JPH0342899B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0342899B2 JPH0342899B2 JP62501323A JP50132387A JPH0342899B2 JP H0342899 B2 JPH0342899 B2 JP H0342899B2 JP 62501323 A JP62501323 A JP 62501323A JP 50132387 A JP50132387 A JP 50132387A JP H0342899 B2 JPH0342899 B2 JP H0342899B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- equation
- thoracic
- abdominal
- calibration
- ventilation
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
- 230000003187 abdominal effect Effects 0.000 description 72
- 238000000034 method Methods 0.000 description 40
- 210000000115 thoracic cavity Anatomy 0.000 description 32
- 238000009423 ventilation Methods 0.000 description 30
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 24
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 18
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 17
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 15
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 13
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 6
- 230000008859 change Effects 0.000 description 5
- 238000013125 spirometry Methods 0.000 description 4
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 208000003417 Central Sleep Apnea Diseases 0.000 description 2
- 230000000414 obstructive effect Effects 0.000 description 2
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 238000012806 monitoring device Methods 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 230000000474 nursing effect Effects 0.000 description 1
- 230000004962 physiological condition Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000036387 respiratory rate Effects 0.000 description 1
- 238000009531 respiratory rate measurement Methods 0.000 description 1
- 210000002345 respiratory system Anatomy 0.000 description 1
- 208000023504 respiratory system disease Diseases 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
- 238000011179 visual inspection Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/103—Measuring devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
- A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb
- A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb occurring during breathing
- A61B5/1135—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb occurring during breathing by monitoring thoracic expansion
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
- A61B5/6831—Straps, bands or harnesses
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Physiology (AREA)
- Dentistry (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Description
請求の範囲
１ 呼吸量に対し胸郭寄与を示す胸郭寸法に応答
する信号を提供する手段と、呼吸量に対し腹部寄
与を示す腹部寸法に応答する信号を供給する手段
と、呼吸量に対し前記胸郭および腹部の相対的寄
与を反映するために、前記胸郭信号および腹部信
号の少なくとも一方の信号に所定の重み係数を乗
じる手段とを含む型の被験者の呼吸量を非侵襲的
に測定する装置であつて、 実質的に定常状態にある呼吸のベースライン期
間にわたる前記胸郭および腹部信号用のデルタ値
を個別に合計する手段と、 前記胸郭または腹部信号の一方信号の前記デル
タ値の合計の平均値の平均変動率を、他方信号の
前記デルタ値の合計の平均値の平均変動率で除す
る手段、および 前記他方の信号に、前記除算手段により得られ
た商を乗じる前記乗算手段調整手段とからなる非
侵襲的測定装置の較正装置。
する信号を提供する手段と、呼吸量に対し腹部寄
与を示す腹部寸法に応答する信号を供給する手段
と、呼吸量に対し前記胸郭および腹部の相対的寄
与を反映するために、前記胸郭信号および腹部信
号の少なくとも一方の信号に所定の重み係数を乗
じる手段とを含む型の被験者の呼吸量を非侵襲的
に測定する装置であつて、 実質的に定常状態にある呼吸のベースライン期
間にわたる前記胸郭および腹部信号用のデルタ値
を個別に合計する手段と、 前記胸郭または腹部信号の一方信号の前記デル
タ値の合計の平均値の平均変動率を、他方信号の
前記デルタ値の合計の平均値の平均変動率で除す
る手段、および 前記他方の信号に、前記除算手段により得られ
た商を乗じる前記乗算手段調整手段とからなる非
