(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
振動変換器、増幅器、およびヘッドフォン構成を含む電子デジタル聴診器であって、更に、少なくとも１つの音響タイプの聴診器に対応する少なくとも１つのインパルス伝達関数を確立するフィルタ手段を含むことを特徴とする電子聴診器。
【請求項２】
請求項第１項記載の聴診器であって、更に、プリエンファシス、聴力損失の補償等のためのデジタルフィルタを備えることを特徴とする聴診器。
【請求項３】
請求項第１項または第２項記載の聴診器であって、フィルタを通す前の線形な音とデジタルフィルタを通した後の音との間でA/B比較を行うための手段が含まれていることを特徴とする聴診器。
【請求項４】
請求項第１項または第２項記載の聴診器であって、１つの同一増幅器に対していくつかのヘッドフォンがつながれることを特徴とする聴診器。
【請求項５】
先行する任意の請求項記載の聴診器であって、前記デジタルフィルタと一緒に、主要な既知のタイプの聴診器に対応するインパルス伝達関数が記憶されていることを特徴とする聴診器。
【請求項６】
請求項第１項または第２項記載の聴診器であって、前記デジタルフィルタの伝達関数が具体的な聴診器に対する測定によって得られることを特徴とする聴診器。
【請求項７】
請求項第２項記載の聴診器であって、観測される信号中の反復信号を抑制すると同時に、周囲からの雑音を適応的に除去するための、音響信号に対するウインドウ機能を含むデジタルパターン認識手段を含むことを特徴とする聴診器。
【請求項８】
請求項第７項記載の聴診器であって、前記デジタルパターン認識手段が、観測される信号中の反復信号の一部を除去したり、強調したりするために使用されることを特徴とする聴診器。
【請求項９】
先行する任意の請求項記載の聴診器であって、それが自動的に増幅度を制御する手段を含むことを特徴とする聴診器。
【請求項１０】
先行する任意の請求項記載の聴診器であって、フィルタの前の信号経路中で、音源、例えば心臓と変換器との間に存在する組織、例えば脂肪組織の厚さに依存して高周波域のプリエンファシスが実行されることを特徴とする聴診器。
【請求項１１】
先行する任意の請求項記載の聴診器であって、前記ヘッドフォン構成が、各耳の中の耳道に極く近接して装着された変換器を含んでいることを特徴とする聴診器。
【請求項１２】
請求項第９項記載の聴診器であって、各耳への信号が特定の耳の感度に関する補償を施されていることを特徴とする聴診器。
【発明の詳細な説明】
本発明は、振動変換器、増幅器、およびヘッドフォン構成を含む型の電子聴診器に関する。
聴診器は、器官、特に心臓および肺からの音を聴くために医師によって使用される。聴診される現象は16Hz以下から約8kHzまでの周波数の音を発するが、組織および皮膚を通過する間に顕著な低域フィルタリングが発生する。皮膚はそれら信号の送信機のように作用し、その信号が皮膚を出た後に観測できる。聴診器の構造は、一時に皮膚の小さい領域のみを聴診できるように、そして外部の室内の音が弱まって、幾分、信号対雑音比が改善されるようなものとされる。医師は聴診器の使用法を積極的に訓練するので、周囲の雑音の中から信号を聴き分ける能力は約15dB上昇すると言われる。このことは世界的に行われており、人は聴診器が汎用的な道具であると言うかもしれない。しかし、ユーザーに対するその価値および／または性能は、社会の技術発展のために低下している。特に病院内の機械雑音は、実際上、信号を人間が聴くことのできるほとんど下限あるいはそれ以下にするまでに増大している。このことに更に、医療教育を開始する時点で、益々大勢の若い人が聴力損失を病んでいるということが加わって、音響聴診器はその性能の限界に事実上到達している。
従来の音響聴診器がその信号伝達に多くの線形歪みを持ち込むことは長らく指摘されているが、それは特に、長い管の中に定在波が立ち易いせいであろうと考えられている。このことは、劣悪なインパルス応答が信号の時間再生に強い歪みを引き起こすと言い換えることもできよう。従来、聴診器には多様な構造があって、それらはどれもそれ自身に固有の伝達関数を有しているので、音響聴診器を交換することによって与えられた音響現象を最も明瞭に表現できるものを選ぶことがある程度まではできる。しかし、聴診器、特に使い慣れた聴診器であればそれを使用する時の医師の信頼度は一般に大きいので、インパルス応答問題は音響聴診器を使用することに対する障害としては受けとめられてこなかった。
