JPH01119232A

JPH01119232A - 吸気検出方法及び装置

Info

Publication number: JPH01119232A
Application number: JP62197242A
Authority: JP
Inventors: Charles H Logan; チャールズ　エイチ　ローガン
Original assignee: Spacelabs Medical Inc
Current assignee: Spacelabs Medical Inc
Priority date: 1986-08-06
Filing date: 1987-08-06
Publication date: 1989-05-11
Also published as: EP0256435A2; US5050614A; EP0256435A3

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。

Description

【発明の詳細な説明】産業上の利用分野本発明は、患者の吸気を検出する装置及び方法に係る。

従来の技術患者を監視する場合、患者の吸気の率を検出して測定す
ることが所望される。ｒ吸気」とは、肺に空気を送り込
む活動をいう。公知の装置は、時間と共に変化する２極
性の呼吸信号に対する基線レベルを確立することによっ
てこれを行なっている。このレベルは、呼吸信号のビー
ク／ピーク変動間（通常はその中央）に入るようにされ
る。

上記基線レベルより所定量だけ上のトリガレベルを確立
し、正の交差のうちの選択されたものが吸気事象として
選択される。

通常、公知の装置は、心臓血管の人為的作用（ＣＶＡ、
即ち、心臓から胸窩へのポンピング動作によって生じる
低レベルの時間と共に変化する信号）の存在を検出しそ
して吸気検出器がＣＶＡ・を検出するが吸気を検出しな
いと考えられる時に吸気トリガ信号の出力を禁止するた
めの心臓血管検出器を備えている。

又、公知の装置は、呼吸信号がトリガレベルの正の交差
の後に所定時間正のまＮである場合にのみ吸気信号を発
生する。

発明が解決しようとする問題点時には、例えば患者が動くために、呼吸波形の直流レベ
ルが上方又は下方に急激にシフトし、これにより、吸気
検出器が信号を追跡できなくなると共に、有効な吸気事
象を見失うことになる。

公知の装置は、基線のシフトを適時に、例えば、１つの
呼吸サイクル内又は２回のシフトをする間に検出するよ
うになっていない、大人や、特に、小さな幼児（新生児
）の場合には、呼吸信号の急激な基線シフトに迅速に反
応すると共に、ＣＶＡ、定量化時間及び基線といった大
人及び新生児の吸気検出特性を受は入れることができ且
つ同じ装置でトリガレベルの計算を行なえることが所望
される。

問題点を解決するための手段本発明によれば、患者の吸気を検出するための装置及び
方法であって、患者の呼吸信号に対する基線レベルを設
けると共に吸気を表わすトリガレベルを確立するための
手段を備えた装置及び方法が提供される。呼吸信号が選
択された交点に対してトリガレベルを横切る時に、吸気
トリガ信号が発生される。最も重要なことは、基線レベ
ルのシフトを自動的に検出すると共に、そのシフトした
波形に対するトリガレベルを確立し直す手段が提供され
る１本発明の装置は、好ましい実施例では、約１サイク
ルの呼吸波形において基線のシフトを検出することがで
きる。

好ましい実施例では、基線のシフトを自動的に検出する
ための上記手段は、呼吸波形の各サイクルごとに互いに
逆極性の隣接するセクタ境界を確立し、そして波形が第
１の極性のセクタ境界に少なくとも２回次々に交差する
がその逆極性のセクタ境界には交差しないときを検出す
ることを含む。

更に、本発明の装置及び方法によれば、大人及び新生児
患者の両方を受は入れるような調整可能な検出特性を有
する吸気検出器が提供される。

実施例以下、添付図面を参照して、本発明の実施例を詳細に説
明する。

第２図の正弦波波形１０によって表わされた呼吸信号は
、呼吸検出回路によって発生されて。

デジタル化される。これは、８ビツトバス１４に沿って
、第１図に番号１２で一般的に示された吸気検出器へ送
られる。この吸気検出器１２は、正及び負のピーク境界
発生手段１６及び１８を備えており、これら手段は、各
々、正及び負のピーク２０及び２２を検出すると共に、
正及び負のピーク境界を次のように発生する。