侵襲的測定装置の較正装置。
２ ベースライン期間内の胸郭信号および対応す
る腹部信号の和の平均変動率を測定する手段と、
前記和の平均変動率と異なるところの胸郭および
対応する腹部信号の和のデルタ値を所定量ずつ捨
てる手段とをさらに備えてなる請求項１記載の較
正装置。
る腹部信号の和の平均変動率を測定する手段と、
前記和の平均変動率と異なるところの胸郭および
対応する腹部信号の和のデルタ値を所定量ずつ捨
てる手段とをさらに備えてなる請求項１記載の較
正装置。
３ 呼吸量に比例する和信号を提供するため、前
記一方の信号と前記重みが付けられた他方の信号
とを合計する手段をさらに備えてなる請求項１記
載の較正装置。
記一方の信号と前記重みが付けられた他方の信号
とを合計する手段をさらに備えてなる請求項１記
載の較正装置。
４ 前記重みが付けられた他方信号を用い、所定
期間で前記商を再計算する手段と、前記商が1.0
と異なる場合に、所定量ずつインデイケーシヨン
を提供する手段とをさらに備えてなる請求項１記
載の較正装置。
期間で前記商を再計算する手段と、前記商が1.0
と異なる場合に、所定量ずつインデイケーシヨン
を提供する手段とをさらに備えてなる請求項１記
載の較正装置。
５ ある限られた時間にわたつて実際の呼吸量を
示す信号を提供する手段と、計数逓減率を得るた
め、前記実際の呼吸量信号を前記時間にわたつて
得られる前記和信号で除す手段と、実際の呼吸量
に定量的に関係する信号を得るために、前記和信
号を前記計数逓減率に乗じる手段をさらに備えて
なる請求項３記載の較正装置。
示す信号を提供する手段と、計数逓減率を得るた
め、前記実際の呼吸量信号を前記時間にわたつて
得られる前記和信号で除す手段と、実際の呼吸量
に定量的に関係する信号を得るために、前記和信
号を前記計数逓減率に乗じる手段をさらに備えて
なる請求項３記載の較正装置。
技術分野
この発明は呼吸量を測定するための方法および
装置に関し、詳しくは胸郭部や腹部のような胴体
部の複数箇所からの寄与（contribution）を個々
に測定し合計することによつて呼吸量を測定する
方法および装置に関する。さらに詳しくは、この
発明は胴体部からの寄与を示しそれによつて信号
の合計が呼吸量に比例する、重み信号のための較
正装置に係わるものである。
装置に関し、詳しくは胸郭部や腹部のような胴体
部の複数箇所からの寄与（contribution）を個々
に測定し合計することによつて呼吸量を測定する
方法および装置に関する。さらに詳しくは、この
発明は胴体部からの寄与を示しそれによつて信号
の合計が呼吸量に比例する、重み信号のための較
正装置に係わるものである。
背景技術
呼吸量測定のための方法および装置と題された
1982年１月５日付けの米国特許第4308872号は、
この明細書に引例としてそのまま挿入されるが、
その特許は呼吸量を定量的に測定するための方法
および装置を開示している。上記特許に開示され
ている方法は、胸郭部および腹部の周りに伸張性
のある第１および第２の伝導体を巻き付け、呼吸
の間に伝導体のインダクタンスを個々にそして同
時に測定し、呼吸量に対し胸郭部および腹部の異
なる寄与を反映させるため測定されたインダクタ
ンスに重みを与え、そして実際の呼吸量を得るた
めに、重みが与えられ測定されたインダクタンス
を合計する方法からなる。上述した特許に開示さ
れた技法の実施は、胸郭部および腹部伝導体によ
つて測定されたインダクタンスに加重値を与える
ことまたは較正することを必要としている。較正
を実施するためには以下の式を満足する、重み係
数ＫおよびＬを決定することが必要である。
1982年１月５日付けの米国特許第4308872号は、
この明細書に引例としてそのまま挿入されるが、
その特許は呼吸量を定量的に測定するための方法
および装置を開示している。上記特許に開示され
ている方法は、胸郭部および腹部の周りに伸張性
のある第１および第２の伝導体を巻き付け、呼吸
の間に伝導体のインダクタンスを個々にそして同
時に測定し、呼吸量に対し胸郭部および腹部の異
なる寄与を反映させるため測定されたインダクタ
ンスに重みを与え、そして実際の呼吸量を得るた
めに、重みが与えられ測定されたインダクタンス
を合計する方法からなる。上述した特許に開示さ
れた技法の実施は、胸郭部および腹部伝導体によ
つて測定されたインダクタンスに加重値を与える
ことまたは較正することを必要としている。較正
を実施するためには以下の式を満足する、重み係
数ＫおよびＬを決定することが必要である。
Ｖ＝Ｋ・RC＋Ｌ・AB ［方程式Ａ］
ここにＶは全体の呼吸量、RCは胸郭部伝導体
で測定された呼吸量に対する胸郭部寄与、そして
ABは腹部伝導体で測定された腹部寄与である。
米国特許第4308872号は、重み係数ＫおよびＬと
しての数値を決定する特別な方法を開示してい
る。
で測定された呼吸量に対する胸郭部寄与、そして
ABは腹部伝導体で測定された腹部寄与である。
米国特許第4308872号は、重み係数ＫおよびＬと
しての数値を決定する特別な方法を開示してい
る。
その開示によれば、較正手続き中に肺活量計が
使用される。起立姿勢のような第１の姿勢にある
患者について、肺活量計、胸郭部伝導体および腹
部伝導体の出力からの同時読み取りが記録され
る。記録は仰向けの姿勢のような第２の姿勢にあ
る患者に対しても繰り返される。この時点で方程
式Ａを満足するＶ、RCおよびAB用の二組の数
値がある。したがつて２個の未知数である定数Ｋ
およびＬを有する２個の式を書くことができる。
これらの式により、重み係数ＫおよびＬは連立式
を解く衆知の計算方法によつて決定される。
使用される。起立姿勢のような第１の姿勢にある
患者について、肺活量計、胸郭部伝導体および腹
部伝導体の出力からの同時読み取りが記録され
る。記録は仰向けの姿勢のような第２の姿勢にあ
る患者に対しても繰り返される。この時点で方程
式Ａを満足するＶ、RCおよびAB用の二組の数
値がある。したがつて２個の未知数である定数Ｋ
およびＬを有する２個の式を書くことができる。
これらの式により、重み係数ＫおよびＬは連立式
を解く衆知の計算方法によつて決定される。
Ｋ＝AB1・V2−AB2・V1／RC2AB1−RC1AB2［方程式Ｂ
］ Ｌ＝RC1・V2−V1・RC2／AB2RC1−AB1RC2［方程式Ｃ
］ 記録された数値に依存する、式ＢおよびＣの分
母は、ゼロに近づくかまたはゼロと等しくなる場
合がある。これが生じた場合、ＫおよびＬのため
に得られた数値は明らかに不正確となり、したが
つてそのような重み係数を基にしたいかなる測定
も歪んだものとなる。よつて式ＢおよびＣの分母
がゼロに接近するかまたはゼロに等しくなるとき
は常に新しい一組の読み取りが取り入れなければ
ならず、それゆえ較正のために要する時間が増加
していた。
］ Ｌ＝RC1・V2−V1・RC2／AB2RC1−AB1RC2［方程式Ｃ
］ 記録された数値に依存する、式ＢおよびＣの分
母は、ゼロに近づくかまたはゼロと等しくなる場
合がある。これが生じた場合、ＫおよびＬのため
に得られた数値は明らかに不正確となり、したが
つてそのような重み係数を基にしたいかなる測定
も歪んだものとなる。よつて式ＢおよびＣの分母
がゼロに接近するかまたはゼロに等しくなるとき
は常に新しい一組の読み取りが取り入れなければ
ならず、それゆえ較正のために要する時間が増加
していた。
呼吸量測定装置を較正するための方法および装
置と題された1983年２月15日付け米国特許第
