃ1 の持続時間より長い。ｔp はフィルタ
の中間ポインタの現在の位置に対応する。最初、ｔpは
心臓間隔Ｃ1 の中間点にあり、フィルタ長さＦL は心臓
間隔Ｃ1 に等しい。次の（２）式はフィルタの中間ポイ
ンタｔp が現在の心臓間隔Ｃ1 の中間点から次の心臓間
隔の中間点、この点でフィルタ長さが心臓間隔Ｃ2 に等
しくなるまで前進するときの現在のフィルタ・ウィンド
ウを記述する。
を動的に適応させる一般的用途を示す。心臓性事象は時
刻ｔ0 、 ｔ1 およびｔ2 で発生する。Ｃ1 およびＣ2 は
隣接心臓間隔である。この例では心臓間隔Ｃ2 の持続時
間は心臓間隔Ｃ1 の持続時間より長い。ｔp はフィルタ
の中間ポインタの現在の位置に対応する。最初、ｔpは
心臓間隔Ｃ1 の中間点にあり、フィルタ長さＦL は心臓
間隔Ｃ1 に等しい。次の（２）式はフィルタの中間ポイ
ンタｔp が現在の心臓間隔Ｃ1 の中間点から次の心臓間
隔の中間点、この点でフィルタ長さが心臓間隔Ｃ2 に等
しくなるまで前進するときの現在のフィルタ・ウィンド
ウを記述する。
【００２４】
【数２】
【００２５】左右の縁補正係数ＷL 、ＷR は次の（３）
式で与えられる。
式で与えられる。
【００２６】
【数３】
【００２７】フィルタ・ウィンドウの各縁の長さを与え
る補正係数は１心臓間隔から次の心臓間隔まで各段階ｎ
で調節されなければならない。
る補正係数は１心臓間隔から次の心臓間隔まで各段階ｎ
で調節されなければならない。
【００２８】上式はフィルタ・ウィンドウ長さおよび縁
補正係数を「時間」、たとえば、秒単位で指定する。デ
ジタル構成では、これら係数は、ｎＷL,ｎＷR およびＦ
L にヘルツで与えられるサンプリング周波数Ｓ（すなわ
ち、サンプル毎秒）を掛けることにより「サンプル数」
に変換しなければならない。サンプルは整数であるか
ら、これら計算の結果を切り捨てるかまたは最も近い整
数に丸めなければならない。フィルタ長さ（サンプル数
で表す）は現在のフィルタ長さが偶数のサンプルを含ん
でいれば、フィルタ中間点についてわずかに非対称でな
ければならないことがある。この一時的非対称の効果
は、サンプリング率が十分高ければ、極小になる。
補正係数を「時間」、たとえば、秒単位で指定する。デ
ジタル構成では、これら係数は、ｎＷL,ｎＷR およびＦ
L にヘルツで与えられるサンプリング周波数Ｓ（すなわ
ち、サンプル毎秒）を掛けることにより「サンプル数」
に変換しなければならない。サンプルは整数であるか
ら、これら計算の結果を切り捨てるかまたは最も近い整
数に丸めなければならない。フィルタ長さ（サンプル数
で表す）は現在のフィルタ長さが偶数のサンプルを含ん
でいれば、フィルタ中間点についてわずかに非対称でな
ければならないことがある。この一時的非対称の効果
は、サンプリング率が十分高ければ、極小になる。
【００２９】この方法はフィルタ長さＦL を動的に変え
て心臓現象が抑制されている滑らかな出力信号を発生す
る。心臓性事象間の現在の間隔がフィルタ・ウィンドウ
の傍を過ぎてから、フィルタ長さＦL はウィンドウが二
つの隣接心臓性事象の間の中心にあるとき心臓間隔と一
致する。これはフィルタの「ゼロ」の位置を心臓周波数
およびその高調波であるように調節し、これら周波数で
の心臓人為結果をすべて切り捨てる。フィルタ長さＦL
の端点が基準点間にあるとき現在の間隔と次の間隔との
間の差を均等に離散する。離散の均等性はサンプリング
周波数と心臓間隔間の差との双方によって決まる。サン
プリング周波数が高ければ一層滑らかな適応ができる。
て心臓現象が抑制されている滑らかな出力信号を発生す
る。心臓性事象間の現在の間隔がフィルタ・ウィンドウ
の傍を過ぎてから、フィルタ長さＦL はウィンドウが二
つの隣接心臓性事象の間の中心にあるとき心臓間隔と一
致する。これはフィルタの「ゼロ」の位置を心臓周波数
およびその高調波であるように調節し、これら周波数で
の心臓人為結果をすべて切り捨てる。フィルタ長さＦL
の端点が基準点間にあるとき現在の間隔と次の間隔との
間の差を均等に離散する。離散の均等性はサンプリング
周波数と心臓間隔間の差との双方によって決まる。サン
プリング周波数が高ければ一層滑らかな適応ができる。
【００３０】フィルタ長さＦL は、メモリ２０および心
臓期間検出器１４に接続されているメモリ制御装置２２
により調節される。メモリ制御装置２２には左ポインタ
３２、中間ポインタ３４、および右ポインタ３６があ
