JPS6179445A - Respiration detector, respiration speed monitor and physiological rithm function monitor of living body - 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。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は一般に成る種の生理信号の獲得に関係し、特に
呼吸の検出とモニタ動作とに関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Field of the Invention The present invention relates generally to the acquisition of physiological signals of various species, and more particularly to respiratory detection and monitoring.

（従来の技術） １９８１年１２月２２日付、ジエローム・エル・クラス
ナー博士（Ｊｅｒｏｍｅ　Ｌ、　Ｋｒａｓｎｅｒ　）に
発行された米国特許第４．３０６．５６７号明細書は心
拍などの成る種の生理的信号を検出し、モニタする改良
形装置（以下では、便宜上、［クラスナーモニタ（Ｋｒ
ａｓｎｅｒ　Ｍｏｎ１ｔｏｒ　）　Ｊと呼ぶ）を開示し
ている。この装置は、特に新生児などのヒトの監視に有
効であり、従って無呼吸状態或いは呼吸の停止の監視に
有効である。上記特許明細書に記載されたように、クラ
スナーモニタ装置は他のモニタ装置の欠点を克服する改
良形装置であり、接地のモ二、り装置としては、（ん接
触形装置（例えば、（１）胸部の膨張を１ｊｌ１１定す
るようにその周囲に配置された歪ゲージセンサと、（２
）胸郭装着電極間に高周波信号が生成され、胸部インピ
ーダンスの変化が測定されるインピーダンス呼吸曲線記
録器と、（３）２つの電極間の距離を検出するマグネト
メータ、或いは（４）鼻部オリフィス内に配置するため
のサーミスタ）と（Ｂｌｌ非接触製装置例えば、（１）
マツトレス、或いは（２）位相変化を介して運動を検出
する超音波センサｊとの両者からなるものである。特に
、米国特許第４．３０６．５６７号明細書に記載された
ように、クラスナーモニタは比較的狭い周波数帯域内で
（モニタされる生体の生理機能に対して特徴があり、独
自である）生体の生理機能により生成される圧力波を検
出する。このクラスナー装置は被検者から検出された周
波数帯域内の音声エネルギーを表わす電気信号を発生す
る。該電気信号は、復調され、且つＰ波されて、被検者
から検出され、生理機能に寄与する音声信号を表わすこ
の戸波、復調された信号部分が最適の、或いはほぼ最適
のＳ／Ｎ比を与える周波数を含む周波数帯域を有し、こ
れによりリズム機能に応じて生成された前記の戸波、復
調・信号部分と運動人工装置に応じた信号部分とが識別
される。BACKGROUND OF THE INVENTION U.S. Pat. An improved device for detecting and monitoring (hereinafter referred to for convenience as the Krasner monitor)
asner Mon1tor) J). This device is particularly useful for monitoring humans, such as neonates, and therefore for monitoring apnea or arrest of breathing. As described in the above patent specification, the Krasner monitoring device is an improved device that overcomes the shortcomings of other monitoring devices, and as a grounding monitoring device, contact type devices (e.g. 1) a strain gauge sensor placed around the chest to determine the expansion of the chest;
) an impedance respiration curve recorder in which a high frequency signal is generated between ribcage-worn electrodes and changes in thoracic impedance are measured; and (3) a magnetometer that detects the distance between the two electrodes; or (4) in the nasal orifice. For example, (1)
(2) an ultrasonic sensor j that detects motion through phase changes; In particular, as described in U.S. Pat. No. 4,306,567, Krasner monitors can be Detects pressure waves generated by the physiological functions of living organisms. The Krasner device generates an electrical signal representative of audio energy within a frequency band detected from the subject. The electrical signal is demodulated and converted into a P-wave, which is detected from the subject and represents an audio signal contributing to physiological functions, and the demodulated signal portion has an optimal or near-optimal S/N ratio. It has a frequency band that includes frequencies that give the above-mentioned wave and demodulation signal part generated according to the rhythmic function, and a signal part corresponding to the motion prosthesis.

従って、米国特許第４．３０６．５６７号明細書に記載
のクラスナーモニタは、Ｓ／Ｎ比が最大、もしくはほぼ
最大となる生体機能に関係する固有振動数をほぼ分離す
るものである。Therefore, the Krasner monitor described in US Pat. No. 4,306,567 substantially isolates the natural frequencies associated with biological functions where the S/N ratio is maximum or nearly maximum.

この原理を利用する装置は臨床に用いられているが、こ
の固有振動数は個人により異なり（例えば、年長患者の
固有振動数は新生児のものとは異なる。）、又場所によ
っても変化する（例えば、通院するものと家で使用する
ものとは異なる）。更に、吸入及び呼気の基本周波数特
性は非常に類似しており、両者の差の識別すなわち呼吸
速度の監視は困難である。Devices based on this principle are used clinically, but this natural frequency varies from person to person (for example, an older patient's natural frequency is different from a newborn baby's) and also varies from place to place ( For example, the one you take to the hospital is different from the one you use at home). Furthermore, the fundamental frequency characteristics of inhalation and exhalation are very similar, making it difficult to discern the difference between the two, ie, to monitor the rate of respiration.

（発明が解決しようとする問題点） 従って、本発明は、非常に迅速に同調される狭周波数帯
域内で生体機能に応じて音響信号を生成し、これにより
Ｓ／Ｎ　比を更に改良することを目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention therefore aims to generate acoustic signals in response to biological functions within a narrow frequency band that is tuned very quickly, thereby further improving the signal-to-noise ratio. With the goal.

更に、本発明は、モニタする生理機能に応じて微小な同
調音響信号を生成し、該音響信号は生理機能に通常存在
する主要音声周波数以上の基本周波数を有するもので、
かくして検出された信号のＳ／Ｎ　比が増強されてなる
クラスナーモニタと共に有用に用いられる装置を提供す
ることを目的とする。Furthermore, the present invention generates a minute tuned acoustic signal depending on the physiological function to be monitored, and the acoustic signal has a fundamental frequency higher than or equal to the main audio frequency normally present in the physiological function,
It is an object of the present invention to provide a device that can be usefully used in conjunction with a Krasner monitor in which the S/N ratio of the detected signal is enhanced.

更に本発明は、検出器が比較的安価であり、従って患者
が使用した後それを使い捨て出来るクラスナーモニタと
共に使用出来る検出器を提供することを目的とする。It is a further object of the present invention to provide a detector that can be used with a Krasner monitor, where the detector is relatively inexpensive and therefore disposable after use by the patient.

又、本発明は呼吸を検出しモニタする改良装置を提供す
ることを目的とする。It is also an object of the present invention to provide an improved device for detecting and monitoring respiration.

更【、本発明は吸入又は呼気にのみ応じてＳ　／　Ｎ　
比が最適又はほぼ最適な周波数帯域内で微少な同調音響
信号を生成するクラスナーモニタと共に用いられてなる
装置を提供することを目的とする。Additionally, the present invention provides S/N according to inhalation or exhalation only.
It is an object of the present invention to provide a device for use with a Krasner monitor that generates a minutely tuned acoustic signal within a frequency band where the ratio is optimal or nearly optimal.

本発明は、又、生体への、或いは生体からの気流を検出
する、クラスナーモニタと共だ用いられ、且つ気管内及
び気管内のチューブや気管開口術のチューブなどの呼吸
装置と共に容易に使用出来る改良装置を提供することを
目的とする。The present invention may also be used with Krasner monitors to detect airflow to or from a living body, and is easily used with breathing devices such as endotracheal and endotracheal tubes and tracheostomy tubes. The purpose is to provide improved equipment that can be improved.

更に、本発明は、被検者の呼吸をモニタし、被検者の吸
入或いは呼気のいずれかにのみ応答して更ＫＳ／Ｎ比を
改善する改良装置を提供することを目的とする。Furthermore, it is an object of the present invention to provide an improved device for monitoring a subject's breathing and improving the KS/N ratio in response only to either the subject's inhalation or exhalation.

本発明は、又、１つの周波数における信号内容を用いて
他の周波数【おける信号内容をモニタすることにより呼
吸などの生理信号をモニタし、これによりＳ／Ｎ　比を
向上させる生理的機能を検知する改良装置と共にかかる
生理機能をモニタする改良装置によって達成される。The present invention also monitors physiological signals such as respiration by using the signal content at one frequency to monitor the signal content at other frequencies, thereby detecting physiological functions that improve the signal-to-noise ratio. This is accomplished by an improved device that monitors such physiological functions as well as an improved device that monitors such physiological functions.

２１、　　　　゛ 本発明の態様に従って、比較的長時間にわたって被検者
の生理機能速度をモニタする装置が得られる。該装置は
前記の被検者の生理的リズム機能に応じて生成される音
声エネルギーを検出する検出装置からなる。検出された
音声エネルギーに応答する信号発生装置が与えられ、こ
れにより少なくとも２つの周波数帯域内の信号情報を有
し、前記の被検者の生理的機能に応じて生成される前記
の音声エネルギーを表わす第１の電気信号が生成される
。該装置は、又、前記の帯域の１つにおける信号情報に
応答し、これにより前記の帯域の他方における前記の信
号情報の予め選択された部分に応じて第２の電気信号を
生成する装置と、該第２の電気信号を処理し、これによ
り前記の生理的リズム機能の速度を表わす第３の信号を
生成する装置とからなる。21. In accordance with aspects of the present invention, a device is provided for monitoring the physiological rate of a subject over a relatively long period of time. The device comprises a detection device for detecting the sound energy generated in response to the physiological rhythm function of the subject. A signal generating device is provided responsive to detected audio energy, having signal information in at least two frequency bands, for generating said audio energy generated in response to said subject's physiological function. A first electrical signal is generated representing the first electrical signal. The device also includes a device responsive to signal information in one of said bands, thereby generating a second electrical signal in response to a preselected portion of said signal information in the other of said bands. , a device for processing the second electrical signal and thereby producing a third signal representative of the rate of the physiological rhythmic function.

本発明の他の態様に従って呼吸を検出する時の呼吸に応
じて検出器により生成される信号は、吸入が呼気からよ
り容易に識別できるように与えられる。The signal generated by the detector in response to a breath when detecting a breath in accordance with another aspect of the invention is provided such that inhalation can be more easily distinguished from exhalation.