4373534号におけるその内容もここにその全てを
引例として挿入されるが、その特許には重み係数
ＫおよびＬを決定するための、図示を基にした技
法による別の方法および装置が開示されている。
米国特許第4308872の連立式に従う技法における
ごとく、呼吸量を個々に測定するための肺活量計
または他の装置が、較正の手続きの間使用され
る。第１姿勢の被験者に対して肺活量計、胸郭部
伝導体、腹部伝導体からの読み取りは、複数の呼
吸の間好ましくは少なくとも全部で３回、同時に
記録される。この記録は第２の姿勢の被験者に対
しても繰り返される。各呼吸について胸郭部およ
び腹部の読み取りは肺活量計の読み取りによつて
除算される。すなわち、RC／Ｖ値およびAB／
Ｖ値は、各呼吸について得られ、ここにＶは肺活
量計によつて測定された呼吸量であり、RCは未
較正の胸郭部伝導体からの胸郭部読み取りであ
り、ABは未較正の腹部伝導体からの腹部読み取
りである。各呼吸についての点（RC／Ｖ、
AB／Ｖ）は次に、そのRC／ＶおよびAB／Ｖを
軸とするグラフ上にプロツトされ、そしてこれら
の点を通して近似線が引かれる。この線はおおよ
その目視によつて引かれるが、最小二乗法によつ
て決定されることが好ましい。線はそれからＸ軸
およびＹ軸に達するまで延長される。ＸおよびＹ
切片の逆数は、重み係数ＫおよびＬを限定する。
すなわちRC／Ｖ軸の切片の逆数は胸郭部用の重
み係数Ｋを限定し、AB／Ｖ軸の切片の逆数は腹
部用の重み係数Ｌを限定する。上述した計算の総
ては、重み係数ＫおよびＬのための数値を演算し
て算出するマイクロプロセツサまたは他のデータ
プロセツサによつて行われることが望ましい。
置と題された1983年２月15日付け米国特許第
4373534号におけるその内容もここにその全てを
引例として挿入されるが、その特許には重み係数
ＫおよびＬを決定するための、図示を基にした技
法による別の方法および装置が開示されている。
米国特許第4308872の連立式に従う技法における
ごとく、呼吸量を個々に測定するための肺活量計
または他の装置が、較正の手続きの間使用され
る。第１姿勢の被験者に対して肺活量計、胸郭部
伝導体、腹部伝導体からの読み取りは、複数の呼
吸の間好ましくは少なくとも全部で３回、同時に
記録される。この記録は第２の姿勢の被験者に対
しても繰り返される。各呼吸について胸郭部およ
び腹部の読み取りは肺活量計の読み取りによつて
除算される。すなわち、RC／Ｖ値およびAB／
Ｖ値は、各呼吸について得られ、ここにＶは肺活
量計によつて測定された呼吸量であり、RCは未
較正の胸郭部伝導体からの胸郭部読み取りであ
り、ABは未較正の腹部伝導体からの腹部読み取
りである。各呼吸についての点（RC／Ｖ、
AB／Ｖ）は次に、そのRC／ＶおよびAB／Ｖを
軸とするグラフ上にプロツトされ、そしてこれら
の点を通して近似線が引かれる。この線はおおよ
その目視によつて引かれるが、最小二乗法によつ
て決定されることが好ましい。線はそれからＸ軸
およびＹ軸に達するまで延長される。ＸおよびＹ
切片の逆数は、重み係数ＫおよびＬを限定する。
すなわちRC／Ｖ軸の切片の逆数は胸郭部用の重
み係数Ｋを限定し、AB／Ｖ軸の切片の逆数は腹
部用の重み係数Ｌを限定する。上述した計算の総
ては、重み係数ＫおよびＬのための数値を演算し
て算出するマイクロプロセツサまたは他のデータ
プロセツサによつて行われることが望ましい。
米国特許第4308872号および第4373534号に開示
されている方法および装置の欠点は、通気に二つ
の異なる通気状態すなわち二つの別々の位置の被
験者に対し、腹部および胸郭部伝導体からと、肺
活量計または他の呼吸量測定装置からとの一組の
データ点または数値を得ることを必要とすること
である。しかし、被験者の生理的条件が、ある姿
勢から他の姿勢への移動を阻止または規制する場
合、胸郭部および腹部伝導体寄与の較正は既知の
方法に従つて容易に実行できない。これらの先行
技術の方法および装置の他の欠点は、新生児の測
定のようにある適用においては肺活量計のような
独立した呼吸量測定装置を使用して装置を較正す
ることは実用的ではないことである。例えば上記
の較正方法は肺活量計または他の同等装置に接続
する通気路を必要とするので、測定手続きを実行
するためには著しい時間が必要とされる。これは
時間が貴重である新人の看護婦職員にとつてしば
しば歓迎されなかつた。
されている方法および装置の欠点は、通気に二つ
の異なる通気状態すなわち二つの別々の位置の被
験者に対し、腹部および胸郭部伝導体からと、肺
活量計または他の呼吸量測定装置からとの一組の
データ点または数値を得ることを必要とすること
である。しかし、被験者の生理的条件が、ある姿
勢から他の姿勢への移動を阻止または規制する場
合、胸郭部および腹部伝導体寄与の較正は既知の
方法に従つて容易に実行できない。これらの先行
技術の方法および装置の他の欠点は、新生児の測
定のようにある適用においては肺活量計のような
独立した呼吸量測定装置を使用して装置を較正す
ることは実用的ではないことである。例えば上記
の較正方法は肺活量計または他の同等装置に接続
する通気路を必要とするので、測定手続きを実行
するためには著しい時間が必要とされる。これは
時間が貴重である新人の看護婦職員にとつてしば
しば歓迎されなかつた。
これらの方法および装置におけるさらに他の問
題は、呼吸系における全ての空気移動が胸郭部と
肺活量計との間か、または腹部と肺活量計との間
であるという前提に依存することである。しかし
実際は通常の呼吸中に、胸郭部および腹部の間で
空気の移動が存在する。この空気のRC−AB交
換は、呼吸で連続してかつ変動して起こるペンデ
ルルフト（pendelluft）である。既知の方法はペ
ンデルルフト用の酌量を導入していない。
題は、呼吸系における全ての空気移動が胸郭部と
肺活量計との間か、または腹部と肺活量計との間
であるという前提に依存することである。しかし
実際は通常の呼吸中に、胸郭部および腹部の間で
空気の移動が存在する。この空気のRC−AB交
換は、呼吸で連続してかつ変動して起こるペンデ
ルルフト（pendelluft）である。既知の方法はペ
ンデルルフト用の酌量を導入していない。
他の既知の定量的較正方法が、ワトソン他著の
「呼吸感応型容積計の単一姿勢周期呼吸較正」、
（Amer.Rev of Respiratory Diseases、Vol.129.
p.A256（1984））に記載されている。この方法に
よると、単一の姿勢または状態にある患者に対し
肺活量計（SP）、胸郭部伝導体（RC）および腹
部伝導体（AB）からの読み取りは、好ましくは
少なくとも一回の完全呼吸の、所定期間同時に記
録される。次いで曲線（SP、RC）および曲線
（SP、AB）は記録されたデータからプロツトさ
れ、得られる各曲線はその曲線の始点および終点
とを結ぶ直線によつて閉じられる。次いで生じる
ループ範囲が積分によつて演算される。次に肺活
量計（SP）からと、胸郭部（RC）および腹部
（AB）伝導体から同時に記録されたいずれかの
選択されたデータ点を使用し、重み係数（胸郭部
比例増幅器および／または腹部比例増幅器用）が
決定される。この較正法もまた、呼吸量を口で測
定する肺活量計または他の装置を必要とし、ある
意味では侵襲的であるという問題に悩んでいる。
「呼吸感応型容積計の単一姿勢周期呼吸較正」、
（Amer.Rev of Respiratory Diseases、Vol.129.