この理由のために、電子聴診器は任意の大きさで能動的な増幅が可能であるにも拘わらず、それを使用することが魅力的なことであるとは受けとめられてこなかった。更に、観察対象の身体に対する振動変換器の感度を変えられるという非常に進歩した可能性や、ダンピング性能の高いヘッドフォンが、従来の聴診器の通常のイヤーピースよりも周囲の雑音に対するより優れた絶縁物として作用するということにも拘わらず、電子聴診器は、特に、広い周波数帯域とそれによるより多量の雑音のために、それが”これまで慣れ親しんできたものと違って聴こえる”という理由のために抵抗にあっている。医師が苦労して学んできた、現象を聴き分ける能力はもはや役に立たない。
音響聴診器によって効率的に再現される周波数領域に対して、特定の周波数領域を増幅したいという要望が存在することは認識されている。電子聴診器の既知の構造が米国特許第5,003,605号に述べられており、それは、それらのより広い周波数領域を持ち上げ、非常に低周波の領域に対して周波数変換を施すように電子的に働くものである。このようにすることで、特定の現象の明瞭さが増大する。更に、この電子聴診器は、QRS群の識別のために電極および心電図回路へつながれ、心臓の電気的な活動を表す信号が心臓の音と一緒に耳へ送られて、心臓サイクルと相対的な音との時間関係が診断できるようになっている。
本発明では、医師による見識ある分析と、より広範囲な増幅との両方の利点を備えた、大幅に進歩した聴診器を得ることが可能であると考えられている。この場合、さもなければ線形な電子聴診器の信号経路中に、少なくとも１つも既知の音響聴診器に対応するインパルス伝達関数を備えたフィルタをつないである限り、医師は異なる音特性に困惑させられることがない。このことは、この時点で、前記音響聴診器を通って音が伝送されているかのように、時間的な関係が再現されていることを意味する。このように、非常に有利な方法で、人間と補助装置との相互作用が実現できる。線形な音と模擬された聴診器の音との間のA/B比較によって、従来の聴診器では明瞭でなかった特定の現象が識別できる。更に、いくつかのヘッドフォンを１つの同じフィルタ付き増幅器へつなぐことによって、医師同士が聴診中に同じ現象について議論することが可能となることも考えられる。
最新技術を駆使して、デジタルフィルタリングを使用すればよいことは明らかである。それは長ったらしい校正なしに再プログラミング可能であるからである。このことはまた、電子聴診器に対して既知の主要な型の聴診器に対応する複数のフィルタ伝達関数（小型のカップのもの、大型のもの、メンブレン付き、あるいはメンブレンなし）を記憶させておくという可能性をも開くものである。そうすれば、それを使う医師は、最も慣れ親しんだ、あるいは過去の訓練に従ってその仕事に最も適すると考えられる型の聴診器に一番近いフィルタ関数を選択するだけでよい。この点に関して更に、信号対雑音比の本当の改善が得られるように、信号に対してフィルタを適応させるようなデジタル信号処理を行うことも考えられる。
デジタル信号処理を行う一方で、本発明の実施例に従う聴診器は、聴診信号中の繰り返し信号を抑制すると同時に、周囲の音の中から雑音を適応的に低減化するための、音響信号に対するパターン認識手段を含んでいる。これによって、例えば、肺を聴診している時に心拍音を抑制したり、胎児の聴診を行っている間に母親の心臓の音を抑制したりすることができる。
同様に、別の実施例では心臓音に対する基準を確立することができ、そこにパターン認識手段が用いられて、聴診している信号中の反復信号の部分を反復強調したり、消去したりする。こうして、心臓や周辺動脈中の疾病による音を診断することが可能となり、例えば収縮時のような心臓サイクルの一部分のみを聴診することを可能とする”ウインドウ機能”が実現される。従って、気管支／肺の検査を実施する時に、呼吸に同期させることもできる。
本発明において、変換器から耳への通路において信号を処理を施すことが可能で、しかも非常に有利なことであることが分かったということに関して、更に信号処理を進めることで聴診器による分析を改善できる可能性が生まれてくる。一例として、電子聴診器を医師個人の聴力損失に適応させるということについて説明する。例えば、この聴力損失を別途計測し、伝達関数へ変換することにより、それを本発明に従う電子聴診器へ記憶させることができる。このことに関して、特定の音圧が過大にならないように、多分、特定の周波数帯域のみであろうが、動的な限界を設けることも考慮されよう。更に、音を可能な限り耳道近くにまで運ぶようにすることも有利なことである。そうすれば初期の段階で修正された信号に対してそれ以上影響が及ばないようにできる。補償された音と未補償の音との間のA/B比較の場合は、そのような動的な制限が、同様に重要である。
多分、皮膚の上を擦ったりする間のように、聴診器の測定変換器を１つの場所から別の場所へ移動させる時に、擾乱雑音を防止する観点から、本発明に従う聴診器は自動増幅度制御を備えており、耳の感度を保ち、それが突然の強い音に曝されることのないようにされる。
デジタルフィルタの構成は非常に柔軟であるので、医師各個人の耳に対して個別に調整を施すように調節することは簡単で、費用も掛からない。例えば、２つのチャンネルを備えたり、あるいはフィルタ付きの１つの多重化チャンネルにしたりできる。これとは別に、ステレオ式の電子聴診器を得るために必要なものは２つの変換器と２つの前置増幅器だけである。変換器は、検査する身体上に生成される音がヘッドフォンを通して空間的に現れるように配置されよう。
電子聴診器の機能について更なる進歩は、それがハンドフリーになればよいということであろう。このことは有利な方法で実現できる。すなわち、変換器部とヘッドフォン部との間に無線（高周波、低周波、あるいは光）リンクを確立させればよい。このようにすればリスニング・インも可能となる。すなわち、第３者のリスナーは無線リンク用の受信機を備えた個人用のヘッドフォンを持ち込むだけでよい。電子聴診器の中で個人的な信号処理をどの程度行うかに依存して（上述参照）、中心の送信機部の内部にあるべきものとヘッドフォンの内部にあるべきものとの間のインターフェースがシステム設計時に選択される。システムを完成させるために、音声チャンネルを設けることも適切であろう。すなわち、増幅器および送信機付きのマイクロフォンを設け、それに対してそれぞれにヘッドフォンを装着した周囲の者および医師がしゃべることができ、そのスピーチは無線でヘッドフォンへ伝えられ、これによって、外の世界からは完全に隔離されていても、ヘッドフォンで、医師との通信が可能になり、少なくとも緊急呼び出しを掛けることは可能になる。
完全にハンドフリーな操作は、変換器部それ自体が患者の皮膚の上に留まることによってのみ可能となる。特に、新生児部門ではストラップを使用することが知られている。しかし、この方法はほんの身近に配置することができるだけで、皮膚に対して固定され、一様に接触するわけでは必ずしもない。本発明に関連して、小型の真空ポンプを用いて吸引することによって変換器部を固定することが有利であることが分かった。そうすれば皮膚の校正された膨張も得られ、より再現性のある接触が得られる。これとは別の方法として、加速度変換器の場合には両面接着性のストラップを使用するのが特に有利である。これに対応して、別の変換器部を開発して、血圧測定カフ（cuff）の下側に収めるようにする。
このような再現性を改善することは、検査中に確定した音を、後で確定されるように対応する音と比較するために記憶させる場合には、意味ある結果を得るために欠くことができない。この音は、要求に応じて繰り返し再現され、弱くしか現れていない特徴をより容易に同定できるようになる。そのような一連の音をA/B比較の観点から電子的に記憶させることができる。患者の個人的な、確立した音をファイルに付随する媒体中へ記憶させて、後の検査時に再生させ、具体的な比較を行うようにするということは大いに考えられることである。そうすれば、何人もの医師が検査を実施しようと、疾病の進行をずっと正確に診断することができる。この音は、同様に聴診器それ自体の中に記憶させることもでき、コードを入力することによって呼び出すことができる。フィルタを通していない音を記憶させることは最も考えられることで、比較時には本発明の基本原理に従う聴診器中の直接の音と同じフィルタにその音を掛けることができる。従って、新しい音の同定および／または評価のために呼び出すことのできる複数の標準音のための記憶を聴診器に備えることは好都合である。
特別な聴診器から電子聴診器への移行を個々の医師に対して特に問題ないものとすることが望ましい場合には、その医師の個人用の聴診器を測定して、その伝達関数を得て、それに密接に対応するフィルタ関数を確立し、それを電子聴診器に記憶させればよい。更に、徐々に強調さを減らした共鳴および反共鳴を備えた一連の対応するフィルタ関数を記憶させることによって、その身に付いた習慣を徐々に”学習解消”させることもできる。これらはすべて線形増幅への緩やかな移行とみなせる。訓練プログラムを実行することによって、線形増幅のみを使用することに完全に適応させることが可能である。
本発明は、図面を参照しながら、より詳細に説明される。図面には、
第１図は従来の聴診器の典型的な伝達関数を示す。