本発明の他の態様に従って生体の呼吸の検出に用いられ
る装置は、生体の呼吸空気路に対して位置づけされ、こ
れにより生体による吸入に応答して第１方向の気流を与
え、又生体による呼気に応じて第２方向に気流を与える
空気通路を規定してなる装置からなり、前記の方向のう
ち選択された方向のみの気流に応じて生体の呼吸機能に
通常存在する主要音声周波数以上の基本周波数を持つ音
響信号を生成する音響信号発生装置が与えられる。音響
信号発生装置に対して配置されて音声信号を検出し、且
つ該音声信号を表わす電気信号を発生する装置が与えら
れる。In accordance with another aspect of the invention, a device for use in detecting breathing in a living body is positioned relative to the respiratory airway of the living body, thereby providing airflow in a first direction in response to inhalation by the living body, and in response to exhalation by the living body. The device comprises an air passage defining an air passageway that provides airflow in a second direction according to the air flow, and which responds to the airflow in only a selected direction among the aforementioned directions to generate a sound frequency higher than or equal to the main sound frequency normally present in the respiratory function of living organisms. An acoustic signal generator is provided that generates an acoustic signal having a frequency. A device is provided that is positioned relative to the acoustic signal generating device to detect an audio signal and to generate an electrical signal representative of the audio signal.

本発明の装置は、クラスチー形モニタと共に用いられる
と、通常存在するノイズよりはるかに大きな周波数で吸
入又は呼気のいずれかだけを監視することにより予め選
択された周波数帯域内でＳｌＮ　比を増強することにょ
つて呼吸を検出しモニタする改良装置を与える。The device of the present invention, when used with a Krusty-type monitor, enhances the SlN ratio within a preselected frequency band by monitoring only either inhalation or exhalation at frequencies much greater than the noise normally present. An improved device for detecting and monitoring breathing is provided.

図面を参照すると、同じ番号は同様の部品に関係し、図
示された装置は、各々、呼吸空気路て「接続され」得る
通路を規定する（第１．２，４．及び５図て示した各々
の鼻部カニユーレなどの装置を自動的にそう人するか、
又は第９図に示したようなユーザ着用のマスクにそう人
することにより、或いは一般に第１Ｏ図に、又更に詳細
に第１１〜１３図及び１４〜１５図に示した各々のアダ
プタなどの装置を通風筒などの呼吸補助装置に機械的に
接続することにより）。このように接続された時の各装
置は呼吸の間に、例えばクラスナーモニタによる処理に
対してＳ／Ｎ比を増強する独自の音響信号を生成する。Referring to the drawings, like numbers refer to like parts and the illustrated devices each define a passageway that can be "connected" with a respiratory airway (see Figures 1.2, 4., and 5). Each person automatically attaches a device such as a nasal cannula or
or by attaching it to a user-worn mask such as that shown in FIG. 9, or to a device such as each adapter shown generally in FIG. (by mechanically connecting the ventilator to a breathing aid such as a ventilation tube). Each device when connected in this manner generates its own acoustic signal during breathing, which enhances the signal-to-noise ratio for processing by, for example, a Krasner monitor.

更に、これ等の装置は吸入或いは呼気が迅速、明確に区
別、同定され得るように方面が特異的である。Furthermore, these devices are so specific that inhaled or exhaled air can be quickly and clearly distinguished and identified.

（実施例） 第１図を参照して、鼻部カニユーレ１０は空気通路１４
と密閉端部１６及び密閉端部１８とを有する中空体１２
を備える。２つの外鼻孔インサート２０は前記の端部１
６と１８との間の管状体から半径方向に延在する。イン
サート２０は外側端部２２で開放し、且つ空気通路１４
に連通し、これにより該インサートはユーザの外鼻孔に
そう人可能、又はその近くに配置可能となる。本発明の
１つの態様に従って、前記のカニユーレは予め選択され
、比較的狭い周波数帯域内に音響信号を発生する装置と
この音響は号を検出する装置とを備える。第１図の実施
例において、音響信号を発生する装置は、外鼻孔２０と
密閉端部１８との間に設けられた少なくとも１つの開口
２６により形成される音響共握空胴２４（笛と呼ばれる
ことが多い）と、空気通路１４に一部延在して、好まし
くはユーザによる呼気罠応じてインサート２０からの通
路１４に流れる空気の層流から共振空胴２４に渦流を生
成する部分妨害物２８の形態をなす。部分妨害物２８は
笛の技術分野で公知のように、いくぶん異なる形態を取
ることが出来る。第１図に示したように、妨害物２８は
単なるリップ部材であり、密閉端部１８に最近接の開口
２６の縁部から延在し、薄い辺縁部にて終端する。(Example) Referring to FIG. 1, the nasal cannula 10 has an air passage 14.
a hollow body 12 having a closed end 16 and a closed end 18;
Equipped with The two nostril inserts 20 are connected to said end 1.
Extending radially from the tubular body between 6 and 18. The insert 20 is open at the outer end 22 and has an air passageway 14.
, thereby allowing the insert to be placed in or near the user's nares. In accordance with one aspect of the invention, the cannula is preselected and includes a device for generating an acoustic signal within a relatively narrow frequency band and a device for detecting the acoustic signal. In the embodiment of FIG. 1, the device for generating the acoustic signal includes an acoustic co-grip cavity 24 (also called a whistle) formed by at least one aperture 26 provided between the nostril 20 and the closed end 18. a partial obstruction extending partially into the air passageway 14 to create a vortex flow into the resonant cavity 24 from the laminar flow of air flowing into the passageway 14 from the insert 20, preferably in response to an exhalation trap by the user; It has 28 forms. Partial obstruction 28 can take somewhat different forms, as is known in the whistle art. As shown in FIG. 1, the obstruction 28 is simply a lip member that extends from the edge of the opening 26 closest to the closed end 18 and terminates in a thin edge.

空気が外扉孔インサート２０全通して圧入されると、妨
害物２８と密閉端部１８との間の密閉端部共振空胴に不
安定性すなわち渦流が生じ、妨害物２８により形成され
る狭部に気流が到達するまで該気流は狭い空気路内でほ
ぼ層流をなす。この不安定性は共振空胴内に狭帯域の音
響或いは信号（周波数の帯域幅内の）を生成し、該信号
の周波数は流量の関数である。一般に、流量が増加する
につれて音響周波数が増加する。笛部は極度に低い気流
速度に対する音響を生成するように設計され、又流量が
呼吸に関係する通常のものの場合、可能な音響範囲は制
限された周波数範囲に含まれる。殆んどの場合に、音響
の振幅はヒトの聴覚しきい値以下であり、従ってユーザ
はこの音響を聴き取ることは出来ない。音声信号を検出
する装置は共振空胴に生成される音響信号を検出するマ
イクロホンなどの音響信号圧力検出器３０からなる。該
検出器３０で密閉端部１８を形成するのが望ましい。以
下に示すように、検出器３０は空胴内に生成される音響
信号を表わす電気信号を発する。第２図に示すように、
鼻部カニユーレ１０は外扉孔内の、或いはその近辺にカ
ニユーレを配置することにより自然に呼吸するヒトに装
着可能である。When air is forced all the way through the outer hole insert 20, an instability or vortex is created in the closed end resonant cavity between the obstruction 28 and the closed end 18, causing the constriction formed by the obstruction 28. The airflow is approximately laminar within the narrow air passage until it reaches the point where the airflow reaches. This instability produces a narrow band sound or signal (within a frequency bandwidth) within the resonant cavity, the frequency of which is a function of the flow rate. Generally, as the flow rate increases, the acoustic frequency increases. The whistle is designed to produce acoustics for extremely low airflow velocities, and for typical respiratory-related flow rates, the possible acoustic range is contained within a limited frequency range. In most cases, the amplitude of the sound is below the human hearing threshold, so the user cannot hear this sound. The device for detecting audio signals consists of an acoustic signal pressure detector 30, such as a microphone, which detects the acoustic signals generated in the resonant cavity. Preferably, the detector 30 forms a sealed end 18. As shown below, detector 30 emits an electrical signal representative of the acoustic signal generated within the cavity. As shown in Figure 2,
Nasal cannula 10 can be worn on a naturally breathing human by placing the cannula in or near the external orifice.

第３図に示すように、検出器３０は、好ましくは、米国
特許第４．３０６．５６７号明細書の開示に従って構成
され、又本発明に従って改良された装置に電気的に接続
される（第２図に示したリード線３２を通して）。特に
、検出器３０は検出された信号を増幅し、整形する入力
増幅器３４に接続される。増幅器３４は広帯域フィルタ
３６の入力に接続される。As shown in FIG. 3, a detector 30 is preferably constructed in accordance with the disclosure of U.S. Pat. (through the lead wire 32 shown in Figure 2). In particular, detector 30 is connected to an input amplifier 34 that amplifies and shapes the detected signal. Amplifier 34 is connected to the input of broadband filter 36.

後者のフィルタは検出された信号のそれ等のスペクトル
部分を通過させるように設計され、該部分は共振空胴内
に生成された音響範囲を含むが、同時に殆んどのノイズ
（その環境内で、又運動人工装置により生成される）が
存在する信号のスペクトル部分を阻止する。フィルタ３
６は好ましくは能動形であり、信号の相対強度に依存す
る利得を与える。各フィルタは、例えば、検出された最
低速度の気流に応じて検出器３０により生成される周波
数に中心周波数を持つ状態可変フィルタである。The latter filter is designed to pass that spectral part of the detected signal, which contains the acoustic range generated within the resonant cavity, but at the same time excludes most of the noise (in its environment, It also blocks the spectral portion of the signal that is present (generated by the motion prosthesis). Filter 3
6 is preferably of active type and provides a gain that depends on the relative strength of the signals. Each filter is, for example, a state variable filter with a center frequency at the frequency generated by detector 30 in response to the lowest detected airflow velocity.

通常の中心周波数は約８００〜１２００ヘルツにあり、
検出器により生成される音響範囲は低域端部で約８００
〜１２００ヘルツの間にあり、高域端部では約１２００
〜４０００ヘルツから上で与えられる。フィルタは、そ
の低周波しゃ断部分で急峻なすそをもち（例えば、傾斜
が約４８ｄＢ／オクターブ）、又、約−１２ｄＢ／オク
ターブで上向き転移すべきで、これにより該フィルタは
、呼吸の共振周波数の外側のスペクトルエネルギ一部分
、及び周囲ノイズの殆んど、及び運動人工装置に関係す
るノイズの部分は通過させるが、検出器が生成する音響
範囲を含むスペクトルエネルギーを有するようにすべき
である。フィルタ３６の出力は検出器が生成する音響周
波数に同期づけるための装置３８に接続される。The normal center frequency is around 800-1200 hertz.
The acoustic range produced by the detector is approximately 800 m at the low end.
~1200 Hz, with about 1200 at the high end
Given above from ~4000 Hz. The filter should have a steep skirt at its low frequency cutoff (e.g., slope of about 48 dB/octave) and an upward transition of about -12 dB/octave, so that the filter is below the resonant frequency of breathing. A portion of the outer spectral energy and most of the ambient noise and noise associated with the moving prosthetic device should be passed through, but with spectral energy that includes the acoustic range produced by the detector. The output of filter 36 is connected to a device 38 for synchronizing to the acoustic frequency generated by the detector.