p.A256（1984））に記載されている。この方法に
よると、単一の姿勢または状態にある患者に対し
肺活量計（SP）、胸郭部伝導体（RC）および腹
部伝導体（AB）からの読み取りは、好ましくは
少なくとも一回の完全呼吸の、所定期間同時に記
録される。次いで曲線（SP、RC）および曲線
（SP、AB）は記録されたデータからプロツトさ
れ、得られる各曲線はその曲線の始点および終点
とを結ぶ直線によつて閉じられる。次いで生じる
ループ範囲が積分によつて演算される。次に肺活
量計（SP）からと、胸郭部（RC）および腹部
（AB）伝導体から同時に記録されたいずれかの
選択されたデータ点を使用し、重み係数（胸郭部
比例増幅器および／または腹部比例増幅器用）が
決定される。この較正法もまた、呼吸量を口で測
定する肺活量計または他の装置を必要とし、ある
意味では侵襲的であるという問題に悩んでいる。
図面において、いくつかの図面を通して同じ参
照番号であるところは同じ要素であることを示
す。
照番号であるところは同じ要素であることを示
す。
第１図は非侵襲性呼吸量測定用装置の一部の線
図である。
図である。
第２図は非侵襲性呼吸量測定用の完成装置のブ
ロツクダイアグラムである。
ロツクダイアグラムである。
第３図は胸郭部および腹部信号用のデルタ値を
示すグラフ図である。
示すグラフ図である。
この発明を実施するための最も好ましい実施態様
さて、図面を参照すると、米国特許第4306872
号に開示されたタイプの呼吸量測定装置が、第１
及び第２図に示されている。伸縮性および伝導性
を有する２つのループ１２，１４は、任意の適当
な方法で弾性チユーブ１６，１８にそれぞれ設置
され、伝導体１２と１４は被験者の胸郭部と腹部
に各々周設される。被験者１０が呼吸すると、弾
性チユーブ１６，１８と伝導性ループ１２，１４
は膨張・収縮し、その結果としてのループのイン
ダクタンスの変化を生ずる。各ループのインダク
タンスは、比例信号に変換され、それらの信号は
較正されて加算され、換気量（tidal volume）
を示す信号を提供する。換気量に対する胸郭部と
腹部の相対的な寄与は、被験者が交替したり、同
じ一人の被験者であつても例えば立つたり仰向け
になつたりその他の異なる姿勢をともなうことに
よつて変化するので、胸郭部と腹部の伝導体１２
と１４からの信号の較正がそれぞれ必要となる。
号に開示されたタイプの呼吸量測定装置が、第１
及び第２図に示されている。伸縮性および伝導性
を有する２つのループ１２，１４は、任意の適当
な方法で弾性チユーブ１６，１８にそれぞれ設置
され、伝導体１２と１４は被験者の胸郭部と腹部
に各々周設される。被験者１０が呼吸すると、弾
性チユーブ１６，１８と伝導性ループ１２，１４
は膨張・収縮し、その結果としてのループのイン
ダクタンスの変化を生ずる。各ループのインダク
タンスは、比例信号に変換され、それらの信号は
較正されて加算され、換気量（tidal volume）
を示す信号を提供する。換気量に対する胸郭部と
腹部の相対的な寄与は、被験者が交替したり、同
じ一人の被験者であつても例えば立つたり仰向け
になつたりその他の異なる姿勢をともなうことに
よつて変化するので、胸郭部と腹部の伝導体１２
と１４からの信号の較正がそれぞれ必要となる。
伝導体１２と１４のインダクタンスを比例電気
信号に変換し、適当な相対的な寄与に反映させる
ためにこれらの信号を較正すると共に、これらの
信号を加算して換気量を表示する信号を提供する
適当な装置は、当業者にとつて公知である。この
ような装置の１つは、米国特許第4306872号に開
示されている。更に他の適当な装置は、フロリダ
州マイアミビーチのニムズ(株)によつてリスピグラ
フTMという型名で市販されている。そのような
装置は、一般に第２図のブロツクダイアグラムの
形で示され、そこでは、ブロツク２０，２２が、
胸郭部および腹部の伝導体１２，１４のインダク
タンスを、引続き処理される適当な比例電気信号
に変換する適切な回路をそれぞれ表している。ス
ケーリング増幅器（scaling amplifiers）２４，
２６は、胸郭部と腹部からの信号をそれぞれ較正
して、胸郭部と腹部の相対的な寄与を換気量に反
映させる回路を表現している。スケーリング増幅
器２４，２６が適当に較正されると、その結果生
ずる信号は、第２図の加算増幅器（summing
amplifier）２８によつて加算され、換気量を表
示する信号が出力される。加算増幅器２８からの
出力信号は、２つのスケーリング増幅器２４と２
６からの出力信号と同様に、グラフイツクレコー
ダ３０又はデジタルボルトメータ３２に表示され
る。スケーリング増幅器２４，２６からの信号を
加算し、そして／または、診断上の目的のために
これらの信号を更に処理する装置に、マイクロプ
ロセツサ３４が選択的に組入れられるが、すべて
は、当業者にとつて公知の技術によるものであ
る。もし、マイクロプロセツサ３４が、スケーリ
ング増幅器からの信号を加算するために使用され
る場合には、加算増幅器２８は除去される。
信号に変換し、適当な相対的な寄与に反映させる
ためにこれらの信号を較正すると共に、これらの
信号を加算して換気量を表示する信号を提供する
適当な装置は、当業者にとつて公知である。この
ような装置の１つは、米国特許第4306872号に開
示されている。更に他の適当な装置は、フロリダ
州マイアミビーチのニムズ(株)によつてリスピグラ
フTMという型名で市販されている。そのような
装置は、一般に第２図のブロツクダイアグラムの
形で示され、そこでは、ブロツク２０，２２が、
胸郭部および腹部の伝導体１２，１４のインダク
タンスを、引続き処理される適当な比例電気信号
に変換する適切な回路をそれぞれ表している。ス
ケーリング増幅器（scaling amplifiers）２４，
２６は、胸郭部と腹部からの信号をそれぞれ較正
して、胸郭部と腹部の相対的な寄与を換気量に反
映させる回路を表現している。スケーリング増幅
器２４，２６が適当に較正されると、その結果生
ずる信号は、第２図の加算増幅器（summing
amplifier）２８によつて加算され、換気量を表
示する信号が出力される。加算増幅器２８からの
出力信号は、２つのスケーリング増幅器２４と２
６からの出力信号と同様に、グラフイツクレコー
ダ３０又はデジタルボルトメータ３２に表示され
る。スケーリング増幅器２４，２６からの信号を
加算し、そして／または、診断上の目的のために
これらの信号を更に処理する装置に、マイクロプ
ロセツサ３４が選択的に組入れられるが、すべて
は、当業者にとつて公知の技術によるものであ
る。もし、マイクロプロセツサ３４が、スケーリ
ング増幅器からの信号を加算するために使用され
る場合には、加算増幅器２８は除去される。
この発明は、胸郭部と腹部からの信号を較正
し、それらを加算することによつて換気量を表示
する信号を得る改良された方法のためのものであ
る。上記のように、種々の較正技術は当業者に公
知であるが、公知技術の全ては欠点を有してい
る。
し、それらを加算することによつて換気量を表示
する信号を得る改良された方法のためのものであ
る。上記のように、種々の較正技術は当業者に公
知であるが、公知技術の全ては欠点を有してい
る。
この発明の較正技法によると、方程式Ａから次
のことが知られる。
のことが知られる。
Ｖ＝（Ｋ×RC）＋（Ｌ×AB）
ここでＶは合計呼吸量または換気量、RCは胸
郭部伝導体によつて測定される胸郭部の呼吸量に
対する寄与であり、ABは腹部伝導体によつて測
定される腹部の呼吸量に対する寄与である。Ｋと
Ｌはそれぞれ胸郭部と腹部に対する較正係数であ
