JPH04500915A - 幼児をモニターするための方法および装置 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の名称 幼児をモニターするための方法および装置発明の背景 この特許文献はその一部に、著作権法による保護か請求されている物質を含んで いる。著作権者は、この特許文献またはその開示が特許商標庁のファイルまたは 記録に現れた場合は、誰によるものであれその電子写真的複製に異議を申し立て ないが、しかし、すべての著作権およびそれと同類の権利を保有している。

機械的換気補助は、今や、新生児の呼吸不全をモニターするための効果的な治療 法および手段として広く受け入れられている。機械的換気装置は、新生児の世話 の顧著なそして基礎的な部分を占める。換気か補助されているとき、新生児は、 適切な換気とガス交換を提供することが期待されている複雑な相互作用システム の一部になる。

補助された換気システムの全体的な能力は、生理学的および機械的要素の両方に よって決定される。生理学的決定要素は、内科医によって制御される面が比較的 少ないのであるが、時間とともに変化し、その意味を明らかにすることが難しい 。この要素には、肺疾患の素質、幼児の呼吸努力、およびその他の多くの解剖学 的生理学的変量が含まれる。一方、システムへの機械的入力は、相当程度まで制 御され、換気装置の圧力パルスのパラメータを調査することによって合理的によ く特徴づけられ得る。最良の換気補助には、生理学的および機械的換気の間のバ ランスが欠かせない。このバランスは、幼児が過度のストレスにもさらされず、 また過度の支援をも受けないことを保証するものでなければならない。不十分な 換気支援は、危険にさらされている幼児の呼吸器系に不要な要求を課することに なる。過度の換気は、幼児を肺の気圧性外傷やその他の機械的換気の合併症の危 険にさらすことになる。

新生児の換気補助を知的に運用するには、全体システムの能力についての情轄を 臨床医が入手できることが必要である。補助換気における幼児の連続的なモニタ ーのための装置が、換気についてのある成分変量と同様、知られており、また引 用によってこの開示に組み込まれる［換気補助されている間の幼児のガス交換と 換気の連続測定のための装置Ｊ　Ｋ、　シュルツ、Ｍ。

ステファンスキー、Ｊ、マスダーリン、Ｌ、Ｓ、　ジエイムズ、「臨床治療医学 」第１１巻第１１号８９２−８９６頁（１９８３）　（”Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ ｓ　ｆｏｒ　ｔｈｅ　ＩｎｆａｎｔｓＤｕｒｉｎｇ　Ａｓ５ｉｓｔｅｄ　Ｖｅｎ ｔｉｌａｔｉｏｎ”、　Ｋ、　５ｃｈｕｌｚｅ、　Ｍ、　５ｔｅｆａｎｓｋｉ、 　Ｊ、　Ｍａｓｔｅｒｓｏｎ、　Ｌ、　Ｓ、　Ｊａｍｅｓ、　Ｃｒ１ｔｉｃａｌ 　ＣａｒｅＭｅｄｉｃｉｎｅ、　Ｖｏｌ　１１．Ｎｏ、　１１．　ｐｐ、　８９ ２−８９６　（１９８３））で議論されている。しかしながら、現時点では、内 科医はガス交換に関するシステムの全体的な効果のモニタ゛−を、動脈血ガスの 間欠的な測定に大きく頼っている。

これらの測定は、臨床治療において重要である一方、いくつかの限界を有する。

そのような測定で得られるデータは、幼児の全体的な換気およびガス交換への、 幼児および機械的換気装置の個別の寄与についての情報をあまり提供しない。ま た、機械的換気は、潜在的には将来とても有望な技術であるが、機械的換気装置 が幼児の呼吸にきちんと同期されていないようなことがあれば、なお幼児の肺と 脳に有害であるかもしれないことも認識されている。例えば、Ａ、グリーナフ、 Ｃ，モーリー、Ｊ、　Ａ、デイヴイス、［早産児における自発呼吸と人工的換気 の相互作用」　「小児科学誌」１０３　：　７６９　（１９８３）　（Ａ、　Ｇ ｒｅｅｎｏｕｇｈ、　Ｃ，Ｍｏｒｌｅｙ、　Ｊ、　Ａ、　Ｄａｖｉｓ、　”Ｉｎ ｔｅｒａｃｔｉｏｎ　ｏｆ　５ｐｏｎｔａｎｅｏｕｓ　Ｒｅ５ｐｉｒａｔｉｏｎ 　ｗｉｔｈ　Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ　Ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ　ｉｎ　Ｐｒｅ　 ＴｅｒｍＢａｂｉｅｓ’、　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｐｅｄｉａｔｒｉｃｓ　１ ０３ニア６９　（１９８３）　）を参照されたい。さらに、流量率やその類似量 の正確かつ高精度な測定を提供するために既知のシステムを較正する場合に困難 が生じていた。

換気に対する個別の寄与に関する情報の欠落は、換気支援における変化の効果を たやすく観察できない結果となる。例えば、幼児がポジティブ・エンド呼吸圧療 法（ｐｏｓｉｔｉｖｅ　ｅｎｄｅｘｐｉｒａｔｏｒｙ　ｐｒｅｓｓｕｒｅ　（” ＰＥＥＰ″）ｔｈｅｒａｐｙ　）のような呼吸療法に対してどのように反応する かをモニターすることが、しばしば望まれる。

この療法を処置するためには、換気装置が呼気に対する抵抗を減らして、幼児の 肺に対する負荷を減少させなければならない。

それに加えて、既知のシステムにおいては、動脈血ガス測定は、間欠的にのみ利 用可能である。不幸なことに、このことは、患者の臨床状態の動向と突然の変化 の両方を認識し難いものにしている。患者の臨床状態における変化の時間経過を 記述する場合、連続測定値は、瞬間または間欠測定値より、はっきりと認め得る ほどより助けになる。

調査目的のために幼児の換気の測定値を得るとき、幼児を体積変動記録器として 知られる容器の中にいれるのが通例である。体積変動記録器は、その中に入れら れた任意の塊の体積変化を測定するための標準的な機器である。動物または人間 の体積変化は、もっばら肺に出入りする気体の流れによるものであるから、この 機器は肺機能の測定に対する科学的に精密で簡潔なアプローチを提供する。

通常、体積変動記録器は、鼻から喉を通って気管に挿入された気管内挿入管を直 接通って外部から供給される気体を呼吸する患者を囲う気密性の箱として作られ ている。従って、患者によって呼吸される気体は気管内挿入管の適切な部分とそ れに関連する配管から供給され、またそれを通じて出て行かなければならない。

患者によって呼吸された気体は、気体源から供給され、体積変動記録器の内部に 含まれる空気とは通じていない。患者が息を吸うと胸郭の体積が増加して、体積 変動記録器が密閉されていればその内部の圧力が増加し、体積変動記録器の収容 室に開口部があれば空気が流出し、またはそれらが組み合わさって起こる。これ らの圧力または流れの変化は、種々のセンサのうち任意のものを使用して測定さ れ得る。幼児の呼吸支援と幼児の呼吸の定量測定のために用いられている開口部 を除き、体積変動記録器の内部は外部環境から隔離されていなければならない。

また、これらの定量測定が患者の世話に有用なものであるように、体積変動記録 器はセンサが比較的安定した環境にあるようにつくられていることが望ましい。

しかしながら同時に、幼児が暖かで騒がしくないままにおかれ、しかも緊急事態 が発生したような場合は非常に短時間内に手が差し伸べられる状態にあることも 必要不可欠なことである。

不幸なことに、既知の体積変動記録器によって行われる測定の正確さは、体積変 動記録器内部の管のような構成要素のコンプライアンスや体積変動記録器に空け られた開口部の流れ抵抗はもちろん、体積変動記録器内部に収容されている空気 の固有のコンプライアンスによっても、深刻な危険にさらされる。察せられると おり、幼児の呼吸によって引き起こされた気体の体積変位は直接には測定できず 、むしろ体積変動記録器の壁面を貫通する、流れ抵抗を有する開口部を通じて体 積変動記録器内部から噴出する気体が、定量的に測定される。幼児が気体を吸い 込むと、体積変動記録器の流れ抵抗を有する開口部を通じて気体が排出される（ 幼児の体積変化によって引き起こされる）けれども、そのような吸気はまた開口 部（典型的には細かい網目構造）の、気体の流れに対する抵抗によって体積変動 記録器内部の空気圧を増加させる傾向がある。同様に、幼児が肺から気体を吐き 出すと、体積変動記録器内部の圧力減少を伴って、流れ抵抗を有する開口部を通 じた空気の吸入を引き起こす。結果として、幼児の肺によって排気／吸気される 気体の量と、体積変動記録器によって吸気／排気される空気の量は等しくなく、 その結果、既知の体積変動記録器によって達成される正確さと精度を制限する誤 差の原因がもうひとつ導入される。

さらに付は加えると、体積変動記録器のさまざまな部分を通じた漏洩が、流量率 と体積変位の計算における誤差の導入に寄与する。例えば、体積変動記録器の収 容室をふたつの部分に分割する大きな密封部材は、一般的な誤差の原因であるこ とが見出されている。

既知の体積変動記録器の付加的な欠点は、幼児のための恒温環境を維持する能力 がないという点である。

この不利は、幼児のために恒温環境を維持することをまさに目的とする保育器の ような、他の機器にも共有されている。恒温環境は、幼児および、とりわけ未熟 児の生存には決定的である。

既知の保育器および／または体積変動記録器は、一般的にふたつの方法すなわち 放射加熱と対流加熱のいづれかを用いて恒温環境を維持しようとしている。典型 的な放射型ヒーターは、熱エネルギーをそれにさらされる幼児に向かって放射す る、適当な波長の光源のような熱源を含む。典型的な対流型ヒーターは、加熱コ イルを含み、そのようなコイルで加熱された空気を幼児に送る手段を適宜含んで いる。不幸にして、これらふたつの方法のいづれもが、幼児のための恒温環境を 維持することにおいて、全体として満足できるものではないことか見出されてい る。

発明の要約 この発明に従って、補助換気を行っている間、幼児の換気の連続測定を提供する 方法と装置がここに記述され、それはとりわけ幼児の呼吸によって引き起こされ る流量率と体積変位の正確な決定の提供に適合している。さらに、幼児のために 高度な恒温環境を維持するだめの手段が提供される。情報は、幼児と換気機構に よる換気への個別の寄与に関しても利用可能である。

好ましい実施例においては、その装置は、幼児をその内部に収容する体積変動記 録器収容室、幼児の呼吸を検知するための気体流速計および差圧変換器、幼児の 呼吸を換気装置の呼吸から識別するために、幼児の気管内に挿入された気管内挿 入管の呼吸管部分内の圧力を測定する圧力変換器、体積変動記録器内の恒温環境 を維持するための環境温度制御システム、システムのコンプライアンスと体積変 動記録器を通じた漏洩によって導入される誤差を正確にかつ定常的に補正する手 段、体積変動記録器のゲインを決定する手段、および前記の構成要素によって捕 捉されたデータを処理し蓄積するためのプログラムされたマイクロコンピュータ システムを含む。他の実施例においては、この発明は、換気装置の呼吸が起こる 時期を決定するための、ふたつめの気体流速計とふたつめの差圧変換器を含む。

既知の体積変動記録器の機能の細部は、引用によってこの開示に組み込まれるカ ール・シュルツらの［換気支援が行われる新生児のための換気パラメータのコン ピュータ分析Ｊ　ｒＩＥＥＥ医学と生物学における技術雑誌」第３巻第３号３１ −３３頁（１９８４，９月）（Ｋａｒｔ　５ｃｈｕｌｚｅ、　ｅｔ　ａｌ、、　 ”Ｃｏｍｐｕｔｅｒ　Ａｎａｌｙｓｅｓ　ｏｆ　Ｖｅｎｔｉｌａｔｏｒｙ　Ｐａ ｒａｍｅｔｅｒｓ　Ｆｏｒ　Ｎｅｏｎａｔｅｓ　Ｏｎ　Ａｓ５ｉｓｔｅｄ　Ｖｅ ｎｔｉｌａｔｉｏｎ”、ＩＥＥＥ　Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ　Ｉｎ　Ｍｅｄｉｃ ｉｎｅ　Ａｎｄ　Ｂｉ。

１ｏｇｙ　Ｍａｇａｚｉｎｅ　Ｖｏｌ、３．　Ｎｏ、３．　ｐｐ、３１−３３　 （Ｓｅｐｔ、１９８４））およびシュルツに与えられた米国特許第４，６７１． ２９７号で議論されている。

別の実施例では、差圧変換器と気管圧力変換器またはふたつめの差圧変換器から のデータは、オフラインで処理される。

この発明に従って、体積変動記録器のコンプライアンスはもちろん、その構成部 材における漏洩に対しても補正を行う補正システムの使用を通じて、流量率の正 確な測定が可能になる。コンプライアンスによって導入される誤差を補正した流 量率は、測定された流量率に第１の補正係数を加えることによって計算される。

この第１の補正係数は、体積変動記録器の収容室の時定数すなわち収容室内の気 流開口部の流れ抵抗に、箱内部の空気のコンプライアンスを掛けたものに比例す る。そのような空気のコンプライアンスは幼児の体積に影響されるので、コンプ ライアンスの計算は幼児が収容室内にいる間にリアルタイムで行われる方が有利 である。さらに、時定数を定常的に更新し続けることにより、極度に正確で精度 のよい測定が行われ得る。

そのうえ、呼吸曲線記録ゲインの計算は、計算された流量率の正確さと精度を増 すのに使用され得る追加的な補正係数を提供する。既知の体積の圧力パルスを体 積変動記録器の収容室に印加すると、収容室から噴出する空気の測定された体積 を検知することかできる。

圧力パルスの既知の体積の、噴出する空気の測定された体積に対する比が、収容 室のゲインである。適当な信号処理の間、最新のゲイン計算が、測定された流量 率に適用される第２の補正係数として使用されるために利用される。第１の補正 係数が周波数補正係数と見られるのに対して、第２の補正係数は振幅補正係数と 見られる。

この発明の追加的特徴は、通常は研究機器として使用されている体積変動記録器 が患者の臨床介護に適合しているということである。体積変動記録器の収容室は 、高度な恒温環境を維持するための手段と、都合のよいことに体積変動記録器と してだけではなく保育器としての機能とを伴って提供されている。さらに、生理 学的パラメータと刺激への反応とをリアルタイムでモニターして得られたデータ は、大きな臨床的価値を有する。そのうえ、この発明の可動性により、この発明 は、手術室、Ｘ線室や、目下のところ集中的な介護か行われていない病院の他の 同様な区域での使用に適している。

図面の簡単な説明 この発明のこれらのそしてその他の目的、特徴そして有利な点は、後述する好ま しい実施例の詳細な説明からより容易に明白になるであろう。ここで、第１図は 、幼児に酸素を補給するためのシステムに用いられた装置の好ましい実施例の概 観を示すブロック図、 第２図は、幼児の一回換気流量、気管圧力および動脈血圧のリアルタイム自動記 録、 第３図は、幼児の全肺換気量を、換気装置によってもたらされた量と幼児自身の 呼吸努力によってもたらされた量とに分けて描いた自動記録、 第４図は、換気装置の圧力と肺膨張との関係を換気装置の各パルスごとに描いた 自動記録、第５図は、任意の範囲、図では２００回の鼓動にわたってプロットさ れた、鼓動ごとの瞬間心拍数、最大血圧、最小血圧、および平均血圧を描いた自 動記録、第６図は、任意の時間、図では６０分間の心拍数、血圧、１分間の体積 、呼吸数の動向を描いた自動記録、第７図は、幼児と機械的換気装置の相互関係 が好ましくない場合の、換気装置の圧力と肺膨張との関係を換気装置の各パルス ごとに描いた自動記録、第８図は、圧力パルスの実際のステップレスポンスの時 間経過を、実際のステップレスポンスから導かれたステップレスポンスの時間経 過と重ね合わせて描いたもの、 第９図は、メインプログラムループ制御を叙述するフローチャート、 第１Ｏ図は、第９図のメインプログラムループ制御で使用される割り込みルーチ ンを叙述するフローチャート、 第１１図は、第９図のメインプログラムループ制御で使用される情報提供処理を 叙述するフローチャート、第１２図は、空気流量信号のパターン認識を叙述する フローチャート、 第１３図は、気管圧力（ＡＰ）波形を叙述するフローチャート、 第１４図は、血圧（ＢＰ）波形を叙述するフローチャート、そして、 第１５図は、換気装置制御装置のアルゴリズムを叙述するフローチャートである 。

好ましい実施例の詳細な説明 第１図に示されているように、この装置の好ましい実施例は、モニターされる幼 児がその中に入れられる体積変動記録器１０、幼児に酸素を補給するための人工 呼吸装置ポンプ２０のような換気装置、体積変動記録器ｌＯに出入りする気体流 を測定するための気体流速計３０および差圧変換器４０、幼児の気管内の圧力を 測定するための圧力変換器５０、恒温環境維持手段６０および圧力パルス源１２ ０を含む。気体源７０は、幼児の酸素補給のための気体を管８０を通して換気装 置２０に供給する。この気体、典型的には酸素と窒素の混合物は、管７５および 気管内挿入管９０を通って体積変動記録器ｌＯの中の幼児に供給される。図では 、管７５．８０は出入ロア７で互いに結合されている。管８５は、呼気を換気装 置２０に運び戻す。実例としてヘルスダイン・モデル１００　（Ｈｅａｌｔｈｄ ｙｎｅ　ｍｏｄｅｌ　１００）である換気装置２０が、幼児に呼吸させようとし て気体を吹き出すとき、換気装置は管８５を塞ぎ、管７５．８０によって幼児に 供給された気体が、気管内挿入管９０を通じて幼児の気管内に送り込まれるよう にする。

差圧変換器４０によるアナログデータは、信号線１００によってマイクロコンピ ュータシステム１３０に供給される。圧力変換器５０も、アナログデータを信号 線（図示されていない）によってマイクロコンピュータシステムに供給する。コ ンピュータ１３０は、変換器４０および５０からのこのデータをデジタル化し、 それを処理して全−回換気体積、幼児の呼吸努力による一回換気体積および機械 的換気の効果による一回換気体積を得る。

そして、これらの値はコンピュータによって適切なビデオディスプレイ端末（Ｖ ＤＴ）１５０に表示される。

実例としては、この表示ユニットは、デジタル表示とアナログ表示の両方を提供 し、プリンター１６０は看護記録とＶＤＴ表示のハードコピーを提供する。例え ば緊急処置の際に、幼児の呼吸支援とそのモニターに不都合な影響を与えること なく、幼児を容易に移動できるように、第１図に示されたすべての機器は移動可 能な台車の上に載せられているのが望ましい。

好ましい実施例では、体積変動記録器ｌＯは、幼児を収容できるように、プレキ シガラス製の体積変動記録用収容室または箱を含んでいる。体積変動記録器の内 部雰囲気は、幼児の呼吸に必要なひとつまたはそれ以上の出入口すなわち管８０ ．８５の出入口を除き、外部環境から隔離されている。

体積変動記録器ｌＯは、好ましくは、半分に分離されたプレキシガラス製の箱を 含む。その上部は一辺が丁番で固定され、上部が閉じられたとき十分な密封が形 成されるように、柔らかいゴム製のバッキング部材が上部と底部のふちに施され ている。この密封は気密に近いものであるが、固定された一辺を軸にぐるりと回 すだけで体積変動記録計の上部を開けることができるので、幼児に手を差し伸べ ることは極めて容易である。

希な場合であるが必要なときには、体積変動記録器の上部全体を取り外して幼児 の両側から手を差し伸べることができるようするために、丁番手段は［ポケット の中の舌Ｊ　（”ｔｏｎｇｕｅ−ｉｎ−ｐａｃｋｅｔ’）構造を使って組み立て られる。丁番部分のバッキング部材がはさまれたり取付不良にならないように、 丁番手段はふたつの部分を結合したままの範囲内である程度垂直方向に動かせる ようになっているのが望ましい。あるいは、体積変動記録器の底部だけに適当な バッキング部材が施され、好ましくはプレキシグラス製の箱である上部には、底 部のバッキング部材と噛み合って密封するようにテーパーの付いたふちが設けら れる。たとえたいへん少量の空気が箱の上部および下部の間の結合部から逃げ出 したとしても、幼児が箱の中にいる間に繰り返される較正を行う手段か、そのよ うな漏洩を補正する。この方法は、幼児の胸郭に出入りする気体流の測定を極端 に正確にする鍵となるパラメータの頻繁な測定を行う手段を提供する。

体積変動記録器は、その壁内に納められた滅菌されたアダプターを通じてモニタ ー用リード線、静脈内チューブおよびその類似物を収容できるようになっている とよい。

気体流速計３０は、実例では柔軟で半透性のスクＩＪ−ンを含み、その反対側の 面は、時々異なる圧力レベルにさらされる。気体流速計３０は、体積変動記録器 の収容室の壁の開口部を通る空気流と連通しており、その空気流を受ける。多く の適当に選択された市販の気体流速計が発明の実施に適しているか、好ましい気 体流速計は、４００メツシュ気体流速計のようなスクリーン構造を含む。この機 器は、空気流に対して既知の流れ抵抗を備え、一方の面が体積変動記録器の内部 にさらされ、反対側の面が外部にさらされる。あるいは、別の適当な気体流速計 が、「自発的なまたは補助された換気をしている患者に使用する呼吸流速記録Ｊ 　Ｇ。

グレゴリ−１Ｊ、カイザーマン、「応用物理雑誌」第３１巻７６６頁（１９７１ ，１１月）　（”Ｐｎｅｕｍｏｔｅｃｈ。

ｇｒａｐｈ　Ｆｏｒ　Ｕｓｅ　Ｗｉｔｈ　Ｐａｔｉｅｎｔｓ　Ｄｕｒｉｎｇ　５ ｐｏｎｔａｎｅｏｕｓｏｒ　Ａｓ５ｉｓｔｅｄ　Ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ”、　 Ｇ、　Ｇｒｅｇｏｒｙ、　Ｊ、　Ｋｉｔｈｅｒｍａｎ、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　 Ａｐｐｌｉｅｄ　Ｐｈｙｓｉｃｓ、Ｖｏｌ、３１．　ｐ、７６６（Ｎｏｖ、　１ ．９７１））に見出されるかもしれない。

体積変動記録器に出入りする空気の流量は、気体流速計３０によって提供される 、既知の流れ抵抗の両端の圧力差をモニターすることによって計算される。幼児 の胸郭の膨張と収縮の結果生じる圧力変動のような、体積変動記録器の内部で起 こる圧力変動は、空気流速計の両端における圧力低下に反映される。気体流速計 ３０は、空気の流れに対する抵抗を作り出すことによって、体積変動記録器の内 部と外部環境との間に圧力差を提供するという役割を果たす。この圧力差は、体 積変動記録器ｌＯの内部と連通した第１の出入口と外部環境と連通した第２の出 入口とを有する差圧変換器４０によって測定される。換気流信号は、圧力差から 計算される。差圧変換器４０のこれらふたつの出入口は、気体流速計３０によっ て隔てられている。

別のやり方として、体積変動記録器のどこか別の場所に十分な漏洩があるのであ れば、気体流速計のために独立して設けられる、収容室の壁を通る開口部は不要 である。例えば、もし収容室のふたつの部分の間の密封が漏れていれば、収容室 の内部と外部の間に適当な圧力差が発生し、それが変換器４０で測定されるかも しれない。このような状況では、漏れている密封やそれに似たもので十分だから 、独立して設けられる気体流速計は不要である。

別のやり方として、気体流速計３０はと差圧変換器４０は、気体流速計の出入口 が体積変動記録器内部に開口するようにして、体積変動記録器の内部に配置され てもよい。気体流速計３０を収納室の壁を通る形で配置することで、一般的には よりよい信号雑音比が提供されるのではあるが、気体流速計３０と変換器４０を 体積変動記録器の内部に配置することは、それらの装置と体積変動記録器の間の 温度差に依存する、得られたデータの不正確さの可能性を減らすかもしれない。

差圧変換器４０は、気体流速計３０の両側で圧力を感知し、体積変動記録器に出 入りする気体流の量と方向を示すアナログ信号を信号線１００に出力する。実例 として、圧力変換器は、搬送波復調器プリアンプ１０５によって５ｋＨ２で駆動 される可変磁気抵抗型である。適切な差圧変換器およびプリアンプは、ヴアリダ イン・エンジニアリング社（Ｖａｌｉｄｙｎｅ　Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、　Ｉ ｎｃ、）から入手可能な型番ＭＰ−４５−８７１の圧力変換器と、やはりヴアリ ダインから入手可能な型番ＣＤ−１５−８７１のプリアンプを含む。空気流速プ リアンプ１０５によるアナログ信号出力は、コンピュータ１３０にインターフェ イスを介して接続され、好ましくはＡ／Ｄコンバータ１１０によって１秒間に５ ０回のサンプリングでデジタル化される。

好ましい実施例では、気体流の量と方向は、変換器４０の出力信号の大きさと極 性にそれぞれ反映される。

その結果、吸気と呼気は変換器からの異なる極性出力を引き起こす。　管７５は 、気管内挿入管９０と結合しており、気管内挿入管は幼児の気管内に挿入されて いる。

圧力変換器５０は気管内挿入管の中に配置され、幼児の気管内の圧力を感知する 。変換器５０はそのような圧力を示すアナログ信号を出力し、その出力を、実例 では１秒間に５０回のサンプリングをするＡ／Ｄコンバータ１１０を経由してコ ンピュータ１３０に供給する。圧力変換器は、好ましくはノヴアメトリックス・ ニューモガード・モデル１２００　（Ｎｏｖａｍｅｔｒｉｘ　Ｐｎｅｕｍｏｇａ ｒｄ　Ｍ。

ｄｅ　１２００　）である。別の実施例では、圧力変換器５０の機能は、代わり にふたつめの空気流速計および圧力変換器５６によって達成される。これらの構 成要素は管５８内の圧力を検知する。

体積変動記録器に出入りする空気流は、気体流速計３０によって用意される流れ 抵抗の両端の圧力差から計算される。この圧力降下は空気流に直接比例する。次 に流れ測定値の積分すると、気体流速計を通って流れる空気の体積の直接測定値 が得られる。箱に出入りする空気流は、胸郭壁の膨張と収縮によって引き起こさ れるから、これらの体積測定値は、各呼吸が幼児によって引き起こされたもので あるか換気装置によって引き起こされたものであるかに関わりなく、呼吸ごとの 吸気または呼気の体積の高度に正確な測定値を与える。

より明確にすると、気体流速計に対する流れがゼロになる点が定常的に計算され てコンピュータに供給される。傾きが正の閾値検知と結びつけられた正方向のゼ ロ交差が、吸気によって引き起こされた正の空気流がいつ存在するかを決定する のに使用される。同様に、傾きが負の閾値検知と結びつけられた負方向のゼロ交 差が、いつ呼気が起こったかを決定するのに使用される。さらに、いったん呼吸 が識別されたら、それは、分析に取り込まれる前に、あらかじめ定められた体積 と持続時間に対する制限以内に終了しなければならない。リアルタイム移動平均 フィルタと微分器が採用され、正確で高精度の測定のために提供される。

恒温環境を維持するための手段６０は、体積変動記録器の収容室を保育器として 使用することを可能にする。

放射加熱と対流加熱を組み合わせて温度変動が最小の加熱システムを与えること で、所望の温度レベルが正確にかつ高精度に維持される。好ましくは、手段６０ は体積変動記録器の外部に設けられて体積変動記録器に向けて熱を放射する放射 型ヒーターを含む。そのような放射熱は、半透明な体積変動記録器を通って幼児 の皮膚に吸収される。同時に体積変動記録器の内部は、ヒーターの放射熱にさら されて熱せられた体積変動記録器の一部に内部の空気が接して、対流的に加熱さ れる。こうして、対流加熱の面と同様に放射加熱の面も取り入れたこの２段階加 熱により、体積変動記録器の内部は一般に外部環境より高温になる。放射および 対流機構の両方による暖房の組み合わせ効果は、温度を与えられたレベルに、伝 統的な放射暖房に通常付随する変動より少ない変動で維持することを可能にする 。

出生時の体重が少なかった幼児多数について研究が行われてきており、このシス テム内の幼児の代謝率は、純粋な対流または放射加熱のいづれを用いたシステム で看護されている幼児とも相違していないことが示されている。

別のやり方として、加熱手段６０は、放射加熱および／または対流加熱のどちら かを単独にまたは組み合わせて含み、その加熱素子は、典型的には自動車のリア ウィンドに用いられているような除霜システムと同じ形態で、体積変動記録器の 壁内に組み込まれていてもよい。そのような加熱素子は、体積変動記録器を適切 に加熱するのに、比較的少ない量の電流しか必要としないので有利である。その ような別の実施例では、熱流は、体積変動記録器内部と幼児の皮膚に取り付けら れた温度プローブと結合されたサーボ機構で調整される。

マイクロコンピュータ１３０とそれに付随するハードウェアは換気パラメータの オンライン計算を行い、脈拍・ヘモグロビン酸素濃度計１７０、血圧変換器１７ ５、温度モジュールとセンサ１８０およびＥＣＧモニター１８５などのような生 理学的モニター装置から入手される情報を収集して統合する。コンピュータはこ れらのモニター装置からの変量とパラメータの中から関係を導′　きだし、分析 のグラフィック出力を表示し、事後の検索のためにデータをディスクのファイル に記録し、そして印刷されたハードコピー記録を作成する。望ましいコンピュー タは、インテル（Ｉｎｔｅｌ　）社の８０２８６マイクロプロセツサと８０２８ ７数値演算コプロセツサを中心に構成されたＡＳＴプレミアム・コンピュータ（ ＡＳＴ　Ｐｒｅｍｉｕｍ　Ｃｏｍｐｕｔｅｒ）である。それは、６４０キロバイ トのランダムアクセスメモリと４０メガバイトのハードディスクドライブ、１． ２メガバイトのフロッピーディスクドライブ、およびヤマハのＰＣＤＣＩＩ型ダ グラフイックコントローラＹａｍａｈａ　ＰＣＤＣＩＩ　ｇｒａｐｈｉｃ　ｃｏ ｎｔｒｏｌｌｅｒ）から構成されている。

温度モジュールとセンサ１８０は、収容室壁と空気の温度をモニターするのに用 いられる。とりわけ、温度はいくつかの部位で連続的に記録される。これらの部 位は、幼児の皮膚、周囲の空気、保育器のふたつの表面を含む。これらのデータ は、患者と環境の温度安定性を時間を遡って見るために、温度表示装置上にプロ ットされる。適切な温度モニター装置は、クライオトロニクス社（Ｃｒｙｏｔｒ ｏｎｉｃｓ、　Ｉｎｃ、　）から入手できるモデル２０８　（ｍｏｄｅｌ　２０ ８　）である。このモニター装置は、データの適切な伝送のために改造されたＲ ３２３２インターフエイス（ピン４と５が互いに接続され、ピン６．８および２ ０が互いに接続され、ピン２と３が逆転されている）を経由してコンピュータ１ ３０と結ばれている。

ＥＣＧモニター１８５は、市販されて入手可能ないくつかの心電図モニター装置 のどれかでよい。心電図前段処理装置１８６は、各鼓動の鼓動間隔を決定するの に用いられる。この間隔は、１０分の１ミリ秒単位で測定される。

特に、前段処理装置は、ニューヨークのに＆Ｍインターフェイス社（Ｋ　＆　Ｍ 　Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ、　Ｉｎｃ、　）から入手できる電子的「フロントエンド Ｊ　（’ｆｒｏｎｔ−ｅｎｄ”　）　ＥＣＧ前段処理装置である。これは、Ｒ波 がそのピークに達した時を検知し、連続するＲ波の間隔を±０１ｍ５の解像度で 計算する。コンピュータは前段処理装置からパラレル接続ボートを通じてＲＲ間 隔を受け取り、これらを瞬間心拍数を計算するのに用いる。鼓動間の間隔は、血 圧や一回換気量とともに次々に心肺表示装置にプロットされる。さらに、平均心 拍数が毎分計算されてデータベースに記録され、これらの平均値は動向表示装置 の表示やディスク上の保管記録のために用いられる。

心拍情報の蓄積には、巡回性バッファ記憶を使用するのが有利である。このよう にすると、大量のデータをメモリに移動することなく、グラフィックデータを右 から左へと連続的にスクロールすることかできる。

この発明は、心拍数変動をオンラインで評価できる点で有利である。ＲＲ間隔の 変化係数（ＲＲ間隔の標準偏差／ＲＲ間隔の平均値）およびＲＲ間隔の変動係数 （隣接したＲＲ間隔同士の差の標準偏差／隣接したＲＲ間隔同士の差の平均値） としてそれぞれ定義される「長期」および「短期」の心拍数変動の評価か、毎分 計算されてデータベースに格納される。さらに、連続したＲＲ間隔１２８個の組 について高速フーリエ変換（ＦＦＴ）パワースペクトル分析か行われる。これら の分析から、特定の周波数に関連した全体的な心拍数変動への寄与が合計される 。パワーの合計が計算されるひとつの周波数帯は、当該１２８個の鼓動間隔の量 計算される呼吸数の±１標準偏差を包含する周波数帯である。心拍数変動のこの 部分は、呼吸活動度と組み合わされて、呼吸静脈洞不整脈（ｒｅｓｐｉｒａｔｏ ｒｙ　５ｉｎｕｓ　ａｒｒｈｙｔｈｍｉａ）などの技術に参照される。この測定 値は、心臓のタイミングを調整する迷走神経の活動度の変動のみの結果として発 生すると信じられている。自律神経系の心臓への影響の間接的な測定は、心肺機 能に影響を与える脳のメカニズムが完全無欠であることを試験する確信的な道具 を提供することになる。

好ましい実施例では、精度と正確さは、システムのコンプライアンスと漏洩によ って導入される誤差に対する定常的な補正によって維持される。特に、気体流速 計の空気流に対する抵抗はもちろん、体積変動記録器内部の空気のコンプライア ンスや体積変動記録器内の管のように外力に対するたわみ性を有する他の構成要 素のコンプライアンスは、適切に補償されない限り、不正確な測定に寄与する。

幼児の大きさのような因子は、システムの全コンプライアンスと空気流量率に影 響を及ぼし、基本的にはケース応じて補償される必要がある。察せられるように 、体積変動記録器の周波数レスポンスを正確に決定することは、システムのコン プライアンスによって訂正される流量率の計算の助けになる。

理論的には、体積変動記録システムの周波数特性は、１次の低域通過フィルタと してモデル化される。この場合、突然の圧力変化に対するレスポンスは、体積変 動記録器の時定数についての情報を提供する。特に、体積変動記録器の時定数（ ＴＣ）は、流れ抵抗とコンプライアンスの積の逆数（１／ＲＣ）である。時定数 は、圧力をステップ状に変化させた後の流れの減衰率から導き出される。これは 、減衰を指数関数の形にモデル化することで行われる。すなわち、Ｙ（ｔ）　□ 　Ａ　＊　ｅｘｐ（−ｋ　＊　ｔ）　（１）ここで、Ｙ　（ｔ）はステップ状の 圧力変化後の時間ｔにおいて測定された流れ、Ａは流れの初期値すなわちピーク 値、ｋは、時定数の逆数である。減衰曲線を幾つもの間隔でサンプリンダするこ とによって、ふたつの未知数４−なわちＡおよびｋを同時にめる方程式が作られ る。

Ｙｌ　”　Ａ　＊　ｅｘｐ（−ｋ　＊　ｊ＋＞　（２）Ｙ２　”　Ａ　＊　ｅｘ ｐ（−ｋ　＊　ｊ　２）　（３）それぞれを変形して、 Ａ　−Ｙｌ　／　（ｅｘｐ（ｋ　＊　ｔ　υ）　（４）Ａ　＝　Ｙ２　／　（ｅ ｘｐ（−ｋ　ネ　ｔ　２））　（５）その結果、 Ｙｌ　／　（ｅｘｐ（−ｋ　＊　ｔ　υ）　＝　Ｙｚ　／　（ｅｘｐ（−ｋ　＊ 　ｔ　２））両辺の対数をとって、 ＬＮ（Ｙｌ）　−ＬＮ（ｅｘｐ（−ｋ　＊　ｔｌ））　＝ＬＮ（Ｙ２）　ＬＮ（ ｅｘｐ（−ｋ　＊　ｂ））　（７）ＬＮ（Ｙ、）　−（−ｋ　＊　ｔ、）　＝Ｌ Ｎ（Ｙ２）　−（−ｈ　＊　ｔｚ）　（ｓ）ＬＮ（Ｙｌ）　−ＬＮ（Ｙ２）　＝ （ｋ　＊　ｔｌ）　−（ｋ　＊　ｂ）　（９）ＬＮ（Ｙｌ）　−ＬＮ（Ｙ２）　 −ｋ　本　（ｂ−ｔｌ）　（ｉｏ）その結果、 ｋ　＝　（ＬＮ（Ｙ、）　−ＬＮ（Ｙ２））　／　（ｔ、　−ｔｌ）　＝１　／ 　ＴＣ（１１） 方程式（４）または（５）にｋを代入すると、Ａの値が得られる。いったんＴＣ の値が知られれば、時定数と流れの１階微分の積を計算し、これに流れ信号を加 えることによって、流れは補正される。すなわち、周波数補正された流れ＝ 測定された流れ＋ＴＣ＊　ｄ（測定された流れ）／ｄｔ方程式（１２）は、直接 関係のある技術分野で知られており、ここでは測定された流量率と正当な時定数 の知識とから、周波数補正された実際の流量率を計算するのに有用である。

このやり方で、体積変動記録器の周波数レスポンス（通常２Ｈｚで３ｄｂ低下す る）が、体積変動記録システムを通る流れのリアルタイム測定における先例のな い正確さを提供しながら、５Ｈｚを越えてよく拡張される。実際の呼吸数は滅多 に２Ｈ２を越えないとはいえ、呼吸は純粋な正弦曲線的変化ではなく、むしろた くさんの高次の周波数から構成されているから、周波数レスポンスにおけるその ような増加は、正確さを実質的に増加させる。

察せられるように、時定数（ＴＣまたはＲ＊Ｃ）はふたつの項、空気流開口部の 抵抗（Ｒ）と箱内部の空気のコンプライアンス（Ｃ）とを含む。測定された時定 数の変化は、漏洩の変化および／または箱のコンプライアンスの変化に関する情 報を明らかにする。箱のコンプライアンスは、体積変動記録器内部の空気の体積 に、そしてそれ故に体積変動記録器内の幼児によって置換された空気の体積に依 存するから、測定された時定数は、体積変動記録器内の異なる体積を置換する異 なる大きさの幼児によって変化するであろう。従って、体積変動記録器全体の時 定数を測定できることは、正確な結果を得るためには決定的なことである。さら に、時定数は体積変動記録器内の幼児の大きさに依存するから、時定数は幼児が 体積変動記録器の中にいる間に測定されなければならない。

発明の好ましい実施例では、測定された流量率から補正された流量率を最終的に 計算することを目的とした、全体としてのすなわち幼児と体積変動記録器を含め た時定数の決定は、みっつの段階を含む。すなわち、１、ステップ状の体積変化 に対する減衰レスポンスの抽出 ２、過渡的波形の最大値の決定 ３、時定数の計算 第１段階ニステップ状の体積変化に対する減衰レスポンスの抽出 再び第１図を参照すると、圧力パルス源１２０が、ステップ状の体積変化を作り 出す手段である。さらに詳しく説明すると、パルス源１２０は、好ましくは適切 な高加速度を生じるように最適化されるべく改造された、ポリプロピレン音響ス ピーカーの形状をした線形変位作動装置を含む。変位作動装置は、その作動装置 の表面と体積変動記録器の収容室の間に入れられる空気の体積が最小になるよう に、プレキシグラス製の箱（図示されていない）またはその類似物の中に収納さ れる。

変位作動装置と体積変動記録器の収容室の接続は、体積変動記録器の収容室の壁 の穴を通して行われる。別の実施例では、パルス源が使用されないときにふたつ のシステムのコンプライアンスを分離するために、接続は抵抗の大きいすなわち 小さな穴を通して行われる。

変位作動装置は、ニューヨークのに＆Ｍインターフェイス社（Ｋ　＆　Ｍ　Ｉｎ ｔｅｒｆａｃｅ、　Ｉｎｃ、　）から入手できる高度に正確なパワー増幅器モジ ュール（図示されていない）によってステップ状の往復運動をする。変位作動装 置が正方向にステップ変位したとき、空気が体積変動記録器の収容室の内部に注 入され、急速に減衰する過渡的な圧力増加が発生する。この減衰率が測定されシ ステムの時定数として取得される。

察せられるように、システムは幼児が存在しているときの時定数を測定しなけれ ばならないから、変位作動装置のステップレスポンスは、幼児の呼吸運動から分 離されなければならない。このために、信号平均化アルゴリズムが採用されるの が望ましい。変位作動装置は繰り返しステップ状の往復運動を行い、過渡的な圧 力増加および減少を提供する。減少は、増加に弓１き続く波形と同じ波形を与え るように、ちょうど逆向きの運動にされる。このことは、過渡的な減少が過渡的 な増加とともに平均されることで、平均するために用いるデータの数を２倍にす ることを可能にする。実例では、幼児の１分間に６０−８０回の呼吸と幼児の体 重１ｋｇあたり５ｃｃの体積変位に対して、１分間に６０サイクルのステップパ ルスと８Ｏ−１００ｃｃの体積変位が適当であることが見出された。

第２段階：過渡的波形の最大値の決定 過渡的波形の最大値は、減衰の始まりすなわち方程式（３）および（４）の変数 Ａである。この値は、ステップレスポンスの局所的な最大値を突き止めることに よって振幅分析を用いて決定される。いったん減衰期間の始まりが決定されると 、それに続く減衰部分は（ステップレスポンスが繰り返されない限り）以前に列 挙された方程式に従った分析に取り込まれる。近似的に８０％の減衰の部分が適 当であることが見出された。

（本頁以下余白） 第３段階：時定数の計算 式（１１）を再度引用する： に−（ＬＮ（ｙ＋）−ＬＮ（ｙ２））／（ｔｔ−ｔｔ）＝１／ＴＣ（１１）しか しながら、サンプリングが２点のみであれば（ｙ＋とＹ２）、その測定はノイズ により大きな誤差を含むことになる。それゆえ、多数のサンプリング点を用いる ことで、次のように値ｋを正確に計算することができる。第１に、崩壊曲線は対 数直線化され、崩壊直線の勾配、すなわち値ｋを推定するため多数のサンプリン グ点を用いて最小目乗−次回帰計算が実行される。

適当数のサンプリング点が用いられうるが、５０点がより好ましいことがわかっ た。

上述したような方法で時定数を決定することにより、（１２）式に対応した周波 数補正流速の計算が可能となる。

第８図で述べたように、この方法により正確かつ精緻な時定数の算出が可能とな る。

当業者に理解されるように、相対的ではない実際の排気体積と流速の計算がシス テムのゲイン、すなわち気体速度曲線（ＰＮＥＵＴＡＣＨＯＧＲＡＰＨ）のゲイ ンを知ることによってのみ可能となる。圧力パルス源によって注入された空気体 積を測ることによって、このゲインを計算する手段が与えられる。

より詳細には、この気体速度曲線のゲインは、作動子の排気に対する平均応答が 知られたときに決定される。これは、一定で既知の体積が作動子の各サイクル毎 に体積変動記録器を出入りされることに依る。注入体積はステップ応答間の気体 速度計のフロー信号を積分することにより測定される。この測定された体積はパ ルス源によって排気された既知の体積と比較される。

システムのゲインは測定された体積と実際の体積との比（Ｖａｃｔ／Ｖｍｅａｓ ）によって決定される。

このようにゲイン補正フローは次のように表わされるニ ゲイン補正フロー＝測定フロー＊　（Ｖａｃｔ／Ｖｍｅａｓ）したがって、実際 のフローは次のいずれかの式で表わされる： 実際のフローニゲイン補正フロー＋ＴＣ＊　（ゲイン補正フロー）／ｄｔ　（１ ４） 又は 実際のフロー−周波数補正フロー＊　（Ｖａｃｔ／　Ｖｍｅａｓ）好適な実施例 では、差圧トランスデユーサ−４０の出力信号は、吸気の間がプラスで排気の間 がマイナスとなる。理想的には、プラス吸気信号の積分値は、幼児の肺への吸入 体積と排気体積が一般には等しいため、マイナス排気信号の積分値に等しくなる はずである。

測定された吸気体積と排気体積の差を補償するギヤリプレージョン因子を得るた めに、吸気、排気サンプルから得られた予め定められた量のフローデータが蓄積 される。バイアス値は、プラス及びマイナスのステップ応答の平均フローを計算 することによって得られるキャリブレーションプロセスの中から引き出される。

好適には、バイアス値は定常的に更新され、移動平均を表わし、それにより最新 で正確なダイナミックバイアス値が得られる。

次に、プラスの吸気データは、積分計算に含まれているように、フローデータの 各サンプルから差し引かれたバイアス値とともに、単に積分される。このキャリ ブレーションプロセスで注入される気体体積（立方センチメートル）は、キャリ ブレーション因子を決定するためその調整された積分値によって割られる。その 後、モニタリングの間に得られたこれらのデータは処理される。

好適には、バイアス値と同時にこのキャリブレーション因子は定常的に更新され 、移動平均を表わし、それにより最新で正確なキャリブレーション値が得られる 。このキャリブレーションはある一定期間にわたって集められたデータを用いて 処理されるため、１回又は２回の呼吸におこる不規則性は、測定中の全体的な不 確定性のため誤りとはならない。この実施例では、体積変動記録器１０に注入、 排気される予め定められた気体体積は、換気及び幼児の呼吸が相対的に全フロー のうちの小さな割合となるよう十分大きいものとなっている。吸排気中にトラン スデユーサ５０で得られる予め定められた量のフローデータは積分され、次いで 、実時間バイアス値がこの積分値をサンプルデータのフロー数とサンプル速度の 積で割ることにより得られる。

この実時間バイアス値は吸気と排気が異る程度示す指数であり、また、医者にと って気管内チューブの漏れや熱トランジェントのような事象の推定に有用となる 。

オプションとして、実時間バイアス値は、気管内チューブが漏れているか、又は 幼児の気道からはずれているときの警告指示としても有用である。さらに、バイ アス値はモニタリングシステムの安定性の情報を医者に提供する。

しかしながら、呼吸を表わしているように見えるいくつかのフローデータは呼吸 連動以外の要因の結果であることが実際に起こりえる。たとえば、幼児の動きは このようなフローデータを生じさせ得る。吸排量を正確に測定するために、実際 の呼吸とノイズとを区別しなければならない。実施例では、適当な期間内に得ら れたフローデータは次の基準に合うか否かを決定するためテストされる：そのデ ータが２つの極性変化のみを有しており、マイナスからプラスへの極性変化に続 いてプラスからマイナスへの極性変化に起こり、フローデータが呼吸が少なくと もあるミニマムの呼吸時間であるミニマムの吸排量であることを示してなければ ならず、かつ、フローデータの最高値が少なくともあるミニマムな値を有してな ければならないことである。

この好適な実施例では、換気装置によるか又は幼児の有効呼吸に対する基準は、 持続時間は少なくとも０、１秒、吸排量は０．５立方ｃｍなければならない。

有効呼吸の呼吸量は、呼吸中に得られた吸気フローデータを積分し、キャリブレ ーション因子の結果を掛けることにより計算される。実施例では、モニタリング 中の各分ごとに、各吸入又は呼吸量、期間および最大振幅並びに全吸排量および 呼吸周波数が分トータルデータについての記憶ファイルに記憶される。

この発明では、分トータルデータは、各呼吸が幼児の呼吸運動の結果なのか、あ るいは機械的な換気によるものか決定するために、圧力ドランスデューサからの 圧力信号と共同してインデックスされ、かつ処理される。各１分間のモニタリン グの間、各呼吸の吸排量は、同期間に圧力ドランスデューサ５０から得られた気 管圧データと照合される。特に、付録Ｉに示されたコンピュータプログラムの制 御の下で、マイクロコンピュータ−システム１３０は、ある決められた時間内で 各吸気量を、吸気体積が集められた間圧力ドランスデューサ４０から得られた気 管圧と比較するか、さもなくば第２のトランスデユーサ５６の出力データと比較 する。

ある呼吸に関連したデータは、そのデータに関する吸気量が幼児の呼吸に依るも のか、あるいは機械的な換気によるものかを決定するためにマイクロコンピュー タシステム１３０に入力される。一定値以上の気管圧の変化と同時に生じる吸気 量は機械的な換気吸排に関するものと考えられる。好適な実施例では、気管圧の 予め設定された変化量は約２０ｍｍＨｇであるが、この値は換気出力圧に応じて 変更される。逆にいえば、このような気管圧の変化なしに生じる呼吸は幼児の呼 吸に関するものと考えられる。トランスデユーサ５０からのデータの代わりに気 体速度計およびトランスデユーサ５６からの圧力データが用いられる場合には、 呼吸期間の間、呼吸量とトランスデユーサ５０からの出力データとの間の比較が 行りわれる。この場合、プログラムはチューブ８５をふさぐ換気装置２０によっ て引き起こされるキューブ５８内の圧力降下を検出する。

データ処理、流速の計算、レポート、等に用いるため、多数の変数の時間平均が とられると共に、ディスクファイルが創られ、実時間で変更される。この変数の 実例として、日時、幼児の吸排体積（ＴＩＤＡＬ　ＶＯＬＵＭＥ）とその偏差、 ＲＲ間隔とその標準偏差、吸気時間とその標準偏差、最小排気圧、最大排気圧、 平均気管圧、短期的変動性（ＳＤＤ）とその標準偏差、呼吸不整脈（Ｒ３Ａ）、 キヤリプレーショゲイン因子、キャリブレーション時定数、零フロー、平均血圧 の平均とその標準偏差、心収縮血圧とその標準偏差、心弛緩血圧とその標準偏差 、幼児の体温、体積変動記録器内の空気、体積変動記録器の内壁、体積変動記録 器の外壁がある。

この発明は、データを蓄積、処理、オンライン表示するための装置及び方法につ いて説明しているが、データが一定期間連続的に蓄積され、その後処理のために マイクロコンピュータ−に入力されるようなオフラインデータ蓄積、処理、表示 システムも考えられることは当業者において明らかである。この実施例において 、種々のトランスデユーサやモニターからのラインは、タイム発生装置からのタ イム信号を同時に受けるデジタルテープレコーダに接続されている。このアナロ グテープレコーダは続いてこれらのデータをマイクロコンピュータ−システムに 入力する。

第２図を参照すると、幼児の吸排空気フロー、気管圧、動脈血圧を実時間で記録 しているものが示されている。主プログラムの適当な血圧処理要素はデジタル化 された血圧値を入力として受けとる。このデジタル値は、市販の典型的な６搏モ ニターに使われている周知のＡＤ変換器より得られる。デジタル化された補正、 キャリブレーション値は、第２図下部に示されているように実時間記録で表わさ れる。この図は、また、実時間の空気フロー、気管圧記録も示している。

このプログラムは、生の心得速度信号から脈搏間の心収縮、心弛緩及び平均動脈 圧を計算する。これらの脈搏間値は、第５図に示されているように心得速度およ び吸排体積とともに心呼吸スクリーンに連続的に描かれる。この表示は、無呼吸 あるいは他の急性の事態において命に関わるサインの変化を示すのに有用である 。血圧値も各分毎に平均化され、トレンドスクリーン上に表示される。このスク リーンは、最大２４時間長まで使用者により選択された時間にわたって血圧の変 化を示す。使用者は、たとえば直前の３０分、６時間等、あるいは特定の時間、 たとえば１２時から１２時３０分までのように、ある定められた間隔を調査のた めに選ぶことができる。これらのデータ及び他の全ての患者のデータは、幼児の 臨床過程について詳細な経歴が蓄積されているディスクファイルに書き込まれる 。

パターン認識アルゴリズムが血圧波形中の心収縮及び心強緩圧を検出するために 用いられる。このプロセスは２段階よりなる。最初に、血圧波形の一次導関数か プラスしきい値に対して、次にマイナスのしきい値に関して調べられる。次に、 上記２点間の血圧波形の最大振幅が決定され、心収縮圧が引き出される。第２に 、ミニマムな箇所について、直前に決定された心収種属とその前の心収縮圧との 間で血圧波形が調べられる。これが心強緩圧となる。

第３図は、換気装置によって供給される空気量と幼児自身の呼吸動きによる量に 配分される幼児の全肺通気を示す記録である。

換気装置により幼児の気管にかかる圧力は、多数種あるいは市販の気管圧モニタ ーのいずれかにより記録される。このシステムは２つの理由により気管圧の測定 値を用いる。第１に、患者の気管にかかる圧力パルスのいくつかのパラメータ、 すなわち、ピーク圧、底圧、平均圧、呼吸サイクル時間、及び圧力波形の一般的 な形状を定量化することが重要である。気管圧測定値の第２の用途は、機械的な 換気装置の始まりを記録することである。換気装置が気管に空気パルスを送り込 むときに生じることで、気管圧が急激に上昇したことか観察されたとき、それに 伴なう吸排体積はこのプログラムにより特定され、換気装置又は機械的な呼吸と してデータファイルに記録される。呼吸、すなわち空気フローのパターン化され た変化がソフトウェアにより検出されたとき、そしてそれらが通風器のパルスと 一致していないとき、プログラムはこれを幼児の呼吸として記録する。

吸排体積を機械的なサブファイルと幼児のサブファイルに区分けすることにより 、プログラムは幼児の全吸排気を幼児自身によるものと換気装置によるものに区 分することが可能となる。実際、このプログラムは、連続的に機械的な換気装置 から供給される量の全量に対する比率を計算し、第３図に示されているようにこ の値を換気補助スクリーン上に表示する。

さらに、気管圧測定値の圧力パルスの存在を検出するために、ひとつのアルゴリ ズムが用いられる。このプロセスは数ステップからなり、第１３図を用いて詳細 に説明される。第１ステツプは、プラスのしきい値に続くマイナスのしきい値に 関する波形の１次導関数を分析することにより圧力パルスの発生を突き止める。

これは気管圧力パルスが発生したことを示す。第２ステツプは、プラスとマイナ スのしきい値開のミニマム箇所の波形の２次導関数を分析することにより圧力パ ルスの終点を突き止める。このミニマム箇所に対応するポイントが換気装置から の圧力パルスの終点となる。

圧力パルスの始点は、１次導関数におけるプラスのしきい値時間と直前に設定さ れた時間間隔、実施例では０．５秒、との間の圧力パルス波形の２次導関数の最 大箇所を突き止めることにより決定される。

第４図は、各換気装置パルスに対する換気圧と肺の膨張との間の関係を示す記録 図である。同時に、気管圧の変化は、付随する吸排フローに関係し、実時間で“ 圧力／体積膨張曲線“の連続的なシリーズとして描かれることが理解されよう。

気管圧の変化と肺体積の変化の関係は肺機能の重要な指標である。仮に、低気管 圧レベルで大きな肺膨張か生じるならば、その肺は良好（ＣＯＭＰＬＩＡＮＴ） であり、概ね健康といえる。仮に、肺を膨張させるのに大きな圧力を必要とする ならば、それは良好ではなく、健康とはいえない。第４図に示されているように 、換気装置の始動後に表示される圧力／体積線図は、肺の良好性を示す非常に重 要な指標となる。肺の実質的な良好性はこの膨張曲線の勾配から計算され、患者 のデータベースに記録される。このように、肺の実質的な良好性の変化は他の病 症及び幼児の治療記録に関する変数に容易に関連付けられる。

幼児と機械的な換気装置との間の相互作用に関する付加的な情報が圧力一体積曲 線を分析することにより得られる。幼児が換気装置と順調に相互作用していると き、この曲線はＳ状（ＳＩＧＭＯＩＤ）であるか、もしくはＳ形状となり、装置 により与えられる体積は呼吸から呼吸までのものと一致する。この順調な相互作 用のタイプは第４図に示されている。対照的に、この膨張曲線は他のより好まし くない形状を取り得る。この偏差の例は第７図に示されている。この形状は、幼 児自身の呼吸の動きと換気装置による呼吸との間のミスマツチに依る。換気装置 が作動すると同時に幼児が吸気すると、大きな吸排体積と急勾配の曲線が見られ る。このように、この体積はこの２つの間の追加的なものであり、肺は過膨張し ている。反対に、幼児か息を吐いている間換気装置が作動すると、小さな吸排体 積が観察される。時々幼児が強く息を吐くときに換気装置か作動する場合には吸 排体積はマイナスとなる。この状態は、換気装置の争い（ＦＩＧＨＴＩＮＧ）と して知られており、幼児が強く息を吐いている間換気装置か空気を肺に送り込む ように圧力が形成されるので、極めて望ましくない。これにより、幼児には肺破 裂あるいは脳溢血の危険が生じる。肺膨張曲線の形状を分析することにより、臨 床医は幼児と換気装置の間の時間一致性を連続的にモニターすることが可能とな る。この相互作用か問題のとき、換気装置作動速度の変化が表われ、そしての発 明によって提供される連続的なフィードバックを用いることでこの変化の有効性 が容易に評価される。

他の実施例では、この発明は、換気装置の作動パターンを最適化するためのサー ボ機構を改善するために幼児／換気装置時間一致性をモニターするこの機能を利 用している。

第６図は、使用者が選定したある一定の時間にわたって８搏、血圧、分ごとの体 積、呼吸速度の動きを記録した図である。この時間間隔は、適当な時間間隔でよ く、例えば直線の６０分とすることができる。マイクロコンピュータ−システム １３０は、いろいろな図面、表示、レポート等を出力する。実施例では、表示図 は、キャリブレーション測定値、幼児の生年月日、年令、体重、親の電話番号を 表示する。他の望ましい情報もこの表示図に加えられよう。

呼吸周波数、８搏速度、血圧等の各分平均が、望ましくは各時間ごとに平均され る。患者経歴の時間平均が看病シフトレポートを編集するために用いられる。

１枚の要約シートが、各８時間ごとのシフトにわたる患者の主要な状況の正式な 記録書として用いられる。

これにより看護人にとって必要な保存記録の量を大幅に減少することができ、か つ、ペーパーワークよりもむしろ患者に接触することが可能となる。

このシステムにより記録されたデータは、好適には日時、幼児の年令に関係する 。患者が体積変動記録器に収容されたとき、臨床医は次のような適切な情報、幼 児の名前、出生日時、親の電話番号、患者の体重を入力する。身体データは蓄積 され、各分ごとに適当な時間スロット（ＳＬＯＴ）でデータベースに書き込まれ る。

毎日の体重、動脈血ガス、化学血清等の非連続な信号はキーボードでマニュアル で入力され、特定の時間にデータベースに入力される。デスクファイルに蓄積さ れたデータベースは、使用者によって何時でもオフラインで出力され、分析され うる。さらに、特別なソフトウェアを用いて、いかなる変数も図示化され、また 、オフラインモードで分析が可能である。データファイルは、生のデータをいか なる市販のデータベースや統計解析ソフトウェアパッケージでも読み取りができ るように、標準ＡＳＣＩＩフォーマットが用いられる。

第８図は、指数関数的に減少する第１の波形を示しており、システムの作動子１ ２０からの単独圧力パルスに対する実際に計測された応答、すなわち理想的なス テップに対する応答を表わしている。第８図は、また、最初増加し、その後指数 関数的に減少する第２の波形を示している。第２の波形は、前に示した３ステツ プに対応したシステムの時定数から得られる。２つの波形は最初の遷移期間の後 は、よく似ていることが理解されよう。

第９図は主プログラムループ制御を示すフロー図である。最初に、システム変数 が初期化され、ログファイルが作られる。一旦、Ａ／Ｄサンプルが入力されたら 、パターン認識ソフトウェアが機能し、空気フロー（第１２図）、気管圧（第１ ３図）、及び血圧（第１４図）に関するパターンを検出する。これらのパターン の指示データ及び他の有用なデータは、差圧トランスデユーサ４０、圧力ドラン スデューサ５０及び血圧、体温、ＥＣＧ検出装置、同様にパルス酸素濃度計によ ってコンピュータシステム供給される。一旦、ひとつのイベントが作動状態にな ると、すなわちデータが集められ、適切に処理、蓄積されると、第１１図に示さ れているフロー図に対応するアルゴリズムが作動する。この例のイベントはＲＲ 間隔、すなわちＥＣＧＣ力出力波形上波（スパイクス）間の距離、呼吸サイクル 、圧力パルス、及び心臓収縮期測定を含んでいる。例えば、呼吸サイクルは吸気 （ＴＩ）及び排気（ＴＥ）時間、全呼吸サイクル時間（ＴＴＯＴ＝　ＴＩ　＋Ｔ Ｅ）及び吸排体積を計算することにより与えられ、圧力パルスは換気圧力パルス 、吸排体積（ＶＴ）、そのピーク値、及びその平均圧力を計算することにより与 えられ、心臓Ｒ波は呼吸静脈洞不整脈（Ｒ３Ａ）を計算することにより与えられ 、血圧波形は最高血圧、最低血圧、平均血圧を計算することにより与えられる。

一旦、そのイベントが与えられ、余分（ＥＮＴＩＲＥ　ＭＩＮＵＴＥ）が経過す ると、そのプロセスは１分経過するまで繰り返され、そこでは、このシステムの 動向を図示するためのログファイルが更新され、平均計算が実行される。

モード又は表示を変更するような使用者の要求は実行され、もし必要ならば収集 データ及びプロセス処理をエグジットする手段を与える。

第１２図は、空気フロー信号パターン認識アルゴリズムを示している。特に、一 旦呼吸が始まったら、マイナスの勾配を有するマイナスのフロー信号は呼吸の終 りを示し、プラスの勾配を有するプラスのフロー信号は呼吸の始まりを示す。

第１３図は、気管圧（ＡＰ）波形パターン認識アルゴリズムを示している。一旦 、プラスのＡＰ勾配がしきい値に出会い、蓄積されると、マイナスの勾配に出会 い、蓄積されるまで追加データが読み取られる。上記プラスの勾配しきい値とマ イナスの勾配しきい値に対応するポイント間の波形の２次導関数の最少値が、パ ルスの終りとして決定され、蓄積される。同様に、プラスの勾配しきい値より前 の波形の２次導関数の最大値が、パルスの始まりとして決定され、記憶される。

仮に、パルスの始まりと終りの間の間隔が、予め定められたしきい値より大きけ れば、ＡＰ値は有効とされ記憶され、そうでなければ無効とされる。このプロセ スは繰り返され、多数の有効なＡＰ値が決定される。

第１４図は、血圧（ＢＰ）波形パターン認識アルゴリズムを示している。特に、 一旦、プラスのＢＰ勾配に出会うと、今回及び前回のプラスの勾配の間の最少値 が計算され、心弛緩圧として記憶される。一旦、ＢＰ勾配がマイナスになると、 プラスとマイナスの勾配の間の最大値が決定され、心収縮圧として記憶される。

仮に、心収縮圧から心弛緩圧を引いた値が予め定められたしきい値よりも小さけ れば、その心収縮及び心弛緩ＢＰ値は無効と判定され、そのプロセスが繰り返さ れる。仮に、その差異が大きければ、血圧波形間の間隔が分析される。この間隔 がしきい値よりも小さければ、その心収縮及び心弛緩ＢＰ値は無効と判定され、 そのプロセスが繰り返される。この間隔がしきい値よりも大きければ、その心収 縮及び心弛緩値は有効と判定され、蓄積される。このプロセスは繰り返され、多 数の有効な心収縮及び心弛緩血圧値が決定される。

第１０図は、第１５図が換気速度を必要なときに自動的に制御するためのアルゴ リズムのフロー図であるのに対し、第９図のマスタープログラムと共に使用され る中断ソフトウェアを表わすフロー図である。特に、呼吸数が、計数時間が所望 の換気間隔と等しいかそれ以上となるまで、あるいは呼吸数が換気パルス間の平 均呼吸数Ｎと等しくなるまで計数される。仮に、呼吸数が換気パルス間の平均呼 吸数と等しいか、あるいは時間がＮと等しいか又は大きく、かつ、吸入フローか プロセス中にあれば、排気フローか始まったか否かの判定がなされる。それか始 まり、かつ、一旦、フロー勾配がしきい値より大きければ、フロー信号がしきい 値よりも大きいか否かの判定がされる。仮に、フロー信号がしきい値よりも大き いか、あるいはそれが経過時間Ｔよりも大きい所定の時間であれば、人工呼吸器 かスタートする。仮に、吸入フローが進行中でないことか判定されれば、人工呼 吸器はすぐにスタートされるであろう。好適には、このアルゴリズムは、第８図 よりも第４図に一層対応した肺膨張記録を与える。換言すれば、このアルゴリズ ムを用いることにより、幼児の吸排気と換気装置との間の“争い（Ｆ　ＩＧＨＴ 　ＩＮＧ）”を減少させる。

本発明は特定の実施例に関して述べられてきたが、これまでの説明に照らして種 々の代替物、修正、変形が当業者において可能であることは明らかである。

特表千４−５００９１５　（１６） ｏｃＩ：ｃＬ 〉　工の 盪現象　ＲＲインターバルの獲得 注入の終了 圧力パルス終了 心収縮の終了　ＷＢＰフローチャート、１頁ＦＩＧ、ＩＩ 資 ＦＩＧ、Ｉ：３ ＦＩＧ、１４ 血圧（ＢＰ）波形パターン認識 国際調査報告

Claims (31)

【特許請求の範囲】
1. １．補助換気ガス源による補助換気の期間中、幼児呼吸の連続的な測定を行なう 装置であって；少なくとも１つの入力ポートを有する体積変動記録器と、 補助換気ガス源を前記体積変動記録器の前記入力ポートに接続する手段と、 既知の体積の圧力パルスを前記体積変動記録器に入れるための前記体積変動記録 器に接続された圧力パルス源と、 気管が前記体積変動記録器の内部から離間されるように前記入力ポートに接続さ れる第１の端部と前記体積変動記録器内に置かれた幼児の気管内に挿入可能な第 ２の端部を有する気管内チューブと、空気フローに対する抵抗を有し、肺タコメ ータの反対側に差圧を与えるようにした肺タコメートと、肺タコメータを通るフ ロー速度を示すフロー信号に比例する差圧信号と、前記差圧を表わす差圧信号を 出力するたに前記肺タコメータに接続された差圧トランスデューサと、 前記補助換気ガス源と前記幼児の呼吸運動により生じる前記気管チューブ内の圧 力変化を検出し、この圧力変化に対応する気管圧信号を出力する手段と、この差 圧信号をデジタル信号に変換する手段とからなる装置と、 プログラミングされたコンピュータシステムであって； 前記デジタル化された差圧データからデジタル化されたフローデータを計算する 手段と、前記デジタル化されたフローデータを周波数補正する手段と、前記体積 変動記録器内部の圧力変化が補助換気によるものか、又は幼児の呼吸運動による ものかを前記周波数補正デジタル化データから決定し、かつ、前記周波数補正デ ジタル化フローデータから体積変化決定する手段を有するプログラミングされた コンピュータシステム、とからなる補助換気ガス源による補助換気の期間中、児 呼吸の連続的な測定を行なう装置
2. ２．前記デジタルフローデータをゲイン補正する手段をさらに備える請求の範囲 １記載の装置。
3. ３．熱エネルギーを前記体積変動記録器及び前記幼児に放射し、前記体積変動記 録器内に熱対流を生じさせる前記体積変動記録器の外部に設けられた放射ヒータ ーをさらに備える請求の範囲１記載の装置。
4. ４．前記周波数補正手段が、前記体積変動記録器の時定数を計算し、前記時定数 に前記フローデータの時間に関する１次導関数を掛け、その結果に前記フローデ ータを足し合わせ周波数補正フローデータを得るようにした手段よりなる請求の 範囲１記載の装置。
5. ５．前記時定数が体積変動記録器内の空気コンプリアンスを掛けた前記体積変動 記録器内の空気フロー開孔の抵抗である請求の範囲４記載の装置。
6. ６．前記ゲイン補正手段が前記デジタル化フローデータを積分し、積分フローデ ータを前記圧力パルス源の作動により排気させられた既知の堆積と比較する手段 よりなる請求の範囲２記載の装置。
7. ７．前記圧力パルス源が一次排気作動子よりなる請求の範囲６記載の装置。
8. ８．前記換気源より生じる圧力変化を検出する手段が前記気管チューブ内の圧力 を検出するための圧力トランスデューサよりなる請求の範囲１記載の装置。
9. ９．前記肺タコメータが前記体積変動記録器の壁を通る孔の中に設けられた請求 の範囲８記載装置。
10. １０．前記換気源により生じる圧力変化を検出する前記手段が前記換気装置の排 気ポートに接続された第２の肺タコメータと前記第２タコメータに接続された第 ２の圧力トランスデューサよりなる請求の範囲１記載の装置。
11. １１．前記体積変動記録器は端取りされた端部を有する第１セクションと前記第 １セクションに蝶番で取り付けられ、かつ、密封接触のために第２セクシヨンの 端部上に置かれたガスケットにより第１セクシヨンと密封状態になる第２セクシ ヨンよりなる請求の範囲１記載の装置。
12. １２．前記端取りされた端部と前記ガスケット間に均一な密封圧を与えるために 、前記第１セクシヨンを前記第２セクシヨンから直角に移動させる手段をさらに 備える請求の範囲１１記載の装置。
13. １３．心収縮血圧と心弛緩血圧を計算する手段をさらに備える請求の範囲１記載 の装置。
14. １４．前記計算手段は、プラスのしきい値とマイナスのしきい値間の血圧波形の １次導関数波形の最大振幅を検出することにより心収縮血圧を計算し、前記最大 振幅が心弛緩血圧となる手段よりなる請求の範囲１３記載の装置。
15. １５．前記計算手段が、前記心収縮血圧値と直前の心収縮血圧との間の血圧波形 のミニマム箇所を決定することにより心弛緩血圧を計算し、心弛緩箇所が心弛緩 血圧となる請求の範囲１４記載の装置。
16. １６．前記幼児の呼吸と前記補助換気を同期化させる手段をさらに備える請求の 範囲１記載の装置。
17. １７．換気装置供給ガスを体積変動記録器内の幼児に繋ぐために用いられる気管 内チューブの漏洩を臨床医に警告する方法であって； 一定の期間体積変動記録器へポンプにより出入する気体フロー及び圧力を示す差 圧測定装置からの多数のデータサンプルを、予め決められたサンプリング速度で 得ること、 継時的な体積変動記録器の変化を補償するように直前の多数のデータサンプルの ランニング平均を維持すること、及び 前記バイアスが前記気管内チューブの漏洩を示す予め定められた値を超えたとき 警告メッセージを表示すること、よりなる方法。
18. １８．幼児の呼吸運動及び補助換気装置により生じる体積変動記録器に出入する 空気のフロー速度を正確に計算する方法であって； 前記体積変動記録器に出入する流速に帰因する肺タコメータを横切る差圧を差圧 トランスデューサによって測定すること、 前記フロー速度及び前記差圧に比例する出力信号について、前記差圧トランスデ ューサで前記信号を補正する周波数、 前記差圧トランスデューサにより出力信号を補正するゲイン、 前記信号の周波数補正及びゲイン補正が、前記幼児の肺に出入する気体フローを 正確かつ精緻に表わすゲイン及び周波数補正信号を提供する方法。
19. １９．前記周波数補正は、前記体積変動記録器の時定数を計算し、前記時定数に 前記信号の時間１次導関数を掛け、その結果に前記信号を足し合せ、もって周波 数補正信号を得る請求の範囲１８記載の方法。
20. ２０．前記時定数は体積変動記録器内の空気のコンプリアンスを掛けた前記体積 変動記録器内の空気フロー開孔の抵抗である請求の範囲１９記載の方法。
21. ２１．前記ゲイン補正は、前記差圧トランスデューサよりの前記出力信号を積分 し、前記積分信号を前記圧力パルス源の作動により排気させられた既知の体積と 比較することよりなる請求の範囲１８記載の方法。
22. ２２．幼児を収容する実質的に密閉された体積変動記録室、補助換気気体源、気 管内チューブ、肺タコメータ及び差圧トランスデューサを有するタイプの改善さ れた体積変動記録器であって、熱を前記体積変動記録室へ放射し、それにより前 記幼児の皮膚体温を上げ、さらに前記体積変動記録室内の空気を暖めることによ り前記幼児を対流加温し、それにより前記幼児の皮膚の体温を所望体温に維持す ることよりなる改善点を有する体積変動記録器。
23. ２３．幼児を収容する実質的に密閉された体積変動記録室、補助換気気体源、気 管内チューブ、肺タコメータ及び差圧トランスデューサを有するタイプの改善さ れた体積変動記録器であって、既知の体積の圧力パルスを前記体積変動記録器に 加えるために前記体積変動記録室に接続された１次換気作動子よりなる改善点を 有する体積変動記録器。
24. ２４．幼児を収容する実質的に密閉された体積変動記録室、補助換気気体源、気 管内チューブ、肺タコメータ及び差圧トランスデューサを有するタイプの体積変 動記録器の改善された作動方法であって、幼児の呼吸と補助換気吸排を同期化し たことよりなる改善点を有する作動方法。
25. ２５．前記同期化は、幼児の呼吸数が第１のしきい値よりも小さいこと、及び時 間間隔が第２のしきい値よりも大きいこと、及び吸入フローがプロセス中にない ことを判定した上で補助換気吸排をスタートさせることからなる請求の範囲２４ 記載の改善された方法。
26. ２６．第１のしきい値は、換気パルス間の呼吸数マイナス１であり、第２のしき い値は所望の換気間隔である請求の範囲２５記載の改善された方法。
27. ２７．前記同期化は、幼児の呼吸数が第１のしきい値よりも大きいこと、吐き出 しフローが起こり、その勾配が第２のしきい値よりも大きく、フロー信号が第３ のしきい値よりも大きいことを判定した上で、補助換気吸排をスタートさせるこ とからなる請求の範囲２４記載の改善された方法。
28. ２８．幼児を収容する実質的に密閉された体積変動記録室、補助換気気体源、気 管内チューブ、肺タコメータ及び差圧トランスデューサを有するタイプの体積変 動記録器の改善された作動方法であって、前記差圧トランスデューサによって出 力フロー信号を周波数補正及びゲイン補正することよりなる改善点を有する方法 。
29. ２９．前記周波数補正は、前記体積変動記録器の時定数を計算し、前記時定数に 前記信号の時間１次導関数を掛け、その結果に前記信号を足し合せ、もって周波 数補正信号を得る請求の範囲２８記載の改善された方法。
30. ３０．前記時定数は体積変動記録器内の空気のコンブリアンスを掛けた前体積変 動記録器内の空気フロー開孔の抵抗である請求の範囲２９記載の改善された方法 。
31. ３１．前記ゲイン補正は、前記差圧トランスデューサよりの前記出力信号を積分 し、前記積分信号を前記圧力パルス源の作動により排気させられた既知の体積と 比較することよりなる請求の範囲３０記載の改善された方法。 ３１．前記圧力パルス源は前記体積変動記録器に出入りする既知の体積を換気す る請求の範囲３１記載の改善された方法。