装置３８は狭帯域信号に同期させるために当業界では公
知の各種の装置、例えば、トラッキングフィルタ、又は
位相同期ループ回路のいずれでもよい。両者の場合に、
装置３８は信号をロックし、又信号周波数が呼気の間に
その低域周波数、例えば、８００〜１２００ヘルツから
、その高域周波数、例えば１２００〜４０００ヘルツに
連続的にシフトしても信号を保持する。Device 38 may be any of a variety of devices known in the art for synchronizing narrowband signals, such as a tracking filter or a phase-locked loop circuit. In both cases,
The device 38 locks the signal and retains the signal even as the signal frequency shifts continuously from its lower frequency, e.g., 800-1200 Hz, to its higher frequency, e.g. 1200-4000 Hz, during exhalation. do.

装置の残部は米国特許第４．３０６．５６７号明細書に
記載された対応する要素と同様に与えられる。特に、装
置３８の出力は装置４０に接続されて信号出力を復すし
、これにより装置３８の信号出力の包絡線（エンベロー
プ）を表わす信号を与える。The remainder of the device is provided similar to the corresponding elements described in US Pat. No. 4,306,567. In particular, the output of device 38 is connected to device 40 to return the signal output, thereby providing a signal representative of the envelope of the signal output of device 38.

装置４ｏは直流整流器４２、好ましくは、全波整流器を
備えた形で示してあり、該整流器は装置３８の出力を受
け、これを整流するように接続される。整流された信号
は次に低域フィルタ４４に接続される。後者の装置は、
好ましくは、問題の帯域幅内でエンベロープ周波数を通
過させるように設計される。フィルタ４４は約１０ヘル
ツ以下のそれ等の周波数を、変動が可能だが、通過させ
るべきである。次に、低域フィルタ４４の出力はしきい
値検出器４６に印加される。後者は又、コンパレータの
形で与えてもよく、そのしきい値は周囲ノイズ以上に設
定する。Device 4o is shown with a DC rectifier 42, preferably a full wave rectifier, connected to receive and rectify the output of device 38. The rectified signal is then connected to a low pass filter 44. The latter device is
Preferably, it is designed to pass envelope frequencies within the bandwidth of interest. Filter 44 should pass those frequencies below about 10 hertz, although this can vary. The output of low pass filter 44 is then applied to threshold detector 46. The latter may also be provided in the form of a comparator, the threshold of which is set above the ambient noise.

米国特許第４．３０６．５６７号明細書に記載されたよ
うに、各々の呼吸は有限時間幅を取り、ヒトの場合は通
常約３００〜９００ミリ秒以上２〜３秒以下である。運
動人工装置から得られたパルスの幅は通常は比較的短か
く、３００〜４００ミリ秒以下である。従って、好まし
くはパルス弁別器４８の形態をなす装置が設けられて運
動人工装置から導出されたパルスを含む所定時間幅以下
の、例えば４００ミリ秒以下のパルスを弁別し、父、所
定時間、例えば３乃至ば４秒以上のパルスを阻止するよ
うにする。弁別器４８の出力は一連のパルス列をなし、
その繰返えし速度は検知された呼吸速度である。As described in U.S. Pat. No. 4,306,567, each breath has a finite duration, typically about 300-900 milliseconds or more and 2-3 seconds or less in humans. The width of the pulses obtained from a motion prosthesis is typically relatively short, no more than 300-400 milliseconds. Accordingly, a device, preferably in the form of a pulse discriminator 48, is provided for discriminating pulses of less than a predetermined duration, e.g. Try to block pulses longer than 3 or 4 seconds. The output of the discriminator 48 is a series of pulse trains;
The repetition rate is the sensed respiration rate.

弁別器４８の出力はワンショットマルチバイブレーク５
０に印加され、該マルチバイブレークは次にその入力で
受けた各パルスに対して一定振幅、所定時間幅の単一パ
ルスを与える。このようにして、マルチバイブレーク５
０の各々の出力パルスは有限量のエネルギーを持ち、こ
れは各呼吸サイクルを表わすものである。呼吸速度を計
量したい場合は、マルチバイブレーク５０の出力と積分
器５２の入力に接続することが出来る。マルチバイブレ
ータ５０からの各々のパルスは同一量の信号エネルギー
を有するので、積分器は呼吸速度の関数としてのパルス
の繰返えし速度に依存する速度で充放電することになる
。このようにして、出力の電圧レベルをディジタルディ
スプレイなどの適切な表示装置５４に加え、呼吸速度を
表示することが出来る。同様にして、マルチバイブレー
ク５０の出力をＬＥＤ（発光ダイオード）ディスプレイ
などの発光表示装置に加え、各呼吸サイクルに対して後
者の表示装置を付勢する。The output of the discriminator 48 is a one-shot multi-by-break 5
0, the multi-by-break then provides a single pulse of constant amplitude and predetermined duration for each pulse received at its input. In this way, multi-bye break 5
Each output pulse of 0 has a finite amount of energy, which represents each respiratory cycle. If it is desired to measure the respiration rate, the output of the multi-bibreak 50 and the input of the integrator 52 can be connected. Since each pulse from multivibrator 50 has the same amount of signal energy, the integrator will charge and discharge at a rate that depends on the repetition rate of the pulses as a function of respiration rate. In this manner, the voltage level of the output can be applied to a suitable display device 54, such as a digital display, to display the respiration rate. Similarly, the output of the multi-bibreak 50 is applied to a light emitting display, such as an LED (light emitting diode) display, to energize the latter for each breath cycle.

マルチバイブレータ５０の出力は更に、無呼吸監視装置
を構成するように接続される。The output of multivibrator 50 is further connected to form an apnea monitor.

特て、マルチバイブレータ５０の出力は無呼吸タイマ５
８の入力に接続される。後者はしきい値増幅器６２の反
転入力に接続された積分器６０を有する。積分器５８は
、所定時間の間にマルチバイブレータ４８から何等のパ
ルチも与えられない時は積分器の出力が増幅器６２の非
反転入力で設定されたしきい値レベル以下になる速さで
充放電するように設定される。次に１増幅器６０の出力
が成る有限値になり、２報６４を駆動してセンサがもは
や呼吸を検出しないという音響又は可視表示をする。In particular, the output of the multivibrator 50 is the apnea timer 5.
Connected to 8 inputs. The latter has an integrator 60 connected to the inverting input of a threshold amplifier 62. The integrator 58 charges and discharges at such a rate that the output of the integrator falls below the threshold level set by the non-inverting input of the amplifier 62 when no pulse is applied from the multivibrator 48 for a predetermined period of time. is set to The output of one amplifier 60 then reaches a finite value, driving two signals 64 to provide an audible or visual indication that the sensor no longer detects breathing.

マルチバイブレータ５０の出力は又、無呼吸監視装置を
（１７７；成するように区続される１、特に、マルチバ
イブレータ５０の出力は無呼吸タイマ５日の入力に接続
される。後者はしきい値増幅器６２の反転入力に接続さ
れた積分器６０を有する。積分器６０は、所定の時間幅
の如何なるパルスもマルチバイブレーク５０から受けな
い時は積分器の出力が増幅器６２の非反転入力で設定さ
れたしきい値レベル以下になるような速度で充放電する
ように設定される。次に、増幅器６２の出力が成る有限
値になり警報を駆動してセンサがもはや呼吸を検出しな
いという音響、或いは可視表示をする。The output of the multivibrator 50 is also connected to the input of the apnea timer 5 to form an apnea monitor (177). The integrator 60 has an integrator 60 connected to the inverting input of the value amplifier 62.The integrator 60 has an integrator output set at the non-inverting input of the amplifier 62 when no pulse of a predetermined time width is received from the multi-by-break 50. The output of the amplifier 62 is then set to a finite value such that the output of the amplifier 62 reaches a finite value that drives an alarm and an acoustic signal indicating that the sensor no longer detects breathing. Or display it visually.

本発明の原理から逸脱することなく、第１図の装置及び
第３図の装置の変更例が可能である。例えば、第４図に
示したよって１カニユーレＩＯＡの外鼻孔インサート２
０Ａ及び２０Ｂが２つの外鼻孔インサート間のカニユー
レの空気通路１４に密封装置７０を配置することによっ
て互いに分離される。本実施例では、端部１６Ａは、例
えば開口を通して、及び１つの外鼻孔インサート２０Ａ
を通して酸素０２を与えることが出来るように開放にさ
れる。呼気に応じた空気流の少なくとも１部が他方のイ
ンサート２０Ｂを通してカニユーレの対向端部へ、又開
口２６を通して与えられ、これにより既に記載し友よう
に空胴２４に生ずる共振が検出器３０に生ずる。Modifications to the apparatus of FIG. 1 and the apparatus of FIG. 3 are possible without departing from the principles of the invention. For example, as shown in FIG.
0A and 20B are separated from each other by placing a sealing device 70 in the air passageway 14 of the cannula between the two nostril inserts. In this embodiment, the end 16A is inserted, for example, through an aperture and into one nostril insert 20A.
It is left open so that oxygen 02 can be given through it. At least a portion of the airflow in response to exhalation is imparted through the other insert 20B to the opposite end of the cannula and through the opening 26, thereby creating a resonance in the cavity 24 at the detector 30 as already described. .

第１．２及び４図に示した実施例の各々に生成される音
響信号は正の値として与えられるが、この信号は、例え
ば一定酸素流により生成される一定ノイズ源に対して小
さい値である。第５及び６図に示し之ように、鼻部カニ
ユーレは酸素源に接続されたその端部１６Ｂを持ち、他
方の端部１ｆ９Ｂは閉じられている。Although the acoustic signal generated in each of the embodiments shown in Figures 1.2 and 4 is given as a positive value, this signal is of small value relative to a constant noise source generated, for example, by a constant oxygen flow. be. As shown in Figures 5 and 6, the nasal cannula has its end 16B connected to an oxygen source, and the other end 1f9B is closed.