る。この関係を他の方法で表現すると、 Ｖ＝Ｍ×［（Ｚ×RC）＋AB］ ［方程式Ｄ］ ここでＭ×ＺはＫに等しく、ＭはＬに等しい。
方程式Ｄは較正係数を比例係数Ｚと計数逓減率Ｍ
とに分離していることは明らかである。この手掛
かりを用いることによつて、較正は２段階の処理
として見なすことができる。第１の段階は方程式
Ｄを満足させる正しい比例係数Ｚを決定すること
である。つまり Ｖ〜（Ｚ×RC）＋AB ［方程式Ｅ］ 換言すれば、比例係数Ｚは、胸郭部（RC）と
腹部（AB）との、換気量（Ｖ）に対する正しい
相対的な寄与を定義している。古典的には、比例
係数Ｚの決定は、被験者が気道を閉じて呼吸し、
つまり口において動く量が全くないようにし、そ
れによつてＶ＝０となる等容の（isovolume）較
正技法によつて行われる。つまり、等容処理
（isovolume maneuver）の間、空気は口を通じ
て全く逃げることがないので、量の動きは胸郭部
と腹部との区画間、つまりベンデルルフトだけで
ある。このような条件のもとで、方程式Ｄは次の
ようになる。
郭部伝導体によつて測定される胸郭部の呼吸量に
対する寄与であり、ABは腹部伝導体によつて測
定される腹部の呼吸量に対する寄与である。Ｋと
Ｌはそれぞれ胸郭部と腹部に対する較正係数であ
る。この関係を他の方法で表現すると、 Ｖ＝Ｍ×［（Ｚ×RC）＋AB］ ［方程式Ｄ］ ここでＭ×ＺはＫに等しく、ＭはＬに等しい。
方程式Ｄは較正係数を比例係数Ｚと計数逓減率Ｍ
とに分離していることは明らかである。この手掛
かりを用いることによつて、較正は２段階の処理
として見なすことができる。第１の段階は方程式
Ｄを満足させる正しい比例係数Ｚを決定すること
である。つまり Ｖ〜（Ｚ×RC）＋AB ［方程式Ｅ］ 換言すれば、比例係数Ｚは、胸郭部（RC）と
腹部（AB）との、換気量（Ｖ）に対する正しい
相対的な寄与を定義している。古典的には、比例
係数Ｚの決定は、被験者が気道を閉じて呼吸し、
つまり口において動く量が全くないようにし、そ
れによつてＶ＝０となる等容の（isovolume）較
正技法によつて行われる。つまり、等容処理
（isovolume maneuver）の間、空気は口を通じ
て全く逃げることがないので、量の動きは胸郭部
と腹部との区画間、つまりベンデルルフトだけで
ある。このような条件のもとで、方程式Ｄは次の
ようになる。
０＝（Ｚ×RC）＋AB ［方程式Ｆ］
あるいは、
Ｚ＝−AB／RC ［方程式Ｇ］
そこで、等容処理期間における胸郭部と腹部の
伝導体からの読み取りを記録することによつて、
比例係数Ｚは方程式Ｇから決定することができ
る。Ｚが決定されると、量（Ｚ×RC）＋ABは、
胸郭部と腹部の伝導体の記録値から任意の時期に
較正される。方程式Ｅから（Ｚ×RC）＋ABは常
に換気量Ｖに比例することが知られるので、それ
らの量の決定は、価値ある診断器具を提供する。
たとえば、当業者であれば認識していることであ
るが、この量から閉塞性の中枢無呼吸を診断する
ことができ、RCは換気量のＶの１％として較正
され、そして相対的な換気量Ｖにおける増減が査
定される。
伝導体からの読み取りを記録することによつて、
比例係数Ｚは方程式Ｇから決定することができ
る。Ｚが決定されると、量（Ｚ×RC）＋ABは、
胸郭部と腹部の伝導体の記録値から任意の時期に
較正される。方程式Ｅから（Ｚ×RC）＋ABは常
に換気量Ｖに比例することが知られるので、それ
らの量の決定は、価値ある診断器具を提供する。
たとえば、当業者であれば認識していることであ
るが、この量から閉塞性の中枢無呼吸を診断する
ことができ、RCは換気量のＶの１％として較正
され、そして相対的な換気量Ｖにおける増減が査
定される。
このような方法にともなう困難な点は、等容処
理が閉じた気道に対して呼吸を要求することであ
り、新生児や危険な患者管理に適用するような場
合には必ずしも実用的ではないということであ
る。
理が閉じた気道に対して呼吸を要求することであ
り、新生児や危険な患者管理に適用するような場
合には必ずしも実用的ではないということであ
る。
一方、もし比例係数Ｚ、従つて量（Ｚ×RC）＋
ABが、等容処理を伴わずに決定されるのであれ
ば、換気量の測定が行わねばならず、そうでない
場合には２つの未知数つまり比例係数Ｚと換気量
Ｖを伴う単一の方程式が存在するということは方
程式Ｅから明らかである。
ABが、等容処理を伴わずに決定されるのであれ
ば、換気量の測定が行わねばならず、そうでない
場合には２つの未知数つまり比例係数Ｚと換気量
Ｖを伴う単一の方程式が存在するということは方
程式Ｅから明らかである。
この発明によれば、この問題が次のように解決
される。
される。
胸郭部（RC）と腹部（AB）の信号は、最初
のベースライン（base line）期間において数多
くの呼吸に対して記録される。例えば、250回の
呼吸が、10分間隔で、安静な呼吸期間において測
定される。実際には、ベースライン期間の呼吸
は、定常状態でさえあれば安静である必要はな
い。たとえば、ベースラインは、10分の実行期間
において記録される呼吸から引出すことができ
る。このベースライン期間の間に胸郭部（RC）
と腹部（AB）の伝導体からの未較正の信号が記
録される。第３図を参照すると、これらの信号の
各々に対して、２つの値つまり呼吸「デルタ」が
呼吸毎に較正され、「Δ1」は吸息の始めと終わり
の信号間の差であり、もう一つの「Δ2」は呼息
の初めと終わりとの差である。これらのデルタ値
は、各信号に対して個別に合計される。ベースラ
イン期間における250回の呼吸を仮定すると、各
呼吸に対して２つのデルタ値が存在するので、各
信号の合計は500デルタ値になるまで演算される。
上記のデルタ値が好ましい場合には、ベースライ
ン期間中に行われる未較正の胸郭部及び腹部信号
の各呼吸に対して相対的な増幅度を示すパラメー
タを提供するためにそのデルタ値が採用されるこ
とが認められる。
のベースライン（base line）期間において数多
くの呼吸に対して記録される。例えば、250回の
呼吸が、10分間隔で、安静な呼吸期間において測
定される。実際には、ベースライン期間の呼吸
は、定常状態でさえあれば安静である必要はな
い。たとえば、ベースラインは、10分の実行期間
において記録される呼吸から引出すことができ
る。このベースライン期間の間に胸郭部（RC）
と腹部（AB）の伝導体からの未較正の信号が記
録される。第３図を参照すると、これらの信号の
各々に対して、２つの値つまり呼吸「デルタ」が
呼吸毎に較正され、「Δ1」は吸息の始めと終わり
の信号間の差であり、もう一つの「Δ2」は呼息
の初めと終わりとの差である。これらのデルタ値
は、各信号に対して個別に合計される。ベースラ
イン期間における250回の呼吸を仮定すると、各
呼吸に対して２つのデルタ値が存在するので、各
信号の合計は500デルタ値になるまで演算される。
上記のデルタ値が好ましい場合には、ベースライ
ン期間中に行われる未較正の胸郭部及び腹部信号
の各呼吸に対して相対的な増幅度を示すパラメー
タを提供するためにそのデルタ値が採用されるこ
とが認められる。
従つて、ここで使用される用語、デルタ値と
は、この情報を提供する未較正の胸郭部及び腹部
信号の任意のパラメータを意味する。
は、この情報を提供する未較正の胸郭部及び腹部
信号の任意のパラメータを意味する。
もし、実際の換気量が、ベースライン期間中に
肺活量測定によつて記録され、そして換気量に対
するデルタが集計され、さらにその平均が決定さ
れる場合には、次の関係が適用される。
肺活量測定によつて記録され、そして換気量に対
するデルタが集計され、さらにその平均が決定さ
れる場合には、次の関係が適用される。
