(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
１つまたは複数の内部身体部の動きを検出するモニタであって、
（ａ）一連のパルスを送信路とゲート路に同時に入力するためのパルス発生器を備え、
（ｂ）一又は複数の内部身体部に向けて電磁的に放射すべく、対応する送信パルスを送信アンテナに加えるために、前記送信路に沿って送られた前記パルスがインパルス発生器を駆動し、
（ｃ）前記ゲート路はタイミングを計ったパルスを発生するために距離遅延発生器を含み、
（ｄ）さらに、受信アンテナを含む受信路を備え、
（ｅ）タイミングを計った前記パルスは、身体部から反射され、前記受信アンテナにより受信された電磁波を、前記受信路に選択的に通させ、
（ｆ）さらに、一又は複数の内部身体部の動きを示す信号の平均における変化を検出する信号処理回路を備える、
モニタ。
【請求項２】
請求項１記載のモニタであって、内部身体部は心臓を含み、モニタが心臓の動きを非音響的に指示するモニタ。
【請求項３】
請求項２記載のモニタであって、身体部は肺を含み、モニタが肺の動きを非音響的に指示するモニタ。
【請求項４】
請求項２記載のモニタであって、身体部は更に肺を含み、モニタが心臓および肺の物理的な動きに対応する出力電位を発生し、前記出力電位は心臓の物理的な動きを示す心臓出力と、肺の物理的な動きを示す肺出力とに分離することができるモニタ。
【請求項５】
請求項４記載のモニタであって、前記出力電位を前記心臓出力に分離する帯域通過フィルタを更に含むモニタ。
【請求項６】
請求項４記載のモニタであって、前記出力電位を前記肺出力に分離する帯域通過フィルタを更に含むモニタ。
【請求項７】
請求項１記載のモニタであって、前記受信路が、前記ゲート路からのゲートパルスによりゲートされる標本化・保持回路を更に含むモニタ。
【請求項８】
請求項７記載のモニタであって、ゲートパルスが、前記送信アンテナが送信パルスを放射した時から約２ｎｓだけ遅延させられ、ゲート路が、前記標本化・保持回路をゲートするための２００ｐｓゲートパルスを生ずるインパルス発生器を更に含むモニタ。
【請求項９】
請求項１記載のモニタであって、タイミングを計った前記パルスがモニタの距離ゲートを決定するモニタ。
【請求項１０】
請求項９記載のモニタであって、前記受信路が、前記ゲート路からの前記ゲートパルスによりゲートされる標本化・保持回路を更に含み、前記標本化・保持回路が前記受信路に沿うパルスを最低１０００回標本化するモニタ。
【請求項１１】
請求項９記載のモニタであって、前記受信路が、背景反射を差し引く加算素子と、その加算素子の出力を増幅する増幅器とを更に含むモニタ。
【請求項１２】
請求項１１記載のモニタであって、オーディオ発振器を更に含み、そのオーディオ発振器の出力に前記増幅器からの出力が乗じられ、前記身体部の動く速度に関連するドップラー効果を発生するために、前記オーディオ発振器の出力が前記増幅器からの信号の変化率により周波数変調されるモニタ。
【請求項１３】
請求項１２記載のモニタであって、前記受信路が、前記増幅器からの信号の変化率を得るための微分回路を更に含むモニタ。
【請求項１４】
請求項１１記載のモニタであって、前記受信路が積分器を含む帰還路を更に含み、その積分器が、平衡に達するまで前記ＡＣ結合された増幅器の出力をサーボし、それにより、前記ＡＣ結合された増幅器の出力が前記積分器に加えられる基準電圧に等しくさせられるモニタ。
【請求項１５】
請求項１１記載のモニタであって、肺の動きに対するセンサの総体の動きに関連する大きい信号に対して小さいＡＣ結合時定数が存在し、心臓の動きに関連する正常な信号レベルに対してはるかに大きいＡＣ結合時定数が存在するように、二重時定数回路を更に含むモニタ。
【請求項１６】
請求項１５記載のモニタであって、前記二重時定数回路は抵抗によりシャントされた２個の逆向きにされたダイオードを含むモニタ。
【請求項１７】
請求項１記載のモニタであって、タイミングを計った前記パルスが少なくとも第１の距離ゲートと第２の距離ゲートを決定するモニタ。
【請求項１８】
請求項１記載のモニタであって、前記送信路がホモダイン信号を発生するホモダイン発振器を更に含むモニタ。
【請求項１９】
請求項１８記載のモニタであって、前記インパルス発生器を所定のホモダイン周波数で選択的にスイッチオンおよびスイッチオフするために前記ホモダイン信号が前記インパルス発生器に供給されるモニタ。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
本発明は心臓、肺およびその他の身体器官、組織および部材の動きを検出し、モニタし、さらに測定するための、および対応する生体電位信号を処理するためのモニタおよび方法に関するものである。
聴診器および音響モニタ
心肺モニタの分野では、生きている人または動物の心臓血管器官の鼓動を拾うためにマイクロホン装置、電気的装置、圧力装置または歪み計装置を用いることが一般的なやり方であった。１９世紀の初めに、病んでいる組織により発生される音の特徴を調べることにより、生きている患者の胸の疾患を診断するためにラエネック（Ｌａｅｎｎｅｃ）によって発明された音響聴診器は、現在きわめて一般的に用いられており、過去１００年にわたってほとんど元のままである。
既存の心肺モニタの例およびそれらの開発の趨勢の例を以下に示す。
0003720053.tif 000002
それらの装置のほとんどは音響を原理として動作し、基本的には心臓と肺により発生される音を増幅するものである。
それらのモニタ装置には大きな欠点がある。それらの装置の音響スペクトラムは低く、聴覚スペクトラムの下端部、すなわち、１００Ｈｚまたはそれ以下、内に含まれ、したがって、身体音を聴くことを困難にする。身体器官および部分はかなりの動きを示すが、それらは本質的に静かであり、それにより発生された音は非常に低くてかすかであり、十分な音響特質を与えない。
Ｃｈａｒｔｉｎｉｔｓｋｉ他の米国特許第４，２４８，２４４号明細書は、心臓の各鼓動に対応する電気的パルスを結合するための電極を持つ、心臓の鼓動を測定するための指示器を開示している。それらの電極は、心臓の鼓動ごとに発生される各電気的パルスに応じて交番する電気信号バーストを発生する回路に接続される。
したがって、心臓、肺およびその他の身体器官、組織または部材の壁の動きをモニタし、かつ対応する生体電位信号を処理するための非障害、非音響モニタおよび方法に対する需要が存在する。そのモニタはマイクロホン効果を大幅に減少しまたは完全に解消すべきであり、かつ衣服を通じて、またはある距離において身体内の動きを検出できなければならない。モニタは安価で、家庭における健康管理や、アスレチックスおよびスポーツ行事において専門家でない使用者が簡単に使用できなければならない。