り、これらはメモリ２０にあるどのサンプル（特にどれ
だけ）を平均化すべきかを規定する。メモリ制御装置２
２は中間ポインタ３４を各サンプリング周期について１
混合サンプルだけ前進させ、中間ポインタ３４が二つの
隣接基準点の間の中心にあるとき適応ウィンドウの長さ
が心臓間隔１６であるように左右のポインタ３２、３６
を漸次調節する。メモリ制御装置２２は次の心臓間隔と
の間の差を取り、これを現在の心臓間隔と比較する。こ
の差をメモリ制御装置２２により現在および次の心臓間
隔の中間点の間の距離にわたってサンプル全体に均等に
離散する。
臓期間検出器１４に接続されているメモリ制御装置２２
により調節される。メモリ制御装置２２には左ポインタ
３２、中間ポインタ３４、および右ポインタ３６があ
り、これらはメモリ２０にあるどのサンプル（特にどれ
だけ）を平均化すべきかを規定する。メモリ制御装置２
２は中間ポインタ３４を各サンプリング周期について１
混合サンプルだけ前進させ、中間ポインタ３４が二つの
隣接基準点の間の中心にあるとき適応ウィンドウの長さ
が心臓間隔１６であるように左右のポインタ３２、３６
を漸次調節する。メモリ制御装置２２は次の心臓間隔と
の間の差を取り、これを現在の心臓間隔と比較する。こ
の差をメモリ制御装置２２により現在および次の心臓間
隔の中間点の間の距離にわたってサンプル全体に均等に
離散する。
【００３１】たとえば、現在の心臓間隔の長さが１０サ
ンプルであり、次の心臓間隔の長さが１４サンプルであ
れば、フィルタ長さＦL は１２サンプルの距離にわたり
４サンプルだけ長くしなければならない。各平均化中、
左ポインタ３２、中間ポインタ３４、および右ポインタ
３６は各々、フィルタ長さＦL が変化する期間を除き、
１サンプルだけ前進する。フィルタ長さＦL は、データ
を横断する６平均化ごとに、左ポインタ３２を前進させ
ず、中間ポインタ３４を１サンプルだけ前進させ、右ポ
インタ３６を２サンプルだけ前進させることにより変え
ることができる。このようにしてフィルタ長さＦL は６
平均化ごとに増大する。代わりに、フィルタ長さを３段
階および９段階ごとに変えることができる。
ンプルであり、次の心臓間隔の長さが１４サンプルであ
れば、フィルタ長さＦL は１２サンプルの距離にわたり
４サンプルだけ長くしなければならない。各平均化中、
左ポインタ３２、中間ポインタ３４、および右ポインタ
３６は各々、フィルタ長さＦL が変化する期間を除き、
１サンプルだけ前進する。フィルタ長さＦL は、データ
を横断する６平均化ごとに、左ポインタ３２を前進させ
ず、中間ポインタ３４を１サンプルだけ前進させ、右ポ
インタ３６を２サンプルだけ前進させることにより変え
ることができる。このようにしてフィルタ長さＦL は６
平均化ごとに増大する。代わりに、フィルタ長さを３段
階および９段階ごとに変えることができる。
【００３２】図７は混合信号を濾過する異なる段階を示
している。ＥＣＧ信号を基準心臓信号１０として取り、
中心静脈圧（ＣＶＰ）信号を、心臓人為結果が入ってい
る混合信号１２として使用する。濾過ＣＰＶ信号、サン
プル混合信号の時間平均マイナス心臓周波数および関連
高調波をコンピュータまたは訓練された医療職員が以後
の解析に使用することができる。訓練された医療職員は
パターン認識、すなわち元の信号の曲線に目視で適合さ
せる、において遙に良好であるが、コンピュータは同時
に患者を監視することができる。したがって、時間平均
法はコンピュータに患者の監視について補助させてい
る。混合信号は心臓周波数および関連高調波周波数を切
り捨てることにより変調される。濾過混合信号を更に解
析してピークおよび谷のような信号特徴を示すことがで
きる。
している。ＥＣＧ信号を基準心臓信号１０として取り、
中心静脈圧（ＣＶＰ）信号を、心臓人為結果が入ってい
る混合信号１２として使用する。濾過ＣＰＶ信号、サン
プル混合信号の時間平均マイナス心臓周波数および関連
高調波をコンピュータまたは訓練された医療職員が以後
の解析に使用することができる。訓練された医療職員は
パターン認識、すなわち元の信号の曲線に目視で適合さ
せる、において遙に良好であるが、コンピュータは同時
に患者を監視することができる。したがって、時間平均
法はコンピュータに患者の監視について補助させてい
る。混合信号は心臓周波数および関連高調波周波数を切
り捨てることにより変調される。濾過混合信号を更に解
析してピークおよび谷のような信号特徴を示すことがで
きる。