少なくとも１つのインサート熊手部分８０はカニユーレ
の壁部を通し、又鼻部インサート２０Ｂの１つを通って
延在し、インサートの上部縁部直上のその端部８２で成
端するのが望ましい。熊手状部分８０の対向端部は検出
器３０に接続される。この熊手状部分８０は好ましくは
その端部８２が開放した中空チューブとして形成され、
又インサート２０Ｂ及び通路１４の内径以下の内径を有
する。通路を通して酸素が端部１６Ｂに供給されると、
検出器３０ば、流量の関数として与えられることを特徴
とする比較的一定のバックグラウンドのノイズを検出す
る。第２図に示したものに類似してカニユーレ１０Ｂが
ユーザに装着されると、熊手状部分の上部端部８２はユ
ーザの鼻部内、又はその近傍に配置される。Preferably, at least one insert rake portion 80 extends through the wall of the cannula and through one of the nasal inserts 20B, terminating at its end 82 just above the upper edge of the insert. The opposite end of the rake-shaped portion 80 is connected to the detector 30. This rake-shaped portion 80 is preferably formed as a hollow tube with an open end 82;
It also has an inner diameter that is less than or equal to the inner diameter of the insert 20B and the passageway 14. When oxygen is supplied to end 16B through the passageway,
Detector 30 detects a relatively constant background noise that is characterized as being a function of flow rate. When cannula 10B, similar to that shown in FIG. 2, is worn on a user, the upper end 82 of the rake-like portion is positioned within or near the user's nose.

吸入の間に、カニユーレ通路を通る酸素はユーザにより
吸入される。しかしながら、呼気の間は、生理的空気流
は鼻部インサート２０を通しての酸素流を低減させ、更
【これは音響信号振幅を低減させ、従って呼吸を検出し
、監視することが可能になる。第１１図及び１６図の記
載に関して以下に更に明らかにするように、第５図の実
施例の検出器３０により検出された信号はそれ等の図て
関して以下に記載するようにクラスナーモデルにより処
理可能である。During inhalation, oxygen through the cannula passage is inhaled by the user. However, during exhalation, the physiological airflow reduces the oxygen flow through the nasal insert 20, which further reduces the acoustic signal amplitude, thus allowing breathing to be detected and monitored. As will be further elucidated below with respect to the description of FIGS. 11 and 16, the signal detected by the detector 30 of the FIG. It can be processed by

カニユーレの他に、本発明の原理は空気通路を規定する
他の装置に利用することが出来、ここに前記の通路は呼
吸に応じて気流を搬送するように接続可能なものである
。例えば、第７図に示したように、音響信号発生装置及
び検出器を酸素マスク９０に接続することが出来る。例
えば、マスクの前部は、図示のように、通常はコネクタ
９２を備え、酸素の供給を受ける。本発明て従って、マ
スクはコネクタ９６を備えるように変更され、該コネク
タは中空チューブ９４を受け、該チューブはその接続点
でマスクのコネクタ９２に開放され、又その低部端部で
共振空胴２４により密閉され、次に該空胴は検出器３０
に接続されて共振空胴に発生した音響信号を検出する。In addition to cannulae, the principles of the invention may be utilized in other devices for defining air passageways, where said passageways are connectable to convey airflow in response to breathing. For example, as shown in FIG. 7, an acoustic signal generator and detector can be connected to an oxygen mask 90. For example, the front of the mask typically includes a connector 92, as shown, to receive the oxygen supply. According to the invention, the mask is therefore modified to include a connector 96 which receives a hollow tube 94 which opens at its connection point into a connector 92 of the mask and which also has a resonant cavity at its lower end. 24 and the cavity is then sealed by detector 30
to detect the acoustic signal generated in the resonant cavity.

ユーザがマスク内に呼気すると（ユーザの顔とマスクと
で「空気通路」を画成する）、同調された音響信号（笛
）が中空チューブ９４に生成される。検出器３Ｇは既に
記載したように音響信号を検出する。When the user exhales into the mask (the user's face and mask define an “air path”), a tuned acoustic signal (whistle) is generated in the hollow tube 94. Detector 3G detects the acoustic signal as already described.

空気通路を画成し、次に該通路が呼吸に応じて空気流を
搬送するように接続され得る装置の他の例として、第８
図に示したような呼吸補助装置とコードとの間に接続さ
れてなる装置が考えられる。特に、気管内チューブ１０
２と丁字形コネクタ片１０４との間にアダプタ１００が
接続され、これは次に呼吸チューブを通気筒１０６（又
は感覚脱失装置）に接続する。As another example of a device defining an air passageway, which passageway may then be connected to convey a flow of air in response to breathing, the eighth
A device connected between a breathing assist device and a cord as shown in the figure is conceivable. In particular, the endotracheal tube 10
2 and the T-shaped connector piece 104, which in turn connects the breathing tube to the venting tube 106 (or desensitization device).

該アダプタ１００の実施例を第９及び１０図、更に第１
３〜１５図に示す。Examples of the adapter 100 are shown in FIGS. 9 and 10, and also in FIG.
Shown in Figures 3-15.

第９図及び１０図において、アダプタ １００Ａが詳細【示される。図示のアダプタは対向端部
１１０と１１２の間で開放する外部中空チューブ１０８
からなる。外部中空チューブの内部は装置の通路１４Ｃ
を画成する。9 and 10, adapter 100A is shown in detail. The illustrated adapter includes an external hollow tube 108 that opens between opposite ends 110 and 112.
Consisting of The inside of the external hollow tube is the passage 14C of the device.
Define.

外部チューブ１０８は通気筒１０６からの空気を受ける
端部１１０でわずかにテーパ仕上げされ、これにより丁
字形コネクタ片と気管内チューブとがインタフェースさ
れる。より小さな内部中空チューブ１１４は、一端１１
６が・フレア状の開口を有し、又その他端が検出器３Ｇ
に固定され、通路の内外断面寸法よりはるかに小さな内
外断面寸法を有す名。好ましくは、このより小さな内部
チューブは外部チューブの壁を通して延在し、且つ内部
チューブの端部１１６がユーザによる呼気に応じて発生
する気流の方向に対向する方向に（父、通気筒１０６に
より空気が供給される時に生じる気流方向に）面するよ
うに折曲げられる。External tube 108 is slightly tapered at end 110, which receives air from vent tube 106, thereby interfacing the T-shaped connector piece with the endotracheal tube. A smaller internal hollow tube 114 has one end 11
6 has a flared opening, and the other end is a detector 3G.
A name that is fixed to and has internal and external cross-sectional dimensions that are much smaller than the internal and external cross-sectional dimensions of the passageway. Preferably, this smaller inner tube extends through the wall of the outer tube, and the end 116 of the inner tube is oriented in a direction opposite to the direction of airflow generated in response to exhalation by the user. is bent so that it faces the direction of the air flow that occurs when the air is supplied.

通気筒（吸入）からの、又ユーザ（呼気）からの気流か
ら生じる音響（又は圧力）信号が検出器３０により検出
される。吸入及び呼気は共【類似の音響特性を与えるこ
とが出来る。検出器（例えばマイクロホン）の通常の出
力信号は第１２図に示したものと類似に動作する。次に
更に詳述するように、流れがゼロの場合検出器の出力は
バイアスポテンシャルａを有する。吸入の間はバイアス
ポテンシャルはＣに低下する。吸入が停止した後は、こ
のバイアスポテンシャルはレベルｅに上昇する。Acoustic (or pressure) signals resulting from airflow from the vent tube (inhalation) and from the user (exhalation) are detected by detector 30. Inhalation and exhalation can both provide similar acoustic properties. A typical output signal of a detector (eg, a microphone) operates similarly to that shown in FIG. As will be explained in more detail below, when the flow is zero the output of the detector has a bias potential a. During inhalation the bias potential drops to C. After inhalation has stopped, this bias potential rises to level e.

検出信号を処理する装置を第１１図に示す。A device for processing the detection signal is shown in FIG.

第１１図の装置は成る周波数における信号情報を用いて
（この場合は第１２図に示した信号のエンベロープ）他
の周波数ておける信号情報（この場合はエンベロープに
含まれる呼吸を表わす信号を監視して処理された信号の
Ｓ／Ｎ比を改善するように変更されたクラスナーモニク
である。特に、第９図及び１０図に示した検出器３０は
、その出力信号が呼吸サイクルの相（即ち、吸入又は呼
気）を決定するために用いられるように適切に接続され
る。吸入（レベルＣ）と呼気（レベルｅ）の間の直流動
作レベルを第１２図の例に示す。The apparatus of Figure 11 uses signal information at one frequency (in this case, the envelope of the signal shown in Figure 12) to monitor signal information at another frequency (in this case, the envelope of the signal representing respiration). In particular, the detector 30 shown in Figures 9 and 10 has been modified to improve the signal-to-noise ratio of the processed signal. , inhalation or exhalation).The DC operating levels between inhalation (level C) and exhalation (level e) are shown in the example of FIG.

検出器３０の出力はそのリード線を通して入力増幅器３
４（第３図に関連して既に記載した）に接続される。増
幅器３４の出力は呼吸フィルタ１２０の入力に接続され
る。後者は、中心周波数が好１しくは約２００ヘルツ近
傍にある点を除くと、米国特許第４．３０６．５６７号
明細書に開示された呼吸フィルタに同等であるのが望ま
しい。特に、該呼吸フィルタは、約２００ヘルツ近傍に
中心周波数或いは最大透過を有する帯域フィルタとして
与えられる。The output of the detector 30 is connected to the input amplifier 3 through its leads.
4 (already described in connection with FIG. 3). The output of amplifier 34 is connected to the input of breathing filter 120. The latter is preferably equivalent to the breathing filter disclosed in U.S. Pat. No. 4,306,567, except that the center frequency is preferably near about 200 hertz. In particular, the breathing filter is implemented as a bandpass filter with a center frequency or maximum transmission near about 200 Hertz.