平均SP＝平均RC＋平均AB ［方程式Ｈ］
ここでSPは例えば肺活量測定によつて決定さ
れた実際の換気量である。方程式Ｈにおける平均
値は未較正信号から引き出されるもので、もし方
程式Ｈにおける左辺が右辺に等しい場合には、較
正係数が要求される。
れた実際の換気量である。方程式Ｈにおける平均
値は未較正信号から引き出されるもので、もし方
程式Ｈにおける左辺が右辺に等しい場合には、較
正係数が要求される。
換気量（SP）、胸郭部（RC）そして腹部
（AB）信号に対する平均値の標準偏差（SD）が
算出される。ここで、これらは、それぞれSD
（SP）、SD（RC）、そしてSD（AB）として表され
る。もし、換気量（SP）が、ベースライン期間
中記録される全ての呼吸に対して一定であれば、
方程式Ｈは、やはり演算されることが可能で、換
気量の標準偏差SD（Ｖ）は０である。
（AB）信号に対する平均値の標準偏差（SD）が
算出される。ここで、これらは、それぞれSD
（SP）、SD（RC）、そしてSD（AB）として表され
る。もし、換気量（SP）が、ベースライン期間
中記録される全ての呼吸に対して一定であれば、
方程式Ｈは、やはり演算されることが可能で、換
気量の標準偏差SD（Ｖ）は０である。
この状態は方程式Ｆに類似しており、上述のよ
うにＶ＝０である等容処理に適応される。特に、
一定の換気量の標準偏差SD（Ｖ）これも０である
がこれを考慮することによつて、正規の呼吸期間
中に生じるペンデルフトは、方程式Ｆの等容状態
に類似した状況を生み出し、両辺の平方偏差
（Var）を取ると、 Var（Ｚ×RC）＝Var（AB） ［方程式Ｊ］ となる。
うにＶ＝０である等容処理に適応される。特に、
一定の換気量の標準偏差SD（Ｖ）これも０である
がこれを考慮することによつて、正規の呼吸期間
中に生じるペンデルフトは、方程式Ｆの等容状態
に類似した状況を生み出し、両辺の平方偏差
（Var）を取ると、 Var（Ｚ×RC）＝Var（AB） ［方程式Ｊ］ となる。
ここで平方偏差（Var）は（SD）2に等しい。
方程式Ｊは次のようにも表される。
方程式Ｊは次のようにも表される。
Z2×Var（RC）＝Var（AB） ［方程式Ｋ］
両辺の平方根を取ることによつて、
Ｚ×SD（RC）＝SD（AB） ［方程式Ｌ］
そしてこれは、
Ｚ＝SD（AB）／SD（RC） ［方程式Ｍ］
となる。
胸郭部と腹部の信号の平均の標準偏差は、これ
らの信号の平均変動率を示すということが認めら
れる。従つて、これらの信号の平均変動率の指標
（インデイケーシヨン）を提供するどんな解析も、
標準偏差を計算する代わりに用いることができ
る。
らの信号の平均変動率を示すということが認めら
れる。従つて、これらの信号の平均変動率の指標
（インデイケーシヨン）を提供するどんな解析も、
標準偏差を計算する代わりに用いることができ
る。
換言するならば、方程式Ｅの解に対する比例係
数Ｚは、ベースライン期間における一定の換気量
の呼吸を仮定することにより、等容処理に類似し
た方法で、しかし気道をふさぐという要求なし
に、ABとRCの標準偏差の比から算出し得ると
いうことは、方程式Ｍから明らかであろう。
数Ｚは、ベースライン期間における一定の換気量
の呼吸を仮定することにより、等容処理に類似し
た方法で、しかし気道をふさぐという要求なし
に、ABとRCの標準偏差の比から算出し得ると
いうことは、方程式Ｍから明らかであろう。
もちろんベースライン期間おいて肺活量計で肺
活量測定を読取ることは、この発明による、つま
り、非侵略的に較正するという較正技術の目的を
覆すものである。
活量測定を読取ることは、この発明による、つま
り、非侵略的に較正するという較正技術の目的を
覆すものである。
侵襲することなしに実際の換気量を記録するこ
の発明の較正技術を実施するために要求されるベ
ースライン期間中の一定換気量の仮定は、RCと
ABの成分の未較正の和の標準偏差1.5外側の値を
除去することによつて、ベースライン期間に算出
されるABとRCの500個のデルタ値から見当違い
の点を除去することにより満足させられる。これ
らのデルタ値が排除されると、RCとABのため
に残されたデルタ値が別個に合計され、その平均
が決定され、そして、その平均の標準偏差が算出
される。従つて比例係数Ｚは方程式Ｍから算出さ
れる。
の発明の較正技術を実施するために要求されるベ
ースライン期間中の一定換気量の仮定は、RCと
ABの成分の未較正の和の標準偏差1.5外側の値を
除去することによつて、ベースライン期間に算出
されるABとRCの500個のデルタ値から見当違い
の点を除去することにより満足させられる。これ
らのデルタ値が排除されると、RCとABのため
に残されたデルタ値が別個に合計され、その平均
が決定され、そして、その平均の標準偏差が算出
される。従つて比例係数Ｚは方程式Ｍから算出さ
れる。
比例係数Ｚが既知である時、量（Ｚ×RC）＋
ABは、実際の換気量に常に比例するであろう
（方程式Ｅ参照）。この量は、第２図の装置によつ
て出力される胸郭部と腹部のリアルタイム信号か
ら、リアルタイム基準において連続的にモニター
される。この量は、平均RCと平均ABが、それ
ぞれ、ベースライン時に出力される未較正のRC
とABのデルタ値の和の平均であり、見当違いの
点を除いたものである場合に、（Ｚ×平均RC）＋
平均ABの１％として表わされることが好まし
い。これは、閉塞性の中枢無呼吸や、ハイポアペ
ネアス（hypoapeneas）や、換気量の変化のよう
な大半の診断作業に対して十分なものであり、後
者は広範な種々の病気における診断用具として重
要である。
ABは、実際の換気量に常に比例するであろう
（方程式Ｅ参照）。この量は、第２図の装置によつ
て出力される胸郭部と腹部のリアルタイム信号か
ら、リアルタイム基準において連続的にモニター
される。この量は、平均RCと平均ABが、それ
ぞれ、ベースライン時に出力される未較正のRC
とABのデルタ値の和の平均であり、見当違いの
点を除いたものである場合に、（Ｚ×平均RC）＋
平均ABの１％として表わされることが好まし
い。これは、閉塞性の中枢無呼吸や、ハイポアペ
ネアス（hypoapeneas）や、換気量の変化のよう
な大半の診断作業に対して十分なものであり、後
者は広範な種々の病気における診断用具として重
要である。
第２図を参照して、スケーリング増幅器が最初
に単一のゲインに設定されているものと仮定する
場合、比例係数Ｚが決定されると、胸郭部のため
のスケーリング増幅器２４はＺに調整される。方
程式Ｅから、加算増幅器２８の出力におけるスケ
ーリング増幅器からの信号の和は、換気量に比例
するということがわかる。これによつて較正手順
は完了する。
に単一のゲインに設定されているものと仮定する
場合、比例係数Ｚが決定されると、胸郭部のため
のスケーリング増幅器２４はＺに調整される。方
程式Ｅから、加算増幅器２８の出力におけるスケ
ーリング増幅器からの信号の和は、換気量に比例
するということがわかる。これによつて較正手順
は完了する。
ほとんどの目的に対して、換気量の量的な決定
は必要とされないが、量的な較正は、比例係数Ｚ
が既知であれば、達成することができる。特に、
方程式Ｄを参照して、実際の換気量Ｖの単一測定
を行うことによつて、計数逓減率Ｍが算出され
る。というのは、Ｚ×RCとABが、胸郭部と腹
部のスケーリング増幅器の出力においてそれぞれ
利用できるからである。換言すれば、方程式Ｄに
おいては唯一の未知数である計数逓減率Ｍしか存
在せず、それは次のように算出される。
は必要とされないが、量的な較正は、比例係数Ｚ
が既知であれば、達成することができる。特に、
方程式Ｄを参照して、実際の換気量Ｖの単一測定