【００３３】図８および図９は呼吸信号（ＲＩ）を濾過
して心臓人為結果を決定することを示している。ＥＣＧ
信号を基準心臓信号として取り、呼吸信号（ＲＩ）を心
臓人為結果を含む混合信号１２として使用する。図８で
は、心臓人為結果を可動遅延を有する動的フィルタを用
いて呼吸信号（ＲＩ）から除去している。図９では、心
臓人為結果を本発明による不変遅延を有する動的フィル
タを使用して呼吸信号（ＲＩ）から除去している。不変
遅延を有するＦＩＲフィルタを使用すると濾過呼吸信号
に入ってくる歪みが一層少ない。
して心臓人為結果を決定することを示している。ＥＣＧ
信号を基準心臓信号として取り、呼吸信号（ＲＩ）を心
臓人為結果を含む混合信号１２として使用する。図８で
は、心臓人為結果を可動遅延を有する動的フィルタを用
いて呼吸信号（ＲＩ）から除去している。図９では、心
臓人為結果を本発明による不変遅延を有する動的フィル
タを使用して呼吸信号（ＲＩ）から除去している。不変
遅延を有するＦＩＲフィルタを使用すると濾過呼吸信号
に入ってくる歪みが一層少ない。
【００３４】以上、本発明の各実施例について詳述した
が、ここで各実施例の理解を容易にするために各実施例
毎に要約して、以下に列挙する。
が、ここで各実施例の理解を容易にするために各実施例
毎に要約して、以下に列挙する。
【００３５】１． 周期的心臓信号に対応する第１の入
力信号および患者からの心臓人為結果を含む混合信号に
対応する第２の入力信号を備えた患者モニタであって、
不変割合で受信される混合信号に対応する入力信号およ
び混合サンプルに対応する出力信号を備えたサンプラ、
周期的心臓信号に対応する入力信号および各心臓サイク
ルに含まれている標識付き安定基準点に対応する出力信
号を備えた心臓性事象検出器、基準点に対応する入力信
号および隣接基準点間の心臓間隔に対応する出力信号を
備えた心臓間隔検出器、左および右の混合サンプル・ポ
インタを有し、混合サンプルを受け取り且つ格納するメ
モリ、一つの縁は左の混合サンプル・ポインタに対応
し、他の縁は右の混合サンプルポインタに対応し、中間
点は二つの隣接基準点間で入る混合サンプルに対応す
る、二つの縁および一つの中間点を有する適応ウィンド
ウを備えているメモリに接続されて、心臓周波数および
関連する高調波で生ずる事象を除去する、不変遅延を有
する第１のデジタルフィルタ、変化する心臓周波数およ
び心臓周波数の高調波で生ずる事象を除去することによ
り混合信号内の心臓人為結果を減らすために、メモリに
接続され、心臓間隔を受け取って、中間点が二つの基準
点の間にあるとき適応ウィンドウの長さが心臓間隔であ
るように左右の混合サンプル・ポインタを更新するメモ
リ制御器、を備えて成る患者モニタである。
力信号および患者からの心臓人為結果を含む混合信号に
対応する第２の入力信号を備えた患者モニタであって、
不変割合で受信される混合信号に対応する入力信号およ
び混合サンプルに対応する出力信号を備えたサンプラ、
周期的心臓信号に対応する入力信号および各心臓サイク
ルに含まれている標識付き安定基準点に対応する出力信
号を備えた心臓性事象検出器、基準点に対応する入力信
号および隣接基準点間の心臓間隔に対応する出力信号を
備えた心臓間隔検出器、左および右の混合サンプル・ポ
インタを有し、混合サンプルを受け取り且つ格納するメ
モリ、一つの縁は左の混合サンプル・ポインタに対応
し、他の縁は右の混合サンプルポインタに対応し、中間
点は二つの隣接基準点間で入る混合サンプルに対応す
る、二つの縁および一つの中間点を有する適応ウィンド
ウを備えているメモリに接続されて、心臓周波数および
関連する高調波で生ずる事象を除去する、不変遅延を有
する第１のデジタルフィルタ、変化する心臓周波数およ
び心臓周波数の高調波で生ずる事象を除去することによ
り混合信号内の心臓人為結果を減らすために、メモリに
接続され、心臓間隔を受け取って、中間点が二つの基準
点の間にあるとき適応ウィンドウの長さが心臓間隔であ
るように左右の混合サンプル・ポインタを更新するメモ
リ制御器、を備えて成る患者モニタである。
【００３６】２． 第１のデジタル・フィルタは有限イ
ンパルス応答フィルタである上記１に記載の患者モニタ
である。
ンパルス応答フィルタである上記１に記載の患者モニタ
である。
【００３７】３． 更に、濾過混合信号に対応する入
力、濾過混合信号の信号特徴に対応する第１の出力、お
よび信号特徴間の持続時間に対応する第２の出力、を備