フィルタの特定の設計は技術的に公知の数種のフィルタ
のいずれか１つの形態を取ることが出来る。該フィルタ
は好ましくは能動形であり、信号の大きさに依存する所
定の利得を与えるものである。該フィルタは可変状態フ
ィルタであり、変動はするがその中心周波数は約２００
ヘルツ、すそ野の傾斜は好ましくは約４８ｄＢ／オクタ
ーブである。このフィルタは好ましくは約１０と１００
の間のＱを持つように設計されるが１０が好ましい。該
Ｑは又この値から変動し得るものである。呼吸フィルタ
１２０の出力は装置４０の入力に接続され、第３図に関
して既に記載したように、フィルタの信号出力を復調す
る。復調装置４０の出力はゲート１２２の入力に接続さ
れ、制御信号に応じて、信号の所定部分のみを選択的に
伝送する。この制（財）信号は検出器３０の出力を自動
しきい値検出器１２４の入力に接続して生成される。後
者は、一般に、検出器３０により検出された信号が所定
のしきい値以上で（信号のバイアスレベルよりわずかに
下の第１２図にレベルＡとして示された）、従って吸入
に関係する信号部分のほぼ全てがしきい値検出器１２４
によって伝送されないような信号部分のみを伝送する。The particular design of the filter can take the form of any one of several types of filters known in the art. The filter is preferably active and provides a predetermined gain that is dependent on the signal magnitude. The filter is a variable state filter, with a center frequency of about 200, although it fluctuates.
Hertz, the base slope is preferably about 48 dB/octave. This filter is preferably about 10 and 100
It is designed to have a Q between 10 and 10. The Q can also vary from this value. The output of respiratory filter 120 is connected to the input of device 40, which demodulates the filter's signal output as previously described with respect to FIG. The output of demodulator 40 is connected to the input of gate 122, which selectively transmits only predetermined portions of the signal in response to a control signal. This threshold signal is generated by connecting the output of detector 30 to the input of automatic threshold detector 124. The latter generally means that the signal detected by the detector 30 is above a predetermined threshold (shown as level A in FIG. 12, slightly below the signal's bias level) and thus the part of the signal that is related to inhalation. Almost all of the threshold detectors 124
transmits only those parts of the signal that are not transmitted by

検出器１２４の出力はパルス幅弁別器１２８の入力に接
続され、これにより、所定のしきい値レベルＡ以下のレ
ベルがなお所定の時間幅たけ（例え（げ、０５〜１．０
秒）そのレベル以下にあり、従って吸入の発生を保証し
、且つ期待される呼気の発生を確立するか否かの試験が
実施される。この出力は第２のしきい値検出器１３０の
入力に接続される。後者は、一般に、第２検出器１３０
により送出された所定しきい値以上の信号部分（検出さ
れた呼吸信号により表わされ、検出器３０により生成さ
れた信号のバイアスレベルよりわずかに大きい、第１２
図にレベルＢとして示された）のみを送出し、従って呼
気に関係する信号部分のほぼ全てが検出器１３０により
通過される。検出器１３０の出力はワンショットマルチ
バイブレーク１３２の入力に接続される。The output of the detector 124 is connected to the input of a pulse width discriminator 128, so that a level below a predetermined threshold level A remains for a predetermined period of time (e.g., 05 to 1.0
sec) below that level, thus guaranteeing the occurrence of inhalation and establishing the expected occurrence of exhalation. This output is connected to the input of a second threshold detector 130. The latter is generally the second detector 130
(12), which is represented by the detected respiratory signal and is slightly greater than the bias level of the signal generated by the detector 30;
(shown as level B in the figure), so substantially all of the signal portion related to exhalation is passed by the detector 130. The output of detector 130 is connected to the input of one-shot multi-by-break 132.

後者は検出器１３０の出力の各々の立上り（リーデイン
ゲエツシ゛ン　　に応じた所定幅のパルスを与える。マ
ルチバイブレーク１３２の出力はゲート１２２の制御入
力に印加される。後者は電界効果トランジスタで、その
ゲート電極がマルチバイブレーク１３２からの制御信号
を受け、次にこれがトランジスタを導通させ、従って該
トランジスタが復調装置４０の出力からの信号出力をし
きい値検出器４６に送出するように接続される。後者は
第３図に示し念装置の残部に、接続される。The latter provides a pulse with a predetermined width depending on the rising edge (reading gain) of each output of the detector 130.The output of the multi-by-break 132 is applied to the control input of the gate 122.The latter is a field effect transistor, and its The gate electrode receives a control signal from the multi-by-break 132, which in turn causes the transistor to conduct, such that the transistor is connected to deliver a signal output from the output of the demodulator 40 to the threshold detector 46. The latter is connected to the rest of the device as shown in FIG.

呼吸に応じて生成された音響信号は検出器３０により検
出され、次に該検出器は第１２図に示したものに類似の
出力信号を与える。The acoustic signals generated in response to breathing are detected by detector 30, which in turn provides an output signal similar to that shown in FIG.

周波数が非常に低い場合は（即ち、通常の呼吸速度に関
係する、例えば０．５〜１．０ヘルツの間の通常の周波
数）、第９図及び１ｏ図のアダプタの検出器３０の出力
は圧力検出器に、同等ではないが、類似の動きを与える
。検出器３０は各々の呼吸サイクルに応じて第１２図に
示した波形を生成する。吸入流の間はバイアスレベルは
ｂで示されるように低下し、Ｃは吸引の時間間隔を示す
。吸入流が停止すると、バイアスレベルはより高いレベ
ルｅに迅速に上昇し、ｄで示した正の勾配遷移が与えら
れる。正の遷移ｄの後の呼気流のより高い周波数が８で
示され、新しいバイアスレベルに重畳される。ｆで示さ
れる呼気の終了時には、サイクルはくり返しあられれる
。この信号は増幅器３４に転送される。増幅器３４の増
幅された出力は呼吸フィルタ１２０によりろ波され、そ
の後復調装置４０に印加される。装置４０の出力は第１
２図に示した信号のエンベロープである。検出器３０の
信号出力は又、自動しきい値検出器１２４に印加され、
該検出器はしきい値レベルＡ以下の信号部分を検出する
ものである。しきい値レベル八以上の信号の残部は弁別
器１２８に転送される。後者は、しきい値レベルＡ以下
の信号レベルが所定時間継続し、これによりサイクルの
吸入部分の発生が保証されるか否かを試験する。もし保
証される場合は、信号の残部は第２しきい値検出器１３
０に転送され、ここに該検出器はしきい値レベル８以上
の信号部分を転送するように設定されている。信号のこ
の部分の立ち上り（レベル８以上の信号部分ｄ）はワン
ショットマルチバイブレータ１３２をトリガする。後者
は信号の呼気部分に対して窓を、与える所定時間の間パ
ルスを与える。If the frequency is very low (i.e., normal frequencies related to normal breathing rates, e.g. between 0.5 and 1.0 Hertz), the output of the detector 30 of the adapter of FIGS. 9 and 1o will be Gives a similar, but not equivalent, movement to the pressure sensor. Detector 30 generates the waveform shown in FIG. 12 in response to each respiratory cycle. During the suction flow, the bias level is reduced as indicated by b, and C indicates the time interval of suction. When the suction flow ceases, the bias level quickly rises to a higher level e, giving a positive slope transition shown at d. The higher frequency of the expiratory flow after the positive transition d is shown at 8 and is superimposed on the new bias level. At the end of exhalation, denoted f, the cycle repeats. This signal is transferred to amplifier 34. The amplified output of amplifier 34 is filtered by breathing filter 120 and then applied to demodulator 40 . The output of device 40 is the first
This is the envelope of the signal shown in Figure 2. The signal output of detector 30 is also applied to automatic threshold detector 124;
The detector detects the signal portion below the threshold level A. The remainder of the signals above threshold level 8 are transferred to discriminator 128. The latter tests whether a signal level below the threshold level A persists for a predetermined period of time, thereby guaranteeing the occurrence of the inhalation part of the cycle. If warranted, the remainder of the signal is passed to the second threshold detector 13
0, where the detector is set to transmit the portion of the signal above a threshold level of 8. The rising edge of this part of the signal (signal part d of level 8 or higher) triggers the one-shot multivibrator 132. The latter provides a pulse for a predetermined period of time, giving a window into the exhalation portion of the signal.

呼吸フィルタの２００ヘルツの中心周波数は通気筒−患
者間の結合に対してほぼ最適のＳ／Ｎ　比を与え、呼吸
チューブの共振周波数の外側に位置する。単一の帯域フ
ィルタを用いた場合の問題は吸引と呼気の弁別が困難で
あるということにある。呼吸サイクルの呼気部分を測定
する以前に呼吸サイクルの吸入部分の排除及び時間測定
を要求することにより、装置は吸入が完了され、呼気が
開始される丑で全ての信号を無視する。呼気の予測され
た開始に対する時間は正確に知ることができるので、即
ち、吸入終了時には、最適Ｓ／Ｎ比に対する米国特許第
４．３０６．５６７号明細書で確立された要件は正確な
時間窓を通してサイクルの呼気部分を眺めることによっ
てのみ増強される。第１１図の装置を用い、第１２図に
示した信号のエンベロープにより搬送すれる信号情報を
用いて吸入と呼気を弁別する。The 200 hertz center frequency of the breathing filter provides near-optimal signal-to-noise ratio for the ventilator-to-patient coupling and is located outside the resonant frequency of the breathing tube. The problem with using a single bandpass filter is that it is difficult to differentiate between inhalation and exhalation. By requiring the exclusion and timing of the inhalation portion of the breathing cycle before measuring the exhalation portion of the breathing cycle, the device ignores all signals when inhalation is completed and exhalation begins. Since the time relative to the predicted onset of exhalation can be known precisely, i.e. at the end of inhalation, the requirement established in U.S. Pat. No. 4,306,567 for an optimal signal-to-noise ratio is This is only enhanced by looking through the exhalation portion of the cycle. Using the apparatus of FIG. 11, the signal information carried by the signal envelope shown in FIG. 12 is used to discriminate between inhalation and exhalation.

既に記述したように、呼気を検出することによって、第
８図の気管内チューブ１０２が患者から抜管されると、
吸入（通気筒からの）を示す気流は継続するが、呼気を
示す気流は停止する。しかしながら、呼気に応答する気
流のみが呼吸監視に用いられているので、装置は気管内
チューブの開放を検出することになる。As previously described, once the endotracheal tube 102 of FIG. 8 is extubated from the patient by detecting exhalation,
The airflow indicating inhalation (from the vent tube) continues, but the airflow indicating exhalation stops. However, since only exhalation-responsive airflow is used for respiratory monitoring, the device will detect opening of the endotracheal tube.

第１３〜１５図において、別のアダプタ１００Ｂは、第
９〜ｌＯ図のアダプタに示したものにほぼ同等の外部チ
ューブ１０８と、外部チューブに同軸に固定され、空気
通路１４Ｄを画成する内部中空円筒チューブ１０９とを
備える。渦流発生装置１１７は、好ましくは円筒ビンの
形態をなし、内部チューブ１０９の中央内側部分を直径
方向に横切って接伏される。薄肉中空チューブ１１８が
外部チューブ１０８及び内部チューブ１０９を通して延
在する。チューブ１１８は丁度下流に（呼気の間にユー
ザからの方向の気流に対して）位置付けられた開放端部
を持ち、その池端部は検出器３０に接続される。一般に
、呼気に応じて流れる空気は、これが＃Ｊ流発生要素に
当り、それにより該要素１１７から下流に渦流が生成さ
れるまでは内部チューブ１０９内でほぼ層流になる。か
かる渦流は音響信号を生成し、該信号は検出器３０によ
り検出される。呼気に応じて通気筒からの気流に対して
上流に、又気流に対して下流に検出器３０が位置づけら
れると、検出器３０の出力信号は空胴を用いた以前に記
載の共振空胴２４かも得られたものに類似である。従っ
て第３図の装置を用いて第１３〜１５図て示し之アダプ
タの検出器３０の出力信号を処理することが出来る。13-15, another adapter 100B has an outer tube 108 substantially similar to that shown in the adapter of FIGS. A cylindrical tube 109 is provided. The vortex generating device 117 is preferably in the form of a cylindrical bottle and is laid down diametrically across the central inner portion of the inner tube 109. A thin walled hollow tube 118 extends through outer tube 108 and inner tube 109. Tube 118 has an open end positioned just downstream (with respect to airflow in the direction from the user during exhalation) and its pond end is connected to detector 30 . Generally, the air flowing in response to exhalation will flow approximately laminar within the inner tube 109 until it hits the #J flow generating element, thereby creating a vortex flow downstream from the element 117. Such eddy currents generate acoustic signals, which are detected by detector 30. When the detector 30 is positioned upstream and downstream relative to the airflow from the vent cylinder in response to exhalation, the output signal of the detector 30 is determined by the resonant cavity 24 described previously using the cavity. It is also similar to what was obtained. The apparatus of FIG. 3 can therefore be used to process the output signals of the detectors 30 of the adapters shown in FIGS. 13-15.