正のピーク減衰及び負のピーク減衰が各々の検出された
ピークに適用される。この減衰は、ピーク振幅の時間に
伴うゆっくりとした指数関数的な減衰であり、次の正の
ピーク又は負のピークに至る次の上昇又は下降中の呼吸
波形に交差するようにされる。ピークから波形と交差す
るまでのピーク減衰が、正のピーク境界２６及び負のピ
ーク境界２８を定める。ピークの検出及びピーク境界の
発生は、以下の表ＩＤの下部と、以下の表ＩＥの上部と
にＰコードで示されている。正のピーク境界と負のピー
ク境界との分離が常時チエツクされ、これが所定の最小
分離を上回るように確保される。以下の表ＩＥのＰコー
ドの「テストピーク境界」部分を参照されたい。「基線
」３０は、サンプルごとのベースで、正のピーク境界２
６と負のピーク境界２８との間の中間点として定められ
る。以下の表ＩＤのＰコードの「基線の調整」部分を参
照されたい。

基線３０の発生に続いて、トリガレベル３２が確立され
、吸気を指示するトリガ信号が第１図のトリガ信号発生
器によって発生される。トリガレベル３２は、基線レベ
ル３２に所定の最小スレッシュホールドレベルを加えた
ものからスレッシュホールド修正子を差し引いたものに
等しい、好ましい実施例では、スレシュホールド修正子
は、正のピーク境界値から負のピーク境界値を差し引い
てその差を８で割ったものに等しい。最小スレッシュホ
ールドは、オペレータによって正常のスレッシュホール
ドが選択されるか又は浅いスレッシュホールドが選択さ
れるかに基づいており、オペレータは、患者が深い呼吸
パターン（正常）であるか浅い呼吸パターン（浅い）で
あるかに応じて選択を行なう、正常のスレッシュホール
ドが選択された場合には、最小のスレッシュホールドは
、所定の浅いスレッシュホールド値にプリセットされた
増加スレッシュホールド値を加えたものに等しくなる。

オペレータが浅いスレッシュホールドを選択した場合に
は、最小のスレッシュホールドが浅いスレッシュホール
ドに等しくなる。それ故、スレッシュホールドレベル３
２は、オペレータによって決定され、サンプルごとの呼
吸信号に対するピーク／ピーク値の関数となる。Ｐコー
ドの「吸気トリガスレッシュホールド修正子を計算する
」及び「吸気トリガスレッシュホールドを計算する」部
分が以下の表ＩＢ及びＩＣに示されている。

トリガ信号発生器３４は、入力信号が正及び負の両方の
方向にトリガレベルに交差する時を確認すべくチエツク
を行なう、入力がトリガレベル３２に交差するたびに、
トリガ信号発生器は、１サンプル時間巾の正のエツジト
リガ信号と、１サンプル時間巾の負のエツジトリガ信号
とを発生する。又、入力がスレッシュホールドレベル３
２より高く留まる時間中、古い吸気トリガ信号も発生す
る。以下に示すＰコードの［トリガ基準に合致するかど
うかを確認するために入力をチエツクする」部分を参照
されたい。吸気トリガ信号は、第２図に示す交差３６．
３８．４ｏ及び４２のような正方向の交差のみに応答し
て発生され、そして他の基準（以下で述べる）に合致す
る時だけ発生される。

正に向かうトリガレベルの交差を、検出した吸気事象と
してカウントできるまでに、システムは、心臓血管の人
為的作用（ＣＶＡ）の存在をチエツクしなければならな
い、ＣＶＡは、各鼓動の後に成る量の血液が胸窩を満た
した時、に生じる胸腔のインピーダンス変化によって生
じる。これは、繰返しのものであって、通常は、負の信
号であるが、新生児の場合には、その心臓が胸窩の大部
分を占めるために正の信号となる。ＣＶＡが存在しそし
て呼吸が存在しない場合には、吸気検出器は吸気として
ＣＶＡをカウントするだけとなる。

ＣＶＡで誘起された信号による基線の交差は、心臓鼓動
からのＱＲ３信号に相関した時間となる。

本発明のＣＶＡ検出器５０は、トリガ信号発生器３４か
らの正又は負のエツジトリガが、吸気検出器の外部のＥ
ＣＧ検出器によってライン５６を経て送られるＱＲ３信
号の存在からプリセット時間遅延５４を招くような所定
巾のＣＶＡ窓５窓内２内るかどうかを確認する。ＣＶＡ
検出器５０は、ＱＲＳ信号に基づく心拍数と呼吸数とを
比較する。