えた特徴抽出器、および信号特徴間の持続時間に対応す
る入力、および信号特徴が生ずる割合に対応する出力、
を備えたレート検出器、を備えている上記２に記載の患
者モニタである。
力、濾過混合信号の信号特徴に対応する第１の出力、お
よび信号特徴間の持続時間に対応する第２の出力、を備
えた特徴抽出器、および信号特徴間の持続時間に対応す
る入力、および信号特徴が生ずる割合に対応する出力、
を備えたレート検出器、を備えている上記２に記載の患
者モニタである。
【００３８】４． 更に、患者状態インジケータ、患者
状態インジケータに接続され、割合に対応する入力を備
え、少なくとも一つの患者閾値で割合を評価し、患者状
態インジケータを作動させる、評価手段、を備えている
上記３に記載の患者モニタである。
状態インジケータに接続され、割合に対応する入力を備
え、少なくとも一つの患者閾値で割合を評価し、患者状
態インジケータを作動させる、評価手段、を備えている
上記３に記載の患者モニタである。
【００３９】５． 更に、濾過混合信号に対応する第１
の入力信号および混合信号に対応する第２の入力信号を
備え、濾過混合信号を実質上除去した状態の混合信号に
対応する出力を備えた第２の有限インパルス応答フィル
タ、を備えている上記４に記載の患者モニタである。
の入力信号および混合信号に対応する第２の入力信号を
備え、濾過混合信号を実質上除去した状態の混合信号に
対応する出力を備えた第２の有限インパルス応答フィル
タ、を備えている上記４に記載の患者モニタである。
【００４０】６． 更に、濾過混合信号に対応する第１
の入力信号および混合信号に対応する第２の入力を備
え、濾過混合信号を実質上除去した状態の混合信号に対
応する出力信号を備えた第２の有限インパルス応答フィ
ルタ、を備えている上記１に記載の患者モニタである。
の入力信号および混合信号に対応する第２の入力を備
え、濾過混合信号を実質上除去した状態の混合信号に対
応する出力信号を備えた第２の有限インパルス応答フィ
ルタ、を備えている上記１に記載の患者モニタである。
【００４１】７． 第１の有限インパルス応答フィルタ
は変動する心臓周波数およびその高調波に対応するゼロ
を備えている上記２に記載の患者モニタである。
は変動する心臓周波数およびその高調波に対応するゼロ
を備えている上記２に記載の患者モニタである。
【００４２】８． 心臓間隔は適応ウィンドウの長さで
ある上記７に記載の患者モニタである。
ある上記７に記載の患者モニタである。
【００４３】９． 第１の有限インパルス応答フィルタ
は矩形フィルタである上記８に記載の患者モニタであ
る。
は矩形フィルタである上記８に記載の患者モニタであ
る。
【００４４】１０． 混合信号は呼吸信号である上記９
に記載の患者モニタである。
に記載の患者モニタである。
【００４５】１１． 混合信号は血圧信号である上記９
に記載の患者モニタである。
に記載の患者モニタである。
【００４６】１２． 周期的心臓信号は心電図信号であ
る上記１に記載の患者モニタである。
る上記１に記載の患者モニタである。
【００４７】１３． 周期的心臓信号は血圧信号である
上記１に記載の患者モニタである。
上記１に記載の患者モニタである。
【００４８】１４． 患者から第１、第２、および第３
の心臓性事象および心臓人為結果を含む混合信号を受信
することにより混合信号内の心臓人為結果を減らす患者
モニタに適用する濾過方法であって、第１の心臓性事象
と第２の心臓性事象との間の持続時間である第１の心臓
周期、および第２の心臓性事象と第３の心臓性事象との
間の持続時間である第２の心臓周期を測定する工程、離
散混合値を発生するように所定サンプリング割合で混合
信号をサンプルする工程、第１の左のウィンドウ長さと
第１の右のウィンドウ長さとの合計が第１の心臓周期に
等しいように第１の左のウィンドウ長さおよび第１の右
のウィンドウ長さを規定する工程、第２の左のウィンド
ウ長さと第２の右のウィンドウ長さとの合計が第２の心
臓周期に等しいように第２の左のウィンドウ長さおよび
第２の右のウィンドウ長さを規定する工程、離散混合値
を一連の記憶アドレスに格納する工程、左および右のウ
ィンドウ補正係数を規定する工程、中間ポインタに第１
の心臓周期の中間点に対応する離散混合値が入っている
アドレスを指定する工程、中間ポインタの後で左端ポイ
ンタに第１の左ウィンドウ長さに対応する離散混合値が
入っているアドレスを指定し、中間ポインタより先に右
端ポインタに第１の右ウィンドウ長さに対応する離散混