超音波モニタおよび磁気共鳴
超音波モニタは身体器官の位置および動きを検出するために開発されてきた。それらのモニタは核磁気画像形成（ＮＭＩ）装置／核磁気共鳴（ＮＭＲ）装置などの、他の画像形成装置でも用いられてきた。既存の超音波モニタおよび磁気画像形成装置の例は次の通りである。
0003720053.tif 000003
それらの従来のモニタは全体として大きく、高価で、使用および維持に費用がかさみ、技術的に複雑であり、専門家でない人は操作できない。また、超音波は肋骨または胸骨などの骨、あるいは厚い脂肪層を良く伝わらず、更にそれらは空気中を良く伝わらず、センサと胸壁の間に伝導率を一致させる潤滑剤を要することがある。
光学的画像形成装置
Ｓｌｕｍｐ他の米国特許第５，０４０，２０１号明細書に記述されている、心臓などの動いている物をモニタするための技術が、所与の位置に危険が予測される期間中のある時点に発生される周期的パルスに応じて、心臓の画像を形成するＸ線照射同期法である。
Ｓｗａｎｓｏｎに付与された米国特許第５，３２１，５０１号の明細書に記載されている他の光学的画像形成法は試料の光学的画像形成を含む。これは、試料までの光路または基準反射器までの光路について相対的な光路長を変更することにより、または光源からの出力の光学特性を変更することにより、縦方向の走査または横方向の走査を行うものである。
したがって、体内器官、およびその他の構造、ならびに人または動物の体内に埋め込まれている外物の動きをモニタするために、既存のＸ線技術の代わりに使用でき、または既存のＸ線技術とともに使用できる新規な画像形成およびモニタ装置に対する需要が存在する。
発明の概要
本発明は、非常に短い電圧パルスの放射および検出を基にして心臓その他の器官の動きを検出するためのモニタおよび方法である。パルス＝エコー・レーダー・モードが繰り返しモードで用いられる。そのモードでは、心臓の動きに対応するトーンを発生するために多数の反射パルスの平均を求めてオーディオ発振器を変調する電圧を発生する。このモニタで用いるアンテナは通常は２枚の平らな銅箔であるから、アンテナは十分に平らなハウジングの中に納めることができる。モニタは検出した電圧を、振幅変調されてドップラー効果を生ずる可聴音に変換する。それはセンサと表面の間の大きい動きの影響を減少するために二重時定数を用いる。
他の実施例は心臓と呼吸器との動きをマットレスパッドなどの物質を通じて検出し、モニタするための装置を含む。非接触動作範囲を１２インチ（約３０．５ｃｍ）より大きくすることができる。この装置はまたパルス＝エコー・レーダー・モードでの非常に短い電圧パルスの放射および検出を基にしている。多数の反射パルスの平均を求めて心臓、動脈および肺からの反射により変調される電圧を発生する。
設計が相対的に簡単であるために、モニタは非常に安価に製作することができる。さらに、２ミクロンＣＭＯＳプロセスを基にして回路を１つの低コスト・シリコンチップに集積化することができる。心臓および呼吸器モニタ内のアンテナは、マット、マットレスまたはシートの背部に回路とともに埋め込むことができる簡単なワイヤで製作されて低コスト生命モニタを構成する、すなわち、マットの上に寝ている人または椅子に腰掛けている人がまだ生きているかどうかを判定するため、あるいはその人の生きている徴が変化した時を判定する。
１つの潜在的な応用は、がれきの下に埋められていたり、容易には見ることができないような人々などの、任意の環境において生きている人や動物の存在を動かない物体から見分けることである。そのような応用では、全体の動きを検出でき、または好ましいことであるが、呼吸を検出することができる。呼吸をモニタすることにより生きている人（または動物）と動かない物体（その物体が速く動いている（ジッグリング＝ｊｉｇｇｌｉｎｇ）としても）との間で良く識別することができる。というのは、ジッグリングは通常２秒またはそれ以下の時間尺度（０．５Ｈｚより高い）で起きるのに対して、呼吸は通常は２秒より長い時間尺度（０．５Ｈｚより低い）で起きるからである。したがって、二重バンドフィルタにより、モニタは動かない物体のジッグリング運動と、生物の呼吸およびジッグリング運動とを識別することができる。このモニタを強化したものは、範囲を広げ／感度を向上させるために大出力送信器／ステップ発生器と、反射器アンテナとを含むことができる。したがって、それらのモニタは被災者の発見に有用である。
このモニタは心臓、肺、動脈、静脈などの身体内部の１つまたは複数の部分の機械的な動きや、胎児の心臓の鼓動、および声帯を非音響的に検出し、一連のパルスを伝送路とゲート路に同時に入力するためにパルス発生器を含む。伝送路に沿って伝送されたパルスは徴パルス発生器を駆動し、対応する送信パルスを供給する。それらの送信パルスは送信アンテナに加えられる。
ゲート路はタイミングを計られたゲートパルスを発生するレンジ遅延発生器を含む。タイミングを計られたゲートパルスは、身体部から反射されて、受信アンテナにより受けられるパルスを受信路に選択的に導通させる。モニタの出力電位を心臓の物理的運動を示す心臓出力と、肺の物理的運動を示す肺出力とに分離することができる。
モニタのタイミングを計られたゲートパルスはサンプルおよびホールド回路を受信路に沿ってゲートする。モニタは二重時定数回路をさらに含む。その回路では、肺の動きに対する大きなセンサ運動に対する小さいＡＣ結合時定数があり、心臓の動きに関連する正常な信号レベルに対するはるかに大きいＡＣ結合時定数がある。
【図面の簡単な説明】
図１は本発明の心臓モニタのブロック図である。
図２は図１のモニタのタイミング図である。
図３は全体として平らなハウジングの切り欠き図を示す、図１のモニタのアンテナ構成部の概略表現である。
図４は心臓の近くの２か所の位置における、図１のモニタにより受けられる信号を描く２つのタイミング応答グラフを示す。
図５は種々の血管から反射された信号に対応する、図１のモニタにより受けられる信号を描く４つのタイミング応答グラフを示す。
図６は図１のモニタの回路図の例である。
図７は本発明の非接触心肺モニタのブロック図である。
図８は全体として平らなハウジングの切り欠き図を示す、図７のモニタのアンテナ構成部の概略表現である。