第２図は本発明に従う聴診器の基本原理のブロック図を示す。
第１図には、広く用いられているタイプの聴診器に関する一般的な伝達関数が示されている。すなわち、２つの出口を持つ漏斗構造物と、各耳への個別導管を備えたものである。図から分かるように、強調された共鳴と反共鳴とが示され、それらは振幅歪みとは別に、過渡現象の確定を困難にするであろう遅延歪みをももたらす。
第２図には本発明に従う電子聴診器のブロック図が示されている。振動変換器１は皮膚の表面からの信号を装置まで転送することを要求される。それは任意の種類の変換器、例えば、位置、速度、あるいは加速度に対する感度を有する加速度計やマイクロフォンでよい。前置増幅器２はインピーダンス変換を行い、プリエンファシス（pre−emphasis）（加速度計の場合には積分）が増幅器３の中で行われる。音源（例えば、心臓）と変換器との間に介在する脂肪やその他の組織の厚さに依存してプリエンファシスが行われる場合もある。変換器の選択は、所望のプリエンファシスと信号対雑音比を考慮してなされる。ユニット４は、フィルタを通した信号が出力増幅器６へ運ばれるようにするための、アナログ・デジタル変換器（A/Dコンバータ）、デジタルフィルタ、およびデジタル・アナログ変換器（D/Aコンバータ）を含む。図示のように、４でフィルタを通った信号と、フィルタを通っていない信号との間でA/B比較を行うために、前置増幅器３から直接信号を運ぶ経路も設けられている。そのような比較を行う前に、それら２つのチャンネル間で音量の等化が行われ、比較時に耳が過大な調節の問題を抱えることのないようにしている。出力増幅器からは増幅された信号が１個または複数のヘッドフォンへ運ばれるようになっており、それらは１つのラウドスピーカー７で表してある。
フィルタを、外見が異なるものとか、あるいは原理的には同じであるが強調度が低いものとかで選ぶために、いくつかの伝達関数の間で切り替えることを可能にするために、記憶部５にはデジタルフィルタのための所望の伝達関数を得るために必要なフィルタ係数のテーブルが記憶されている。そのような係数の選択は当業者には一般的知識の問題である。明らかなように、その他のタイプのデジタルフィルタを選ぶことも可能で、その場合には、決定パラメータは係数を記憶させるのとは違う別の方法で記憶される。上述の伝達関数のうちの１つは代表的なタイプの聴診器の伝達関数ではなく、個々の選ばれた聴診器について具体的測定を行って得られた結果である。
例
リットマン  クラシック（Littman Classic）II型の聴診器が２つの方法で測定された。一方では、機械的な寸法が測定され、聴診器が皮膚と接触して、送信機とイヤーピースが耳道に挿入された状態を想定した電気音響的な等価回路が開発された。他方では、１台のユニットが走引発振器およびフィルタとプロッタを備えた標準的なブルエル・アンド・クヤール
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音響測定方式で測定された。第３図には測定された伝達関数が示されている。電気音響的等価回路を手段として計算された伝達関数に基づいて、伝達関数の最初のいくつかの共鳴ピークに対して、標準的な手順に従ってデジタルフィルタのフィルタ係数が計算された。それらの係数を第１表に示してある。これらの係数はプログラマブルメモリ装置型名27C512（第２図の５の位置）中へ記憶され、デジタル信号処理装置型名ADSP2101（第２図の４の位置）で使用される。装置間の信号接続の詳細については当業者には既知のことであると想定している。これにより、第４図に示された伝達関数が得られる。周波数軸には異なる単位が使用されている。これは、上述の２つの伝達関数を同一の周波数範囲に関連づけるものとは違うクロック周波数でデジタル信号処理が実行されるためである。各図面において、この一定の因子が考慮されており、矢印は測定された伝達関数とデジタル信号処理によって得られるそれとの間で、対応する共鳴および反共鳴を示している。
完全に同じようにして、デジタルフィルタがより小さい振幅を有する共鳴および反共鳴を含むように、フィルタの程度がより高くなるように、デジタルフィルタを拡張することができる。電気音響的等価回路を基本として使用することにより、正確なインパルス応答を得る可能性が直ちに生まれ、これに対応して位相関数をも含む音響的測定を行うこともできる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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