合値が入っているアドレスを指定する工程、および動的
ウィンドウ長さを有する有限インパルス応答フィルタを
使用して濾過混合信号を発生する工程であって、この工
程が左端ポインタと右端ポインタとの間の（両端を含
む）離散混合値を平均する工程、中間ポインタを不変遅
延が存在するように次の離散混合値まで移行させる工
程、左端ポインタを左ウィンドウ長さが左ウィンドウ補
正係数の倍数が離散混合値の整数に対応するときその倍
数で変わるように、および右端ポインタを右ウィンドウ
長さが右ウィンドウ補正係数の倍数が離散混合値の整数
に対応するときその倍数で変わるように、更新する工
程、平均する工程および更新する工程を、中間ポインタ
が次の心臓間隔の中間点に対応する離散混合値が入って
いるアドレスを指示するまで反復する工程、から構成さ
れているものである工程、から成る患者モニタに適用す
る濾過方法である。
の心臓性事象および心臓人為結果を含む混合信号を受信
することにより混合信号内の心臓人為結果を減らす患者
モニタに適用する濾過方法であって、第１の心臓性事象
と第２の心臓性事象との間の持続時間である第１の心臓
周期、および第２の心臓性事象と第３の心臓性事象との
間の持続時間である第２の心臓周期を測定する工程、離
散混合値を発生するように所定サンプリング割合で混合
信号をサンプルする工程、第１の左のウィンドウ長さと
第１の右のウィンドウ長さとの合計が第１の心臓周期に
等しいように第１の左のウィンドウ長さおよび第１の右
のウィンドウ長さを規定する工程、第２の左のウィンド
ウ長さと第２の右のウィンドウ長さとの合計が第２の心
臓周期に等しいように第２の左のウィンドウ長さおよび
第２の右のウィンドウ長さを規定する工程、離散混合値
を一連の記憶アドレスに格納する工程、左および右のウ
ィンドウ補正係数を規定する工程、中間ポインタに第１
の心臓周期の中間点に対応する離散混合値が入っている
アドレスを指定する工程、中間ポインタの後で左端ポイ
ンタに第１の左ウィンドウ長さに対応する離散混合値が
入っているアドレスを指定し、中間ポインタより先に右
端ポインタに第１の右ウィンドウ長さに対応する離散混
合値が入っているアドレスを指定する工程、および動的
ウィンドウ長さを有する有限インパルス応答フィルタを
使用して濾過混合信号を発生する工程であって、この工
程が左端ポインタと右端ポインタとの間の（両端を含
む）離散混合値を平均する工程、中間ポインタを不変遅
延が存在するように次の離散混合値まで移行させる工
程、左端ポインタを左ウィンドウ長さが左ウィンドウ補
正係数の倍数が離散混合値の整数に対応するときその倍
数で変わるように、および右端ポインタを右ウィンドウ
長さが右ウィンドウ補正係数の倍数が離散混合値の整数
に対応するときその倍数で変わるように、更新する工
程、平均する工程および更新する工程を、中間ポインタ
が次の心臓間隔の中間点に対応する離散混合値が入って
いるアドレスを指示するまで反復する工程、から構成さ
れているものである工程、から成る患者モニタに適用す
る濾過方法である。
【００４９】１５． 更に、濾過混合信号の信号特徴を
検出する工程、信号特徴が発生する割合を決定する工
程、を備えている上記１４に記載の濾過方法である。
検出する工程、信号特徴が発生する割合を決定する工
程、を備えている上記１４に記載の濾過方法である。
【００５０】１６． 更に、少なくとも一つの患者閾値
で割合を評価する工程、割合が患者閾値より小さいとき
警報を発動する工程、を備えている上記１５に記載の濾
過方法である。
で割合を評価する工程、割合が患者閾値より小さいとき
警報を発動する工程、を備えている上記１５に記載の濾
過方法である。
【００５１】１７． 更に、混合信号から濾過混合信号
を差し引き、濾過混合信号が混合信号から実質上除去さ
れるようにする工程、を備えている上記１６に記載の濾
過方法である。
を差し引き、濾過混合信号が混合信号から実質上除去さ
れるようにする工程、を備えている上記１６に記載の濾
過方法である。
【００５２】１８． 混合信号は呼吸信号である上記１
５に記載の濾過方法である。
５に記載の濾過方法である。
【００５３】１９． 混合信号は血圧信号である上記１
５に記載の濾過方法である。
５に記載の濾過方法である。
【００５４】
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、患者か
らの不変割合で受信される心臓人為結果を含む混合信号