図９は図７のモニタにより受けられる信号を描く２つのタイミング応答グラフを示すものであって、上側のグラフは心臓と肺の応答を表し、下側のグラフは呼吸を停止した時の心臓の応答を表す。
図１０はホモダイン回路を用いるモニタの他の実施例のブロック図である。
図１１は図１０のモニタの回路図の例である。
図１２は図１のモニタをのどマイクロホンとして用いた、話された言葉「ワン・サウザンド」に対応し、かつその言葉を示すタイミンググラフである。
好適な実施例の詳細な説明
このモニタの全体的な動作は、送信アンテナからパルスを発射すること、短い期間待つこと、およびその後で、受信アンテナに接続されているゲートを開いて反射パルスを標本化できるようにすることを基にしている。このモニタを聴診器として使用する１つの応用では、待ち期間は組織内部の光の速さにおける１インチ（約２．５４ｃｍ）の往復時間に対応する。モニタを非接触心肺モニタとして用いる他の応用においては、待ち期間は自由空間内（または自由空間と１インチ（約２．５４ｃｍ）の組織の組合わせ）での光速における１２インチ（約３０．５ｃｍ）またはそれ以上の往復時間に対応する。呼吸は１１フィート（約３．３５ｍ）の距離で検出できることが実験的に認められている。
このやり方を１ＭＨｚの繰り返し率で繰り返して約１００００個の受信パルスの平均を求めてから、可聴表示器または光学的表示器を含めた（それに限定されるものではない）付属装置を駆動する。高いレベルの平均がサンプル信号に伴うランダムノイズを、極めて小さい振幅の信号を検出できるるような範囲にまで減少する。繰り返し動作によって全体の回路が極めて簡単にもなる。平均を求められたパルスにより、放射されたパルスと、ゲート時刻または受信アンテナに組合わされた標本化回路を動作させる時刻との間の遅延により決定される距離でのレーダー反射度に対応する。「距離ゲーティング」と称するこのプロセスにより器官、組織、膜または走査されるその他の構造についての深さ情報が得られる。
このモニタは「距離ゲート」（すなわち、走査される領域）の掃引、走査または画像形成を行うことができ、かつ所定の深さにおける反射度を検出する。心臓の筋肉が距離ゲートを通って動くと、それは距離ゲート内の反射度を変化する。それらの原理を基にした動きセンサが、１９９４年１１月１日に付与された、Ｔｈｏｍａｓ  Ｅ．ＭｃＥｗａｎによる「超広帯域レーダー運動センサ（Ｕｌｔｒａ−Ｗｉｄｅｂａｎｄ  Ｒａｄａｒ  Ｍｏｔｉｏｎ  Ｓｅｎｓｏｒ）」という名称の米国特許第５，３６１，０７０号明細書に記載されている。ゲートは放出されたパルスの幅に等しい持続時間の間だけ通常開いたままにされる。本発明は、１９９４年９月６日に付与された、Ｔｈｏｍａｓ  Ｅ．ＭｃＥｗａｎによる「超広帯域受信器（Ｕｌｔｒａ−Ｗｉｄｅｂａｎｄ  Ｒｅｃｅｉｖｅｒ）」という名称の米国特許第５，３４５，４７１号明細書に記載されている超広帯域受信器をも利用する。
したがって、本発明は、電圧パルスの往復時間を計るというパルス＝エコー・レーダーの原理を基にしている。ここで使用するレーダー・インパルスという用語は短い放射されパルスを指す。そのパルスは、従来のレーダー技術で使用されている長い正弦波バーストの代わりに用いられる。インパルス・レーダーに使用する特定の周波数はなく、それよりも、それの周波数スペクトラムがインパルスのフーリエ変換により関連させられる。自由空間に放射されるインパルスは幅が約２００ｐｓの半正弦波パルスである。アンテナは通常は電圧パルス中の最高周波数成分の波長の半分より短い。インパルスレーダーの重要な利点の１つはスペクトラムができるだけ低く配置されており、その場所のスペクトラムでは組織の減衰が最小であることである。他の利点には簡単であること、および低コストであることが含まれる。
図１はモニタ１を示している。この特定の応用では、モニタ１を聴診器として使用する。しかし、モニタ１は他の種々の応用対象に使用できることが明らかである。
ノイズ発生器９がパルス繰り返し率／パルス繰り返し間隔（ＰＲＦ／ＰＲＩ）発生器１０を変調して、平均が１ＭＨｚで、１ＭＨｚを中心とする１ないし１０％のランダム変化を行う、すなわち、１ないし１０％のＰＲＦ振動を行う、ＰＲＦを生ずる。振動はアンテナＴからの放射スペクトラムを拡張して他のスペクトラムユーザーに対する潜在的な妨害を減少し、かつ振動は受信アンテナＲに現れて受信標本化器２６により取られる外部妨害信号の標本をランダムにもする。アンテナＲにより受信された信号は標本化されて、平均を取られる。ランダムにされた標本は平均を取られると零になって、ＲＦ送信器などの他の源からの妨害をほとんど無くす。所望のエコーは送信されてから固定された短い時間の後で受信されるために振動により影響を受けず、かつ次の繰り返し間隔の正しい開始時刻により影響を受けない。振動によりスペクトラムを従来のＲＦユーザーに使用できるようにされ、かつ多数のインパルスモニタを近接して使用できるようにされる。他のインパルス・システムから放射された短いパルスを標本化する機会はランダムかつ極めて少数であり、他のインパルス・システムからの十分なパルスを順次標本化して検出可能な相関信号を生ずる確率は極めて低い。
１ＭＨｚパルス繰り返し周波数／間隔（ＰＲＦ／ＰＲＩ）発生器１０からのパルスは、送信路１２とゲート路１４との２つの平行な経路に入力される。送信路１２ではＰＲＦ／ＰＲＩ発生器１０はインパルス発生器１６を駆動する。そのインパルス発生器１６はパルス幅が２００ｐｓである５Ｖ送信パルスを発生して、それを送信アンテナ（Ｔ）１８に供給する。
受信アンテナ（Ｒ）２０は走査されている試料から反射されたパルスを拾い、それを標本化・保持（Ｓ／Ｈ）回路２６に供給する。その回路はゲート路１４からのゲートパルスによりゲートされる。試料は、胸壁２４の背後の心臓、胎児、卵巣、声帯、骨、血管の詰まり（血腫）、脳、脊髄、筋肉、前立腺、甲状腺膜（ｔｈｙｒｏｈｙｏｉｄ）などを含むが、それらに限定されない、身体器官とすることができる。説明を簡単にするために、物体の例として心臓２２を用いることにする。ゲートパルスは、送信アンテナ１８がパルスを放射したときから約２ｎｓ遅延させられる。送信路１２に入力されたＰＲＦ／ＰＲＩ発生器１０からのパルスがゲート路１４に同時に入力され、そこでそれらは距離遅延発生器３０とその後に続くインパルス発生器３２とを通る。そのインパルス発生器はゲートスイッチ３４を制御するための２００ｎｓゲートパルスを発生する。
遅延発生器３０のレンジを調整可能に管理してモニタ１の深さ感度すなわち距離ゲートを制御する。この例では、パルスは２ｎｓ秒遅延させられるから、モニタ１の距離は組織内部で１インチないし２インチ（約２．５４ｃｍないし約５．０８ｃｍ）である。距離ゲートからの反射パルスが受信路１５に沿って標本化・保持回路（Ｓ／Ｈ）２６に入力されるように、ゲートパルスがスイッチ３４を閉じる。