呼吸信号は、本発明の範囲から逸脱することなしに、第
３図及び１１図に示したもの以外に、クラスチー形のモ
ニタにより処理可能である。例えば、第３図及び１１図
に示した方法は第１６図に示した装置で組合わせ使用さ
れている。図示したように、検出器３０の出力は増幅器
３４の入力に接続される。後者の出力はゲート１２２に
接続される。検出器３０の出力は自動しきい値検出器１
２４に接続され、該しきい値検出器は次にその出力がパ
ルス幅弁別器１２８の入力に接続され、次に該弁別器は
その出力が第２しきい値検出器１３０の入力に接続され
る。検出器１３０はその出力がワンショットマルチバイ
ブレータ１３２の入力に接続され、該マルチバイブレー
タは、欠にその出力を、ゲート１２２の導通を制御する
ように接続される。ゲート１２２の出力は帯域フィルタ
３６の入力に接続され、該フィルタは次に同調された周
波数信号にロックするための装置３８に接続される。装
置３８の出力は第３図に示したものに同等な回路の残部
と共に、復調装置４０に接続される。The respiratory signal can be processed by Krustchi-type monitors other than those shown in FIGS. 3 and 11 without departing from the scope of the invention. For example, the methods shown in FIGS. 3 and 11 are used in combination in the apparatus shown in FIG. As shown, the output of detector 30 is connected to the input of amplifier 34. The output of the latter is connected to gate 122. The output of the detector 30 is the automatic threshold detector 1
24, the threshold detector in turn has its output connected to the input of a pulse width discriminator 128, which in turn has its output connected to the input of a second threshold detector 130. Ru. The output of the detector 130 is connected to the input of a one-shot multivibrator 132, which is connected intermittently to control the conduction of the gate 122. The output of gate 122 is connected to the input of a bandpass filter 36, which in turn is connected to a device 38 for locking to the tuned frequency signal. The output of device 38 is connected to a demodulator 40, along with the remainder of a circuit equivalent to that shown in FIG.

動作時は、検出器１２４、パルス幅弁別器１２８、検出
器１３０、及びマルチバイブレータ１３２は、第１１図
の装置におけるように、制却ゲート信号を与え、これに
より呼気の間て窓が与えられる。この部分け、第３図に
関して記載されたように、フィルタ３６により戸波され
、装置３８によりトラッキングされる。このようにして
、第１６図の装置は第３図及び１１図の方法を組合わせ
て見られる。更に、第１２図の信号の性質が反対の場合
、即ち、部分Ｃが呼気を表わし、部分ｅが吸引を表わす
場合（第５図のカニユーレにより発生されるように）、
検出器３０の出力は反転され得る。第１１図及び１６図
に示した装置に対してなされ得る他の変更として、正に
変化する信号、即ち第１２図に示した信号の部分ｄに対
する出力信号を与える微分回路はしきい値検出器１２４
に代替可能である。In operation, detector 124, pulse width discriminator 128, detector 130, and multivibrator 132 provide a control gate signal, which provides a window during exhalation, as in the apparatus of FIG. . This fraction is filtered by filter 36 and tracked by device 38 as described with respect to FIG. In this way, the apparatus of FIG. 16 can be seen as a combination of the methods of FIGS. 3 and 11. Furthermore, if the nature of the signal in FIG. 12 is opposite, i.e. if part C represents exhalation and part e represents suction (as generated by the cannula in FIG. 5),
The output of detector 30 may be inverted. Another modification that may be made to the apparatus shown in FIGS. 11 and 16 is that the differentiating circuit providing the output signal for the positively varying signal, i.e. the portion d of the signal shown in FIG. 12, is a threshold detector. 124
can be replaced by

（発明の効果） 従って、本発明は生理的信号、例えば呼吸に関係する信
号を獲得するための有用な方法を与える。本装置は簡単
であり、比較的安価に製造出来る。問題の特定の音響周
波数或いは音響周波数の帯域は生理的信号の要件及び該
信号を選択しなければならない環境要件に従って選択さ
れる。このようにして、クラスナーモニタを動作させる
正確な周波数を最適にするように選択することが出来、
又更にＳ／Ｎ　比を改善することが可能である。Advantages of the Invention Accordingly, the present invention provides a useful method for acquiring physiological signals, such as those related to respiration. The device is simple and relatively inexpensive to manufacture. The particular acoustic frequency or band of acoustic frequencies of interest is selected according to the requirements of the physiological signal and the environment in which it has to be selected. In this way, the exact frequency at which the Krasner monitor operates can be optimally selected.
It is also possible to further improve the S/N ratio.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は本発明を組込むように変更した鼻部カニユーレ
の形態をなす検出器の第１の実施例の空気通路の中心軸
線に沿う断面図であり、 第２図は第１図の実施例の使用を示し、第３図は第１図
に示した鼻部カニユーレと共に動作するように本発明を
組込み変更したクラスナーモニタのブロック図であり、
第４図は本発明を取り込んだ鼻部カニユーレの第２の実
施例の空気通路の中心軸線に沿う断面図であり、 第５図は本発明を組込んだ鼻部カニユーレの第３の実施
例の空気通路の中心軸線に沿う断面図であり、 第６図は第５図の実施例に用いたインサート熊手部分の
拡大透視図で、該実施例は特許請求の範囲に示される応
用例を与えるものであり、 第７図は本発明の原理？取り込んだ酸素マスクの正面図
であり、 第８図は本発明を取り込み、標準の気管内チューブと通
気筒と共に用いられる音響気管内チューブアダプターの
透視図であり、第９図は本発明を取り込み、第８図で用
いられた音響気管内チューブアダプターの第１実施例の
拡大軸方向透視図であり、 第１０図は第９図の線１０−１０矢視断面図であり、 第１１図はクラスナーモニタのブロック図で、これは第
９図及び１０図・て示した鼻部カニユーレと共に動作す
るように本発明を取り込み変更されており、 第１２図は第１１図のブロック図の動作の理解に有用な
通常の呼吸信号の振幅対時間のグラフを示すものであり
、 第１３図は第８図で使用した音響気管内チューブアダプ
ターの第２の実施例の拡大軸方向透視図を示し、 第１４図は第１３図の線１４−１４矢視断面図であり、 第１５図は第１３図の線１５−１５矢視断面図であシ、
又、 第１６図は本発明を取り込むように変更したクラスナー
モニタの更に他の実施例を示すブロック図である。 〔主要部分の符号の説明〕 １０・・・鼻部カニユーレ １２・・・中空体 １４・・空気通路 １６．１８・・・密閉端部 ２０・・外扉孔インサート ２４・・・音響共振空胴 ２６・・開口 ２８・・・妨害物 ３０・・・音響信号圧力検出器 ３２・・リード線 ３６．４４，１２０・・・フィルタ ４２・・・直流整流器 ４６・・しきい値検出器 ４８．１２８，１３０・・・弁別器 ５０．１３２・・・マルチバイブレーク５４−・・表示
装置 ５８・・・無呼吸用タイマ ６２・・しきい値増幅器 ７０・・・クロージヤー ８０・・・熊手部分 ９０・・・酸素マスク ９２．９６・・・コネクタ ９４．１０８，１１４・・・中空チューブ゛。 １００・・アダプタ １０２　気管内チューブ １０６・・通気孔　　　　１２２・・ゲートＦＩＧ、　
４ ＦＩＧ、　５ ＦＩＧ、　６ ＦＩＧ、　１２1 is a sectional view along the central axis of the air passage of a first embodiment of a detector in the form of a nasal cannula modified to incorporate the present invention; FIG. 2 is a sectional view of the embodiment of FIG. 1; FIG. 3 is a block diagram of a Krasner monitor modified to incorporate the present invention for operation with the nasal cannula shown in FIG.
FIG. 4 is a sectional view along the central axis of the air passage of a second embodiment of a nasal cannula incorporating the present invention, and FIG. 5 is a third embodiment of a nasal cannula incorporating the present invention. FIG. 6 is an enlarged perspective view of the insert rake portion used in the embodiment of FIG. 5, which embodiment provides an example of application as indicated in the claims. Is Fig. 7 the principle of the present invention? 8 is a front view of an oxygen mask incorporating the present invention; FIG. 8 is a perspective view of an acoustic endotracheal tube adapter incorporating the present invention and used with a standard endotracheal tube and vent tube; FIG. 9 is a perspective view of an acoustic endotracheal tube adapter incorporating the present invention; 8 is an enlarged axial perspective view of the first embodiment of the acoustic endotracheal tube adapter used in FIG. 8; FIG. 10 is a sectional view taken along line 10-10 of FIG. 9; FIG. Figure 12 is a block diagram of a nasal cannula that has been modified to incorporate the present invention to operate with the nasal cannula shown in Figures 9 and 10; Figure 12 provides an understanding of the operation of the block diagram of Figure 11; 13 shows an enlarged axial perspective view of a second embodiment of the acoustic endotracheal tube adapter used in FIG. 8; FIG. 14 is a sectional view taken along the line 14-14 in FIG. 13, and FIG. 15 is a sectional view taken along the line 15-15 in FIG.
FIG. 16 is a block diagram showing still another embodiment of the Krasner monitor modified to incorporate the present invention. [Explanation of symbols of main parts] 10...Nose cannula 12...Hollow body 14...Air passage 16.18...Sealed end 20...Outer door hole insert 24...Acoustic resonant cavity 26... Opening 28... Obstruction 30... Acoustic signal pressure detector 32... Lead wire 36.44, 120... Filter 42... DC rectifier 46... Threshold detector 48.128 , 130...Discriminator 50.132...Multi-by break 54-...Display device 58...Apnea timer 62...Threshold amplifier 70...Closer 80...Rake portion 90...・Oxygen mask 92.96... Connector 94.108, 114... Hollow tube. 100...Adapter 102 Endotracheal tube 106...Vent hole 122...Gate FIG,
4 FIG, 5 FIG, 6 FIG, 12

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １、生体の呼吸検知装置において、 前記生体の呼吸気道に対して位置づけら れて空気通路を画成し、これにより前記生 体による吸入に応じて第１方向に、又呼気 に応じて第２方向に気流を与える装置と、 前記空気通路に対して配置され、それに より前記第１及び第２の方向の中の選択さ れた方向のみに前記生体からの気流に応じ て特殊の音響信号を発生する音響信号発生 装置と、 前記音響信号発生装置に対して配置され て前記音響信号を検出し、該音響信号を表 わす電気信号を発生する装置とからなる生 体の呼吸検知装置。 ２、音響信号発生装置は音響信号を発生し、該音響信号
の基本周波数は呼吸の間に生体 の発生する自然の音声信号に通常存在する 主音声周波数より大きくなるように与えら れてなる特許請求の範囲第１項に記載の呼 吸検知装置。 ３、音響信号発生装置は空気通路に対して配置された共
振空胴を備え、これにより第１ 及び第２の方向のうちの１つの方向に流れ る空気のみが前記共振空胴に特殊の音響信 号を発生する特許請求の範囲第１項に記載 の呼吸検知装置。 ４、空気通路を画成する装置は鼻部カニユーレを備え、
且つ共振空胴は前記カニユーレ に装着される特許請求の範囲第３項に記載 の呼吸検知装置。 ５、カニユーレは、生体の鼻部オリフィスにそう入する
ための空気通路に流体連通する １対の鼻部インサートを備え、又共振空胴 は前記カニユーレの１端に位置づけられる 特許請求の範囲第４項に記載の呼吸検知装 置。 ６、共振空胴はカニユーレの１端に設けられた端部密封
形空胴であり、該空胴に対向す る前記カニユーレの端部が密閉され、且つ インサートは前記端部の間に配置されてな る特許請求の範囲第５項に記載の呼吸検知 装置。 ７、鼻部インサートはカニユーレの端部の間で互いに軸
方向に配置され、且つ前記のカ ニユーレは更に前記のインサート間の空気 通路に対空気妨害物を備える特許請求の範 囲第６項に記載の呼吸検知装置。 ８、共振空胴は笛装置である特許請求の範囲第５項に記
載の呼吸検知装置。 ９、装置は第１及び第２の方向の中のその他の方向にあ
る装置からの空気流に応じて基 本周波数のノイズを含む音声ノイズ源を発 生する装置と共に用いられ又、音響信号を 検出する装置は前記音響信号と音響ノイズ とを表わす電気信号を発生し、該電気信号 は前記の第１及び第２の方向の前記のその 他の方向の気流に応じて振幅を減じる特許 請求の範囲第２項に記載の呼吸検知装置。 １０、空気通路に対して配置された装置は該空気通路の
内部断面寸法よりほぼ小さな断面 直径を有する前記空気通路に配置された少 なくとも１つの熊手状部分を備える特許請 求の範囲第１項に記載の呼吸検知装置。 １１、音響信号発生装置は開放端部を有し、且つ空気通
路より断面が小さい中空体を備え、該中空体は前記空気
通路に延在し、前記開 放端部は１方向の空気通路に流れる空気を 受けるように位置決めされる特許請求の範 囲第１項に記載の呼吸検知装置。 １２、開放端部に対向する中空体端部は音響信号検出装
置並びに電気信号発生装置に固定 されてなる特許請求の範囲第１１項に記載 の呼吸検知装置。 １３、音響信号発生装置は少なくとも１つの方向の気流
に応じて空気通路に渦状気流を発 生する渦発生装置を備え、音響信号を検出 する装置は１つの方向の気流方向の前記渦 流発生装置に対して下流に位置決めされる 特許請求の範囲第１項に記載の呼吸検知装 置。 １４、生体に装着され、空気通路を部分的に画成するマ
スクを更に有し、且つ音響信号発 生装置と音響信号を検出する装置とが前記 マスクに装着されてなる特許請求の範囲第 １項に記載の呼吸検知装置。 １５、音響信号発生装置は生体からの呼気に応じて特殊
の音響信号を発生する特許請求の 範囲第１項に記載の呼吸検知装置。 １６、比較的長期にわたつて被検者の呼吸速度をモニタ
する装置にして、（ａ）前記被検者の呼吸機能に応じて
生成される音声信号を検 出する検出装置と、（ｂ）一定の周波数範囲にあり、前
記被検者の呼吸機能に応じて生成 された音響エネルギーを表わし、前記範囲 内で前記検出装置により検出される電気信 号を発生する信号発生装置と、（ｃ）前記電気信号を復
調して、復調電気信号を発生し、 且つ電気信号の周期的振幅変調周波数を検 出する復調装置との組合わせからなる装置 において、更に 前記被検者の呼吸空気通路に対して位置 づけられて空気通路を画成し、それにより 前記被検者による吸入に応じて第１方向の 気流を与え、且つ前記被検者による呼気に 応じて第２方向の気流を与える装置と、 前記空気通路に対して配置され、それに より、前記第１及び第２方向の選択された 方向のみに前記被使者からの空気流に応じ て特殊の音響信号を発生する音響信号発生 装置と、 該音響信号発生装置に対して配置されて 前記音響信号を検出し、且つ該音響信号を 表わす電気信号を発生する検出装置とから なる呼吸速度モニタ装置。 １７、音響信号発生装置は音響信号を発生し、該音響信
号の基本周波数は呼吸の間に生体 が発生する自然の音声信号に通常存在する 主音声周波数より大きくなるように与えら れる特許請求の範囲第１６項に記載の呼吸 速度モニタ装置。 １８、音響信号発生装置は空気通路に対して配置された
共振空胴を備え、これにより第１ 及び第２の方向の１つの方向に流れる空気 のみが前記共振空胴に前記音響信号を発生 する特許請求の範囲第１６項に記載の呼吸 速度モニタ装置。 １９、呼吸空気通路に対して位置決めされ、且つ空気通
路を画成する装置は鼻部カニユー レを有し、又共振空胴はカニユーレに装着 される特許請求の範囲第１８項に記載の呼 吸速度モニタ装置。 ２０、カニユーレは空気通路に流体連通する１対の鼻部
インサートを備えて生体の鼻部オ リフィスにそう入し、且つ共振空胴は前記 カニユーレの１端部に位置決めされる特許 請求の範囲第１９項に記載の呼吸速度モニ タ装置。 ２１、共振空胴はカニユーレの１端に設けられた端部密
閉空胴であり、該空胴に対向する 前記カニユーレの端部は密閉され、又イン サートは端部の間に配置される特許請求の 範囲第２０項に記載の呼吸速度モニタ装置。 ２２、鼻部インサートはカニユーレの端部の間で互いに
軸方向に変位され、更に前記カニ ユーレはインサート間の空気通路に対空気 妨害物を備える特許請求の範囲第２１項に 記載の呼吸速度モニタ装置。 ２３、共振空胴は笛装置である特許請求の範囲第２０項
に記載の呼吸速度モニタ装置。 ２４、呼吸速度モニタ装置は第１及び第２方向のその他
の方向の装置からの空気流に応じ て基本周波数のノイズを有する音響ノイズ 源を発生する装置と共に用いられ、又、音 響信号を検出する装置は前記音響信号と前 記音響ノイズとを表わす電気信号を発生し、該電気信号
は前記第１及び第２方向の前記 その他の方向の気流に応じて振幅を低減す るように与えられる特許請求の範囲第１７ 項に記載の呼吸速度モニタ装置。 ２５、空気通路に対して配置された装置は前記空気通路
に配置され、該空気通路の内部断 面よりほぼ小さい断面寸法を有する少なく とも１つの熊手状部分を有する特許請求の 範囲第１６項に記載の呼吸速度モニタ装置。 ２６、音響信号発生装置は開放端部を有し、且つ空気通
路より小さな断面寸法である中空 体を備え、該中空体は前記空気通路中に延 在し、前記開放端部は１方向の前記空気通 路に流れる空気を受けるように位置決めさ れている特許請求の範囲第１６項に記載の 呼吸速度モニタ装置。 ２７、開放端部に対向する中空体の端部は音響信号を検
出し、且つ電気信号を発生する装 置に固定されている特許請求の範囲第２６ 項に記載の呼吸速度モニタ装置。 ２８、音響信号発生装置は少なくとも１方向の気流に応
じて空気通路に空気渦流を生成す る渦流発生装置を備え、又、音響信号を検 出する装置は前記１方向の気流方向の前記 渦流発生装置に対して下流に位置決めされ る特許請求の範囲第１６項に記載の呼吸速 度モニタ装置。 ２９、生体に装着用され且つ空気通路を部分的に画成す
るマスクを更に含み、又、音響信 号発生装置と音響信号を検出する装置とは 前記マスクに装着される特許請求の範囲第 １６項に記載の呼吸速度モニタ装置。 ３０、音響信号発生装置は生体からの呼気に応じて特殊
な音響信号を発生する特許請求の 範囲第１６項に記載の呼吸速度モニタ装置。 ３１、モニタ装置は更に、第１及び第２方向の１つの方
向の気流を表わす電気信号の部分 と前記第１及び第２方向のその他の方向の 気流を表わす信号の部分とを識別する検出 装置により生成される前記電気信号に応じ る装置と、前記第１及び第２方向の前記１ つの方向の空気流を表わす初めに言及した 電気信号の部分のみを表わす第２の電気信 号を発生する装置とを備える特許請求の範 囲第２４項に記載の呼吸速度モニタ装置。 ３２、第１に言及した電気信号の部分の間を識別する装
置はしきい値検出器を備える特許 請求の範囲第３１項に記載の呼吸速度モニ タ装置。 ３３、被検者の生理的リズム機能速度をモニタする装置
において、 前記被検者の生理的リズム機能に応じて 生成される音声信号を検出する検出装置と、前記検出装
置により検出される音声エネ ルギーに応じて、該検出音声エネルギーの 少なくとも２つの周波数帯域内の信号情報 を有する第１の電気信号を発生する信号発 生装置と、 前記帯域の１つに含まれる信号情報に応 答して前記帯域の他方に含まれる前記信号 情報の予め選択された部分の関数として第 ２の電気信号を発生する装置と、前記第２ の電気信号を処理して前記生理的リズム機 能速度を表わす第３信号を生成する装置と を組合わせてなる生理的リズム機能速度の モニタ装置。 ３４、第１の電気信号は２つの対応する電気周波数の帯
域内に信号情報を有し、前記第１ 電気信号の周波数の前記１つの帯域は検出 された音声エネルギーのエンベロープ周波 数を有し、又前記第１電気信号の周波数の 前記他方の帯域は生理的機能の固有振動数 を表わす周波数を有し、更に第２の電気信 号を発生する装置は前記第１電気信号の前 記エンベロープの所定部分を検出し、これ により該第１電気信号の該エンベロープの 予め選択された部分内でのみ前記第１電気 信号の前記他方の帯域内の信号情報を検出 する装置を備える特許請求の範囲第３３項 に記載の生理的リズム機能速度のモニタ装 置。 ３５、エンベロープの所定部分を検出する装置は前記エ
ンベロープの各サイクルの第１の 所定位相の関数として制御信号を発生する 装置を備え、又第１の電気信号のエンベロ ープの所定部分を検出する装置は第２の所 定位相内でのみ前記他方の帯域内の信号情 報を検知する特許請求の範囲第３４項に記 載の生理的リズム機能速度のモニタ装置。 ３６、生理的機能は呼吸動作であり、制御信号を発生す
る装置は吸入の間に発生するエン ベロープの各サイクルの位相の関数として 前記制御信号を発生し、第１の電気信号の 前記エンベロープの前記所定部分を検出す る装置はほぼ呼気の間に発生する各サイク ルの位相内の他方の帯域内に含まれる信号 情報を検出する特許請求の範囲第３５項に 記載の生理的リズム機能速度のモニタ装置。[Scope of Claims] 1. An apparatus for detecting respiration of a living body, which is positioned with respect to a respiratory airway of the living body to define an air passageway, and thereby detects air in a first direction in response to inhalation by the living body and in response to exhalation. a device for providing airflow in a second direction in response to the airflow from the living body; A living body breathing detection device comprising: an acoustic signal generating device that generates an acoustic signal; and a device that is disposed relative to the acoustic signal generating device, detects the acoustic signal, and generates an electrical signal representing the acoustic signal. 2. A patent claim in which the acoustic signal generating device generates an acoustic signal, and the fundamental frequency of the acoustic signal is given to be higher than the main audio frequency normally present in the natural audio signal generated by a living body during respiration. The respiratory detection device according to item 1. 3. The acoustic signal generating device comprises a resonant cavity arranged with respect to the air passage, so that only air flowing in one of the first and second directions generates a special acoustic signal in the resonant cavity. A respiration detection device according to claim 1, which generates a breath detecting device. 4. The device defining the air passage includes a nasal cannula;
4. The respiration sensing device according to claim 3, wherein the resonant cavity is attached to the cannula. 5. A cannula comprising a pair of nasal inserts in fluid communication with an air passageway for entering a nasal orifice of a living body, and a resonant cavity is located at one end of the cannula. Breathing detection device as described in Section. 6. The resonant cavity is an end-sealed cavity provided at one end of the cannula, and the end of the cannula opposite the cavity is sealed, and the insert is disposed between the ends. A respiration detection device according to claim 5. 7. The nose inserts are arranged axially with respect to each other between the ends of the cannula, and said cannula further comprises an air obstruction in the air passage between said inserts. Breathing detection device. 8. The respiration detection device according to claim 5, wherein the resonant cavity is a whistle device. 9. The device is used with a device that generates an audio noise source comprising fundamental frequency noise in response to airflow from the device in the other of the first and second directions and detects the acoustic signal. Claim 2: Apparatus generates an electrical signal representative of the acoustic signal and acoustic noise, the electrical signal decreasing in amplitude in response to airflow in the other direction of the first and second directions. Breathing detection device as described in Section. 10. The device disposed relative to the air passageway comprises at least one rake-shaped portion disposed in the air passageway having a cross-sectional diameter substantially smaller than the internal cross-sectional dimension of the air passageway. breathing detection device. 11. The acoustic signal generating device includes a hollow body having an open end and a cross section smaller than the air passage, the hollow body extending into the air passage, and the open end flowing into the air passage in one direction. A respiratory sensing device according to claim 1, wherein the device is positioned to receive air. 12. The respiration detection device according to claim 11, wherein the end of the hollow body facing the open end is fixed to an acoustic signal detection device and an electric signal generation device. 13. The acoustic signal generating device includes a vortex generating device that generates a vortex airflow in the air passage in response to the airflow in at least one direction, and the device for detecting the acoustic signal includes a vortex generating device that generates a vortex airflow in the air passage in one direction. 2. A respiration sensing device as claimed in claim 1, wherein the device is positioned downstream of the respiration sensing device. 14. Claim 1, further comprising a mask that is attached to a living body and partially defines an air passage, and an acoustic signal generating device and an acoustic signal detecting device are attached to the mask. The breathing detection device described in . 15. The respiration detection device according to claim 1, wherein the acoustic signal generating device generates a special acoustic signal in response to exhalation from a living body. 16. An apparatus for monitoring the respiratory rate of a subject over a relatively long period of time, comprising: (a) a detection device for detecting an audio signal generated in accordance with the respiratory function of the subject; and (b) a constant (c) a signal generating device for generating an electrical signal within the frequency range representing acoustic energy generated in response to the respiratory function of the subject and detected by the detection device; An apparatus comprising a demodulator for demodulating the signal to generate a demodulated electrical signal and detecting a periodic amplitude modulation frequency of the electrical signal, further positioned with respect to the respiratory air path of the subject. defining an air passageway, thereby providing an airflow in a first direction in response to inhalation by the subject, and providing an airflow in a second direction in response to exhalation by the subject; an acoustic signal generating device disposed against the subject, thereby generating a special acoustic signal in response to airflow from the occupant only in selected directions of the first and second directions; a detection device disposed relative to the device for detecting said acoustic signal and generating an electrical signal representative of said acoustic signal. 17. Claims provided that the acoustic signal generating device generates an acoustic signal, the fundamental frequency of which is greater than the main audio frequency normally present in the natural audio signals produced by living organisms during respiration. 17. Respiration rate monitoring device according to clause 16. 18. The acoustic signal generating device comprises a resonant cavity disposed relative to the air passage, such that only air flowing in one of the first and second directions generates the acoustic signal in the resonant cavity. A respiration rate monitoring device according to claim 16. 19. The respiratory rate monitor of claim 18, wherein the device positioned relative to and defining the respiratory air passageway has a nasal cannula, and the resonant cavity is attached to the cannula. Device. 20. A cannula is inserted into the nasal orifice of the subject with a pair of nasal inserts in fluid communication with the air passageway, and a resonant cavity is positioned at one end of the cannula. Respiration rate monitoring device as described in Section. 21. Claim in which the resonant cavity is an end-sealed cavity provided at one end of the cannula, the end of said cannula opposite the cavity is sealed, and the insert is disposed between the ends. The respiration rate monitoring device according to item 20. 22. The respiratory rate monitoring device of claim 21, wherein the nasal inserts are axially displaced relative to each other between the ends of the cannula, the cannula further comprising an air obstruction in the air passageway between the inserts. . 23. The respiration rate monitoring device according to claim 20, wherein the resonant cavity is a whistle device. 24. The respiration rate monitoring device is used with a device that generates an acoustic noise source having a fundamental frequency noise in response to airflow from the device in other directions of the first and second directions and also detects the acoustic signal. 10. The apparatus of claim 1, wherein the apparatus generates an electrical signal representative of the acoustic signal and the acoustic noise, the electrical signal being applied to reduce the amplitude in response to airflow in the other direction of the first and second directions. A respiration rate monitoring device according to scope 17. 25. A device according to claim 16, wherein the device arranged with respect to the air passage has at least one rake-shaped portion arranged in the air passage and having a cross-sectional dimension substantially smaller than the internal cross-section of the air passage. Breathing rate monitoring device. 26. The acoustic signal generating device comprises a hollow body having an open end and having a smaller cross-sectional dimension than the air passageway, the hollow body extending into the air passageway, and the open end being arranged in one direction. 17. The respiration rate monitoring device of claim 16, wherein the device is positioned to receive air flowing through the air passageway. 27. The respiration rate monitoring device according to claim 26, wherein the end of the hollow body opposite the open end is fixed to a device for detecting acoustic signals and generating electrical signals. 28. The acoustic signal generating device includes a vortex generating device that generates an air vortex in the air passage in response to the airflow in at least one direction, and the device for detecting the acoustic signal is provided in the vortex generating device in the airflow direction of the one direction. 17. A respiration rate monitoring device as claimed in claim 16, positioned downstream of the device. 29. Claim 16 further comprising a mask that is worn on a living body and partially defines an air passage, and the acoustic signal generating device and the acoustic signal detecting device are attached to the mask. The respiration rate monitoring device described in . 30. The respiration rate monitoring device according to claim 16, wherein the acoustic signal generating device generates a special acoustic signal in response to exhalation from a living body. 31. The monitoring device further includes a detection device for identifying a portion of the electrical signal representing airflow in one of the first and second directions and a portion of the signal representing airflow in the other direction of the first and second directions. a second electrical signal representative of only the portion of the initially mentioned electrical signal representative of the air flow in the one direction of the first and second directions; A respiration rate monitoring device according to claim 24, comprising: 32. A respiration rate monitoring device according to claim 31, wherein the device for discriminating between the first-mentioned portions of the electrical signal comprises a threshold detector. 33. A device for monitoring the physiological rhythmic function speed of a subject, comprising: a detection device that detects an audio signal generated in accordance with the physiological rhythmic function of the subject; and an audio energy detected by the detection device. a first electrical signal having signal information within at least two frequency bands of the detected audio energy in response to signal information within one of said bands; an apparatus for generating a second electrical signal as a function of a preselected portion of said signal information contained in the other; and processing said second electrical signal to produce a third signal representative of said physiological rhythm function rate. Physiological rhythm function speed monitoring device. 34, a first electrical signal having signal information within two corresponding bands of electrical frequencies, the one band of frequencies of the first electrical signal having an envelope frequency of the detected audio energy; the other band of frequencies of the first electrical signal has a frequency representative of the natural frequency of a physiological function; 34. Apparatus for detecting and thereby detecting signal information within the other band of the first electrical signal only within a preselected portion of the envelope of the first electrical signal. Physiological rhythm function rate monitoring device as described. 35. The device for detecting a predetermined portion of an envelope comprises a device for generating a control signal as a function of a first predetermined phase of each cycle of said envelope, and the device for detecting a predetermined portion of the envelope of a first electrical signal comprises: 35. The physiological rhythm function speed monitoring device of claim 34, wherein signal information within the other band is detected only within a second predetermined phase. 36. The physiological function is a respiratory action, and the device for generating a control signal generates said control signal as a function of the phase of each cycle of the envelope occurring during inhalation, and 36. A physiological rhythmic function rate monitoring device according to claim 35, wherein the device for detecting the predetermined portion detects signal information contained within the other band within the phase of each cycle occurring approximately during exhalation. .