をサンプラに入力して混合サンプルをメモリに格納し、
患者からの周期的心臓信号に対応する信号を心臓性事象
検出器で検出して、各心臓サイクルに含まれている標識
付き安定基準点に対応する信号を心臓間隔検出器に出力
し、心臓間隔検出器から隣接基準点間の心臓間隔に対応
する出力をメモリ制御装置に出力し、メモリ制御装置に
より心臓間隔に対応して中間点が二つの基準点の間にあ
るとき適応ウィンドウの長さが心臓間隔であるようにメ
モリの左右の混合サンプル・ポインタを更新してデジタ
ル・フィルタに出力し、デジタル・フィルタにより心臓
周波数と関連する高調波で生じる事象を除去するように
したので、変化する心臓周波数と心臓周波数の高調波で
生じる事象が除去され、混合信号内の呼吸信号のような
心臓アーティファクトを減少することができ、従って、
歪みを一層少なくすることができる。
らの不変割合で受信される心臓人為結果を含む混合信号
をサンプラに入力して混合サンプルをメモリに格納し、
患者からの周期的心臓信号に対応する信号を心臓性事象
検出器で検出して、各心臓サイクルに含まれている標識
付き安定基準点に対応する信号を心臓間隔検出器に出力
し、心臓間隔検出器から隣接基準点間の心臓間隔に対応
する出力をメモリ制御装置に出力し、メモリ制御装置に
より心臓間隔に対応して中間点が二つの基準点の間にあ
るとき適応ウィンドウの長さが心臓間隔であるようにメ
モリの左右の混合サンプル・ポインタを更新してデジタ
ル・フィルタに出力し、デジタル・フィルタにより心臓
周波数と関連する高調波で生じる事象を除去するように
したので、変化する心臓周波数と心臓周波数の高調波で
生じる事象が除去され、混合信号内の呼吸信号のような
心臓アーティファクトを減少することができ、従って、
歪みを一層少なくすることができる。
【図１】本発明の主要電気構成要素を示すブロック図で
あり、患者に取り付けられているところを示している。
あり、患者に取り付けられているところを示している。
【図２】心臓性事象の電気的表現を示す特性図である。
【図３】図１にある心臓期間検出器の機能ブロック図で
ある。
ある。
【図４】図１に示すＦＩＲフィルタのフィルタ長さＦL
を制御する装置の機能ブロック図である。
を制御する装置の機能ブロック図である。
【図５】フィルタ・ウィンドウが一連の心臓データ値を
横断して移動するときの次の心臓間隔を離散する処理手
順を示すフローチャートである。
横断して移動するときの次の心臓間隔を離散する処理手
順を示すフローチャートである。
【図６】ＦＩＲフィルタのフィルタ長さＦL を動的に適
応させる一般的用途を示す。
応させる一般的用途を示す。
【図７】本発明を使用して患者信号を濾過する異なる段
階を示す波形図である。
階を示す波形図である。
【図８】別の心臓情報を与える混合信号の引き続く処理
の結果を示す波形図である。
の結果を示す波形図である。
【図９】別の心臓情報を与える混合信号の引き続く処理
の結果を示す波形図である。
の結果を示す波形図である。
２ 患者 ４ 患者モニタ ６ ＦＩＲフィルタ ８ 受信器 １０ 基準心臓信号 １２ 混合信号 １４ 心臓期間検出器 １６ 心臓間隔 １８ サンプラ ２０ メモリ ２２ メモリ制御装置 ３２ 左ポインタ ３４ 中間ポインタ ３６ 右ポインタ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジェームズ・エム・リンドウアー アメリカ合衆国カリフォルニア州サンフラ ンシスコ オード・ストリート ７ (72)発明者 ドン・グッドネイチャー アメリカ合衆国カリフォルニア州サンタク ララ エルムハースト・コート 120
Claims (1)
- 【請求項１】 周期的心臓信号に対応する第１の入力信
号および患者からの心臓人為結果を含む混合信号に対応
する第２の入力信号を備えた患者モニタであって、 不変割合で受信される混合信号に対応する入力信号およ
び混合サンプルに対応する出力信号を備えたサンプラ、 周期的心臓信号に対応する入力信号および各心臓サイク
ルに含まれている標識付き安定基準点に対応する出力信
号を備えた心臓性事象検出器、 基準点に対応する入力信号および隣接基準点間の心臓間
隔に対応する出力信号を備えた心臓間隔検出器、 左および右の混合サンプル・ポインタを有し、混合サン
プルを受け取り且つ格納するメモリ、 一つの縁は左の混合サンプル・ポインタに対応し、他の
縁は右の混合サンプル・ポインタに対応し、中間点は二