好適な実施例におけるＳ／Ｈ回路２６は接地されたコンデンサ２８を含む。アンテナ２０から約１ないし２インチ（約２．５４ないし５．０８ｃｍ）で起きる反射、またはそれがないこと、がそれにより標本化される。標本化・保持回路２６中のコンデンサ２８の容量は十分に大きいために、各標本はそれを部分的にのみ充電し、回路が受信アンテナ信号との平衡に達するためには約１００００個の標本を要する。１つの設計例では、コンデンサ２８は１００ｐＦ程度である。受信アンテナ２０のインピーダンスとコンデンサ２８の容量との積がゲートパルスの幅よりはるかに大きい時定数を生ずるから、コンデンサ２８を充電するためには多くのパルスを要する。
タイミングの相互関係を図２に示す。１パルス繰り返し間隔（ＰＲＩ）にわたって４種の波形を示している。２００ｐｓ幅のインパルスが送信アンテナ１８から放射される。受信アンテナ２０から反射されるインパルスはゲートパルスに一致する。各受信パルスはＳ／Ｈ回路２６のコンデンサ２８に増分電圧変化ΔＶを生ずる。コンデンサ電圧は平均化Ｓ／Ｈ回路２６の出力である。全受信パルスの増分ΔＶ＝１／Ｎ（ただし、Ｎは平均を求める標本の数）は通常は約１００００であるが、Ｎは異なる値を取ることができる。
標本化・保持回路２６におけるノイズ電圧は、平均を取られる標本の数の平方根に関連する値、この場合は１００分の１、だけ減少させられ、かつシステムのＰＲＦと標本化器の瞬時帯域幅とに対する平均化回路の実効時定数に関連する値（標本化・保持回路２６の標本化されたデータの性質に由来する値）だけ減少させられる。全部で、帯域幅、すなわち、放射されるパルスの帯域幅、が２ＧＨｚである回路と比較される６０ｄＢより大きなノイズ減少が達成される。
標本化・保持出力が電圧加算素子すなわち加算器３６に加えられる。その加算器は背景反射をここで説明するようにして差し引く。加算器３６の出力が増幅器（Ａ）３８により増幅される。この増幅器の利得は通常は６０ｄＢであって、通過帯域はＤＣから１６Ｈｚまでである。方形波発生器すなわち発振器３９の出力に増幅器３８からの電圧のＡＣ結合された振幅が、掛算器３７により乗ぜられ、かつ増幅器３８からの信号の変化率によりその出力が周波数変調され、それにより、心臓筋肉の動く速度に関連させられたドップラー効果を生ずる。増幅器３８の出力は帯域通過フィルタ（ＢＰＦ）４４（２９〜５００Ｈｚ）に加えられ、心臓の鼓動などの試料の動きを可聴検出できるようにするためにそこから選択スイッチ４５へへ供給される。
低域フィルタ（ＬＰＦ）４６が２０Ｈｚより低い周波数を通す。それは増幅器３８の出力端子に接続される。変化率は微分回路４０から得られる。その微分回路は、簡単にした設計で、通常は１μＦ（マイクロファラッド）程度のコンデンサ４０Ｃと、通常は１０キロオーム程度のシャント抵抗とを含むＲＣ回路で構成することができる。低域フィルタ４１を用いて増幅器３７の出力端子における結果としての調波を減衰して、イヤホン、スピーカーまたはヘッドホン４２を介して心地好い可聴音を生ずる。
増幅器３８の出力端子における生体電位信号を帯域通過フィルタ４４およびヘッドホン４２への入力として、および掛算器３７の出力端子における生体電位信号を低域フィルタ４１への入力としてそれぞれ示しているが、それらの生体電位信号はコンピュータまたは他の装置あるいはシステム４３に交互に接続でき、または同時に接続できることが明らかである。光学的表示と、それらの装置またはシステムの駆動と、それらの装置またはシステムと共に動作することの少なくとも１つを行うために、それらの装置またはシステムは光学的表示器を含む。表示器は光学的なものに限定されるものではない。光学的表示器を用いたとすると、その表示器は、加えられた光に比例して順次発光する発光ダイオード（ＬＥＤ）装置を含む。その電圧は心臓２２から反射されたパルスの反射の大きさに直線的に関連させられる。
方形波発生器３９は、受信アンテナ２０に現れる１マイクロボルトに対応するレベルで知覚できるようにして応答する。標本化・保持回路２６と、加算器３６と、増幅器３８とにおける系統誤差は数十ミリボルトに達することがあるから、細い動脈によってひき起こされる１μＶ（マイクロボルト）などの、小さい変化を検出するためにその誤差を差し引かなければならない。また、胸壁２４からの表面反射が差し引かなければならない誤差電圧に寄与する。
このために、平衡に達するまで、増幅器３８の帰還路５０中の積分器４８が増幅器３８の出力をサーボして、積分器４８に加えられる基準電圧に増幅器３８の出力が等しくさせられる。積分器のＤＣ利得が極めて高いから、増幅器３９の出力と基準電圧との間の電圧差は無視できる値まで減少させられる。増幅器３８の帰還路５０中の積分器４８はそれの前方路中の微分器に等しい、すなわち、それは増幅器をそれがＡＣ結合されているかのように動作させる。積分器４８を使用することの利点は、それがモニタバイアス電流を供給し、増幅器３８中の誤差を差し引き、二重時定数を簡単に実現できるようにすることである。
増幅器／積分器回の全体の動作は、患者の胸に対するセンサの全体的な動きに関連させられる大きい信号に対して、小さいＡＣ結合時定数が存在し、心臓の動きに関連させられる正常な信号に対して、心臓の動きを忠実に再生できるようにするはるかに大きいＡＣ結合時定数が存在することである。二重時定数は、２個のダイオード５２，５３と、それらに並列接続された抵抗５１Ｒとで構成された二重時定数回路５１により与えられる。通常、抵抗５１Ｒは１ＭΩ（メグオーム）程度で、ダイオード５２，５３は１Ｎ４１４８などの共通コンピュータ型ダイオードである。
グラフで示してはいないが、モニタ１を試料（すなわち、心臓２２）に対して縦または横に動かして二次元走査または多次元走査を行うために、適当な直線変換段またはその他の機構をモニタ１に接続することができる。他の縦方向または横方向にモニタ１を動かして試料の多次元走査を行うために類似の機構を設けることができる。
図３はアンテナ１８，２０の構造形状を示すものである。斜め上方から見た斜視図で概略的に示すように、送信アンテナ（Ｔ）１８と受信アンテナ（Ｒ）２０を、銅箔で製作した全体として長方形のパッチアンテナとして示す。そのアンテナの横寸法は１／４〜１インチ（約０．６３〜２．５４ｃｍ）の範囲内である。それらのアンテナ１８，２０は回路盤５５の誘電体保持基板５５Ａの上に形成され、かつ銅などの、金属接地平面板５５Ｂに接続される。この特定の例では、回路盤５５の幅は２インチ（約５．０８ｃｍ）で、それの長さＬは約４インチ（約１０．３ｃｍ）である。アンテナ１８，２０は、厚さＤが約０．７５インチ（約１．９ｃｍ）である全体として平らで薄いハウジング５５Ｈに納められる。