これらが互いに１２．５％以内にありそして正又は負の
トリガがＣＶＡ窓５窓内２内じた場合には、ＣＶＡ検出
器が「水」の「（士め輸」を「バケツ」に加える。正又
は負のエツジトリガがＣＶＡ窓以外のところで発生され
た場合には、ｑＶＡ検出器が［水」の２つのｒはめ輸」
を「バケツ」から除去する。バケツ及びはめ軸のサイズ
は、一致するはめ軸が１０秒の場合（即ち、バケツを満
たすはめ軸が生じるが、バケツを空にするはめ輪がない
場合）、バケツが溢れ、吸気検出器が禁止される。

ＣＶＡ検出器、時間及び遅延は、以下の表ＩＣ及びＩＤ
のＰコードにおいて実施される。関連した正又は負の一
致吸気エッジトリガをもたずにＱＲ８信号が生じるたび
に２つのはめ軸がバケツから外される。以下のＰコード
で行なわれる１２．５％の比較により、心拍数よりも相
当に低い数で且つこれとはゾ同期された呼吸（これは、
小さな幼児の場合には１０秒程度の時間巾の開先じるこ
とがある）が禁止されないようにする。

負及び正のセクタ境界各々６８及び７０は、基線リセッ
ト手段７２によって発生される。正のセクタ境界６８は
、基線値から負のピーク境界値を差し引いてその差に正
の境界値の成る割合を乗算したものに等しい。この値が
負のピーク境界に加えられて、サンプルごとのベースで
正のセクタ境界７０が定められる。同様に、負のセクタ
境界７０は、正のピーク境界値から基線値を引きその差
に負の境界値の成る割合を乗算することによって形成さ
れる。この値は、正のピーク境界から減算されて、サン
プルごとのベースで負のセクタ境界が形成される。以下
の表ＩＥの下部及び表ＩＦの上部のＰコードを参照され
たい。

前記のセクタ境界は、正及び負の波形セクタ各々７４及
び７６を形成するのに使用され、これらは、第３図に、
呼吸信号１０．正のピーク境界２６、負のピーク境界２
８、基線３０、負のセクタ境界７０及び正のセクタ境界
６８と共に明確に示されている。負のセクタ７６は、負
のセクタ境界と、負のピークの各側で負のセクタ境界と
波形とが交差することによって定められた波形部分とに
よって形成され、一方、正のセクタ７４は、正のセクタ
境界６８と、正のピークの各側で正のセクタ境界６８と
波形とが交差することによって定められた波形部分とに
よって形成される。

セクタ境界６８及び７０は、例えば、患者が動くことに
よって呼吸波形の直流レベルに上方又は下方に極端なシ
フトが生じた時に基線をリセットするのに役立つように
形成される。第４図は、呼吸波形を示しており、この波
形は、最初に成る基線レベルにあり、次いで、図面にお
いて急激に上方に移動して第２の相当に高い基線に達し
、そして第１の基線レベルに戻る。本発明の基線リセッ
ト手段７２及びセクタ境界６８．７０が設けられていな
い公知のシステムは、比較的長い時間周期（数秒１等）
については呼吸信号をほとんど追跡することができず、
信号の追跡状態を得るためにシステムを再度初期化する
ことが必要である。

第４図及び第５図を参照すると共に、以下の表ＩＢのＰ
コードリストを参照すれば、入力波形が正のセクタ境界
８ｏを通って第１の正のピーク８２に接近するにつれて
、正のセクタのアクティブなフラグ８４が真の状態にセ
ットされる。これと同時に、正のピークのリセットフラ
グ８６が真の状態にセットされる。入力は、上昇し続け
るにつれて、負のセクタから、手前の負のピークに関連
した負のセクタ境界８８を通過し、負のセクタのアクテ
ィブなフラグ９０が正のピークのリセットフラグ８６と
共に偽状態となる。入力は、正のピーク８２を通り、次
に近づいている負のピーク９４に対して負のセクタ境界
９２を横切り、負のセクタのアクティブなフラグ９０を
再び高レベル状態に至らしめる。同時に、負のピークの
リセットフラグ９６が真の状態にセットされる。入力が
負のピーク９４に至る途中で正のセクタ境界８０を通る
時には、正のセクタのアクティブな信号フラグ８４が負
のピークのリセットフラグ９６と共に偽の状態にセット
される。入力が次の負のピーク１００に至る途中で正の
ピーク９６を通過する時にも同じ一連の事象が生じる。