つの隣接基準点間で入る混合サンプルに対応する、二つ
の縁および一つの中間点を有する適応ウィンドウを備え
ているメモリに接続されて、心臓周波数および関連する
高調波で生ずる事象を除去する、不変遅延を有する第１
のデジタルフィルタ、 変化する心臓周波数および心臓周波数の高調波で生ずる
事象を除去することにより混合信号内の心臓人為結果を
減らすために、メモリに接続され、心臓間隔を受け取っ
て、中間点が二つの基準点の間にあるとき適応ウィンド
ウの長さが心臓間隔であるように左右の混合サンプル・
ポインタを更新するメモリ制御器、を備えて成る患者モ
ニタ。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/281,046 US5511554A (en) | 1993-10-12 | 1994-07-27 | Real-time artifact removal from waveforms using a dynamic filter having a fixed delay |
| US281-046 | 1994-07-27 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0852117A true JPH0852117A (ja) | 1996-02-27 |
Family
ID=23075726
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7187341A Pending JPH0852117A (ja) | 1994-07-27 | 1995-07-24 | 患者モニタ |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5511554A (ja) |
| EP (1) | EP0694285A3 (ja) |
| JP (1) | JPH0852117A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2017130916A (ja) * | 2016-01-19 | 2017-07-27 | エルエス産電株式会社Lsis Co., Ltd. | 移動平均フィルタの動作制御方法｛ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ ｏｐｅｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｏｖｉｎｇ ａｖｅｒａｇｅ ｆｉｌｔｅｒ｝ |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3610148B2 (ja) * | 1995-02-20 | 2005-01-12 | セイコーエプソン株式会社 | 周期・周波数計測装置 |
| US5794623A (en) * | 1996-09-27 | 1998-08-18 | Hewlett-Packard Company | Intramyocardial Wenckebach activity detector |
| US6132381A (en) * | 1997-08-14 | 2000-10-17 | Agilent Technologies, Inc. | Intramyocardial anomalous activity detection by subtracting modeled respiratory effect |
| US6475153B1 (en) * | 2000-05-10 | 2002-11-05 | Motorola Inc. | Method for obtaining blood pressure data from optical sensor |
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| US6684100B1 (en) * | 2000-10-31 | 2004-01-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Curvature based method for selecting features from an electrophysiologic signals for purpose of complex identification and classification |