接地平面板５５Ｂとアンテナ１８，２０との間に電磁界が発生されて広帯域モノポールを形成する。そのモノポールは、胸などに、高誘電率物質に良く結合する。アンテナ１８，２０は小さい距離のモニタを行うためのものであって、空気の誘電率より高い誘電率を持つ身体内部での波を伝播させるための寸法になされる。その結果、距離ゲートの設計においては、またはモニタ１を「距離ゲートする」時は、体組織内の電磁波の伝播速度が空気中のそれより低いことを考慮に入れる。そのために、自由空間内の伝播インピーダンスＺ0（空間）は、
Ｚ0（空間）＝√（μ0／ε0）
である。ここに、μ0は真空中のの透磁率、ε0は真空中の誘電率である。εr＝４０である物質（たとえば、筋肉または体組織）中の伝播インピーダンスＺ0（筋肉）は、
Ｚ0（筋肉）＝√（μ0／（εr・ε0））＝Ｚ0（空間）／√εr＝Ｚ0（空間）／√（４０）
である。筋肉の伝播インピーダンスは６０オームであり、血液（εr＝６０）の伝播インピーダンスは４９オームである。インピーダンスの違いにより心臓の筋肉とそれの血液との間の反射の大きさが異なってくる。
時間領域反射法（ＴＤＲ）と同等に扱うことができる、伝送線に沿う伝播に似る一次元伝播においては、心臓筋肉からの反射は伝送線の不連続部からのの反射に等しくなる。放射されたパルスのどの部分が戻されたかを決定するために、（Ｙ−１）／（Ｙ＋１）、Ｙ＝Ｚ（心臓），と定義される反射係数、Γ、を適用することができる。たとえば、εr＝４０である心臓筋肉の反射の大きさは血液に対して、９．９％である。したがって、心臓筋肉が存在する時と、存在しない時との間の反射の大きさの違いは９．９％である。
１つの特定の応用においては、ペースメーカーのリード２２Ｌ（図１に破線で示す）などの金属物体が心臓２２の内部に設けられているか、機械的な弁２２Ｖ（図１に破線で示す）を使用したとすると、金属は体組織から容易に弁別され、かつそれの反射の大きさの何倍も有するから、金属物体に対しては１．０というように、反射は非常に高い。リード２２Ｌの場合のように、金属物体の横断面が非常に小さいとしても、ワイヤの分極とアンテナの分極が一致している（これは一般にリード２２Ｌに対する場合と、モニタ１が垂直に向けられている場合とである）限り実際には依然として容易に弁別される。
本発明は胸壁２４の第１の表面からの可変反射の大きさから生ずる大きな制約を克服するものである。第１の表面反射が変化するという問題は、後シュートまたはリンギング＝アンテナを介してパルスを放射する時の一般的な効果のいずれかを含むパルスを放射することによりひき起こされる。時間的に後で放射されるものは、意図する距離ゲート５４より近い物体または組織から反射された時、すなわち、変位させられた距離ゲートが存在する時に、標本化器のゲートに入る。したがって、リンギング成分は胸壁２４の前面から反射され、同時に心臓２２からの反射に包み込まれる。それらの前面反射は所望の反射を全く超えることがある。
この問題は、半正弦波形で、リンギングのない特定の波形を放射することにより解決される。したがって、一実施例においては、モニタ１は所望の波形を有するパルスを放射する。これは送信アンテナ１８を適切に設計することにより行うことができる。この場合、半正弦パルスにより定められる１／４波長に対して寸法が小さい。その波形がリンギング、またはきれいな半正弦波形インパルスから外れた成分を含んでいるものとすると、距離ゲート５４内を動く心臓筋肉の応答は多数のパルスを含み、知覚される心臓鼓動を実効的に増大する。したがって、送信アンテナ１８と受信アンテナ２０はリングしてはならないから、両方のアンテナは抵抗で終端し、かつ両方とも寸法が１／４波長より短い。
図４は、心臓に近い２箇所で、図１のモニタ１が受けた信号を描いた２つのタイミング応答図を示すものである。図５は左頸動脈、左手首、上腕動脈、左大腿動脈から反射された信号に対応する、モニタ１により受信された信号を描いた４つのタイミング応答図を示している。
距離ゲートのタイミングは２つの距離ゲート５４と５４Ａ（図１に破線で部分的に示している）の間で交番することができる。対応する検出電圧を、「超広帯域レーダー運動センサ（Ｕｌｔｒａ−Ｗｉｄｅｂａｎｄ  Ｒａｄａｒ  Ｍｏｔｉｏｎ  Ｓｅｎｓｏｒ）」という名称の米国特許第５，３６１，０７０号の明細書に記載されているように、別々のＳ／Ｈ回路に蓄積することができる。
第２の距離ゲート５４Ａの動作は第１の距離ゲート５４の動作に類似し、各距離ゲート５４，５４Ａは独立に制御し、セットをすることができる。その結果、独立距離ゲート５４，５４Ａからの反射度を独立に処理することができ、または一緒に処理することができる。たとえば、心臓２２の前部壁２２Ｆを検出するために第１の距離ゲート５４をセットし、心臓２２の後部壁２２Ｆを検出するために第２の距離ゲート５４Ａをセットするものとすると、心臓の収縮および膨張サイクルおよび状態に関連する重要で貴重な情報を集めることができる。
二重距離ゲート５４，５４Ａを使用することにより「ステレオ」効果が得られる結果となる。このステレオ効果により聴取者は心臓２２の前部壁と後部壁の間に知覚的に置かれる。追加の距離ゲートを使用することができる。
図６はモニタ１の回路実施例を示すものである。２ＭＨｚ  ＰＲＦ／ＰＲＩ発生器１０とノイズ発生器９が直列接続されている２つのインバータ（Ｉ１）６０および６１により集合的に構成される。インバータ６０の出力端子とインバータ６１の入力端子との間にコンデンサ６２が接続され、インバータ６０の出力端子と入力端子の間にシャント抵抗６３が接続される。ＰＲＦ／ＰＲＩ発生器１０の後にインバータ（Ｖ１）６４で構成されたバッファと、コンデンサ６６とシャント抵抗６７で構成されたパルス幅制限器６５とが設けられる。パルスは、トランジスタＱ１＝ＢＦＷ９２で構成されているインパルス発生器１６へ進む。そのトランジスタのコレクタは抵抗ＲTを介して送信アンテナ１８に接続される。ＰＲＦ／ＰＲＩ発生器１０からのパルスは第２の遅延発生器３０を通る第２の経路も通る。その遅延発生器は可変抵抗ＲXと、漂遊容量と、バッファゲート（Ｉ１）の入力容量とで構成される。遅延させられたパルスは、他のトランジスタＱ２＝ＢＦＷ９２で構成されているインパルス発生器３２に入力される。そのインパルス発生器はゲートパルスを発生する。ここで、６４Ａはパルス幅制限器、６８はインバータである。
反射された信号は受信アンテナ２０により受信され、Ｓ／Ｈ回路コンデンサ２６に入力される。そのコンデンサは、ショットキーダイオードＤ１＝ＭＢＤ７０１を通るゲートパルスによりゲートされる。Ｓ／Ｈ回路２６からの出力が増幅器（Ｉ２）３８に入力される。増幅器３８の出力は測定した生体電位を表し、ヘッドホン４２（図１）などの種々の装置と計器の少なくとも１つにより使用し、それに接続し、または処理することができる。好適な実施例においては、Ｉ１＝７４ＨＣＯ４、Ｉ２＝ＴＬＣ２７４である。更に、伝播パルスは数インチ（約１３ｃｍ）の空隙または物質（筋肉、血液など）を横切って容易に放射する。
増幅器３８の出力端子は増幅回路７０に接続されて増幅３８の利得を更に高くする。増幅回路７０は演算増幅器７１を含む。その演算増幅器は抵抗７２を介して増幅器３８の出力端子に接続される。演算増幅器は、並列接続されているコンデンサ７３と抵抗７４によりシャントされる。
モニタの出力レベルが所定の上しきい値レベルと下しきい値レベルを超えるかどうかを検出するために、増幅器７１の出力端子はしきい値検出器回路網７５に接続される。しきい値検出器回路網７５は２つの比較器または演算増幅器７６，７７（Ｉ３＝ＴＬＣ７２４）を全体として有するそれらの比較器の出力は２個のダイオード７８，７９と抵抗８０を介して組合わされ、スイッチ８１（Ｑ３）に供給される。動作時は、上しきい値レベルと下しきい値レベルのいずれかをを超えたとすると、対応する演算増幅器７６または７７がスイッチ８１を導通状態に駆動する。その後でスイッチ８１の出力を使用して警報またはその他の適切な回路を作動させることができる。たとえば、ペースメーカーとともに、またはペースメーカーの一部としてこのモニタを使用するものとすると、ペーシングを開始または禁止するために、スイッチ８１の出力は、適切な抵抗８２を介して検出されて、活動検出などの、所望の表示を行うことができる。演算増幅器７６，７７に加えられる信号の振幅を制御するように、しきい値検出器回路網７５の感度はポテンショメータ８４により調整することができる。
電圧整流器ネットワーク８６がＰＲＦ／ＰＲＩ発生器１０に接続されて−３Ｖ（ボルト）をモニタの、増幅器７１などの種々の部品に供給する。電圧整流器ネットワーク８６は０〜５Ｖの方形波電圧を供給するために２つの並列インバータ（Ｉ１）８７，８８を全体として含む。２個のダイオード８９，９０がコンデンサ９１を介してインバータ８７，８８の入力端子に接続される。−３Ｖの定常出力電圧を発生するために、ダイオード９０にシャントコンデンサ９２が接続されて、電圧整流器ネットワーク８６は方形波電圧を整流し、レベルを推移させる。増幅器回路７０の出力端子に出力抵抗９３が接続されて過大な電流が流れるのを阻止する。図６および図１１の回路図に示す部品の多くのものの値は前記米国特許第５，３４５，４７１号および第５，３６１，０７０号の各明細書に定められている。
図７は他のモニタ１００を示すものである。このモニタは図１のモニタ１と全体として類似するようにして動作するが、マットレスパッドまたは椅子の背もたれなどの物質を通じて心臓の動きや呼吸運動を遠隔で検出するために修正している。操作距離をより大きくするために、モニタ１００のアンテナが改造されている。それにより可聴出力を検出した。しかし、当業者はこの特徴を選択的に付加することができる。距離制御を行うことができ、６フィート（約１．８３ｍ）の距離において呼吸を検出するために設定することができる。図１と図７において同一の参照番号は同一の機能を持つ同一の部品を示すものとする。
モニタ１００の全体的な動作も、送信アンテナからパルスを発射し、短い時間を待ち、その後で、受信アンテナに接続されているゲートを開いて反射パルスを標本化できるようにする。しかし、モニタを非接触心肺モニタとして使用する場合は、待ち時間は自由空間（または自由空間と組織１インチ（約２．５４ｃｍ）との組合わせ）内の光の速度で１２インチ（約３０．５ｃｍ）またはそれ以上の往復時間に対応する。
送信路１１２では、ＰＲＦ／ＰＲＩ発生器１０はインパルス発生器１１６を駆動する。そのインパルス発生器は５Ｖ２００ｐｓ幅の半正弦送信パルスを発生して、それを送信アンテナ（Ｔ）１１８に供給する。リンギングを避けるために、送信アンテナ１１８の電気長は半正弦波のスペクトル内容に対して短く設定される。
受信アンテナ（Ｒ）１２０は、肺１２２（前部壁１２２Ｆと後部壁１２２Ｒを有する）と胸壁の背後の心臓などの身体器官、または椅子１２４などの物体から反射されたパルスを拾い、それを標本化・保持（Ｓ／Ｈ）回路２６に加える。その回路はゲート路１１４からのゲートパルスによりゲートされる。ゲートパルスは、送信アンテナがパルスを放射した時から約３ｎｓだけ遅延させられる。アンテナ１１８と１２０から１２インチ（約３０．５ｃｍ）において起きる反射がそれにより標本化される。ＰＲＦ／ＰＲＩ発生器１０からのパルスが送信路１１２に入力されると同時にゲート路１１４に入力され、そこでパルスは距離遅延発生器１３０と、それに続くインパルス発生器１３２を通る。そのインパルス発生器は、ゲートスイッチ３４を制御するための２００ｐｓ幅のゲートパルスを発生する。図２に示すタイミング関係はモニタ１００にも加えられる。
受信路１１５では、加算素子３６の出力が増幅器３８により、０．０５〜１０Ｈｚの通過帯域にわたって通常は７０ｄＢ増幅されて、心臓帯域通過フィルタ１４１と肺帯域通過フィルタ１４２に選択的に加えられる。
図８は図７のモニタ１００の部分を構成するアンテナ１１８，１２０の概略表現であって、全体として平らで薄いハウジング１５５Ｈの切り欠き図を示す。アンテナ１１８，１２０は直線ダイポールであって、送信素子１１８と受信素子１２０をそれぞれ有する。それらのアンテナは折り返すことができる。各素子は約０．５インチ×２インチ（約１．２７ｃｍ×５．０８ｃｍ）であるが、それより長くすることができる。アンテナはＦＣＣの要求に応じて２ＧＨｚ帯内の電磁波を放射することができる。アンテナ自体は自立しており、接地面１５５Ｂに結合する必要はない。接地面１５５Ｂがモニタ回路を保持する。保管・輸送を容易にするため、およびアンテナ素子の実効長を可変とするために、アンテナ素子１１８，１２０は望遠鏡のように伸縮させることができる。アンテナ素子１１８，１２０には、種々の応用のために、それの長さに沿って、マーキング点Ｐなどの、種々のマーキングでマークすることができる。たとえば、小児科での使用のためにマーキング点Ｐをアンテナ素子１１８，１２０を延ばした全長のおよそ半分の所に付けることができる。
波形が、きれいな半正弦波形インパルスからずれたリンギングまたは成分を含んでいるとすると、距離ゲート５４を通じて動く心筋または肺の境界は多数のパルスを含んで、知覚した心臓鼓動を実効的に増大する。したがって、送信アンテナ素子１１８と受信アンテナ素子１２０を図６に示すようにそれぞれ抵抗ＲTとＲRにより抵抗終端とすることにより、それらのアンテナ素子を非リンギングにする。こうすることにより、正味のＴ−Ｒ応答は、きれいな半正弦波形インパルスになる。
正確な、すなわち最適な距離遅延を有する距離ゲート５４と５４Ａの少なくとも一方は次の式により決定することができる。
距離ゲート＝１／２［進行時間（空気）＋進行時間（組織）］
距離ゲート＝［距離空気／Ｃ＋距離組織√εr／Ｃ］
ここにＣは光の速さ、εrは組織の誘電率である。実効応答距離を長くするために距離ゲート５４のタイミングを１組の距離にわたって掃引することができる。さもなければ、１２インチ（約３０．５ｃｍ）に対して最適にした固定距離ゲートにより、心肺検出は０から１２インチ（約３０．５ｃｍ）までを守り、肺検出は０から１８インチ（約４５．７ｃｍ）までを守る。肺の動きを心臓の動きから分離して識別するために、心臓帯域通過フィルタ１４１および肺帯域通過フィルタ１４２（図７）が増幅器３８の出力端子における信号を選択的に濾波する。通常は、心臓の鼓動は１分間当り４０回またはそれ以下と１分間当り１８０回の範囲であるが、呼吸数は１分間当り２回から２０回の範囲である。しかし、所望の応用に応じて他の範囲を選択することもできる。モニタ１００の回路図は、図６に示すモニタ１の回路図に基本的に類似するから、増幅器３８の出力端子におけるモニタの出力が２つの帯域通過フィルタ１４１と１４２に接続される。
図９はモニタ１００が受けた信号を描く２つのタイミング応答グラフ（Ａ）と（Ｂ）を示すものである。上側のグラフ（Ａ）は心臓と肺の組合わせた応答を表し、下側のグラフ（Ｂ）は呼吸を停止している時の心臓の応答を表す。両方のグラフのためのデータが、モニタ１００から１２インチ（約３０．５ｃｍ）の距離に位置している胸壁１２４で得られたものである。そのデータは増幅器３８の出力端子における電圧または生体電位である。
図１０はホモダイン回路を用いるモニタ２００の他の実施例のブロック図である。ホモダイン回路はＴｈｏｍａｓ  Ｅ．ＭｃＥｗａｎにより１９９４年５月９日に出願された「電磁的に隠蔽されている物体の検出器（Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇａｎｅｔｉｃ  Ｈｉｄｅｎ  Ｏｂｊｅｃｔ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）」という名称のＰＣＴ特許出願、番号ＰＣＴ／ＵＳ９４／０４８１３号の明細書に記載されている。
モニタ２００はＡＣ結合された増幅器を受信路中に含む。この増幅器は、標本平均化および保持回路からモニタの出力端子にＤＣ信号が進むのを阻止する。このＡＣ結合された増幅器はＳ／Ｈ回路２６におけるＤＣバイアスレベルの移動を除去する。送信器パルスをＡＣ変調する。その後でそのＡＣ変調を受信器において同期検波（ホモダイン技術）することにより、ＡＣ結合された増幅器を受信器に使用できるようにする。
要約すれば、ホモダイン動作のためにモニタ１と１００を改造した、ということになる。ホモダイン技術は、ＰＲＦ発生器からの信号を放射および検出の前に連続波（ＣＷ）信号で変調することを含む。その後で、ＣＷ信号に通過帯域の中心を置き、したがって、それをＡＣ結合して受信増幅器が動作する。増幅の後で同じＣＷ信号を用いてその信号を同期検出する。
モニタ２００は、通常、数ｋＨｚ（この例では２ｋＨｚ）で動作するホモダイン発振器２０２と、ＰＲＦ発生器２０４（図１に示すＰＲＦ発生器１０に類似する）とを含む。このＰＲＦ発生器は通常、１ＭＨｚないし数ＭＨｚの範囲（この例では２ＭＨｚ）で動作する。あるいは、ホモダイン信号は、平均周波数が数ｋＨｚのオーダーで、平均が零である任意のパルス列にすることができる。
ホモダイン発振器２０２とＰＲＦ発生器２０４からの信号がステップすなわちインパルス発生器２０６に供給され、そこでホモダイン発振器２０２はインパルス発生器２０６により発生されたステップ信号を振幅変調して、インパルス発生器を所望のホモダイン周波数、たとえば２ｋＨｚ、で事実上ターンオンおよびターンオフする。したがって、インパルス発生器２０６により出力されて送信アンテナ２１８により送信される信号は、周波数が２ｋＨｚであるパルスの周期的パケットを含むから、各パルスは通常、周波数が２ＭＨｚで、バースト間隔が０．５ｍｓであるバースト（１００個のパルスなどの）を構成する。
パルスが送信アンテナ２１８で送信されると、それらのパルスは動いている物体、たとえば心臓（または肺）２２の壁から反射されて受信アンテナ２２０により受信される。心臓２２から反射された信号は、送信されたパケットに対応し、周波数が２ｋＨｚである一連の周期的パルスで構成される。受信アンテナ２２０では、２ｋＨｚ包絡線の振幅が心臓２２からの反射に関連させられる。
モニタ２００の一実施例においては、２ｋＨｚ包絡線を積分器４８からの所定の基準レベルを基準にして、モニタ２００が基本的にモニタ１ないし１００と同様に動作できるようにすることが望まれる。このために、受信器の標本化・保持回路２６は２ＭＨｚバースト（パルス）を約０．１ｍｓの期間にわたって平均化するから、２ｋＨｚホモダイン周波数のみが標本化・保持回路２６に残る。ホモダイン周波数はＡＣ結合された増幅器２２９により増幅され、その後で同期検波器２３０ＡによりＤＣレベルに同期検波される。
同期検波器２３０Ａはコンデンサ２３０Ｃと検波器スイッチ２３０Ｓを含む。検波器スイッチ２３０Ｓは飽和トランジスタを含み、コンデンサ２３０Ｃは通常は０．０１μＦのオーダーで、検波器スイッチすなわちトランジスタ２３０Ｓがホモダイン発振器２０２により導通させられた時に、検波器スイッチすなわちトランジスタの出力側における電圧の値を保持するために使用する。
ＡＣ増幅器２２９の利点はモニタのＤＣバイアスレベル、すなわち標本化・保持回路２６におけるＤＣバイアスレベルが通ることを許されない（すなわち、それらが濾波されない）ことである。それらのＤＣバイアスレベルは電源変動と受信アンテナ２２０の近くに持ってこられた物質により変化する。同期整流器２３０Ａの出力端子における整流されたＤＣレベルは心臓２２から反射されたパルスを表す。モニタ２０のこの後の動作はモニタ１，１００の動作に類似する。
動作時は、検波器スイッチ２３０Ｓはホモダイン発振器サイクルの半分の間は閉じ、この半サイクル中はコンデンサ２３０Ｃを充電する。ホモダイン発振器サイクルの相捕（すなわち、残りの）半サイクル中はスイッチ２３０Ｓは開き、検波器２３０Ａはホモダイン発振器２０２からの信号を検出しない。その結果、コンデンサ２３０Ｃに加えられた平均信号がＡＣ結合された増幅器２２９の出力端子における信号（平均波）のピーク振幅を表し、それにより、標本化・保持回路２６からのＤＣ電圧からではなくて、心臓２２からの反射信号に対するＤＣ電圧を発生する。
コンデンサ２３０Ｃに生じたＤＣ電圧は、心臓２２から反射された所望の信号と、モニタハウジングおよびアンテナ−アンテナ直接結合を含む種々の源からの望ましくない信号とを加え合わせたものを表す。ＤＣ結合された増幅器３８の出力はＤＣ基準電圧に等しくされる。図１１は図１０のモニタ２００の回路図の例である。このモニタはホモダイン発振器２０２を含む。このホモダイン発振器は通常、２個のＣＭＯＳインバータ１５，１５１を含む。ホモダイン発振器２０２の出力端子はインパルス発生器２０６と同期検波器２３０Ａに接続される。
モニタ２００の回路の受信路はモニタ１と１００のそれに全体として類似し、ＡＣ結合された増幅器２２９と同期検波器２３０Ａを含む。ＡＣ結合された増幅器２２９は平均化する標本化・保持回路２６と同期検波器２３０Ａの間に接続される。同期検波器２３０Ａは加算器３６に接続される。ＡＣ結合された増幅器２２９はモトローラによる２つのＭＣ１４０６９ＵＢ  ＣＭＯＳインバータを含む。それらのインバータは増幅器として直線モードで用いる。同期検波器２３０Ａはバイポーラトランジスタ、たとえばナショナル・セミコンダクタによる２Ｎ２２２２を含む。それらはホモダイン発振器２０２によりターンオンまたはターンオフされる。
ＤＣ結合された増幅器３８は２つのＭＣ１４０６９ＵＢインバータを含む。ＤＣ増幅器の出力は希望に応じて処理される。開示している実施例の回路を個別部品で説明したが、それらの回路は、代わりに、それらの部品を集積回路またはチップ上に集積化することにより超小型にすることができる。
モニタ１，１００および２００はいくつかの応用ではマイクロホンとして使用することもできる。たとえば、図１２はのどマイクロホンとしてのモニタ１の使用を示すものであって、話し言葉「ワンサウザンド」に対応して、その言葉をグラフ的に示したものである。モニタ１００と２００はのどマイクロホンとして使用するのに適合させることもできる。動作時には、のどマイクロホンをのどぼとけの部分の上またはそのすぐ近くに配置し、声帯の動きを測定する。のどマイクロホンの１つの構成例においては、図１の増幅器３８の帯域幅は２０Ｈｚないし３ｋＨｚであり、可聴音を発生するために電圧制御発振器なしにモニタ出力を使用することができる。
のどマイクロホンの他の応用の例は、声帯部を音響で励振することにより声帯部の病変その他の異常を識別することである。音響励振は口からのどへ向かって加え、のどマイクロホンを用いてその結果としての応答を記録する。病変その他の異常は異常な共鳴を生ずる。それをのどマイクロホンにより検出および測定する。同様に、鼓膜を励振させることができ、種々の診断目的のために対応する振動応答がマイクロホンにより検出され、記録される。
あるいは、このモニタ／マイクロホンを機械的すなわち音響的刺激源とともに使用することができる。一例として、音響ビームを腫瘍部に集中するものとすると、腫瘍はそれの特定の性質の所定の周波数特性で共鳴することがある。モニタ／マイクロホンはその共鳴運動を検出し、かつ腫瘍の種類と場所を識別することを支援することができる。また、モニタ／マイクロホンを用いて骨伝導を決定することができる。対象とする骨の一端に機械的すなわち音響的な刺激源を押し付け、モニタ／マイクロホンを骨の長さに沿う種々の場所に配置して、骨により刺激の伝播を測定および検出する。ひび割れおよび類似の異常が異常な音や不規則な音あるいは指示を発生させることができる。
肺の内部音を聴いて、特定の疾患すなわち病気に関連する症候を特徴付ける異常音や、その他の動きを検出するためにモニタ／マイクロホンを使用することができる。埋め込まれている金属製心臓弁その他の類似の物体の破損を識別するためにもモニタ／マイクロホンを使用することができる。たとえば、モニタ／マイクロホンは、機械的な心臓弁の反射度（すなわち、レーダー横断面すなわちＲＣＳ）の変化を欠陥として識別することができ、またはひび割れが断続的な電気的接触を生ずる。
応用のいくつかの例を示せば次の通りである。（１）モニタおよびそれの改造したものを埋め込んで心臓の壁の動きを検出し、かつ従来のペースメーキング原理および技術として、または従来のペースメーキング原理および技術とともに使用するようにするペースメーカー、（２）テレメータ技術、（３）蛍光透視法、（４）胎児モニタ装置、（５）身体内にある物体の検出器、（６）幼児突然死症候（ＳＩＤ）、（７）心電図（ＥＫＧ）、（８）心音波図、（９）子宮、胎児、卵巣、骨、凝血、脳、脊髄、筋肉、前立腺、および甲状腺膜など（もっとも、それらに限定されるものではない）を含めた、種々の器官、部材または組織の画像を形成するための超音波装置、ＮＭＲ、およびＮＭＩなどの従来システムの代わりに、またはそれらのシステムと共に、モニタを使用できるようにする画像形成モニタ、測定モニタ、走査モニタおよび画像形成法、測定法、走査法、（１０）骨折スクリーニングモニタ、（１１）乳房レントゲン撮影法、（１２）欠陥、肺の樹枝状気管支、胃腸管、生殖器管、または尿道などの筒状構造その他の構造の内部に、アンギオスコープ、内視鏡またはカテーテルを用いて挿入する内部案内装置または走査装置。以上は例示であり、それらに限定されるものではない。
【図１】
0003720053.tif 000004
【図２】
0003720053.tif 000005
【図３】
0003720053.tif 000006
【図４】
0003720053.tif 000007
【図５】
0003720053.tif 000008
【図６】
0003720053.tif 000009
【図７】
0003720053.tif 000010
【図８】
0003720053.tif 000011
【図９】
0003720053.tif 000012
【図１０】
0003720053.tif 000013
【図１１】
0003720053.tif 000014
【図１２】
0003720053.tif 000015