を行うことによつて、計数逓減率Ｍが算出され
る。というのは、Ｚ×RCとABが、胸郭部と腹
部のスケーリング増幅器の出力においてそれぞれ
利用できるからである。換言すれば、方程式Ｄに
おいては唯一の未知数である計数逓減率Ｍしか存
在せず、それは次のように算出される。
Ｍ＝Ｖ／［（Ｚ×RC）＋AB］ ［方程式Ｎ］
実際の換気量の測定を行う１つの単純な方法
は、注射器から既知量の空気を被験者に単純に吸
入させることである。被験者が息を吸い込む前
に、この量は「肺活量計」において第２図の装置
の入力に入力される。マイクロプロセツサ３４
は、注射器からの吸入の終わりにおけるＺ、RC
そしてABの値から方程式Ｎの較正を実行するこ
とができる。
は、注射器から既知量の空気を被験者に単純に吸
入させることである。被験者が息を吸い込む前
に、この量は「肺活量計」において第２図の装置
の入力に入力される。マイクロプロセツサ３４
は、注射器からの吸入の終わりにおけるＺ、RC
そしてABの値から方程式Ｎの較正を実行するこ
とができる。
計数逓減率Ｍは、計数逓減率Ｍずつ加算増幅器
２８のゲインを増大させることにより、第２図の
装置に設定することができ、そこにおいては、加
算増幅器の出力が換気量を表わす半定量となる。
半定量という用語は、この方法で算出される換気
量が肺活量測定によつて測定される実際の換気量
の±10％であるということが測定されたために用
いられている。
２８のゲインを増大させることにより、第２図の
装置に設定することができ、そこにおいては、加
算増幅器の出力が換気量を表わす半定量となる。
半定量という用語は、この方法で算出される換気
量が肺活量測定によつて測定される実際の換気量
の±10％であるということが測定されたために用
いられている。
比例係数Ｚの精度は、５分おきに比例係数を繰
返し再演算してその結果の値をプリントアウトす
ることによつて、連続的にモニターすることが望
ましい。最初の較正手順の後に、次の５分間隔毎
に比例係数のＺのめに再計算される値は、1.0と
なるべきである。患者の姿勢における変化や比例
係数Ｚを変化させる他の状態が生じた場合には、
それは1.0を越えるか下回るＺの読みとして現れ
れるであろう。もしその変化が大きするぎる場
合、つまり、Ｚが約0.7より小さいか又は約1.3よ
りも大きい場合には、演算ルーチンはリラン
（rerun）することができる。視覚又は聴覚に訴え
る適当な警報装置を、そのような過剰な変化を指
示するために、第２図の装置に組込むことは可能
である。
返し再演算してその結果の値をプリントアウトす
ることによつて、連続的にモニターすることが望
ましい。最初の較正手順の後に、次の５分間隔毎
に比例係数のＺのめに再計算される値は、1.0と
なるべきである。患者の姿勢における変化や比例
係数Ｚを変化させる他の状態が生じた場合には、
それは1.0を越えるか下回るＺの読みとして現れ
れるであろう。もしその変化が大きするぎる場
合、つまり、Ｚが約0.7より小さいか又は約1.3よ
りも大きい場合には、演算ルーチンはリラン
（rerun）することができる。視覚又は聴覚に訴え
る適当な警報装置を、そのような過剰な変化を指
示するために、第２図の装置に組込むことは可能
である。
上述のように、この発明による較正装置は、フ
ロリダ州マイアヤミビーチのニムズ(株)によつてリ
スピグラフTMの型名で販売されている呼吸監視
用装置に接続して一般的に利用される。そのリス
ピグラフはマイクロプロセツサを組込んでいる。
そのマイクロプロセツサは、この発明による較正
技法を実行するようプログラムされることが好ま
しい。その較正機能を実行する適当なプログラム
のためのプログラムリストは、以下のテーブルＡ
に示されている。そのプログラムは、ザイログ(株)
によつて生産されているZ80マイクロプロセツサ
用のアセンブリー言語である。
ロリダ州マイアヤミビーチのニムズ(株)によつてリ
スピグラフTMの型名で販売されている呼吸監視
用装置に接続して一般的に利用される。そのリス
ピグラフはマイクロプロセツサを組込んでいる。
そのマイクロプロセツサは、この発明による較正
技法を実行するようプログラムされることが好ま
しい。その較正機能を実行する適当なプログラム
のためのプログラムリストは、以下のテーブルＡ
に示されている。そのプログラムは、ザイログ(株)
によつて生産されているZ80マイクロプロセツサ
用のアセンブリー言語である。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US82060486A | 1986-01-21 | 1986-01-21 | |
| US820,604 | 1986-01-21 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63502563A JPS63502563A (ja) | 1988-09-29 |
| JPH0342899B2 true JPH0342899B2 (ja) | 1991-06-28 |
Family
ID=25231272
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62501323A Granted JPS63502563A (ja) | 1986-01-21 | 1987-01-21 | 呼吸モニター装置用の単一姿勢における非侵襲性較正装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0256115B1 (ja) |
| JP (1) | JPS63502563A (ja) |
| AU (1) | AU7032887A (ja) |
| CA (1) | CA1273431A (ja) |
| WO (1) | WO1987004332A1 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN1933777B (zh) * | 2004-03-24 | 2010-09-22 | 大日本住友制药株式会社 | 生物体信息计测用系统、呼吸信息分析装置、分析装置控制法 |
| EP2671509A1 (de) * | 2012-06-06 | 2013-12-11 | Fritz Stephan GmbH | Verfahren und Vorrichtung zur Atmungserkennung und/oder zur Atmungsunterstützung |
| JP6286220B2 (ja) * | 2014-02-14 | 2018-02-28 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線ｃｔ装置 |
| US10028665B2 (en) | 2014-09-12 | 2018-07-24 | Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. | Biosignal determining device and biosignal determining method |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1596298A (en) * | 1977-04-07 | 1981-08-26 | Morgan Ltd P K | Method of and apparatus for detecting or measuring changes in the cross-sectional area of a non-magnetic object |