| US6950702B2 (en) * | 2002-07-15 | 2005-09-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Use of curvature based features for beat detection |
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| US8050764B2 (en) | 2003-10-29 | 2011-11-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cross-checking of transthoracic impedance and acceleration signals |
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| US7792571B2 (en) | 2003-06-27 | 2010-09-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Tachyarrhythmia detection and discrimination based on curvature parameters |
| US7200440B2 (en) | 2003-07-02 | 2007-04-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac cycle synchronized sampling of impedance signal |
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| US7387607B2 (en) * | 2005-06-06 | 2008-06-17 | Intel Corporation | Wireless medical sensor system |
| WO2007109406A1 (en) * | 2006-03-22 | 2007-09-27 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Respiration-gated cardiography |
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| US10659963B1 (en) | 2018-02-12 | 2020-05-19 | True Wearables, Inc. | Single use medical device apparatus and methods |
| CN116528755A (zh) * | 2020-11-02 | 2023-08-01 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种食道压信号的滤波方法及滤波装置 |
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|---|---|---|---|---|
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1994
- 1994-07-27 US US08/281,046 patent/US5511554A/en not_active Expired - Fee Related
-
1995
- 1995-05-05 EP EP95106845A patent/EP0694285A3/en not_active Withdrawn
- 1995-07-24 JP JP7187341A patent/JPH0852117A/ja active Pending
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Also Published As
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|---|---|
| EP0694285A3 (en) | 1998-11-18 |
| US5511554A (en) | 1996-04-30 |
| EP0694285A2 (en) | 1996-01-31 |
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