要約すれば、入力が新たな波形セクタに通るたびに、セ
クタのアクティブなフラグ及びピークリセットのフラグ
をそのセクタに対して真の状態にセットする。良好に定
められた波形の場合には、新たなセクタに入った直後に
、入力が古いセクタを通り過ぎてそのセクタのアクティ
ブなフラグを偽状態に至らしめ、新たなセクタのピーク
リセットフラグを偽状態に至らしめる。

入力が負のピーク１００を通るのに続いて。

波形が正のセクタ境界１０２を通る時に、正のセクタの
アクティブなフラグ８４が１０４において真の状態にな
ると共に、正のピークのリセットアームドフラグが１０
６において真の状態になる。

その直後に、入力が負のセクタに交差し、負のセクタの
アクティブなフラグ９ｏを１１０において偽の状態に至
らしめると共に、正のピークのリセットアームドフラグ
８６を１１２において偽の状態にセットする。この点に
おいて、波形の直流レベルに大きなシフトが生じ（おそ
らくは、患者が動いたことにより）入力が曲線１１５に
沿って相当に高い正のピーク１１４まで増加し続ける。

正のピークの境界１１６及び負のセクタ境界１１８は入
力をたどることになり、入力が負のピーク１２０に対す
る負のセクタに入ると、負のセクタのアクティブな信号
９０が１２２において真の状態になると共に、負のピー
クのリセットアームドフラグ９６が１２４において真の
状態となる。入力は、正のピークのセクタ境界１２６に
交差することがなく、これは、負のピークの境界１２８
をたどっていて、手前の負のピーク１００から減衰して
おり、従って、負のピークのリセットアームドフラグ９
０は偽の状態にセット−されない。入力が負のピーク１
２０を通り１次いで、負のセクタ境界１１８を通ると、
負のセクタのアクティブな信号が１３０において偽の状
態となり、負のピークのリセットアームド信号が真であ
るか負であるかチエツクされる。これがまだ真である場
合には、基線リセット手段７２は、入力が正のセクタ（
ピーク１１４に対する）を通過して再び別の正のセクタ
１３２に戻り、負のセクタ境界（１２６）を通らないこ
とを知る。それ故、基線をリセットする時期となる。以
下の表ＩＢのＰコードを参照されたい。

第５図は、基線のリセットが行なわれた時に種々の境界
及び基線に対して何が起きるかを示している。リセット
時間である時間ｔ　ｏ、までは、負のピーク境界１２８
及び正のセクタ境界１２６が低い基線において手前の負
のピーク１００から減衰している。これらは、負のピー
ク１２０において波形１３６に交差しない。正のピーク
の境界１１６及び負のセクタ境界１１８は通常の通りに
ふるまう。時間ｔｏにおいて、負のピーク境界は。

１３８で入力１３６にリセットされ、新たな負のピーク
境界１４０を形成する。新たな基線１４２は、正及び負
のピーク境界１１６及び１４０から各々再計算され、次
いで、正及び負のセクタ境界１４４及び１４６も前記し
たように再計算される。

正のセクタのアクティブなフラグ８４は偽の状態にセッ
トされ、負のセクタのアクティブなフラグは真の状態に
セットされる。この点において、システムは、基線を自
動的にリセットし、再び吸気信号を追跡する６第４図は、１組のサイクルの後に新たな基線から古い基
線へと下降する呼吸信号を更に示している。システムは
、点５０において、逆の極性ではあるが前記したように
自動的にリセットする。

正のエツジトリガ信号がトリガ信号発生器によって発生
された時には、「古い吸気トリガ」と称するフラグが真
の状態にセットされることを想起されたい。同時に、「
正のトリガ時間」と称するフラグがシステム時間に等し
くセットされ、これは、始動時からのシステムの作動時
間（ミリ秒）をカウントする連続作動クロックである。

古い吸気トリガフラグが真のま＼である間に、システム
時間から正のトリガ時間を差し引いたものが定量時間３
５に等しいか又はそれより大きくなった場合には、吸気
検出器１２が吸気トリガ信号を発生する。定量時間は、
大人の方が新生児よりも大きく、システムにおいてプリ
セットされる。

「電源オン」又は作動中に、オペレータは。

患者が大人であるか新生児であるかを検出器１２に入力
する。検出器は、それに応答して、スレッシュホールド
、ピーク減衰率及び定量時間を自動的に調整する。

ｈ＼一脩１７′１ｏＩ／１　　　　　　　　　ロ　　　　姶　　
　　　。

−−ヘ　　　　　　ヘ　　　　　　　ｎ膿Ｑ１／′＋０
１／′ＩＦ−１＋−１（Ｎ　　　　　　Ｎ

【図面の簡単な説明】

第１図は、吸気検出器の好ましい実施例のブロック図、第２図は、本発明の吸気検出器を実施するのに重要な呼
吸信号及びそれに関連するパラメータを示すグラフ、第３図は、呼吸波形の正及び負のセクタを示すグラフ、第４図は、呼吸波形の基線に生じる急激なシフトの検出
と基線のリセットとを示すグラフ、第５図は、基線のシ
フトが検出されそして基線がリセットする点における第
４図の波形の部分を示す拡大グラフである。１ｏ・・・正弦波形１２・・・吸気検出器１４・・・８ビツトバス１６・・・正のピーク境界発生手段１８・・・負のピーク境界発生手段２０・・・正のピーク　　２２・・・負のピーク２６・
・・正のピーク境界２８・・・負のピーク境界３０・・・基線　　　３２・・・トリガレベル３４・・
・トリガ信号発生器３６．３８．４０．４２・・・交差５０・・・ＣＶＡ検出器５２・・・ＣＶＡ窓５４・・・プリセット時間遅延６８．７０・・・セクタ境界７２・・・基線リセット手段７４．７６・・・波形セクタ図面の、）］（△容に変更なＬ］染ブ駅− ― ＦＩ６．３一−−−］　　〜９゜手続補正書（方式）６２．１１．２４昭和　　年　　月　　日特許庁長官　　小　川　邦　夫　　殿此１、事件の表示　　　昭和６２年特許願第１９７２４２
号２、発明の名称　　　吸気検出方法及び装置３、補正
をする者事件との関係　　出願人名　称　　スペイスラブズ　インコーホレーテッド４、
代理人

Claims

【特許請求の範囲】

（１）患者の呼吸を表す時間的に変化する信号に応答し
て患者の呼吸を検出する装置であって：呼吸信号の基線
レベルをこの呼吸信号のピーク・トゥ・ピーク変化の間
に確立する手段；呼吸信号に対して呼吸を表すトリガレ
ベルを確立する手段；トリガレベルと呼吸信号との選択された交叉に応答して
吸気トリガ信号を発生する手段；呼吸信号の基線レベル
の移動を自動的に検出する手段；及び基線移動検出手段に応答して基線レベル及びトリガレベ
ルを再確立する手段を具備する装置。
（２）基線移動検出手段は：基線移動が発生した後の呼吸信号のほぼ１サイクル以内
に基線の移動を検出する手段を具備する特許請求の範囲１項記載の装置。
（３）基線移動検出手段は：呼吸波形の各サイクル毎に逆極性の隣接セクタ境界を確
立する手段；及び前記波形が、中間において逆極性のセクタ境界を通過す
ることなく、第１の極性のセクタ境界を少なくとも２回
連続して横切る時を検出する手段を具備する特許請求の範囲１項記載の装置。
（４）基線移動検出手段は：呼吸信号に対する逆極性のピーク境界（これらのピーク
境界は呼吸信号の各ピークに始まり、ピーク境界が同一
極性の隣接ピーク前呼吸波形と交叉するまで所定のレー
トで減衰する）を形成する手段；及び基線レベルを逆極性の前記ピーク境界間のレベルに確立
する手段を具備する特許請求の範囲１項記載の装置。
（５）成人患者に対する第１の所定のレート及び新生児
患者に対する第２の所定のレートを提供する手段を具備
する特許請求の範囲４項記載の装置。
（６）トリガレベル確立手段は、基線値に所定のしきい
値を加えてトリガレベルを確立する手段を具備する特許
請求の範囲１項記載の装置。
（７）深い呼吸パターンを有する患者に対して第１のし
きい値を、また浅い呼吸パターンを有する患者に対して
第２のしきい値を提供する手段を具備する特許請求の範
囲６項記載の装置。
（８）選択された交叉とは、呼吸信号による第１の極性
の方向における交叉のみを含み、第２の極性の方向にお
ける交叉を含まない特許請求の範囲１項記載の装置。
（９）吸気トリガ信号発生手段は：心血管人為構造の存在及び吸気の疑似欠如に応答して第
１極性交叉における吸気トリガ信号の発生を禁止する手
段を具備する特許請求の範囲８項記載の装置。
（１０）禁止手段が更に：患者の心拍が所定のパーセンテージ以上呼吸レートと異
る場合には吸気トリガ信号の禁止を不能化する手段を具備する特許請求の範囲９項記載の装置。
（１１）所定のパーセンテージは約１２．５％である特
許請求の範囲１０項記載の装置。
（１２）吸気トリガ信号発生手段は：吸気信号が第１の極性における交叉の後に所定の検定時
間に亘って第１の極性に留まるまで第１の極性における
交叉において吸気信号の発生を禁止する手段を具備する特許請求の範囲８項記載の装置。
（１３）成人患者に対して第１の所定の検定時間をまた
新生児患者に対して第２の所定時間を提供する手段を具
備する特許請求の範囲１２項記載の装置。
（１４）患者の呼吸を表わす時間的に変化する信号に応
答して患者の吸気を検出する方法であって：呼吸信号の
基線レベルをこの呼吸信号のピーク・トゥ・ピーク変化
の間に確立し；呼吸信号に対して吸気を表わすトリガレベルを確立し；トリガレベルと呼吸信号との選択された交叉に応答して
吸気トリガ信号を発生させ；呼吸信号の基線レベルの移動を自動的に検出し；基線移動の検出に応答して基線レベル及びトリガレベル
を再確立する諸段階からなる方法。
（１５）移動検出段階は：基線移動が発生した後の呼吸信号のほぼ１サイクル以内に基線の移動を検出する特許請求の範囲１４項記載の方法。
（１６）基線移動検出段階は更に：呼吸波形の各サイクル毎に逆極性の隣接セクタ境界を確
立し；そして前記波形が、中間において逆極性のセクタ境界を通過す
ることなく、第１の極性のセクタ境界を少なくとも２回
連続して横切る時を検出する諸段階からなる特許請求の範囲１４項記載の方法。
（１７）基線レベル確立段階は：呼吸信号に対して逆極性のピーク境界（これらのピーク
境界は呼吸信号の各ピークに始まり、ピーク境界が同一
極性の隣接ピーク前に呼吸波形とする交叉するまで所定
のレートで減衰する）を形成させ；そして基線レベルを逆極性の前記ピーク境界間のレベルに確立
する諸段階からなる特許請求の範囲１４項記載の方法。
（１８）成人患者に対する第１の所定レート及び新生児
患者に対する第２の所定レートを提供する段階をも備え
た特許請求の範囲１７項記載の方法。
（１９）トリガレベル確立段階は、基線値に所定のしき
い値を加えてトリガレベルを確立することからなる特許
請求の範囲１４項記載の方法。
（２０）深い呼吸パターンを有する患者に対して第１の
しきい値を、また浅い呼吸パターンを有する患者に対し
て第２のしきい値を提供する段階をも備えた特許請求の
範囲１９項記載の方法。
（２１）選択された交叉とは、呼吸信号による第１の極
性の方向における交叉のみを含み、第２の極性の方向に
おける交叉を含まない特許請求の範囲１４項記載の方法
。
（２２）吸気トリガ信号発生段階は更に：心血管人為構造の存在及び吸気の疑似欠如に応答して第
１の極性交叉における吸気トリガ信号の発生を禁止する段階をも備えた特許請求の範囲２１項記載の方法。
（２３）患者の心拍が所定のパーセンテージ以上呼吸レ
ートと異る場合には吸気トリガ信号の禁止を不能化する
段階をも備えた特許請求の範囲２２項記載の方法。
（２４）所定のパーセンテージは約１２．５％である特
許請求の範囲２３項記載の方法。
（２５）吸気トリガ信号発生段階は：呼吸信号が第１の極性における交叉の後に所定の検定時
間に亘って第１の極性に留まるまで第１の極性における
交叉において吸気信号の発生を禁止する段階をも備えた
特許請求の範囲２１項記載の方法。
（２６）成人患者に対して第１の所定の検定時間を、ま
た新生児患者に対して第２の所定の検定時間を提供する
段階を備えた特許請求の範囲２５項記載の方法。