| US4267845A (en) * | 1978-10-05 | 1981-05-19 | Robertson Jr Charles H | Method and apparatus for measuring pulmonary ventilation |
| US4373534A (en) * | 1981-04-14 | 1983-02-15 | Respitrace Corporation | Method and apparatus for calibrating respiration monitoring system |
-
1987
- 1987-01-20 CA CA000527721A patent/CA1273431A/en not_active Expired
- 1987-01-21 WO PCT/US1987/000217 patent/WO1987004332A1/en not_active Ceased
- 1987-01-21 EP EP19870901810 patent/EP0256115B1/en not_active Expired
- 1987-01-21 AU AU70328/87A patent/AU7032887A/en not_active Abandoned
- 1987-01-21 JP JP62501323A patent/JPS63502563A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO1987004332A1 (en) | 1987-07-30 |
| AU7032887A (en) | 1987-08-14 |
| EP0256115B1 (en) | 1990-12-19 |
| CA1273431A (en) | 1990-08-28 |
| EP0256115A4 (en) | 1988-05-25 |
| JPS63502563A (ja) | 1988-09-29 |
| EP0256115A1 (en) | 1988-02-24 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4834109A (en) | Single position non-invasive calibration technique | |
| US6540689B1 (en) | Methods for accurately, substantially noninvasively determining pulmonary capillary blood flow, cardiac output, and mixed venous carbon dioxide content | |
| US4267845A (en) | Method and apparatus for measuring pulmonary ventilation | |
| US5159935A (en) | Non-invasive estimation of individual lung function | |
| US6241683B1 (en) | Phonospirometry for non-invasive monitoring of respiration | |
| EP0418311B1 (en) | Method and apparatus for monitoring of infants | |
| Zimmerman et al. | Postural changes in rib cage and abdominal volume-motion coefficients and their effect on the calibration of a respiratory inductance plethysmograph | |
| US20090118634A1 (en) | Regional oxygen uptake/perfusion measuring device and method | |
| Stagg et al. | Computer-aided measurement of breath volume and time components using magnetometers | |
| CA2262236C (en) | Phonospirometry for non-invasive monitoring of respiration | |
| Newth et al. | Multiple-breath nitrogen washout techniques: including measurements with patients on ventilators | |
| Kubicek et al. | Calibration of an impedance pneumograph | |
| Sinha et al. | Graphic analysis of pulmonary mechanics in neonates receiving assisted ventilation | |
| Thomas et al. | Peak expiratory flow at altitude. | |
| Morel et al. | Noninvasive ventilatory monitoring with bellows pneumographs in supine subjects | |
| Pennock | Rib cage and abdominal piezoelectric film belts to measure ventilatory airflow | |
| Sandham et al. | Nasal respiratory resistance in cleft lip and palate | |
| Werchowski et al. | Inductance plethysmography measurement of CPAP-induced changes in end-expiratory lung volume | |
| Dolfin et al. | Calibration of respiratory induction plethysmography (Respitrace®) in infants | |
| Hudgel et al. | Accuracy of tidal volume, lung volume, and flow measurements by inductance vest in COPD patients | |
| JP2004501713A (ja) | 心臓−呼吸に関する生理学的パラメータを決定するための方法及び装置 | |
| Krell et al. | Quiet-breathing vs. panting methods for determination of specific airway conductance | |
| JPH0342899B2 (ja) | ||
| Gilbert et al. | Breathing pattern during CO2 inhalation obtained from motion of the chest and abdomen | |
| Hoffstein et al. | In vivo estimation of tracheal distensibility and hysteresis in normal adults |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |