JP2926392B2 - Detector - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明はガス流の検出装置、
特に睡眠中に起きる呼吸停止（以下、睡眠時無呼吸症候
群という）を治療する治療装置に使用されるものに関す
る。TECHNICAL FIELD The present invention relates to the detection device of the gas flow,
In particular, the present invention relates to a device used for a treatment device for treating respiratory arrest that occurs during sleep (hereinafter, sleep apnea syndrome).

【０００２】[0002]

【従来の技術】睡眠時無呼吸症候群、特に閉鎖性睡眠時
無呼吸症候群は、全人口の４〜９％の人が悩まされてい
ると推定され、睡眠中に上側気道が偶然的に閉塞するも
のである。これは、臨床的に昼間の眠気、心臓不整脈、
肺動脈高血圧、鬱血性心臓病、知覚障害等の原因となっ
ている。BACKGROUND OF THE INVENTION Sleep apnea, especially closed sleep apnea, is estimated to affect 4-9% of the population and accidentally obstructs the upper airway during sleep. Things. This is clinically daytime drowsiness, cardiac arrhythmias,
It causes pulmonary arterial hypertension, congestive heart disease, sensory disturbance and the like.

【０００３】睡眠時無呼吸症候群患者における上側気道
閉塞の病理学上の詳細は究明されておらず、一般的に
は、上側気道の解剖学上あるいは機能的異常性で、空気
抵抗の増大によるものと考えられている。そのような異
常性は、吸入中の吸引力、重力による咽頭壁に舌が引か
れること、および上側気道拡張筋の不十分な筋力によっ
て、上側気道が狭くなると思われる。また、肥満と睡眠
時無呼吸症候群との知られた関連付けに応答する機構
は、気道を狭くする内部構造上に充分な圧力を加える首
の前面および側面で組織が過度にやわらかいという仮説
も言われている。[0003] The pathological details of upper airway obstruction in patients with sleep apnea syndrome have not been determined and are generally due to anatomical or functional abnormalities of the upper airway due to increased air resistance. It is believed that. Such anomalies may be due to suction during inhalation, tongue pulling on the pharyngeal wall due to gravity, and insufficient muscle strength of the upper airway dilator to narrow the upper airway. It has also been hypothesized that the mechanism that responds to the known association of obesity with sleep apnea syndrome is that tissue is excessively soft in the front and sides of the neck, which applies sufficient pressure on the internal structures that narrow the airway. ing.

【０００４】睡眠時無呼吸症候群に対する治療は、外科
手術があり、口蓋垂咽頭形成術、肥満のための外科手術
やあごの成形手術がある。睡眠時無呼吸症候群の治療の
ための外科手術他の例としては、気管切開手術がある。
これら治療方法は、もし助かったとしても、手術後に病
的状態になる恐れが大きい。薬理学上の治療は、一般に
好ましくなく、特に軽い呼吸停止より重い患者には好ま
しくない。さらに、副作用が周期的であることである。
開業医は、例えば肥満に関する場合には食事治療や通常
のダイエットなどを含む、成功率が高く患者の協力も得
られやすい、睡眠時無呼吸症候群を治療する不可侵の方
法を探している。[0004] Treatment for sleep apnea syndrome includes surgery, uvulo-pharyngoplasty, obesity surgery and chin shaping. Another example of surgery for the treatment of sleep apnea is tracheostomy.
Even if these treatments are helped, there is a high risk of becoming morbid after surgery. Pharmacological treatment is generally undesirable, especially for patients heavier than mild respiratory arrest. Further, the side effects are periodic.
Practitioners are looking for non-aggressive methods of treating sleep apnea, with a high success rate and easy patient cooperation, including, for example, dieting and regular dieting when obesity is involved.

【０００５】睡眠時無呼吸症候群の最近の治療方法とし
て、患者の気道を睡眠中に開口状態に連続的に保つ連続
正気道圧（CPAP:Continuous Positive Airway Pressur
e）の使用がある。例えば、米国特許第4,655,213号やオ
ーストラリア特許AU-B-83901/82には、患者の気道内に
加えられた連続的正気道圧に基づく治療法が示されてい
る。[0005] As a recent treatment method for sleep apnea syndrome, continuous positive airway pressure (CPAP), which continuously keeps the patient's airway open during sleep, has been proposed.
e) is used. For example, U.S. Pat. No. 4,655,213 and Australian Patent AU-B-83901 / 82 show a therapy based on continuous positive airway pressure applied in a patient's airway.

【０００６】米国特許第4,773,411号には、通気式治療
方法および装置が示されている。この方法では、実質的
に一定昇圧気道圧力を供給し、周期的に短時間だけ大気
圧より低くない圧力に減らしている。[0006] US Patent No. 4,773,411 shows a ventilated treatment method and apparatus. In this method, a substantially constant boosted airway pressure is provided and periodically reduced for a short period of time to a pressure no lower than atmospheric pressure.

【０００７】睡眠時無呼吸症候群の治療におけるCPAPの
適用に関する出版物は、次の通りである。[0007] Publications on the application of CPAP in the treatment of sleep apnea are as follows.

【０００８】１．Lindsay, DA, Issa FG, and Sullivan
C.E. "Mechanisms of Sleep De-saturation in Chroni
c Airflow Limitation Studied with Nasal Continuous
Positive Airway Pressure (CPAP)", Am Rev Respir Di
s, 1982; 125: p.112. ２．Sanders MH, Moore SE, Eveslage J. "CPAP via na
sal mask: A treat-ment for occlusive sleep apnea",
Chest, 1983; 83: pp. 144-145. ３．Sullivan CE, Berthon-Jones M, Issa FG. "Remiss
ion of severe obesity-hypoventilation syndrome aft
er short-term treatment during sleep withcontinuou
s positive airway pressure", Am Rev Respir Dis, 19
83; 128: pp.177-181. ４．Sullivan CE, Issa FG, Berthon-Jones M, Eveslag
e. "Reversal ofobstructive sleep apnea by continuo
us positive airway pressure appliedthrough the nar
es", Lancet, 1981; 1: pp. 862-865. ５．Sullivan CE, Berthon-Jones M. Issa FG. "Treatm
ent of obstructiveapnea with continuous positive a
irway pressure applied through thenose", Am Rev Re
spir Dis, 1982; 125: p. 107. Annual Meeting Abstra
cts. ６．Rapoport DM, Sorkin B, Garay SM, Goldring RM.
"Reversal of the'Pickwickian Syndrome' by long-te
rm use of nocturnal nasal-airwaypressure", N Engl
J. Med, 1982; 307: pp. 931-933. ７．Sanders MH, Holzer BC, Pennock BE. "The effect
of nasal CPAP onvarious sleep apnea patterns", Ch
est, 1983; 84: p. 336. Presented atthe Annual Mee
ting of the American College of Chest Physicians,C
hicago, IL, October 1983.[0008] 1. Lindsay, DA, Issa FG, and Sullivan
CE "Mechanisms of Sleep De-saturation in Chroni
c Airflow Limitation Studied with Nasal Continuous
Positive Airway Pressure (CPAP) ", Am Rev Respir Di
s, 1982; 125: p.112. Sanders MH, Moore SE, Eveslage J. "CPAP via na
sal mask: A treat-ment for occlusive sleep apnea ",
Chest, 1983; 83: pp. 144-145. Sullivan CE, Berthon-Jones M, Issa FG. "Remiss
ion of severe obesity-hypoventilation syndrome aft
er short-term treatment during sleep withcontinuou
s positive airway pressure ", Am Rev Respir Dis, 19
83; 128: pp.177-181. Sullivan CE, Issa FG, Berthon-Jones M, Eveslag
e. "Reversal ofobstructive sleep apnea by continuo
us positive airway pressure appliedthrough the nar
es ", Lancet, 1981; 1: pp. 862-865. 5. Sullivan CE, Berthon-Jones M. Issa FG." Treatm
ent of obstructiveapnea with continuous positive a
irway pressure applied through thenose ", Am Rev Re
spir Dis, 1982; 125: p. 107. Annual Meeting Abstra
cts. Rapoport DM, Sorkin B, Garay SM, Goldring RM.
"Reversal of the 'Pickwickian Syndrome' by long-te
rm use of nocturnal nasal-airwaypressure ", N Engl
J. Med, 1982; 307: pp. 931-933. Sanders MH, Holzer BC, Pennock BE. "The effect
of nasal CPAP onvarious sleep apnea patterns ", Ch
est, 1983; 84: p. 336. Presented at the Annual Mee
ting of the American College of Chest Physicians, C
hicago, IL, October 1983.

【０００９】[0009]

【発明が解決しようとする課題】CPAPは非常に有効であ
り、多くの人に認められているが、特に多数の睡眠時無
呼吸症候群患者はCPAPに対して耐性がない。このため、
他の実行可能な不可侵の治療方法が研究されてきた。Although CPAP is very effective and recognized by many, especially many patients with sleep apnea are not resistant to CPAP. For this reason,
Other viable non-aggressive treatments have been studied.

【００１０】したがって、本発明の目的は、睡眠中の呼
吸停止に対する新しい改良された治療方法およびそれに
基づく治療装置を提供することである。Accordingly, it is an object of the present invention to provide a new and improved method and apparatus for treating respiratory arrest during sleep.

【００１１】[0011]

【課題を解決するための手段】本発明においては、患者
の上側気道内に大気圧に対して変化した圧力を供給し、
気道の拡張筋を発達させて、睡眠中の上側気道閉鎖を和
らげている。SUMMARY OF THE INVENTION In the present invention, a pressure that is varied relative to atmospheric pressure is provided in the upper airway of a patient,
Develops airway dilators to relieve upper airway closure during sleep.

【００１２】本発明の実施例においては、正圧が比較的
高圧および低圧レベルで交互に患者の気道に供給され
る。それによって、患者の気道を拡張するために供給さ
れた圧力は、交互に大および小の拡張力である。高いお
よび低い正圧印加は患者の自然な呼吸によって開始さ
れ、高圧は吸入時に、低圧は吐出時に供給される。In an embodiment of the present invention, positive pressure is alternately delivered to the patient's airway at relatively high and low pressure levels. Thereby, the pressure delivered to dilate the patient's airway is an alternating large and small dilation force. The high and low positive pressure applications are initiated by the patient's natural breathing, with the high pressure provided during inhalation and the low pressure provided during exhalation.

【００１３】本発明による治療装置においては、気流発
生器および可変圧力制御器、流量変換器と通して患者の
気道に、予め定められたかつ調整可能な圧力を供給す
る。流量変換器は、患者への瞬時流量に比例した信号を
つくるのに使用される出力信号を発生する。瞬時流量信
号は、低域濾波器に供給され、低域濾波器は長時間での
平均流量を示す信号のみを通す。平均流量信号は、シス
テムが患者回路から最小排出量（すなわち、患者に付け
られた呼吸マスクの周辺からの小さな排気）を持つよう
に正の流量を示す値である。平均流量信号は、そのよう
な排出量を示す。なぜなら、他のすべての流量の和は、
長時間では量的に零になる。というのは、吸入流量は長
時間では、吐出流量と等しくならなければならない。す
なわち、長時間では、吸入された空気量は吐出されたガ
スの容量に等しい。In the treatment device according to the present invention, a predetermined and adjustable pressure is supplied to the patient's airway through an airflow generator, a variable pressure controller and a flow converter. The flow transducer generates an output signal that is used to create a signal proportional to the instantaneous flow to the patient. The instantaneous flow signal is provided to a low pass filter, which passes only a signal indicative of the average flow over time. The average flow signal is a value that indicates a positive flow such that the system has a minimum discharge from the patient circuit (ie, a small exhaust from around the respirator attached to the patient). The average flow signal indicates such emissions. Because the sum of all other flows is
It becomes zero quantitatively in a long time. That is, the suction flow rate must be equal to the discharge flow rate for a long time. That is, over a long period of time, the amount of inhaled air is equal to the volume of discharged gas.

【００１４】瞬時流量信号および平均流量信号の双方
は、吸入／吐出決定回路へ供給される。決定回路は最も
単純な形態では比較器であり、両信号を比較し、圧力制
御器への駆動信号を発生する。一般に、瞬時流量信号が
平均流量を超えると、患者は吸入し、圧力制御器へ供給
される駆動信号は、圧力制御器が予め定められた昇圧で
空気を患者の気道に供給するように設定する。同様にし
て、瞬時流量が平均流量より小さいと、患者は吐出し、
決定回路は、圧力制御器が患者の気道に比較的低圧を供
給するような駆動信号を発生する。このようにして、患
者の気道は、吸入および吐出中に交互になる高圧と低圧
とによって、開口状態に保たれる。Both the instantaneous flow rate signal and the average flow rate signal are supplied to a suction / discharge determination circuit. The decision circuit is, in its simplest form, a comparator, which compares the two signals and generates a drive signal to the pressure controller. Generally, when the instantaneous flow signal exceeds the average flow, the patient inhales and the drive signal provided to the pressure controller sets the pressure controller to supply air to the patient's airway at a predetermined pressure increase. . Similarly, if the instantaneous flow is less than the average flow, the patient will exhale,
The decision circuit generates a drive signal such that the pressure controller provides a relatively low pressure to the patient's airway. In this way, the patient's airway is kept open by alternating high and low pressures during inhalation and exhalation.

【００１５】前述のとおり、多くの睡眠時無呼吸症候群
患者は、標準のCPAPに対して耐性がない。特に患者の２
５％は付随する不便さのためにCPAPが有効でない。CPAP
は、吸入と吐出中に等しい圧力を使用する。呼吸の両モ
ード中の昇圧は吐出および膨張させられた胸部の感度で
困難性がある。しかしながら、気道での吸入および吐出
空気抵抗は、呼吸停止の始めから前の睡眠中には上昇し
ており、気道流抵抗は吐出時が吸入時より小さい。本発
明の両レベルCPAP治療は、吐出時の圧力は吸入時に喉頭
を解放するのに必要なほど高くない場合でさえ、吐出中
で喉頭を解放に保つに十分である。さらに、ある患者は
吸入中に上側気道抵抗が増大する。本発明において、吸
入時のみ昇圧を供給し、気道圧のグローバルな（吸入お
よび吐出）増大の必要性をなくしている。吐出中に供給
される比較的低圧は、多くの場合、大気圧に近いか、同
じである。吐出中に気道に供給される低圧は、通常CPAP
に対応した不快の状態のいくつかを和らげることによっ
て、患者の適用性を増大させる。As noted above, many sleep apnea patients are not resistant to standard CPAP. Especially patient 2
5% are not CPAP effective due to the attendant inconvenience. CPAP
Uses the same pressure during inhalation and exhalation. Pressurization during both modes of breathing is difficult with the sensitivity of the exhaled and inflated chest. However, the inhalation and exhalation air resistance in the airway increases during the sleep period from the beginning of respiratory arrest, and the airway flow resistance is lower during inhalation than during inhalation. The bi-level CPAP treatment of the present invention is sufficient to keep the larynx open during exhalation, even if the pressure during exhalation is not as high as needed to release the larynx during inhalation. In addition, some patients have increased upper airway resistance during inhalation. In the present invention, a boost is provided only during inhalation, eliminating the need for a global (inhalation and exhalation) increase in airway pressure. The relatively low pressure provided during dispensing is often near or equal to atmospheric pressure. The low pressure delivered to the airways during insufflation is usually CPAP
Alleviates some of the discomfort conditions that correspond to, thereby increasing the patient's applicability.

【００１６】従来のCPAP治療では、２０cmH2O 程度の圧
力が要求され、ナザルCPAPで、不必要に高い吐出圧にさ
らされる。本発明は、低い吐出気道圧に関して高い吸入
気道圧を独立に供給でき、CPAP治療ができなかった２５
％の患者にも有効であり、残りの７５％の患者にも適用
できる。In the conventional CPAP treatment, a pressure of about 20 cmH2O is required, and the nasal CPAP is exposed to an unnecessarily high discharge pressure. The present invention was able to independently supply high inspiratory airway pressures for low exhaled airway pressures and failed CPAP therapy.
% Of patients, and can be applied to the remaining 75% of patients.

【００１７】高圧および低圧間のスイッチングは、患者
の自然呼吸によって制御され、患者は呼吸率および容量
を独立に扱える。本発明においては、システム排出を自
動的に補償し、鼻マスクをつけシステムの空気流を従来
例より小さくできる。さらに、自動排出補償に加え、患
者への低圧気道圧力、安全性の向上等が得られる。The switching between high and low pressure is controlled by the patient's spontaneous breathing, which allows the patient to handle breathing rate and volume independently. In the present invention, the system discharge is automatically compensated, and the airflow of the system can be made smaller than that of the conventional system by wearing the nasal mask. Furthermore, in addition to automatic discharge compensation, low pressure airway pressure on the patient, improved safety, etc. are obtained.

【００１８】[0018]

【発明の実施の形態】次に本発明の実施形態例を示した
図面を参照して説明する。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Next, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.

【００１９】図１を参照すると、本発明の第一の実施例
による呼吸停止治療装置１０が、機能ブロック図で示さ
れている。治療装置１０は、新規な方法で動作する。す
なわち、睡眠中の呼吸停止として知られる状態の治療の
ために、患者１２に対して空気などの呼吸ガスを、比較
的低圧と高圧（すなわち、大気圧と等しいか高くして）
とで、交互に与えている。Referring to FIG. 1, a respiratory arrest treatment apparatus 10 according to a first embodiment of the present invention is shown in a functional block diagram. The treatment device 10 operates in a novel way. That is, respiratory gas, such as air, is applied to the patient 12 at a relatively low and high pressure (ie, equal to or higher than atmospheric pressure) for treatment of a condition known as respiratory arrest during sleep.
And, they are given alternately.

【００２０】治療装置１０は、他の適当なソース例えば
圧力ボトル１６や大気圧から呼吸ガスを受ける気流発生
器１４（例えばブロワー）を有している。気流発生器１
４からのガス流は、伝達管２０を通って患者１２に取り
付けられたマスク２２などの呼吸器具に与えられる。マ
スク２２としては、鼻用マスクや図示のような全顔用マ
スクがよい。マスクの代わりに使える器具としては、na
sal cannulae、endotrachealや呼吸ガス源と患者との間
のインタフェイス動作を行うものであればよい。The treatment device 10 includes an airflow generator 14 (eg, a blower) that receives breathing gas from other suitable sources, such as a pressure bottle 16 or atmospheric pressure. Airflow generator 1
The gas flow from 4 is provided through a transmission tube 20 to a respiratory device such as a mask 22 attached to the patient 12. The mask 22 is preferably a nose mask or a full face mask as shown in the figure. Na can be used instead of a mask.
Anything that performs an interface operation between the patient and the sal cannulae, endotracheal or respiratory gas source may be used.

【００２１】マスク２２は、呼吸中の呼吸ガスの排気を
行う適当な排気口２４を有している。排気口２４は連続
的に開放されている。圧力制御器２６が、気流発生部１
４とマスク２２との間の伝達管２０に直線的に配置さ
れ、伝達管２０内、すなわち患者１２の気道内の気流の
圧力を制御する。例えば、排気口２４は、約１５リット
ル／分の連続排気が可能な断面流域を有する。排気口２
４を通る流れは、一要素であるが、システム動作の重要
なパラメータである全システム排出の主要要素である。
以下に述べる他の実施例では、連続的な開放口２４の代
わりに非再呼吸バルブが使われる。The mask 22 has a suitable exhaust port 24 for exhausting breathing gas during breathing. The exhaust port 24 is continuously open. The pressure controller 26 controls the airflow generation unit 1
It is arranged linearly in the transmission tube 20 between the mask 4 and the mask 22, and controls the pressure of the airflow in the transmission tube 20, that is, in the airway of the patient 12. For example, the outlet 24 has a cross-sectional basin that allows for a continuous evacuation of about 15 liters / minute. Exhaust port 2
The flow through 4 is one component, but a key component of the total system discharge, which is an important parameter of system operation.
In other embodiments described below, a non-rebreathing valve is used in place of the continuous opening 24.

【００２２】圧力制御器２６は、伝達管２０内、ひいて
は患者の気道内の呼吸ガスの圧力を制御する。圧力制御
器２６は、好ましくは気流発生器１４の下流に配置さ
れ、制限された開口を通して大気中に開かれた流路を提
供する可動バルブの形式がよい。可動バルブは、すべて
の流量が開口で一定の圧力低下を保つように調整可能で
あり、これにより伝達管２０内の圧力を一定にする。The pressure controller 26 controls the pressure of the respiratory gas in the transmission tube 20, and thus in the patient's airway. The pressure controller 26 is preferably located downstream of the airflow generator 14 and may be in the form of a movable valve that provides a flow path open to the atmosphere through a restricted opening. The movable valve is adjustable so that all flow rates maintain a constant pressure drop at the opening, thereby maintaining a constant pressure in the transmission tube 20.

【００２３】伝達管２０と並んで、好ましくは圧力制御
器２６の下流に、適当な流量変換器２８が設けられる。
流量変換器２８の出力信号２９は、伝達管２０内の患者
への呼吸ガスの瞬時流量に比例した信号を発生する流量
信号調整器３０に供給される。A suitable flow converter 28 is provided alongside the transmission line 20, preferably downstream of the pressure controller 26.
The output signal 29 of the flow converter 28 is provided to a flow signal conditioner 30 which generates a signal proportional to the instantaneous flow of breathing gas to the patient in the transmission tube 20.

【００２４】気流発生器１４は、必ずしも絶対的な置換
構成要素ではない。例えば、ブロワーがある。ブロワー
は、伝達管２０内に圧力ヘッドをつくり、前述のとお
り、患者の呼吸サイクルの存在、排気口２４および圧力
制御器２６の作動において、その圧力ヘッドを保つよう
な量だけの空気流をつくる。したがって、患者が息を吐
き出すとき、肺からのピーク排気流量値は、排気口２４
の流量容量をはるかに超える。その結果、排気ガスは流
量変換器２８を通して伝達管２０内から圧力制御器２６
へ逆流する。このようにして、変換器２８からの瞬時流
量信号は、比較的大きな正流（すなわち、患者への方
向）から比較的大きな負流（すなわち、患者から）の範
囲内を幅広く変化する。The airflow generator 14 is not necessarily an absolute replacement component. For example, there is a blower. The blower creates a pressure head in the transmission tube 20 and, as described above, creates an amount of airflow to maintain the pressure head in the presence of the patient's respiratory cycle, the vent 24 and the activation of the pressure controller 26. . Thus, when the patient exhales, the peak exhaust flow value from the lungs is
Far more than the flow capacity. As a result, the exhaust gas flows from inside the transmission pipe 20 through the flow rate converter 28 to the pressure controller 26.
Backflow to In this manner, the instantaneous flow signal from transducer 28 varies widely from a relatively large positive flow (ie, toward the patient) to a relatively large negative flow (ie, from the patient).

【００２５】信号調整回路３０からの瞬時流量信号は、
参照番号３２で示したように、例えば比較回路等の決定
回路３４へ供給されるとともに、参照番号３６で示すよ
うに、低域濾波器３８にも供給される。低域濾波器３８
は、通常の呼吸によって起こる信号中の大部分の変化分
を瞬時流量入力信号から除去するに充分低いカットオフ
周波数を有している。低域濾波器３８は、偽信号、異常
流パターンおよびピーク瞬時流量バルブがシステムの平
均流量に劇的な影響を与えないように、十分長い時定数
を有している。すなわち、低域濾波器３８の時定数は、
瞬時流量信号入力に対してゆっくり応答するのに十分長
いように選ばれる。したがって、システムの平均流量に
流量に短時間に大きなインパクトを与える最も急峻な流
量入力信号は、長時間にわたってより小さなインパクト
となる。これは、そのような急峻な流量信号要素が、長
い時間でキャンセルされるためである。例えば、瞬時流
量ピーク値は、通常の自然呼吸中に患者が行うピーク吸
入および吐き出し量に対応する比較的大きな正および負
の流量値に交互になる。このようにして、低域濾波器３
８の出力は、システムにおける平均流量に比例した信号
となる。吸入および吐き出し量は、前述のとおり、実際
には相殺されるので、この信号はシステムの平均排出量
（排気口２４からの流量を含む）に対応した正流量であ
る。The instantaneous flow signal from the signal adjusting circuit 30 is
As indicated by reference numeral 32, the signal is supplied to a decision circuit 34 such as a comparison circuit, and is also supplied to a low-pass filter 38 as indicated by reference numeral 36. Low-pass filter 38
Has a cut-off frequency low enough to remove most of the changes in the signal caused by normal breathing from the instantaneous flow input signal. The low pass filter 38 has a sufficiently long time constant so that spurious signals, abnormal flow patterns, and peak instantaneous flow valves do not dramatically affect the average flow of the system. That is, the time constant of the low-pass filter 38 is
It is chosen to be long enough to respond slowly to the instantaneous flow signal input. Thus, the steepest flow input signal that has a short impact on the average flow of the system in a short time will have a smaller impact over a longer time. This is because such a steep flow signal element is canceled in a long time. For example, instantaneous flow peak values alternate with relatively large positive and negative flow values corresponding to the peak inhalation and exhalation volumes performed by the patient during normal spontaneous breathing. Thus, the low-pass filter 3
The output of 8 is a signal proportional to the average flow rate in the system. Since the inhalation and exhalation volumes are actually offset, as described above, this signal is a positive flow corresponding to the average system exhaust (including the flow from exhaust 24).

【００２６】低域濾波器３８からの平均流量信号は、参
照番号４０で示されるように、決定回路３４に供給され
る。決定回路３４においては、瞬時流量信号が、システ
ムの平均流量信号と連続的に比較される。決定回路３４
の出力は、駆動信号４２として、圧力制御器２６を制御
する。伝達管２０内の呼吸ガスの圧力値は、次に述べる
ようにして、患者１２の自然呼吸と対応付けられる。The average flow signal from low pass filter 38 is provided to decision circuit 34, as indicated by reference numeral 40. In decision circuit 34, the instantaneous flow signal is continuously compared to the average flow signal of the system. Decision circuit 34
Controls the pressure controller 26 as the drive signal 42. The pressure value of the breathing gas in the transmission tube 20 is associated with the natural respiration of the patient 12 as described below.

【００２７】患者が息を吸い始めると、瞬時流量信号
は、正の平均流量信号値より高い正の値となる。決定回
路３４は、この増加を患者の吸入開始として検出する。
決定回路３４からの出力信号は、圧力制御器２６に供給
される。これに呼応して、圧力制御器２６は、伝達管２
０内に高圧ガス流を送り、患者１２の気道内の圧力を高
める。これは、両レベルCPAPシステムの高圧力値であ
り、IPAP（Inhalation Positive Airway Pressure ：正
の吸入気道圧 ）と称される。吸入期間中、伝達管２０
内の流量は最大値まで増加し、その後吸入終了とともに
減少する。When the patient begins to inhale, the instantaneous flow signal becomes a positive value higher than the positive average flow signal value. The decision circuit 34 detects this increase as the start of inhalation of the patient.
The output signal from the decision circuit 34 is supplied to the pressure controller 26. In response, the pressure controller 26 controls the transmission line 2
A high pressure gas flow is delivered into the airflow to increase the pressure in the patient 12 airway. This is the high pressure value of a bi-level CPAP system and is referred to as IPAP (Inhalation Positive Airway Pressure). During the inhalation period, the transmission tube 20
The flow rate in the inside increases to the maximum value, and then decreases with the end of inhalation.

【００２８】吐き出しの開始時には、患者の肺への空気
流は、皆無である。この結果、瞬時流量信号は、比較的
一定な正の流量値である平均流量信号より小さくなる。
決定回路３４は、この状態を吐き出しの開始として検出
し、圧力制御器２６へ駆動信号を供給する。圧力制御器
２６は、これに応じて、低圧のガス流を伝達管２０内に
供給する。この低圧は、両レベルCPAPシステムにおける
低レベル圧力値であり、EPAP（正の排気気道圧力）と称
される。前述の用に、EPAP圧力の範囲は、大気圧を含
む。患者が再び自然吸入を始めると、瞬時流量信号は再
び増大し、平均流量信号を超える。決定回路は再び駆動
信号を圧力制御器２６へ供給してIPAP圧力が再び加えら
れる。At the beginning of exhalation, there is no airflow to the patient's lungs. As a result, the instantaneous flow signal is smaller than the average flow signal, which is a relatively constant positive flow value.
The determination circuit 34 detects this state as the start of the discharge, and supplies a drive signal to the pressure controller 26. The pressure controller 26 supplies a low-pressure gas flow into the transmission pipe 20 accordingly. This low pressure is the low level pressure value in a dual level CPAP system and is referred to as EPAP (positive exhaust airway pressure). As noted above, the EPAP pressure range includes atmospheric pressure. When the patient begins spontaneous inhalation again, the instantaneous flow signal increases again and exceeds the average flow signal. The decision circuit again provides a drive signal to the pressure controller 26 to reapply the IPAP pressure.

【００２９】上述の動作は、決定回路３４において、少
なくとも入力信号３２及び４０の定期的な比較が必要で
ある。この動作や他の動作では、連続的として説明され
ているが、連続的なもの（すなわち、中断することがな
いもの）および定期的なもの（すなわち、離れたもの）
の両方が含まれる。The above operation requires a regular comparison of at least the input signals 32 and 40 in the decision circuit 34. Although this and other actions are described as continuous, they are continuous (i.e., without interruption) and periodic (i.e., remote).
Both are included.

【００３０】前述のように、システム１０は排気口２４
を経由する固有の制御排気量を有し、これにより平均排
気量信号が少なくとも小さい正流を保証している。吸入
の間、流量変換器で検出された流量は、排気口２４を通
る排気僚および変換器２８の下流からの他のシステム排
出量と患者１２の気道内の吸入量との和である。したが
って、吸入の間、調整回路３０によって調整された瞬時
流量信号は、平均流量信号を超える吸入流を正確に反映
している。吐き出し時には、伝達管２０内の流量は、排
気口２４の流量容量をはるかに超えて、患者の肺から排
出流として逆流する。したがって、排出空気は、伝達管
２０内を変換器２８を経て圧力制御器２６の方へ逆流す
る。圧力変換器２６は、設定された圧力を保つように動
作するので、患者１２および気流発生器１４の双方から
の流れに応じて動作し、付加流量を収容するに十分なよ
うに出力口へ開く。これによって、決定回路３４の動作
によって決まる圧力を保つことができる。As mentioned above, the system 10 includes the exhaust 24
Has a specific control displacement, which ensures that the average displacement signal is at least small and positive. During inhalation, the flow rate detected at the flow transducer is the sum of the exhaust volume through exhaust outlet 24 and other system output from downstream of transducer 28 and the inhaled volume in patient 12 airway. Thus, during inhalation, the instantaneous flow signal adjusted by the adjustment circuit 30 accurately reflects the suction flow above the average flow signal. At the time of exhalation, the flow rate in the transmission pipe 20 far exceeds the flow capacity of the exhaust port 24 and flows back from the patient's lungs as a discharge flow. Therefore, the exhaust air flows back through the transmission pipe 20 through the converter 28 toward the pressure controller 26. Since the pressure transducer 26 operates to maintain the set pressure, it operates in response to flow from both the patient 12 and the airflow generator 14 and opens to an output port sufficient to accommodate the additional flow rate. . Thus, the pressure determined by the operation of the decision circuit 34 can be maintained.

【００３１】吸入および吐き出しサイクルの双方におい
て、伝達管２０内のガス圧力は、患者の気道内に圧力を
与えて開気道をつくり、これによって気道の締め付けを
和らげることができる。In both the inhalation and exhalation cycles, the gas pressure in the transmission tube 20 can create pressure in the patient's airway to create an open airway, thereby reducing airway constriction.

【００３２】実際には、平均流量信号に関して、決定回
路３４内のスイッチングレベルをわずかにオフセットす
ることが望ましい。これによって、システムは低圧排気
モードから高圧吸入モードへ早まってスイッチすること
がない。すなわち、患者が予め定められた最小量の十分
に自然な吸入を実際に行うまで、システムIPAPモードに
スイッチしないように、システムの平均流量から正の方
向へオフセットされたスイッチング決定点が設定されて
いる。これは、吸入の初期が完全に自然であり、気道の
圧力の人工的な増大によっていないことを示している。
IPAPモードにおいても、患者の肺への空気の流量が零に
なる前に、低圧EPAPモードへの変換が確実になるように
（すなわち、患者が吸入を止める少し前にEPAPへのスイ
ッチングが起こるように）、同様なスイッチング設定点
のオフセットが設けられている。これにより、患者の自
然な吐き出しに対して過度の初期抵抗を起こさない。In practice, it is desirable to slightly offset the switching level in the decision circuit 34 with respect to the average flow signal. This prevents the system from prematurely switching from low pressure exhaust mode to high pressure suction mode. That is, a switching decision point offset in the positive direction from the average flow of the system is set so as not to switch to the system IPAP mode until the patient actually performs a predetermined minimum amount of sufficiently natural inhalation. I have. This indicates that the beginning of inhalation is completely natural and not due to an artificial increase in airway pressure.
Even in IPAP mode, ensure that the transition to low-pressure EPAP mode is ensured before air flow to the patient's lungs reaches zero (ie, switching to EPAP occurs shortly before the patient stops inhaling). 2), a similar switching set point offset is provided. This does not cause excessive initial resistance to the patient's natural exhalation.

【００３３】上述の説明から明らかなように、睡眠中の
呼吸停止の新しい治療法が提案されており、それにした
がうと、患者の気道圧力が、患者の自然な呼吸を妨害す
ることが全くなく、吸入中には正の高圧に保持され、吐
き出し中には比較的低圧に保持される。説明された装置
は、患者への呼吸ガス流を正圧にし、患者の自然な吸入
および吐き出しに呼応して患者の軌道内を交互に高圧お
よび低圧にする空気流を流すことによって、睡眠中の呼
吸停止の患者の治療を行う。説明されたシステムは、米
国特許第5,107,830号に示された比例気道圧システムの
ような圧力サポートシステムとともに使用できる。As is apparent from the above description, a new treatment for respiratory arrest during sleep has been proposed, according to which the airway pressure of the patient does not interfere with the patient's natural breathing at all. It is maintained at a positive high pressure during inhalation and at a relatively low pressure during exhalation. The described device applies a positive pressure to the flow of breathing gas to the patient, and a flow of air that alternates between high and low pressure in the patient's trajectory in response to the patient's natural inhalation and exhalation, during sleep. Treat patients with respiratory arrest. The described system can be used with a pressure support system such as the proportional airway pressure system shown in US Pat. No. 5,107,830.

【００３４】圧力を制御するために、患者への呼吸ガス
の流量は、システムにおける瞬時呼吸ガス流に、比例し
た信号を得るように、検出され連続的に処理される。瞬
時流量信号は、通常の患者の呼吸や他の原因に起因する
変化を除去するように処理され、システムの平均ガス流
に比例した信号が発生される。平均流量信号は、患者の
自然な呼吸とシステムの平均流量との関係を除去するた
めに、瞬時流量信号と連続的に比較される。瞬時流量が
平均流量を超すと、患者は吸入を行い、それに応じて患
者へのガス圧力が選ばれた正の圧力に決定され、患者の
気道内に対応する圧力を供給する。瞬時流量信号と平均
流量信号との比較が、患者が息を吐き出していることを
示しているとき、すなわち瞬時流量信号が平均流量と等
しいか小さいときには、患者の気道内に対応する低圧が
与えられるように、患者への呼吸ガスの圧力は選ばれた
低圧に調整される。To control pressure, the flow of breathing gas to the patient is detected and continuously processed to obtain a signal proportional to the instantaneous breathing gas flow in the system. The instantaneous flow signal is processed to remove changes due to normal patient breathing and other causes, producing a signal proportional to the average gas flow of the system. The average flow signal is continuously compared with the instantaneous flow signal to remove the relationship between the patient's natural breathing and the average flow of the system. When the instantaneous flow exceeds the average flow, the patient inhales and the gas pressure on the patient is accordingly determined to be the selected positive pressure, providing a corresponding pressure in the patient's airway. When the comparison of the instantaneous flow signal and the average flow signal indicates that the patient is exhaling, that is, when the instantaneous flow signal is less than or equal to the average flow, a corresponding low pressure is provided in the patient's airway. As such, the pressure of the respiratory gas to the patient is adjusted to the selected low pressure.

【００３５】図２および図３に示された本発明の第二の
実施例においては、低域濾波器３８が、図３に示すよう
に、低域濾波器や他の要素を含む予測排出量コンピュー
タを入れ換えられている。図２の他の要素は、図１に示
したシステムと同様である。したがって、同じ要素は同
じ参照番号で示されており、図１の実施例での説明は図
２に一般的に適用できる。In a second embodiment of the present invention, shown in FIGS. 2 and 3, low pass filter 38 is used to reduce the expected emissions including low pass filters and other components, as shown in FIG. The computer has been swapped. Other elements of FIG. 2 are similar to the system shown in FIG. Therefore, the same elements are denoted by the same reference numerals, and the description in the embodiment of FIG. 1 is generally applicable to FIG.

【００３６】後述のように、予測排出量コンピュータ５
０の機能を使用することによって、長期間システムの平
均流量を単に供給するだけでなく、呼吸ごとに決定回路
３４に供給される基準信号を調整することができる。こ
の新しい基準信号を平均流量と区別するため、以後の説
明では、予測排出量信号または単に予測排出信号と称す
る。As will be described later, the predicted emission amount computer 5
By using the zero function, it is possible to adjust the reference signal provided to the decision circuit 34 on a breath-by-breath basis, as well as simply providing the average flow of the system over time. In order to distinguish this new reference signal from the average flow rate, in the following description it will be referred to as the predicted emission signal or simply the predicted emission signal.

【００３７】上に述べたように、システムの平均流量基
準信号は、低域濾波器３８の長時定数により非常にゆっ
くり変化する。この動作上の特徴は、不規則な呼吸パタ
ーンのような異常な瞬時流量信号入力により基準信号へ
の妨害を避けるために、意識的に採用されたものであ
る。平均流量基準信号上の異常性のインパクトを最小に
することが可能であったときは、小さな増大および妨害
に対応して非常に小さくはあるが、平均流量は変化す
る。低域濾波器の長時定数により、基準信号におけるそ
のような変化は長期間続く。As mentioned above, the average flow reference signal of the system varies very slowly due to the long time constant of the low pass filter 38. This operational feature has been consciously employed to avoid disturbances to the reference signal due to abnormal instantaneous flow signal inputs, such as irregular breathing patterns. When it was possible to minimize the impact of the anomalies on the average flow reference signal, the average flow would change, albeit very small, corresponding to small increases and disturbances. Due to the long time constant of the low-pass filter, such a change in the reference signal is long lasting.

【００３８】さらに、基準信号中に小さな変化でさえ、
システムのトリガ作用には非常に重大な影響を与える。
例えば、吸入流が正になり始めたとき、システムをIPAP
モードにトリガするので、基準信号中の小さな変化は、
システムをIPAPモードにトリガするのに必要な呼吸活動
における比較的大きな変化をもたらす。多くの場合、基
準信号中の変化は、患者が通常の呼吸活動でシステムを
トリガできない程大きい。例えば、患者の顔にマスクを
置く前にシステムがオンになると、装着されていないマ
スクからの初期の自由空気流は、システムの初期平均流
に非常に大きな正の値をもたらす。もし、そのような値
が、患者の自然呼吸における最大吸入流量を超えると、
システムはIPAPモードとEPAPモードとの間でトリガを行
えない。それは、動作中の実際のシステム排出量により
近い値まで基準信号を下げるために患者にマスクを装着
後、少なくと十分な通常呼吸サイクルになるまでは、決
定回路が平均流量信号より大きい瞬時流量信号を検出で
きないためである。前述のとおり、低域濾波器では、あ
る程度長い時間を取っており、この期間に患者は均一な
正圧に対して呼吸を自然に行える。これは、従来のCPAP
と同等であり、本発明を限定するものではない。Furthermore, even small changes in the reference signal,
It has a very significant effect on the triggering of the system.
For example, when the inspiratory flow starts to go positive, the system
Mode, so small changes in the reference signal
Causes relatively large changes in respiratory activity required to trigger the system into IPAP mode. In many cases, changes in the reference signal are so large that the patient cannot trigger the system with normal respiratory activity. For example, if the system is turned on prior to placing the mask on the patient's face, the initial free air flow from the unmounted mask will result in a very large positive value for the initial average flow of the system. If such a value exceeds the maximum inspiratory flow in the patient's natural breathing,
The system cannot trigger between IPAP and EPAP modes. After the patient wears the mask to lower the reference signal to a value closer to the actual system output during operation, the instantaneous flow signal is greater than the average flow signal until the decision circuit has at least enough normal breathing cycles. Is not detected. As mentioned above, the low-pass filter takes some time, during which the patient can breathe naturally against a uniform positive pressure. This is the traditional CPAP
And is not intended to limit the invention.

【００３９】患者の自然な呼吸によって全体的に制御さ
れた呼吸ごとに予測排出量から得られる基準信号に基づ
いた実施例に加えて、さらに二つの動作モードがある。
一つは、自然／時限動作であり、もしシステムが吐き出
しが始まった後、決められた期間内に吸入を吐き出しな
くても、患者の吸入を始めるに十分長くIPAPモードへ自
動的にトリガする。これを合成するために、タイマが設
けられ、タイマは、吸入サイクルが自然にトリガされた
ときあるいはタイマ自身によってリセットされる。この
ようにして、吸入の開始だけがタイマによって起動され
る。このモードにおいて、動作サイクルの他の部分は、
患者の自然な呼吸およびシステムの回路によって制御さ
れている。In addition to the embodiment based on a reference signal derived from the predicted exhalation for each breath controlled entirely by the patient's natural breath, there are two more modes of operation.
One is spontaneous / timed operation, in which the system automatically triggers into the IPAP mode long enough to begin inhaling a patient after the onset of exhalation, without having to exhale in a defined period of time. To compose this, a timer is provided, which is reset when the inhalation cycle is naturally triggered or by the timer itself. In this way, only the start of inhalation is triggered by the timer. In this mode, the other part of the operating cycle
It is controlled by the patient's natural breathing and system circuitry.

【００４０】他のモードは、患者の自然な呼吸活動では
なく、システムの瞬時動作のみに基づき、患者の自然な
呼吸に調和した時限サイクルに応答している。Another mode is based on the instantaneous operation of the system, rather than the patient's natural respiratory activity, and responds to a timed cycle in harmony with the patient's natural breathing.

【００４１】図３を参照すると、予測排出量コンピュー
タ５０は、各患者呼吸解析に基づき予測排出信号に対し
て修正するように動作する回路に加えて、低域濾波器３
８’を有している。マスクが患者に装着される前にブロ
ワーがすでに動作してシステム流量に大きな変化やシス
テムがすでに動作開始しているか停止してしまった大き
な排出の後、予測排出流量信号を急速に調整する回路も
設けられている。Referring to FIG. 3, the predicted discharge computer 50 includes a low pass filter 3 in addition to circuitry operative to correct for the predicted discharge signal based on each patient breath analysis.
8 ′. Circuits that quickly adjust the expected discharge flow signal after a large change in system flow due to the blower already operating before the mask is worn on the patient or a large discharge in which the system has already been started or stopped. Is provided.

【００４２】低域濾波器３８’は、作用を後述するデー
タ記憶機能を有している。The low-pass filter 38 'has a data storage function whose operation will be described later.

【００４３】低域濾波器３８’は、図１を参照して行っ
た説明と同じように動作する。それは、排気口２４の流
量容量を含むシステムの固定排出量と同等の長期間の平
均流量を提供する。この長期間平均は、図３の実施例に
おいては、システムの流量状態が非常にゆるやかに変化
するときだけ、予測排出基準信号を調整するように働
く。The low-pass filter 38 'operates in the same manner as described with reference to FIG. It provides a long-term average flow rate that is equivalent to the fixed emissions of the system, including the flow capacity of the outlet 24. This long term averaging, in the embodiment of FIG. 3, serves to adjust the predicted emission reference signal only when the flow conditions of the system change very slowly.

【００４４】呼吸ごとの解析および基準信号の調整のた
めに、差動増幅器２５は、参照番号５４で示すように瞬
時流量信号を受け、参照番号５６で示すように低域濾波
器３８’から予測排出量信号を受ける。For breath-by-breath analysis and adjustment of the reference signal, the differential amplifier 25 receives the instantaneous flow signal as shown at 54 and predicts from the low-pass filter 38 'as shown at 56. Receive the emission signal.

【００４５】差動増幅器５２の出力は、瞬時流量と予測
排出量特許の差、すなわち予測瞬時患者流量である。こ
れは、瞬時流量が、患者への流量と実際のシステム排出
との和であることを考慮すれば明らかである。差動増幅
器５２からの予測患者流量信号は、参照番号５８で示さ
れるように、流量積分器６０に供給される。流量積分器
６０は、IPAPへのトリガで呼吸ごとに開始と終了の予測
患者流量を積分する。積分器６０への他の入力は、参照
番号６２で示すように、IPAP／EPAP状態信号である。IP
AP／EPAP状態信号は、圧力制御器２６に供給される駆動
信号である。すなわち、IPAP／EPAPとの間のように圧力
状態を示す信号である。状態信号は、積分器６０による
呼吸ごとの積分のため、各呼吸の開始と終了とを示すの
に使用される。The output of the differential amplifier 52 is the difference between the instantaneous flow rate and the predicted emissions patent, ie, the predicted instantaneous patient flow rate. This is apparent when considering that the instantaneous flow is the sum of the flow to the patient and the actual system drain. The predicted patient flow signal from differential amplifier 52 is provided to flow integrator 60, as indicated by reference numeral 58. The flow integrator 60 integrates the predicted patient flow at the beginning and end of each breath upon triggering on the IPAP. Another input to integrator 60 is the IPAP / EPAP status signal, as indicated by reference numeral 62. IP
The AP / EPAP status signal is a drive signal supplied to the pressure controller 26. That is, it is a signal indicating the pressure state as between IPAP / EPAP. The status signal is used to indicate the start and end of each breath for integration by the integrator 60 on a breath-by-breath basis.

【００４６】低域濾波器３８’からの予測排出量信号
は、真のシステムの排出量と等しい。もし患者の吸入お
よび排気量が呼吸と同じであれば（すなわち、患者の全
正流が全負流に等しければ）、積分器６０によって計算
された積分値は零になり、予測排出量の調整は必要な
い。積分器６０による積分値が零でなければ、積分器６
０からの出力中の積分値は、参照番号６４で示すよう
に、サンプル・ホールド回路６６へ供給される。勿論、
積分値が零でも出力信号は回路６６へ供給されるが、予
測排出量信号の調整は行わない。The predicted emissions signal from low pass filter 38 'is equal to the true system emissions. If the patient's inhalation and exhaust volume is the same as the respiration (ie, if the patient's total positive flow is equal to the total negative flow), the integrated value calculated by the integrator 60 will be zero, and adjustment of the predicted exhaust volume Is not required. If the integrated value by the integrator 60 is not zero, the integrator 6
The integrated value in the output from 0 is supplied to a sample and hold circuit 66 as indicated by reference numeral 64. Of course,
Even if the integral value is zero, the output signal is supplied to the circuit 66, but does not adjust the predicted emission signal.

【００４７】回路６６からの零でない積分値は、参照番
号６８で示すように、回路３８’にも、参照番号７０で
示される回路６６へのIPAP／EPAP状態信号に応じて、患
者の呼吸ごとに、供給される。回路３８’への非零の積
分値の供給は、予測流量信号が積分値に比例し、かつ他
の条件が同じであれば次の呼吸で零になるように積分値
を減らすように、調整するためである。The non-zero integrated value from circuit 66, as indicated by reference numeral 68, is also applied to circuit 38 'in response to the IPAP / EPAP status signal to circuit 66, indicated by reference numeral 70, for each patient breath. To be supplied. The supply of the non-zero integral value to the circuit 38 'is adjusted so that the predicted flow signal is proportional to the integral value and, if the other conditions are the same, reduce the integral value so that it becomes zero at the next breath. To do that.

【００４８】このシステムで、患者の全呼吸サイクル値
が零であり、さらにシステム排出量が変化すれば、積分
回路は、患者の約１０呼吸内に予測排出量に対する調整
により排出量を補正する。In this system, if the patient's total respiratory cycle value is zero and the system output changes, the integrator circuit corrects the output by adjusting to the expected output within about 10 breaths of the patient.

【００４９】積分回路６０は、患者の呼吸サイクル中に
非零値に応じて予測排出量を調整する。患者の呼吸値が
非零になることは、例外的なものではない。例えば、患
者は、吐出を数呼吸サイクル行うより少し多く吸入し、
その後深く十分に吐出を行う。この場合、積分回路は、
真のシステム排出量が変化しても予測排出量を調整す
る。しなしながら、基準信号補正は、一呼吸で要求され
る全補正量の約１０分の１だけであるので、基準信号は
一または二呼吸だけで目立って変化しない。このように
して、積分回路は、システム排出量および患者の通常の
呼吸での変化分の双方に応答する。積分回路は、通常、
例えば患者の早い呼吸時には、アクティブである。The integrator circuit 60 adjusts the predicted output during the patient's breathing cycle in response to the non-zero value. Non-zero patient respiratory values are not exceptional. For example, a patient may inhale a little more than a few breathing cycles of exhalation,
Thereafter, discharge is performed deeply and sufficiently. In this case, the integration circuit
Adjust projected emissions even when true system emissions change. However, since the reference signal correction is only about one-tenth of the total correction required in one breath, the reference signal does not change noticeably in only one or two breaths. In this way, the integration circuit is responsive to both system output and changes in the patient's normal breathing. Integrator circuits are usually
It is active, for example, when the patient is breathing fast.

【００５０】吐出回路７４は、次に述べるように、シス
テム排出量を予測するのに使用される他のデータ要素を
計算する。回路７４は、瞬時流量波形のスロープを監視
している。スロープ値が吐出時（状態信号入力７６とし
て示される）零付近であれば、流量は変化しないことを
示している。もし、瞬時流量波形のスロープが呼吸の２
分の１より小さければ、吐出が終了し、その時点の全流
量が排出量であることを示している。しかしながら、予
測流量が非零であれば、瞬時流量信号の一要素は患者の
流量でなければならない。Discharge circuit 74 calculates other data elements used to predict system emissions, as described below. The circuit 74 monitors the slope of the instantaneous flow waveform. If the slope value is near zero at the time of dispense (shown as state signal input 76), it indicates that the flow rate does not change. If the slope of the instantaneous flow waveform is
If it is smaller than one-half, it indicates that the discharge is completed and the total flow rate at that time is the discharge amount. However, if the predicted flow is non-zero, one component of the instantaneous flow signal must be patient flow.

【００５１】このような条件が得られれば、回路は予測
排出量をゆっくり調整して、予測患者流量が零になる方
向に動かし、吐出端で患者の瞬時流量が希望値になる。
予測排出量への調整は、参照番号８０で示すように、回
路７４の出力として得られる。この制御機構が働けば、
積分回路６０の呼吸ごとの補正性能を呼吸だけにするこ
とができる。If such a condition is obtained, the circuit slowly adjusts the predicted discharge and moves it so that the predicted patient flow becomes zero, and the instantaneous flow of the patient at the discharge end becomes the desired value.
Adjustments to the predicted emissions are obtained as an output of circuit 74, as indicated by reference numeral 80. If this control mechanism works,
The correction performance of the integration circuit 60 for each breath can be limited to the breath.

【００５２】回路７４の出力は、低域濾波器３８’への
時定数制御信号であり、瞬時排出量が瞬時流量信号に近
づくのに十分な期間がつくられるように、一時的に時定
数を短くする。低域濾波器の時定数を短くすることは、
低域濾波器出力（システム平均値）が、瞬時流量信号入
力に近づくように高速化することである。The output of the circuit 74 is a time constant control signal to the low pass filter 38 ', which temporarily modifies the time constant so that there is sufficient time for the instantaneous discharge to approach the instantaneous flow signal. shorten. Reducing the time constant of the low-pass filter is
The goal is to speed up the low pass filter output (system average) to approach the instantaneous flow signal input.

【００５３】予測排出流量制御の他の要素は、グロスエ
ラー検出器８２である。この検出器は、参照番号８４で
示される予測患者流量が約５秒間に渡って零を示さない
とき動作する。そのような状態はよく起こり、例えば気
流発生器１４がマスクを患者に装着する前に動作を開始
すると起こる。システムのこの部分は、排出量の大きな
変化が起こったときに動作を早急に安定させるのに使用
される。Another component of the predicted discharge flow control is a gloss error detector 82. The detector operates when the predicted patient flow indicated by reference numeral 84 does not show zero for about 5 seconds. Such conditions are common, for example, when the airflow generator 14 starts operating before the mask is worn on the patient. This part of the system is used to quickly stabilize operation when large changes in emissions occur.

【００５４】上述の説明によれば、低域濾波器３８’は
瞬時流量信号がシステム排出量であるシステム流量値に
対応する出力になるように働く。システム排出量がシス
テム流量である理由は、時間を通して見た患者の吸入お
よび吐出は、正の流量零となるからである。前述のよう
に、システム平均値は、排出流量の予測値となる。According to the above description, the low-pass filter 38 'works so that the instantaneous flow signal becomes an output corresponding to the system flow value which is the system discharge. The reason system discharge is system flow is that patient inhalation and exhalation over time will have a positive zero flow. As described above, the system average value is a predicted value of the discharge flow rate.

【００５５】差動増幅器５２は、瞬時流量信号および瞬
時排出流量信号を処理し、予測患者流量信号をつくる。
これは、積分され、積分の非零値は回路３８’へフィー
ドバックされ、呼吸ごとに予測排出流量信号を調整す
る。積分器６０はライン６２を介してIPAP／EPAP状態信
号によってリセットされる。The differential amplifier 52 processes the instantaneous flow signal and the instantaneous discharge flow signal to produce a predicted patient flow signal.
This is integrated, and the non-zero value of the integration is fed back to circuit 38 'to adjust the expected exhaled flow signal on a breath-by-breath basis. Integrator 60 is reset by an IPAP / EPAP status signal via line 62.

【００５６】積分回路を無効化する二つの回路が設けら
れており、吐出端検出器７４は、低域濾波器３８’の時
定数を調整する出力を発生し、参照番号８６で示される
ように、積分器６０をリセットする。グロスエラー検出
器８２は、予測患者流量を処理し、上述の条件の下で予
測排出流量を調整する。回路８２の出力は、参照番号８
６として示されているように、積分器リセット信号とし
て使用される。積分器６０は、患者のある呼吸中に回路
７４または８２によって無効化されれば、患者の各呼吸
でリセットされる。したがって、積分器６０のマルチリ
セット機能が必要である。Two circuits are provided for nullifying the integration circuit, and the discharge end detector 74 generates an output for adjusting the time constant of the low-pass filter 38 ', as indicated by reference numeral 86. , The integrator 60 is reset. The gross error detector 82 processes the predicted patient flow and adjusts the predicted discharge flow under the conditions described above. The output of circuit 82 is reference
6 is used as the integrator reset signal. Integrator 60 is reset with each breath of the patient if it is disabled by circuit 74 or 82 during one breath of the patient. Therefore, a multi-reset function of the integrator 60 is required.

【００５７】動作においては、システムは自然トリガモ
ード、自然／時限モードあるいは単に時限モードだけで
使用される。自然モードでは、決定回路３４は、瞬時流
量を予測排出流量と連続的に比較する。システムがEPAP
モードであれば、瞬時流量が予測排出流量を約４０CC／
秒だけ超えるまでそのままの状態である。変換が起これ
ば、決定回路３４はシステムをIPAPモードに１５０ミリ
秒トリガする。その後、システムは通常IPAPモードにあ
り、患者の自然な活動による吸入中に患者への流量を増
大させ、増大したIPAP圧力を保持させる。In operation, the system is used in natural trigger mode, natural / timed mode, or simply timed mode. In the natural mode, the decision circuit 34 continuously compares the instantaneous flow rate with the predicted discharge flow rate. The system is EPAP
In the mode, the instantaneous flow rate is about 40 CC /
It remains as it is until just over a second. If a conversion occurs, decision circuit 34 triggers the system into IPAP mode for 150 milliseconds. Thereafter, the system is typically in IPAP mode, increasing the flow rate to the patient during inhalation due to the patient's natural activity and maintaining the increased IPAP pressure.

【００５８】各呼吸でIPAPモードへの変換後、一時的オ
フセットが予測排出流量基準信号に加えられる。オフセ
ットは、吸入呼吸の初期における予測患者流量の積分値
に比例する、これによって、患者の吸入流量に比例して
時間とともに徐々に増大する。したがって、吸入中にシ
ステムをIPAPモードに保持するのに必要な予測排出流量
以上の流量レベルは、吸入流量に比例して、吸入の始め
から時間とともに減少する。これにより、吸入サイクル
が長くなれば、EPAPモードをトリガするために減少させ
なければならない瞬時流量の基準信号を増大する。例え
ば、吸入の終わりまで５００CC／秒の一定値で患者が吸
入すると、EPAPへの変換は、患者の流量が１秒後に約１
６７CC／秒まで下がったとき、２秒後に３３３CC／秒下
がったとき、３秒後に５００CC／秒まで下がったとき…
起こる。患者の吸入が２５０CC／秒であれば、トリガは
１，２および３秒IPAPであると、８３，１６７および２
５０CC/秒で起こる。After conversion to IPAP mode with each breath, a temporary offset is added to the predicted exhalation flow reference signal. The offset is proportional to the integral of the predicted patient flow at the beginning of the inhalation breath, and thus gradually increases over time in proportion to the patient's inhalation flow. Thus, flow levels above the expected discharge flow required to hold the system in IPAP mode during inhalation will decrease over time from the beginning of inhalation, in proportion to the inhalation flow. This increases the instantaneous flow reference signal that must be reduced to trigger the EPAP mode as the inhalation cycle lengthens. For example, if the patient inhales at a constant value of 500 CC / s until the end of inhalation, the conversion to EPAP will result in a patient flow rate of about 1
When it drops to 67 CC / sec, when it drops to 333 CC / sec after 2 seconds, when it drops to 500 CC / sec after 3 seconds ...
Occur. If the patient's inhalation is 250 CC / sec, the triggers are 1, 3, and 3 sec IPAP, 83, 167 and 2
Occurs at 50 cc / sec.

【００５９】このようにして、EPAPトリガの閾値が吸入
流量に一致した場合、以下の利点を有している。まず、
時間の増大とともに吸入サイクルを終わらせるのが容易
にである。次に、システムをIPAPモードにトリガするの
に十分な瞬時流量を増大させるため排出を行うと、シス
テムは患者の呼吸に関係なく、３．０秒後に自動的にEP
APモードに戻る。これにより、容量に基づいて排出補正
回路（すなわち、積分器６０）が、IPAPモードへの各変
換によって起動される。このようにして、もし排出が突
然行われると、数呼吸の間に自然動作から自動トリガに
向かう。回路はIPAPモードにロックされない。As described above, when the threshold value of the EPAP trigger matches the suction flow rate, the following advantages are obtained. First,
It is easy to end the inhalation cycle with increasing time. Next, when the system is evacuated to increase the instantaneous flow rate enough to trigger the system into IPAP mode, the system automatically turns on the EP after 3.0 seconds regardless of the patient's breathing.
Return to AP mode. This activates the emission correction circuit (ie, integrator 60) based on the capacity with each conversion to IPAP mode. In this way, if the ejection occurs suddenly, during a few breaths it will go from natural action to an automatic trigger. The circuit is not locked in IPAP mode.

【００６０】EPAPモードに戻ると、トリガ閾値は、約５
００ミリ秒間予測排出流量以上に保たれ、それにより流
量が変化しても変換することなく、システムをEPAPモー
ドに安定に保持する。５００ミリ秒後、トリガ閾値オフ
セットは零にリセットされ、次の吸入活動を待つ。Returning to the EPAP mode, the trigger threshold is about 5
It is kept above the expected discharge flow rate for 00 milliseconds, thereby keeping the system stable in EPAP mode without any conversion as the flow rate changes. After 500 ms, the trigger threshold offset is reset to zero and awaits the next inhalation activity.

【００６１】回路の通常状態は、吸入活動が患者によっ
て行われるまで、EPAPモードに保つ。基準信号に対する
自動補正および調整は、システムをIPAPモードにロック
し続けるのに有効であり、同時に自動トリガが阻止され
る。このＴき、吸入活動および排出状態および吸入パタ
ーンを変化させる調整に対しては非常に敏感である。The normal state of the circuit remains in EPAP mode until inhalation activity is performed by the patient. Automatic correction and adjustment to the reference signal is effective to keep the system locked in IPAP mode, while preventing automatic triggering. It is very sensitive to adjustments that change the inhalation activity and exhalation state and inhalation pattern.

【００６２】自然／時限モードでは、自然動作に追加す
る最小呼吸率を選択できることを除いては、システムは
自然動作で説明したのと全く同様に動作する。もし、患
者が決められた時間内に吸入活動を行わなければ、シス
テムは自動的に２００ミリ秒間IPAPモードにトリガす
る。２００ミリ秒間増大した起動圧は、患者吸入を始
め、サイクルの残りに前述の自然モードで動作するよう
に患者の自動流量が基準信号を超える十分な時間を提供
する。毎分呼吸タイマは、変換が患者によってあるいは
タイマ自身でトリガされるように、各トリガによってIP
APにリセットされる。In the natural / timed mode, the system operates exactly as described for natural operation, except that a minimum respiration rate can be selected in addition to natural operation. If the patient does not perform an inhalation activity within the allotted time, the system will automatically trigger into IPAP mode for 200 milliseconds. The starting pressure increased by 200 milliseconds provides sufficient time for the patient's automatic flow to exceed the reference signal to begin patient inhalation and operate in the aforementioned natural mode for the remainder of the cycle. The respiratory-per-minute timer is set so that the IP
Reset to AP.

【００６３】時限動作モードでは、IPAPとEPAPとの間の
トリガはタイマによって制御され、毎分呼吸制御は、例
えば３〜３０呼吸／分からの希望した呼吸率を選ぶのに
使用される。できるならば、選ばれる呼吸率は患者の自
然呼吸率と調和させるのがよい。部分IPAP制御では、使
用される各呼吸サイクルの部分をIPAPモードに設定する
のに使用される。例えば、毎分呼吸制御が、１０呼吸／
分（６秒／呼吸）に制定され、部分IPAP制御が３３％で
あれば、気流発生器は、各呼吸サイクルで、IPAP２秒
間、EPAP４秒間となる。In the timed mode of operation, the trigger between IPAP and EPAP is controlled by a timer, and breath-per-minute control is used to select the desired breathing rate, for example, from 3-30 breaths / minute. If possible, the chosen respiration rate should be coordinated with the patient's natural respiration rate. In partial IPAP control, it is used to set the portion of each breathing cycle used to the IPAP mode. For example, breathing control every minute is 10 breaths /
If set to minutes (6 seconds / breath) and partial IPAP control is 33%, the airflow generator will have 2 seconds IPAP and 4 seconds EPAP in each breath cycle.

【００６４】図４は、上述のシステムを制御するコント
ロールパネルを示し、上述の自然／時限および時限動作
モードの三つの動作モードを設定するファンクション・
セレクタ・スイッチが含まれている。自然モード用制御
スイッチは、IPAPおよびEPAP圧力調整スイッチ９０およ
び９２を含んでいる。これは、それぞれIPAPおよびEPAP
圧力レベルに制定するのに使用される。FIG. 4 shows a control panel for controlling the above-mentioned system, and a function for setting the three operation modes of the above-mentioned natural / timed and timed operation modes.
A selector switch is included. Control switches for the natural mode include IPAP and EPAP pressure adjustment switches 90 and 92. This is IPAP and EPAP respectively
Used to establish pressure levels.

【００６５】自然／時限モードにおいては、制御スイッ
チ９０および９２は、IPAPおよびEPAPレベルに制定する
のに使用され、毎分呼吸率スイッチ９４は、毎分呼吸数
を最小希望呼吸率に設定するのに使用される。時限モー
ドにおいては、制御スイッチ９０，９２および９４は有
効であり、さらに部分IAP制御スイッチ９６はIPAPモー
ドで使用される各呼吸の時間パーセンテージを制定する
のに使用される。In the natural / timed mode, the control switches 90 and 92 are used to set the IPAP and EPAP levels, and the minute rate switch 94 sets the minute rate to the minimum desired rate. Used for In the timed mode, control switches 90, 92 and 94 are active, and partial IAP control switch 96 is used to establish the time percentage of each breath used in the IPAP mode.

【００６６】発光ダイオード９６，９８および１００に
よるインディケータは、システムがIPAPかEPAP状態かを
示すのに、また自然／時限モードではシステムが自然モ
ードか時限モードであるかを示すのに使用される。Indicators by light emitting diodes 96, 98 and 100 are used to indicate whether the system is in the IPAP or EPAP state, and in natural / timed mode, to indicate whether the system is in natural or timed mode.

【００６７】本発明の他の実施例は、図５に示すような
患者の流量率波形を参照して、吸入と吐出との開始を検
出する。瞬時流量率と上述の平均流量率との比較は、患
者が吸入状態か吐出状態であるかを決める方法として十
分である。しかしながら、瞬時流量率を求める他の方法
も使用できる。これらは平均流量率と独立にあるいは協
働して使用できる。In another embodiment of the present invention, the start of inhalation and discharge is detected by referring to the flow rate waveform of the patient as shown in FIG. The comparison between the instantaneous flow rate and the above average flow rate is sufficient as a method for determining whether the patient is in the inhalation state or the exhalation state. However, other methods of determining the instantaneous flow rate can be used. These can be used independently or in conjunction with the average flow rate.

【００６８】図５は、代表的な患者の流量率波形を示
す。この図において、吸入は基本線Ｂ上側に正流として
示されており、吐出は基本線Ｂの下側に負流として示さ
れている。流量波形は、離散した時間間隔でサンプリン
グされる。現在のサンプル値は、それ以前に得られたも
のと比較される。この方法は、上述のように、予測され
るシステム漏洩の誤差をより少なくするように、患者の
呼吸動作のより高い感度を提供する。FIG. 5 shows a typical patient flow rate waveform. In this figure, the suction is shown as a positive flow above the basic line B, and the discharge is shown as a negative flow below the basic line B. The flow waveform is sampled at discrete time intervals. The current sample value is compared to that obtained earlier. This method provides a higher sensitivity of the patient's respiratory movements, as described above, so that the error in the predicted system leakage is less.

【００６９】標準的には、予測された吸入および吐出流
量率波形は、吸入および吐出のそれぞれのフェーズで数
百ミリ秒後に始まりそれぞれのフェーズのほぼ終わりま
での期間ゆっくり変化する。流量率波形の現在のサンプ
ル値は、周期的に取られる。現在のサンプル値は、以前
のサンプル値と繰り返し比較される。吸入の間、現在の
サンプル値の大きさが比較サンプル値のある部分値より
小さければ、吸入フェーズは終了したものとされる。こ
の状態は、希望する吐出フェーズ圧力に変化させるため
のトリガーとして使用される。同じ操作が吐出期間中で
も使用され、これにより吸入圧力への変更のためのトリ
ガー状態を提供する。[0069] Typically, the predicted inhalation and exhalation flow rate waveforms begin after a few hundred milliseconds in each of the inhalation and exhalation phases and change slowly over a period of time to approximately the end of each phase. The current sample value of the flow rate waveform is taken periodically. The current sample value is repeatedly compared with the previous sample value. During inhalation, if the magnitude of the current sample value is less than some fractional value of the comparison sample value, the inhalation phase has been terminated. This state is used as a trigger to change to the desired discharge phase pressure. The same operation is used during the dispense period, thereby providing a trigger condition for a change to suction pressure.

【００７０】図６は、１１０で示されるように時間間隔
Δｔで患者流量率波形を繰り返しサンプリングするフロ
ーと、例えば１１２として示されるように時刻ｔー４に
おける流れのような以前のサンプル値と現在時刻におけ
る値との繰り返しの比較のフローとを示す適当なアルゴ
リズムのフロー図である。もちろん、連続するサンプリ
ング間での時間増加は十分に小さく、第四の以前のサン
プルでの値との比較が流量率波形の適当に小さな部分を
カバーする。例えば、図５に示すように、時刻ｔにおけ
る流量値、時刻ｔ−４における以前の四つのサンプル値
および時間間隔Δｔは、Δｔと患者呼吸の時間期間との
間の適当な比例関係を説明している。しかしながら、こ
れは単なる例示にすぎない。事実、上述したような電子
技術は、より小さなΔｔ間隔を使ってこのアルゴリズム
を達成できる。その場合、比較サンプルおよび／または
比較されたサンプル間の比例関係のようなアルゴリズム
の他のパラメータは調整される。FIG. 6 shows a flow for repeatedly sampling the patient flow rate waveform at time interval Δt as shown at 110 and a previous sample value such as the flow at time t-4 as shown at 112 and the current time. FIG. 11 is a flowchart of an appropriate algorithm showing a flow of repeated comparison with a value at a time. Of course, the time increase between successive samplings is small enough that comparison with the values in the fourth previous sample covers a reasonably small portion of the flow rate waveform. For example, as shown in FIG. 5, the flow value at time t, the previous four sample values at time t-4, and the time interval Δt describe a suitable proportional relationship between Δt and the time period of patient respiration. ing. However, this is only an example. In fact, electronics such as those described above can achieve this algorithm using smaller Δt intervals. In that case, other parameters of the algorithm such as the comparison sample and / or the proportionality between the compared samples are adjusted.

【００７１】図６のフロー図を参照すると、患者の呼吸
状態が吸入であると（１１４）、現在の流量サンプル値
は以前のｔー４におけるサンプル値と比較される。も
し、現在の流量サンプル値が例えば比較流量値の７５％
より小さければ（１１６）、システムは吐出フェーズへ
の状態変化をトリガーする（１１８）。もし現在の流量
サンプル値が比較値の７５％より小さくなければ（１２
０）、呼吸状態の変化はトリガーされない。Referring to the flow diagram of FIG. 6, if the patient's respiratory condition is inhalation (114), the current flow sample value is compared to the previous sample value at t-4. If the current flow sample value is, for example, 75% of the comparison flow value
If less (116), the system triggers a state change to the dispense phase (118). If the current flow sample value is not less than 75% of the comparison value (12
0), no change in respiratory status is triggered.

【００７２】呼吸状態が吸入でなく、現在流量サンプル
値が選択された比較値の７５％より小さければ（１２
２）、吸入フェーズよりむしろ吐出フェーズが完成し、
システムは呼吸の状態を吸入に変化させるようにトリガ
ーする（１２４）。特定された流量状態と一致しなけれ
ば、呼吸フェーズにおける変化はトリガーされない（１
２６）。If the respiratory condition is not inhalation and the current flow sample value is less than 75% of the selected comparison value (12
2), the discharge phase is completed rather than the suction phase,
The system triggers to change the state of breathing to inhalation (124). If it does not match the specified flow conditions, no change in the respiratory phase is triggered (1
26).

【００７３】図６のルーチンは、１２８で示されるよう
に、連続的に繰り返され、現在の流量サンプル値が四番
目の（または他の適当な）以前のサンプル値と比較され
るごとに、システムがある呼吸フェーズから他のフェー
ズへトリガーすべきかどうかが決められる。The routine of FIG. 6 is repeated continuously, as indicated at 128, and the system checks each time the current flow sample value is compared to the fourth (or other suitable) previous sample value. It is determined whether one breathing phase should trigger from another.

【００７４】もちろん、図５および図６を参照して説明
した実施例は、この明細書で説明したような本発明の内
容の範囲で呼吸の変化をトリガーしない。むしろ、図５
および図６の実施例は、単に患者の瞬時呼吸における吸
入と吐出との間の変化を検出し、上述のように特定の高
圧および低圧の気道圧力が供給されるようにシステムを
トリガーする。Of course, the embodiments described with reference to FIGS. 5 and 6 do not trigger breathing changes within the scope of the invention as described herein. Rather, FIG.
And the embodiment of FIG. 6 simply detects the change between inhalation and exhalation in the instantaneous breathing of the patient and triggers the system to deliver the specified high and low airway pressures as described above.

【００７５】不十分な通気装置トリガー感度に基づく共
通な問題点は、患者吸入時に通気装置をIPAPにトリガー
できないこと、および患者の吸入の終わりに通気装置を
トリガーオフまたはEPAPにできないことである。患者の
呼吸動作は、一次的には、呼吸サイクルの吸入部分に関
する。というのは、一般的には、サイクルの吸入部分だ
けがアクティブであるからである。呼吸サイクルの吐出
部分は一般的には受動的である。呼吸サイクルの他の特
徴は、吐出流量率が通常零に近づき、次の吸入フェーズ
が始まるまえには瞬間的に零に保たれる。そのため、患
者によってトリガーされる通気装置の安定状態は、吐出
状態であり、これは本明細書ではEPAPである。A common problem based on insufficient ventilator trigger sensitivity is that the ventilator cannot be triggered to IPAP upon patient inhalation, and the ventilator cannot be triggered off or EPAP at the end of patient inhalation. The patient's respiratory behavior primarily relates to the inhalation part of the respiratory cycle. This is because typically only the suction part of the cycle is active. The exhalation part of the respiratory cycle is generally passive. Another feature of the breathing cycle is that the exhalation flow rate typically approaches zero and is momentarily held to zero before the next inhalation phase begins. Thus, the stable state of the ventilator triggered by the patient is the exhalation state, which is herein EPAP.

【００７６】上述の装置は、IPAPおよびEPAPモード間で
感度のよいトリガーを与えるが、トリガーはさらに改良
できる。トリガー感度の改良の基本的目的は、患者の吸
入動作がない場合にEPAPからIPAPに自動的にトリガーで
きるシステムの特徴を減少すること、および患者の吸入
動作の終了でのシステム感度を増加させることである。
これらは矛盾した目的ではない。自動トリガー感度の減
少は、患者に対するトリガー感度を必然的に減少させな
い。While the above described device provides a sensitive trigger between IPAP and EPAP modes, the trigger can be further improved. The basic purpose of improving trigger sensitivity is to reduce the features of the system that can automatically trigger from EPAP to IPAP in the absence of patient inhalation, and to increase system sensitivity at the end of patient inhalation It is.
These are not contradictory objectives. Decreasing the automatic trigger sensitivity does not necessarily reduce the trigger sensitivity for the patient.

【００７７】一般に、通気駆動装置が正常に動作してい
る患者にとって、理想的な通気トリガー感度は、患者の
呼吸（吸入と吐出との間）時の状態変化と通気装置の対
応する状態変化との間の密接な同期で表せる。特定の流
量または圧力しきい値に基づいてトリガーする多くの従
来の圧力サポート通気装置は、ある限定された条件のも
とでのみそのような密接な同期に近づけることができ
る。In general, for a patient whose ventilator is operating normally, the ideal ventilator trigger sensitivity is the change in state during the patient's breathing (between inhalation and exhalation) and the corresponding state change in the ventilator. Can be represented by close synchronization between Many conventional pressure support vents that trigger based on a particular flow or pressure threshold can approach such close synchronization only under certain limited conditions.

【００７８】予測された患者の流量率の特定のレベルに
基づいてトリガーが行われる上述のシステムにおいて
は、システム状態変化と患者の呼吸状態変化との間の密
接な同期は容易に得られる。吐出制限のない患者の流量
率反転が患者の呼吸動作における変化に十分に対応でき
るので、このことはこのような患者の場合には特に真実
となる。しかしながら、流量率反転は、すべての患者の
呼吸動作に於ける変化には正確には対応できない。例え
ば、呼吸困難を経験している患者や圧力サポートされた
通気装置を使用している患者では、患者の動作と呼吸ガ
ス供給率反転との間には望まれる密接な対応関係はな
い。流量率に基づく同期されたトリガーの改良は、少な
くとも三つの異なる呼吸サイクルが考えられる。第一の
サイクルは、患者呼吸サイクルである。患者が何らかの
動作を行えば、吸入動作が含まれる。患者の吐出はアク
ティブであるか、能動的である。In the above-described system where the trigger is based on a particular level of predicted patient flow rate, close synchronization between system state changes and patient respiratory state changes is readily obtained. This is especially true in such patients, since the flow rate reversal of the patient without discharge limitation is sufficient to accommodate changes in the patient's breathing behavior. However, flow rate reversal cannot accurately accommodate changes in the respiratory behavior of all patients. For example, in patients experiencing dyspnea or using a pressure-supported ventilator, there is no close correspondence desired between patient activity and reversal of gas supply rate. An improvement of the synchronized trigger based on the flow rate allows for at least three different breathing cycles. The first cycle is the patient respiratory cycle. If the patient performs any action, an inhalation action is included. The patient's ejection is active or active.

【００７９】第二のサイクルは、通気装置呼吸サイク
ル、すなわち、通気装置により生み出されるサイクルで
ある。このサイクルは、吸入フェーズと、吐出フェーズ
とを有しているが、通気装置は患者呼吸サイクルの対応
するフェーズに同期していてもいなくてもよい。The second cycle is the ventilator breathing cycle, the cycle created by the ventilator. This cycle has an inhalation phase and an exhalation phase, but the ventilator may or may not be synchronized with the corresponding phase of the patient breathing cycle.

【００８０】第三のサイクルは、患者の気道へのまたは
気道からの流れの方向によって示される呼吸流サイクル
である。流れは吸入時に通気装置から患者へ流れ、吐出
時には患者から流れる。吸入／吐出変化は、正流と負流
との間の流れの零交差部分で示される。The third cycle is a respiratory flow cycle indicated by the direction of flow to and from the patient's airways. Flow flows from the ventilator to the patient during inhalation and from the patient during exhalation. The suction / discharge change is indicated by the zero crossing of the flow between positive and negative flow.

【００８１】患者の呼吸駆動が有効であれば、呼吸流サ
イクルは、通気装置の助けによって、患者の呼吸サイク
ルに同期する。ここで説明したトリガーの重要な目的
は、通気装置のサイクルを患者のサイクルに同期させる
ことである。これにより、流れのサイクルが患者の吸入
動作に対応できる。流れのトリガーによって、患者自身
の動作による効果に加えて、通気装置による圧力がこの
流れに影響を与える。これは、流れの零交差が患者の動
作の変化を必然的によく表していないからである。If the patient's respiratory drive is active, the respiratory flow cycle is synchronized with the patient's respiratory cycle with the help of a ventilator. An important purpose of the trigger described here is to synchronize the cycle of the ventilator with the cycle of the patient. This allows the flow cycle to correspond to the patient's inhalation action. Due to the flow trigger, in addition to the effects of the patient's own movement, the pressure from the ventilator affects this flow. This is because the flow zero crossings do not necessarily represent a change in patient motion.

【００８２】上述のように、流れのトリガーは、通気装
置トリガーの他のいくつかのモードに関係のないある効
果をもたらす。例えば、トリガー用に圧力変化を使用す
る通気装置の場合、患者が吸入動作を行えば、肺の容量
は増加し始める。この肺の容量変化は圧力降下をもたら
し、従来の閉回路通気装置において呼吸ガス供給を示す
ために、通気装置トリガーシステムによって検出され
る。流れのトリガーによって、呼吸回路における圧力降
下が必要なくなる。トリガーアルゴリズムは、なお肺の
容量の増加を必要とするが、通気装置内の圧力は降下し
ないので、患者は吸入動作時により少ないエネルギーで
十分で容量変化を達成できる。As mentioned above, flow triggering has certain effects independent of some other modes of ventilator triggering. For example, in the case of a ventilator that uses a pressure change for the trigger, when the patient performs an inhalation operation, the lung volume begins to increase. This change in lung volume results in a pressure drop and is detected by a ventilator trigger system to indicate respiratory gas delivery in a conventional closed circuit ventilator. The flow trigger eliminates the need for a pressure drop in the breathing circuit. The trigger algorithm still requires an increase in lung volume, but since the pressure in the ventilator does not drop, the patient can achieve a volume change with less energy during the inhalation operation.

【００８３】さらに、吐出ガスがシステムから流れ出る
開回路では、患者の小さな吸入動作によるトリガーに基
づく圧力のために所望の圧力降下を発生することは困難
である。すなわち、開回路では、非常に小さな圧力降下
をもたらすために必要な患者の動作の大きさを考慮しな
ければならない。このように、開回路とともに使用され
る場合には、信頼性の高いトリガーを得るためには、圧
力に基づくトリガーシステムでは十分な感度を達成する
ことは非常に難しい。一般、開回路は排気バルブと排気
管とを別々にもつものよりシンプルであり、簡単に使用
できコストも安い。このため、あるいは他の理由によ
り、閉回路よりよいとされる。Furthermore, in an open circuit where the exhaled gas flows out of the system, it is difficult to generate the desired pressure drop due to the pressure based on the trigger due to the small inhalation of the patient. That is, in an open circuit, the magnitude of patient movement required to produce a very small pressure drop must be considered. Thus, when used with an open circuit, it is very difficult to achieve sufficient sensitivity with a pressure-based trigger system to obtain a reliable trigger. Generally, open circuits are simpler than those having separate exhaust valves and exhaust pipes, are easier to use, and have lower costs. For this reason or for other reasons, it is better than a closed circuit.

【００８４】上述の流量率トリガーシステム用に現在良
好と思われるものにおいては、流量率信号は、システム
をIPAPにトリガーするためには、４０CC／秒に等しいし
きい値を３５ミリ秒連続的に超えなければならない。流
量率信号が特定の時間間隔の間に上記しきい値以下にな
ったら、しきい値タイマーが零にリセットされる。これ
らのしきい値は、たった１．４CCの患者の最小容量変化
でトリガーできる。これは他の従来の圧力トリガー通気
装置より大きく改良された感度である。In what appears to be presently good for the above-described flow rate trigger system, the flow rate signal will have a threshold equal to 40 CC / s continuously for 35 milliseconds to trigger the system to IPAP. Must exceed. If the flow rate signal falls below the threshold during a specified time interval, the threshold timer is reset to zero. These thresholds can be triggered by a minimum patient change of only 1.4 CC. This is a greatly improved sensitivity over other conventional pressure trigger vents.

【００８５】しかしながら、実際には、そのような最小
容量変化は、過度に敏感なトリガーとなり、実用的では
ない。流量率信号中のノイズは、患者の流量率が４０CC
／秒に極めて近い場合には、その期間中にしきい値タイ
マーを連続的にリセットする。そのため、上述のシステ
ムの矛盾のないトリガーのためには最小容量変化は約３
CCであるが、この値も非常に感度の高いトリガーレベル
ではある。しかしながら、この圧力信号ノイズは、従来
の圧力トリガー通気装置にも現れトリガー感度異常を起
こす。上述および他の動作のため、そのような従来の通
気装置の理論的最大感度は、動作中に実際に達成できる
感度より良好でなければならない。However, in practice, such a minimum capacitance change becomes an overly sensitive trigger and is not practical. The noise in the flow rate signal is that the patient's flow rate is 40 CC
If so, the threshold timer is continuously reset during that period. Therefore, for a consistent trigger of the system described above, the minimum volume change is about 3
Although it is CC, this value is also a very sensitive trigger level. However, this pressure signal noise also appears in conventional pressure trigger vents, causing trigger sensitivity abnormalities. Because of the above and other operations, the theoretical maximum sensitivity of such a conventional ventilator must be better than the sensitivity actually achievable during operation.

【００８６】従来の通気装置において感度に悪影響を与
える動作の一例として、通気装置応答時間がゆっくりで
ある場合、トリガー時間要求が満足された時の時刻とガ
ス供給圧力が実質的に上昇し始めたときの時刻との間の
時間遅れが感度に悪影響を与える。時間遅れの間、患者
は吸入動作を続けさせられ、これにより通気装置をトリ
ガーするのに必要なものより非常に多くの動作を行わね
ばならない。通気装置がより早く応答する場合より多く
の動作が必要である。他の例は、吐出流量率が零に降下
する前に患者が吸入動作を開始すると、高速呼吸期間に
起こる。この場合、流れが反転し、吐出バルブが閉塞す
るための時間になるまでさらなる遅れが起こる。As an example of an operation that adversely affects sensitivity in a conventional ventilator, when the ventilator response time is slow, the time when the trigger time requirement is satisfied and the gas supply pressure begin to substantially increase. The time lag between the time of day has an adverse effect on the sensitivity. During the time delay, the patient is forced to continue the inhalation operation, thereby performing much more than is necessary to trigger the ventilator. More action is needed if the ventilator responds faster. Another example occurs during a fast breathing period if the patient initiates an inhalation operation before the exhalation flow rate drops to zero. In this case, there is a further delay until the flow reverses and it is time for the discharge valve to close.

【００８７】吐出でのEPAPへのトリガーにも問題があ
る。代表的な従来の圧力サポート通気装置は、例えば流
量しきい値を減少する患者からの流れやタイマーからの
タイミングに基づいて吸入の終わりにトリガーオフす
る。吐出へのトリガーのための流量しきい値は、固定値
かまたは例えばピーク流量の２５％のようにピーク流量
の一部にできる。従来の通気装置において吐出へのトリ
ガーに影響する問題の一例として、中くらいに重いCOPD
（Chronic Obstructive Pulmonary Disease ：慢性の閉
塞性肺疾病）の患者は比較的高い吸入システム抵抗とお
そらく低い吸入システムエラスタンスとを有している。
このことは、患者用に比較的長い時定数をもたらす。時
定数は、吐出流量がピーク流量の１／４に、またはピー
ク流量の適当に選択された部分値に減衰するまでの時間
である。COPD患者の長時定数は、流量が吸入期間にゆっ
くり減衰していくことを意味する。There is also a problem with triggering EPAP on discharge. A typical prior art pressure support ventilator triggers off at the end of inhalation based on, for example, patient flow to decrease the flow threshold or timing from a timer. The flow threshold for triggering on dispense can be a fixed value or a fraction of the peak flow, for example, 25% of the peak flow. One example of a problem affecting triggering of discharge in conventional ventilators is the use of moderately heavy COPD.
(Chronic Obstructive Pulmonary Disease) Patients have relatively high inhalation system resistance and possibly low inhalation system elastance.
This results in a relatively long time constant for the patient. The time constant is the time it takes for the discharge flow rate to decay to 1/4 of the peak flow rate or to a suitably selected partial value of the peak flow rate. The long time constant of a COPD patient means that the flow rate decays slowly during the inhalation period.

【００８８】この患者が通気装置を吐出にトリガーでき
る唯一の方法は、吐出動作を増大させることである。す
なわち、吐出にトリガーするために呼吸筋動作によっ
て、患者は流量率を積極的に減少させなければならな
い。さらに、患者の長時定数のために、患者の吸入サイ
クルが開始するとき相当な吐出があり、これによりIPAP
へのトリガーが遅れ、通気装置感度が劣化する。The only way the patient can trigger the ventilator to dispense is to increase the dispense action. That is, the patient must aggressively reduce the flow rate by respiratory muscle movement to trigger an exhalation. In addition, due to the patient's long time constant, there is considerable exhalation when the patient's inhalation cycle begins, which causes
The trigger to the air is delayed, and the sensitivity of the ventilation device is deteriorated.

【００８９】本発明の改良された実施例において患者動
作に対する感度を増大させるために、このシステムは、
構成要素８２に関係する上記説明で表されるような単一
状態だけをモニターするよりむしろ複数状態を連続的に
モニターする装置を備えている。改良された実施例にお
いては、吸入時間は通常状態で約３秒より長くないよう
に制限されており、通常の吐出流量率は、吐出の開始後
約５秒間にほぼ零になるように要求されている。To increase the sensitivity to patient movement in an improved embodiment of the present invention, the system includes:
Rather than monitoring only a single state, as represented by the description above with respect to component 82, there is provided a device that continuously monitors multiple states. In an improved embodiment, the inhalation time is limited to no longer than about 3 seconds under normal conditions, and the normal delivery flow rate is required to be approximately zero about 5 seconds after the start of delivery. ing.

【００９０】これらの状態の第一の状態を使用するた
め、システムは予測された患者の流量をモニターし、そ
の値を少なくとも５秒毎にほぼ１回零になるように要求
される。この状態をモニターするため、患者の流量率を
零値と比較する比較器からの出力が必要となる。比較器
は、患者流量が零より大きいとき一方の出力（例えば、
論理“１”値）を、患者流量が零以下であるとき他方の
出力（例えば、論理“０”値）を提供する双安定デバイ
スである。比較器出力が真値であるか約５秒間より長く
連続的に偽値であれば、システムをEPAPにトリガーする
信号を発生する。To use the first of these conditions, the system monitors the predicted patient flow and is required to zero its value at least approximately once every 5 seconds. To monitor this condition, an output from a comparator that compares the patient's flow rate to zero is needed. The comparator outputs one output when the patient flow is greater than zero (eg,
A bistable device that provides the other output (eg, a logical “0” value) when the patient flow is less than or equal to zero. If the comparator output is true or false for more than about 5 seconds continuously, it generates a signal that triggers the system to EPAP.

【００９１】第二の状態は、約５秒間以上EPAPであるか
どうかを見るためのIPAP／EPAP状態のモニターである。
もしそうであれば、IPAPへの他の有効なトリガーがある
まで、容量は零に保たれる。この機能は、無呼吸である
とき容量信号が零からの変移を防止する。EPAPにおいて
５秒後、容量は正常に零になる。The second condition is to monitor the IPAP / EPAP status to see if the EPAP is more than about 5 seconds.
If so, the capacity is kept at zero until there is another valid trigger for IPAP. This feature prevents the displacement of the volume signal from zero when apnea. After 5 seconds in EPAP, the capacity is normally zero.

【００９２】トリガー感度のさらなる改良は、適当なト
リガーしきい値を決定するために流量率レベルのさらな
る考慮を要求する。特に、患者の流量率波形の形状また
は傾斜の変更は、通気システムを患者の呼吸動作により
よく同期させるため使用される。このような考慮が図５
および図６を参照して、上記で検討された。Further improvements in trigger sensitivity require further consideration of flow rate levels to determine an appropriate trigger threshold. In particular, altering the shape or slope of the patient's flow rate waveform is used to better synchronize the ventilation system with the patient's breathing motion. FIG.
And with reference to FIG.

【００９３】リラックスした状態での患者の呼吸の代表
的な流量率波形が図７に示されている。通気装置トリガ
ーを患者の瞬時呼吸に同期させるための最も簡単なアプ
ローチは、EPAPとIPAPとの間のトリガー用の基準として
零流量点１２９を使用することである。しかしながら、
このアプローチは、潜在的な問題を扱わない。上述のよ
うに、第一には、流量率反転は、すべての患者の瞬時呼
吸動作における変化に必然的には対応しない。第二に、
流量率信号は、必然的に均一ではない。特にこの問題に
関連し、電子信号におけるノイズに対応する小さな流量
変化は、システムのランダムな変動、および圧力制御装
置における流れの乱れやランダムな変動によって起きる
気道圧力に起因して発生する。付加的な流量率ノイズ
は、心臓の鼓動とともに起こる患者の胸部キャビティー
内の血液容量の変化に基づく呼吸ガス流量率の小さな発
振に起因する。第三には、圧力サポートは通気のオール
・オア・ナッシングモードであり、すべての患者の呼吸
システムはエラスタンス要素があるので、不適当なIPAP
へのトリガーは、患者の気道が完全に閉塞されなけれ
ば、ある容量の呼吸ガスの発生をもたらす。このように
して、トリガーのための零流量または流量反転は、多く
の場合、患者の吸入動作と呼吸ガスの通気装置からの供
給との間の同期の失敗をもたらす。A representative flow rate waveform of a patient's breathing in a relaxed state is shown in FIG. The simplest approach to synchronizing the ventilator trigger to the patient's instantaneous breath is to use the zero flow point 129 as a reference for the trigger between EPAP and IPAP. However,
This approach does not address potential issues. As mentioned above, firstly, the flow rate reversal does not necessarily correspond to changes in the instantaneous breathing behavior of all patients. Secondly,
The flow rate signal is not necessarily uniform. Particularly in connection with this problem, small flow changes corresponding to noise in the electronic signal occur due to random fluctuations in the system and airway pressure caused by flow disturbances and random fluctuations in the pressure control device. The additional flow rate noise is due to small oscillations in the respiratory gas flow rate due to changes in blood volume in the patient's thoracic cavity that occur with the heartbeat. Third, the pressure support is in an all-or-nothing mode of ventilation, and the respiratory system of all patients has an elastance element, which results in improper IPAP.
A trigger to the patient results in the generation of a volume of respiratory gas if the patient's airway is not completely obstructed. In this way, a zero flow or flow reversal for the trigger often results in a failure of synchronization between the patient's inhalation action and the supply of breathing gas from the ventilator.

【００９４】図７を参照すると、瞬時呼吸する人の呼吸
流量についての流量対時間軌跡が示されている。時間は
水平軸に沿って左から右へ進む。流量率は垂直軸で零値
基本線を中心に変化する。もちろん、図７を参照した以
下の説明では、図示された流量率対時間軌跡は、患者に
よる瞬時呼吸のアナログ値であり、時間の関数として患
者の流量を検出する機械的、電子的あるいは他の手段に
よる検出器またはセンサーから得られる。Referring to FIG. 7, there is shown a flow rate versus time trajectory for a respiratory flow rate of a person who instantaneously breathes. Time progresses from left to right along the horizontal axis. The flow rate changes on the vertical axis around the zero-valued base line. Of course, in the following description with reference to FIG. 7, the illustrated flow rate versus time trajectory is an analog value of the instantaneous breathing by the patient, and may be a mechanical, electronic or other means of detecting patient flow as a function of time. Obtained from detectors or sensors by means.

【００９５】図７において、患者の吸入動作が始まると
きや終わるときには、比較的シャープな断絶や傾斜変化
が現れる。このように、流量率軌跡の傾斜は、患者の抵
抗値やエラスタンス値によって患者ごとに大きく変動す
るが、ある患者については、吸入と吐出との間では比較
的コンスタントである。吸入動作が始まる時の流量率傾
斜の比較的急な増加および吸入動作の終わりでの対応す
る比較的急な減少は、IPAPおよびEPAPトリガー点を特定
するのに使用できる。吸入の始めと終わりでの流量率傾
斜の突然の変化は、呼吸動作の始めと終わりとに対応す
るので、流量率傾斜または形状は、比較的固定された流
量しきい値よりむしろ、患者の動作の変化に基づいてIP
AP状態とEPAP状態との間でシステムをトリガーするのに
使用される。In FIG. 7, when the inhalation operation of the patient starts or ends, a relatively sharp disconnection or inclination change appears. As described above, the inclination of the flow rate trajectory greatly varies from patient to patient depending on the resistance value and the elastance value of the patient, but for a certain patient, it is relatively constant between inhalation and discharge. A relatively steep increase in the flow rate slope when the inhalation operation begins and a corresponding relatively steep decrease at the end of the inhalation operation can be used to identify IPAP and EPAP trigger points. The abrupt change in the flow rate slope at the beginning and end of inhalation corresponds to the beginning and end of the respiratory movement, so that the flow rate slope or shape may be a function of patient movement rather than a relatively fixed flow threshold. IP based on changes in
Used to trigger the system between the AP state and the EPAP state.

【００９６】この改良されたトリガーシステムの動作の
基本的アルゴリズムを次に説明する。システムへの入力
は、流量軌跡上の任意の点、例えば図７において点１３
０における現在の流量率である。流量値は、時刻Ｔにお
ける流量関数の対応する現在の傾斜１３２を得るため微
分される。もちろん、傾斜は、流量率の瞬時変化率に対
応する。The basic algorithm of operation of the improved trigger system will now be described. The input to the system can be any point on the flow trajectory, such as point 13 in FIG.
The current flow rate at zero. The flow values are differentiated to obtain the corresponding current slope 132 of the flow function at time T. Of course, the slope corresponds to the instantaneous rate of change of the flow rate.

【００９７】傾斜１３２は、時間ファクターΔｔで計測
され、その後現在の流量値に加えられる。これにより、
流量軌跡の現在の傾斜１３２に基づいてその後の時刻ｔ
＋Δｔにおける予測流量１３４が得られる。既に述べた
ように、時間間隔Δｔの大きさは、傾斜１３２が計測さ
れた選択されたスケールファクターで決定される。得ら
れた予測流量は、期間Δｔを通した流量について均一な
変化であると仮定される。図７において、時間間隔Δｔ
の大きさは誇張されており、説明を簡単にするために、
吸入の終わりと吸入の始めとでは異なっている。実際に
は、Δｔは例えば大体３００ミリ秒である。The slope 132 is measured by a time factor Δt and is then added to the current flow value. This allows
The subsequent time t based on the current slope 132 of the flow trajectory
A predicted flow rate 134 at + Δt is obtained. As already mentioned, the magnitude of the time interval Δt is determined by the selected scale factor at which the slope 132 was measured. The resulting predicted flow rate is assumed to be a uniform change in flow rate over the period At. In FIG. 7, the time interval Δt
The size of is exaggerated and, for simplicity,
The end of inhalation and the beginning of inhalation are different. In practice, Δt is, for example, approximately 300 milliseconds.

【００９８】予測された近未来の流量率１３４の精度
は、推定された均一傾斜１３２に比較して、時間間隔Δ
ｔの間に流量軌跡の変化する傾斜に依存している。時間
間隔Δｔの間に流量軌跡が傾斜１３２から変移する範囲
で、時間間隔Δｔの終わりにおける実際の流量値１３６
は予測流量値１３４からずれている。したがって、この
アルゴリズムの効力は、ある時間間隔Δｔの間の実際の
流量軌跡の傾斜１３２からの変移に依存するが、この変
移は患者が呼吸動作で急激な変化を起こさない限り小さ
い。The accuracy of the predicted flow rate 134 in the near future is greater than the estimated uniform slope 132 by the time interval Δ
It depends on the changing slope of the flow trajectory during t. To the extent that the flow trajectory deviates from the slope 132 during the time interval Δt, the actual flow value 136 at the end of the time interval Δt
Deviates from the predicted flow rate value 134. Thus, the effectiveness of this algorithm depends on the transition from the slope 132 of the actual flow trajectory during a time interval Δt, but this transition is small as long as the patient does not undergo a sudden change in respiratory activity.

【００９９】予測流量１３４をさらに変更するために、
オフセットファクターが加えられ、オフセット予測値１
３８が得られる。オフセットは、吸入時には負方向であ
る。これにより、時刻ｔ＋Δｔにおける予測流量値は、
流量軌跡が流量を減らす方向に変化している場合を除い
て、実際の流量値より小さい。流量を減らす方向に変化
するのは、患者の動作が止まったり反対方向になったと
き吸入の終わりに起こる。In order to further change the predicted flow rate 134,
The offset factor is added and the offset predicted value 1
38 are obtained. The offset is in the negative direction during inhalation. Thus, the predicted flow rate value at time t + Δt is
Except for the case where the flow trajectory changes in the direction of decreasing the flow rate, it is smaller than the actual flow rate value. The change in decreasing flow rate occurs at the end of inhalation when the patient stops moving or moves in the opposite direction.

【０１００】上記の説明は、EPAPへの吸入終了時のトリ
ガーを参照する。図７に１４０で示されているように、
全く同様な方法で、IPAPへのトリガーが近未来の流量の
予測で行える。すなわち、瞬時流量率１３９の微分およ
びオフセットファクターの印加によって、予測流量率１
４２が得られる。なお、流量率が急激に増加するので、
この場合のオフセットファクターは正方向オフセットで
ある。この場合、例えば１４４として示されるように、
実際の流量率が期間Δｔの間に予測値１４２を越えて十
分に増加すると、システムはIPAPにトリガーする。予め
定められた時間間隔Δｔ軌跡後の実際の流量が、時刻Ｔ
での流量軌跡に基づいて予測されオフセットされた流量
値から大きく異なるような流量サイクルの任意の時点
で、実際の流量が予測流量から変化する正方向または負
方向かに基づいて、システムはIPAPまたはEPAPにトリガ
ーされる。The above description refers to the trigger at the end of inhalation into EPAP. As shown at 140 in FIG.
In exactly the same way, IPAP can be triggered by predicting the near future flow rate. That is, the differentiation of the instantaneous flow rate 139 and the application of the offset factor make the predicted flow rate 1
42 is obtained. Since the flow rate increases rapidly,
The offset factor in this case is a positive offset. In this case, for example, as shown as 144,
If the actual flow rate increases sufficiently beyond the predicted value 142 during the time period Δt, the system will trigger an IPAP. The actual flow rate after the predetermined time interval Δt trajectory is equal to the time T
At any point in the flow cycle that is significantly different from the predicted and offset flow value based on the flow trajectory at, based on whether the actual flow changes from the predicted flow to a positive or negative direction, the system will Triggered by EPAP.

【０１０１】現在の流量軌跡傾斜に基づく流量率の予測
および予測流量率と実際の流量率との比較が高速に繰り
返され、実際の流量対予測流量による流量比較の連続す
る、または、ほぼ連続する流れが得られる。例えば、ア
ナログシステムでは処理は連続的であり、ディジタルシ
ステムでは処理は１０ミリ秒ごとにあるいはそれより高
速で繰り返される。予測流量点から得られた軌跡におい
て、実際の流量率は予測率から大幅には変移しないの
で、さらなる実際の流量対予測流量による流量比較はト
リガーに結びつかない。吸入／吐出変化の場合だけこれ
が起きる。流量予測に基づいているので、患者の瞬時呼
吸と同期したトリガーを達成するために、トリガー方法
は患者の吸入における変化を必要としない。もちろん、
説明された流量予測の微分技術は適当な流量率波形のト
リガーアルゴリズムの一例にすぎない。The flow rate prediction based on the current flow rate trajectory slope and the comparison between the predicted flow rate and the actual flow rate are repeated at high speed, and the flow comparison based on the actual flow rate versus the predicted flow rate is continuous or almost continuous. A flow is obtained. For example, in an analog system the process is continuous, while in a digital system the process repeats every 10 milliseconds or faster. In the trajectory obtained from the predicted flow point, the actual flow rate does not significantly deviate from the predicted rate, so that the flow comparison of the actual flow rate to the predicted flow rate does not lead to a trigger. This only happens in the case of a suction / discharge change. Because it is based on flow prediction, the triggering method does not require a change in the patient's inhalation to achieve a trigger synchronized with the patient's instantaneous breathing. of course,
The described flow prediction differentiation technique is only one example of a suitable flow rate waveform triggering algorithm.

【０１０２】上述した改良されたトリガーシステムを実
現するアナログ回路が図８に示されている。入力信号１
４６は、患者流量と推定するが、トータル流量でもよ
い。上述したように本発明の他の形態によれば、システ
ムが未知の漏洩要素を含んでいれば、推定流量の使用は
さらに改良されたトリガーを可能にする。入力信号１４
６は反転微分器１４８において微分される。ダイオード
とスイッチと演算増幅器とからなるグループが１５０と
して示されている。これらは、吸入の開始時点での流量
軌跡の大きな正方向への変移および吐出の開始時点での
負方向への大きな変移をクリップするためのスイッチ可
能な極性のダイオードを形成している。これらの変移は
特に通気装置圧力変化が起きると通常大きい。大きな変
移がクリップされないと、各呼吸フェーズの早い時点に
おけるトリガー回路動作に悪影響を与える。An analog circuit implementing the improved trigger system described above is shown in FIG. Input signal 1
46 estimates the patient flow, but may also be the total flow. According to another aspect of the present invention, as described above, the use of the estimated flow rate allows for further improved triggering if the system includes unknown leak elements. Input signal 14
6 is differentiated in an inverting differentiator 148. The group consisting of diodes, switches and operational amplifiers is shown as 150. These form a diode of switchable polarity to clip large positive displacements of the flow trajectory at the start of inhalation and large negative displacements at the start of discharge. These transitions are usually large, especially when ventilator pressure changes occur. If the large transition is not clipped, it will adversely affect the trigger circuit operation early in each respiratory phase.

【０１０３】微分された入力信号は、帰還抵抗器１５２
および入力キャパシター１５４によって計測される。こ
れらは、回路の遅延部分における遅延時間である３００
ミリ秒と等しい時定数を有している。直列入力抵抗器１
５６は、呼吸周波数の帯域外の高周波ノイズを制限す
る。微分された入力信号は、変移回路出力が反転されて
おり和が必要であるので、差分増幅器１７２で流量信号
から減算される。The differentiated input signal is supplied to the feedback resistor 152
And the input capacitor 154. These are the delay times in the delay portion of the circuit, 300
It has a time constant equal to milliseconds. Series input resistor 1
56 limits high frequency noise outside the respiratory frequency band. The differentiated input signal is subtracted from the flow signal by the difference amplifier 172 because the output of the transfer circuit is inverted and a sum is required.

【０１０４】必須遅延が二つの五次スイッチド・キャパ
シター型ベッセル低域通過フィルター１５８を使って生
成される。ベッセル・フィルターは時間遅延の効果を持
つ周波数に対して線形位相シフトを持っている。時間遅
延は、周波数応答と同様にフィルターの次数に依存する
ので、二つのフィルター部分は３００ミリ秒時間遅延に
対して十分高いカットオフ周波数を提供する必要があ
る。３００ミリ秒遅延は、実験的に決定される。この値
は、呼吸筋活動の時定数が５０〜１００ミリ秒である場
合には適当な値である。このように、５０〜１００ミリ
秒より長い遅延は、呼吸筋活動における変化によって起
きる流量変化をつかむのに必要である。The required delay is created using two fifth-order switched-capacitor Bessel low-pass filters 158. Bessel filters have a linear phase shift for frequencies that have the effect of a time delay. Since the time delay depends on the order of the filter as well as the frequency response, the two filter sections need to provide a sufficiently high cutoff frequency for a 300 ms time delay. The 300 ms delay is determined experimentally. This value is appropriate when the time constant of the respiratory muscle activity is 50 to 100 milliseconds. Thus, a delay greater than 50-100 milliseconds is necessary to capture flow changes caused by changes in respiratory muscle activity.

【０１０５】５５５型タイマーチップ１６０は、１ＫＨ
ｚ発振器として設定される。フィルター入力におけるＲ
Ｃ結合１７４に沿って、要素１６０はスイッチド・キャ
パシター・フィルター１５８のカットオフ周波数を制御
する。ヒステリシスを持つ比較器１６２は、入力抵抗器
１７６と帰還抵抗器１６６および１６４とともに、入力
流量率信号と処理された流量率信号信号との間の差に依
存してその状態を変化させる。抵抗器１６６による吸入
フェーズの間は、固定のヒステリシスである。説明した
回路のヒステリシス特性は吸入の間は負のオフセット
を、吐出の間は正のオフセットを提供する。The 555 type timer chip 160 has 1 KH
Set as z oscillator. R at the filter input
Along C-coupling 174, element 160 controls the cut-off frequency of switched capacitor filter 158. The comparator 162 with hysteresis, together with the input resistor 176 and the feedback resistors 166 and 164, changes its state depending on the difference between the input flow rate signal and the processed flow rate signal signal. There is a fixed hysteresis during the suction phase by the resistor 166. The hysteresis characteristics of the described circuit provide a negative offset during inhalation and a positive offset during exhalation.

【０１０６】吐出フェーズの間、ヒステリシスは吸入の
間より始めは大きく、抵抗器１６４およびダイオード１
７８によって設定された流量信号Ｎ大きさに依存する。
流量信号が３０リットル／分の流量に相当する０．５ボ
ルトより大きい場合に飽和するように、反転増幅器１８
０は利得計数１０を有している。そのため、８２Ｋ抵抗
器１６６に並列な１００Ｋ抵抗器１６４による吐出フェ
ーズの最初の部分で、ヒステリシスは２倍にされる。こ
れに対して、吸入の間は８２Ｋ抵抗器１６６は単独で動
作する。すなわち、吐出の間は反転器１８０の出力は正
である、そのため、ダイオード１７８は順方向にバイア
スされ、抵抗器１７６による供給に加えて抵抗器１６４
を通して電流を供給する。During the discharge phase, the hysteresis is initially greater than during the inhalation, with the resistor 164 and the diode 1
78 depending on the magnitude of the flow signal N set.
An inverting amplifier 18 is provided to saturate when the flow signal is greater than 0.5 volts, which corresponds to a flow rate of 30 liters / minute.
0 has a gain factor of 10. Therefore, the hysteresis is doubled during the first part of the dispense phase with the 100K resistor 164 in parallel with the 82K resistor 166. In contrast, during inhalation, the 82K resistor 166 operates alone. That is, during discharge, the output of inverter 180 is positive, so that diode 178 is forward biased and resistor 164 in addition to the supply by resistor 176.
Supply current through.

【０１０７】流量信号がひとたび０．５ボルトより下が
ると、ヒステリシスは吸入の間と同じように流量率とと
もに線形的に減少する。この特徴は、吸入への早まった
トリガーを防止し、吐出の終了方向に向かってシステム
の感度を徐々に増加させる。流量信号が抵抗器１６４を
通って供給されるので、ヒステリシスは流量信号に多少
依存する。説明した要素（８２Ｋ帰還抵抗器１６６、
１，５Ｋ入力抵抗器１５６）および＋５ボルトシステム
電源供給（図示せず）によって、ヒステリシスは零流量
で約９０ミリボルトである。これは、瞬時流量信号上で
の９０CC／秒のトリガー・オフセットに相当する。Once the flow signal drops below 0.5 volts, the hysteresis decreases linearly with the flow rate, as during inhalation. This feature prevents premature triggering of the inhalation and gradually increases the sensitivity of the system towards the end of the discharge. As the flow signal is provided through resistor 164, the hysteresis is somewhat dependent on the flow signal. The described elements (82K feedback resistor 166,
With a 1,5K input resistor 156) and a +5 volt system power supply (not shown), the hysteresis is about 90 millivolts at zero flow. This corresponds to a trigger offset of 90 CC / s on the instantaneous flow signal.

【０１０８】図９は流量軌跡波形トリガー回路の動作を
示し、太線１６８は−入力での流量信号を示し、細線１
７０はシステム比較器１６２への＋入力における流量信
号を示している。線１７０は、吐出期間に流量が零に近
づくにつれヒステリシスが減少することを示している。FIG. 9 shows the operation of the flow rate locus waveform trigger circuit. The thick line 168 shows the flow rate signal at the-input, and the thin line 1
Reference numeral 70 denotes a flow signal at the + input to the system comparator 162. Line 170 shows that the hysteresis decreases as the flow rate approaches zero during the dispense period.

【０１０９】この直前に説明したトリガー・アルゴリズ
ムは、以前に説明した流量トリガーと区別して、形状ト
リガー（すなわち、流量軌跡の形状または傾斜の変化に
応答）として引用されている。図１０（ａ）および図１
０（ｂ）は、大きな呼吸時定数を持つ自然に呼吸する患
者をシミュレーションする場合に使用される二つの通気
装置トリガー・アルゴリズムを説明する。図１０（ａ）
および図１０（ｂ）の各々において、最上部の軌跡は推
定された流量を示し、中間の形成は患者の呼吸動作を示
し、下の軌跡は患者の気道に面したマスクで発生された
通気装置圧力を示している。文字Ｉは各呼吸サイクルに
おける患者の吸入動作を示している。The trigger algorithm just described is referred to as a shape trigger (ie, in response to a change in the shape or slope of the flow trajectory), as distinguished from the flow trigger previously described. FIG. 10 (a) and FIG.
0 (b) illustrates two ventilator trigger algorithms used in simulating a naturally breathing patient with a large respiration time constant. FIG. 10 (a)
And in each of FIG. 10 (b), the top trace shows the estimated flow rate, the middle trace shows the patient's respiratory movement, and the bottom trace shows the ventilator generated by the mask facing the patient's airway. Shows pressure. The letter I indicates the patient's inhalation activity in each respiratory cycle.

【０１１０】図１０（ａ）は、上述しかつ実際の患者で
起きることが知られているトリガーの問題を説明する。
患者の動作と推定された流量とマスクでの圧力との間の
不一致として示されているように、患者の吸入動作に一
致して通気装置がトリガーされることはない。これに対
して、図１０（ｂ）は、上述の形状のトリガー・アルゴ
リズムを使用し他のセッティングを変えることなく、同
様にシミュレーションされた患者に対する通気装置応答
が示されている。図１０（ａ）と図１０（ｂ）との比較
により、自然な患者の動作で圧力がの同期関係が改善さ
れたことがわかる。FIG. 10 (a) illustrates the triggering problem described above and known to occur in actual patients.
The ventilator is not triggered in coincidence with the patient's inhalation motion, as shown as a discrepancy between patient motion and estimated flow and pressure at the mask. In contrast, FIG. 10 (b) shows a similarly simulated ventilator response for a patient using the trigger algorithm of the shape described above, without changing other settings. A comparison between FIG. 10 (a) and FIG. 10 (b) shows that the synchronization of the pressures was improved by natural patient movement.

【０１１１】図１０（ａ）および図１０（ｂ）の元とな
るシミュレーションされた患者は、吸入動作の始めにお
いて大きな吐出流を見せている。図１０（ｂ）から、未
だ吐出流がある間に吸入動作が始まった時でさえ、各吸
入動作の始めと終わりに、形状トリガー・アルゴリズム
は適正にトリガーすることがわかる。このようにして、
形状トリガー・アルゴリズムは通気装置のトリガーを患
者の活動と同期的に行うことができる。The simulated patient from which FIGS. 10 (a) and 10 (b) are based shows a large discharge flow at the beginning of the inhalation operation. From FIG. 10 (b), it can be seen that the shape trigger algorithm properly triggers at the beginning and end of each suction operation, even when the suction operation begins while there is still a discharge flow. In this way,
The shape trigger algorithm can trigger the ventilator synchronously with patient activity.

【０１１２】図１１（ａ）および図１１（ｂ）は、それ
ぞれ図１０（ａ）および図１０（ｂ）と同様な図である
が、シミュレーションされた患者はより短い呼吸システ
ム時定数を持っている。図１１（ａ）は、上から下へ、
推定された患者流量、患者の呼吸動作、およびあるトリ
ガーアルゴリズム用のマスクにおける圧力を示してい
る。図１１（ｂ）は上記流量形状トリガーアルゴリズム
用と同じパラメータを示している。図１１（ａ）から、
患者の動作が止まったとき流量の実質的低下でさえ、流
量低下がピーク流量の２５％を下まわるまではEPAPへト
リガーしないことがわかる。このようにして、吸入の終
了が患者の吸入動作の終了に同期しない。これに対し
て、図１１（ｂ）の形状トリガー・アルゴリズムは、同
じ患者に対して、患者の吸入動作の終了で堅実に同期し
たトリガーを作り出す。FIGS. 11 (a) and 11 (b) are similar to FIGS. 10 (a) and 10 (b), respectively, except that the simulated patient has a shorter respiratory system time constant. I have. FIG. 11 (a) shows from top to bottom,
Fig. 7 shows estimated patient flow, patient breathing activity, and pressure at the mask for a trigger algorithm. FIG. 11B shows the same parameters as those for the flow rate shape trigger algorithm. From FIG. 11 (a),
It can be seen that even a substantial decrease in flow when the patient stops working does not trigger into EPAP until the decrease in flow is below 25% of peak flow. In this way, the end of inhalation is not synchronized with the end of the patient's inhalation operation. In contrast, the shape trigger algorithm of FIG. 11 (b) produces a trigger that is solidly synchronized at the end of the patient's inhalation motion for the same patient.

【０１１３】上記説明からわかるように、通気装置は、
患者の呼吸動作でおける変化に対応した流量信号の形状
の変化に基づいて、トリガーできる。このトリガー・ア
ルゴリズムは、標準の圧力サポートトリガーのような従
来のトリガー・アルゴリズムの使用を制限するやっかい
な問題点を解決する。上述の流量信号形状トリガー・ア
ルゴリズムはシステム漏洩の推定により信頼性高く動作
するが、形状トリガー・アルゴリズムはシステム漏洩の
計算には応答しない。As can be seen from the above description, the ventilation device
The trigger can be based on a change in the shape of the flow signal corresponding to a change in the patient's breathing motion. This trigger algorithm solves the onerous problem that limits the use of conventional trigger algorithms, such as standard pressure support triggers. While the flow signal shape trigger algorithm described above operates reliably with system leak estimation, the shape trigger algorithm does not respond to system leak calculations.

【０１１４】上述の形状トリガー・アルゴリズムはIPAP
へ、およびEPAPへの双方へトリガーするように動作する
が、普通には患者呼吸動作においてより大きなかつより
急激な変化が吸入の開始より終了で起こるので、EPAPへ
のトリガーには最良に働く。The shape trigger algorithm described above uses IPAP
It works to trigger both into and out of EPAP, but it works best for triggering into EPAP, since usually larger and more abrupt changes in patient breathing occur at the end than at the beginning of inhalation.

【０１１５】さらに、上述の形状トリガー・アルゴリズ
ムは前に述べた流量トリガー・アルゴリズムと並行に使
用して、デュアル・トリガー・システムを提供すること
ができる。これにより、副トリガー・アルゴリズムは、
主アルゴリズムの不調時に機能することができる。この
種のデュアル・トリガー・システムは、連続的な呼吸毎
の動作を可能にする、すなわち、主トリガー・アルゴリ
ズムがトリガーしなくても、所望のトリガー・ポイント
で副トリガー・アルゴリズムが通気装置をトリガーす
る。Further, the shape trigger algorithm described above can be used in parallel with the flow trigger algorithm described above to provide a dual trigger system. This allows the secondary trigger algorithm to:
It can function when the main algorithm fails. This type of dual trigger system allows for continuous breath-by-breath operation, i.e. the secondary trigger algorithm triggers the ventilator at the desired trigger point without the primary trigger algorithm triggering I do.

【０１１６】漏洩補償技術におけるさらなる改善は、本
発明により実現できる。漏洩補償の説明で述べたよう
に、説明したアルゴリズムは次の二つの要求に依存す
る。（１）患者の吸入および吐出容量が同じであること
（吸入の始めの直前の患者の残りの容量は呼吸毎に同じ
であり、個々の呼吸の吸入および吐出容量もまた同じで
ある）；（２）患者が吸入するとき、全流量は漏洩流量
より大きく、患者が吐出するときには全流量は漏洩流量
より小さいこと。Further improvements in the leakage compensation technique can be realized by the present invention. As mentioned in the description of leakage compensation, the described algorithm depends on the following two requirements. (1) the patient's inhalation and exhalation volumes are the same (the patient's remaining volume just before the start of inhalation is the same for each breath, and the inhalation and exhalation volumes for individual breaths are also the same); ( 2) When the patient inhales, the total flow is greater than the leakage flow, and when the patient exhales, the total flow is less than the leakage flow.

【０１１７】漏洩に関する上記説明において、患者の全
回路流量が患者流量および漏洩流量の二つの要素からな
る場合でも、全流量だけが実際に計測される。さらに、
漏洩に関する上記説明において、漏洩は圧力の関数とし
て推定されない。また、平均漏洩が全流量を積算するこ
とにより計算される。患者の吸入容量および吐出容量
は、実質的に同じであるので、完全な呼吸サイクルでの
平均流量はサイクルごとの平均漏洩と等しい。In the above description of the leak, only the total flow is actually measured, even if the total circuit flow of the patient consists of two components, the patient flow and the leak flow. further,
In the above description of the leak, the leak is not estimated as a function of pressure. Also, the average leak is calculated by integrating the total flow. Since the patient's inhalation and exhalation volumes are substantially the same, the average flow rate over a complete breathing cycle is equal to the average leak per cycle.

【０１１８】さらに、漏洩要素それ自身は二つの要素を
持っている。すなわち、吐出部分の既知の漏洩と、マス
クを通す漏洩や管との接続部での漏洩等のような一つま
たはそれ以上の未知の不注意による漏洩とがある。未知
のまたは不注意による漏洩は、圧力と時間との双方の関
数であるようには正確に決定することは極めて困難であ
る。そのため、この漏洩要素を決定する必要がある範囲
では、その値が推定されるが、重要な漏洩管理の改善に
よって、漏洩を既知のものと未知のものとに分けること
なく得られる。Further, the leak element itself has two elements. That is, there are known leaks of the discharge portion, and one or more unknown inadvertent leaks, such as leaks through the mask, leaks at the connection to the tube, and the like. Unknown or inadvertent leaks are extremely difficult to determine accurately as a function of both pressure and time. Therefore, the value is estimated in a range in which the leak factor needs to be determined, but the leak can be obtained without separating the leak into a known leak and an unknown leak by an important leak management improvement.

【０１１９】すべての漏洩が時間や圧力の関数として特
徴付けることができるかどうかに関係なく、積算呼吸サ
イクルにわたって漏洩の平均値が実際の漏洩の平均値を
同じになるように、漏洩の推定を調整することが目的で
ある。もちろん、平均全流量の患者の流量要素は零であ
るから、実際の漏洩の平均は全流量の平均として得られ
る。Adjust the leak estimate so that the average of the leaks is the same as the average of the actual leaks over the cumulative respiratory cycle, whether or not all leaks can be characterized as a function of time or pressure. The purpose is to do. Of course, since the flow component of a patient with an average total flow is zero, the average of the actual leak is obtained as the average of the total flow.

【０１２０】WHISPER SWIVEL（商標）からの漏洩のよう
に漏洩を圧力の関数と仮定すれば、EPAPでの漏洩はIPAP
でのそれより小さくEPAPとIPAPとの間の圧力に相当する
平均値で仮定できる。換言すれば、圧力の関数である漏
洩の場合、低圧での漏洩率は高圧での漏洩率より小さ
い。漏洩流のこの特性は、システム漏洩を補償するもの
よりアルゴリズムで利用できる。Assuming that leakage is a function of pressure, such as leakage from WHISPER SWIVEL ™, leakage at EPAP is
Can be assumed with an average value corresponding to the pressure between EPAP and IPAP which is smaller than that at. In other words, for leaks that are a function of pressure, the leak rate at low pressure is less than the leak rate at high pressure. This property of leakage flow can be used in algorithms more than those that compensate for system leakage.

【０１２１】説明したすべてのシステムにおいて、漏洩
を決定する目的は、開システムにおいて患者流量を決定
することである。閉システムは理想的には漏洩はない
が、実際には不注意による漏洩がある。しかしながら、
開システムにおいて、吐出点での調整された漏洩か、管
の接続部分および密閉部分から不注意による漏洩かによ
って、システムからのガス流は全システム流量の重要な
部分である。したがって、開システムの患者回路におけ
る漏洩は、呼吸計（pneumotach）によって検出された全
流量を使って計算できる。未処理の流量として引用され
るパラメータは、患者回路を通してガス流源（例えば、
ブロワー）から出るまたは入るすべての流量を含む。そ
のため、未処理の流量は、患者流量とシステム漏洩との
両方を含んでいる。説明した漏洩管理アルゴリズムの目
的は、未処理の流量を患者流量と漏洩要素とに分けるこ
とである。In all the systems described, the purpose of determining a leak is to determine the patient flow in an open system. Closed systems are ideally leak-free, but in practice there are inadvertent leaks. However,
In an open system, the gas flow from the system is an important part of the total system flow, depending on whether there is a regulated leak at the discharge point or an inadvertent leak from the tubing connections and seals. Thus, the leak in the open system patient circuit can be calculated using the total flow detected by the pneumotach. The parameter referred to as the raw flow rate is the gas flow source (eg,
Blower). As such, raw flow includes both patient flow and system leaks. The purpose of the described leak management algorithm is to separate the raw flow into patient flow and leak components.

【０１２２】未処理の流量の患者流量または漏洩流量を
直接的に計測する必要はないが、結果として漏洩計算の
結果は推定値として考慮されるべきである。漏洩管理の
一つのモードについては、図１〜図５を参照して上記で
説明された。次のアルゴリズムの説明は、漏洩管理への
他のアプローチである。It is not necessary to directly measure the patient flow or the leak flow of the raw flow, but as a result the results of the leak calculation should be considered as estimates. One mode of leak management has been described above with reference to FIGS. The following algorithm description is another approach to leak management.

【０１２３】圧力に関係のない漏洩は、患者の吸入が始
まったとき、決定する。患者の呼吸サイクルのこの点を
呼吸トリガーとして引用し、患者の吸入および吐出容量
を比較するための基準点として使用する。吸入の始めを
呼吸トリガー点として使用することによって、漏洩計算
は、計算毎にほぼ同じレベルで患者の開始肺容量を使っ
て行われる。A pressure-independent leak is determined when inhalation of the patient begins. This point of the patient's breathing cycle is referred to as the breath trigger and is used as a reference point for comparing the patient's inhalation and exhalation volumes. By using the beginning of inhalation as the respiration trigger point, the leak calculation is performed using the patient's starting lung volume at approximately the same level for each calculation.

【０１２４】呼吸トリガー基準点は、次の二つの条件を
満足することによって決定される。（１）平均漏洩率よ
り大きい未処理の流量、および（２）患者は吸入の準備
完了であること。これらの条件の第一に関して、未処理
の流量と平均漏洩率との比較は患者が吸入中か、吐出中
であるかがわかる。というのは、前述のとおり、未処理
の流量要素の性質では、患者の吸入の間は未処理の流量
がシステム漏洩を越え、患者の吐出の間ではシステム漏
洩より少ないからである。The respiration trigger reference point is determined by satisfying the following two conditions. (1) the raw flow rate is greater than the average leak rate; and (2) the patient is ready for inhalation. For the first of these conditions, a comparison between the raw flow rate and the average leak rate indicates whether the patient is inhaling or exhaling. This is because, as noted above, the nature of the raw flow element is that the raw flow exceeds the system leak during patient inhalation and is less than the system leak during patient exhalation.

【０１２５】患者が吸入の準備ができたかどうかを決定
する第二の条件は、次の二つの条件のいずれかを参照し
て決められる。（１）患者が吐出容量の予め決められた
量、例えば吐出容量の１／４を吐出すること、または
（２）患者が予め決められた時間、例えば３００ミリ秒
間以上の吐出すること。これらの条件の第一の代替は、
患者の吐出容量が少なくとも吸入容量の重要な部分であ
ることである。第二の条件に関して、吐出の間では未処
理の流量は推定された平均漏洩率より小さいので、３０
０ミリ秒以上の吐出時間は、未処理の流量と推定された
平均漏洩率との比較によって検出できる。未処理の流量
が平均漏洩率より３００ミリ秒以上小さければ、その状
態と一致する。直前に述べた条件１および２のいずれか
が得られれば、患者は吸入の準備ができたことになる。
そのため、条件のいずれかが満たされ、さらに未処理の
流量が平均漏洩より大きければ、呼吸トリガーの条件が
満足され説明した状態が呼吸サイクルで通気装置をトリ
ガーするのに使用できる。The second condition for determining whether the patient is ready for inhalation is determined with reference to one of the following two conditions. (1) The patient discharges a predetermined amount of the discharge volume, for example, 1/4 of the discharge volume, or (2) the patient discharges for a predetermined time, for example, 300 ms or more. The first alternative to these conditions is
The patient's exhalation volume is at least an important part of the inhalation volume. For the second condition, the raw flow rate during discharge is less than the estimated average leak rate,
Discharge times greater than or equal to 0 milliseconds can be detected by comparing the unprocessed flow rate with the estimated average leak rate. If the unprocessed flow rate is less than 300 milliseconds below the average leak rate, it is consistent with that condition. If either of conditions 1 and 2 just described is obtained, the patient is ready for inhalation.
Thus, if any of the conditions are met and the raw flow rate is greater than the average leak, the condition of the respiratory trigger is satisfied and the described condition can be used to trigger the ventilator in the respiratory cycle.

【０１２６】１つの呼吸トリガー条件を満足するために
平均漏洩率より大きな未処理の流量を、第二の呼吸トリ
ガー条件を満足することのできる一つのパラメータとし
て平均漏洩率より小さな未処理の流量を必要とすること
の見かけ上の矛盾について、次に説明する。未処理の流
量が平均漏洩率より小さい状態は、患者が吸入サイクル
を開始したことを示している。すなわち、患者は、未処
理の流量が平均システム漏洩を越えることによって、患
者は初期の吸入動作を行ったことがわかる。しかしなが
ら、上述のとおり、未処理の流量は、未処理の流量信号
中のスプリアスノイズにより平均漏洩率信号とクロスす
るので、未処理の流量が平均漏洩より大きいことが患者
の吸入動作の開始を示すとは限らない。事実、未処理の
流量信号中のノイズは、未処理の流量信号と平均漏洩信
号との間で複数のクロスを起こす。実際の大半の状態で
は実際の吸入から吐出への遷移に基づいて流量が零クロ
スを行うが、特に厄介な問題は瞬間的な遷移を起こすノ
イズがあることである。The raw flow rate greater than the average leak rate to satisfy one respiratory trigger condition, and the raw flow rate less than the average leak rate as one parameter that can satisfy the second respiratory trigger condition. The apparent contradiction of what is needed is explained next. A condition in which the raw flow rate is less than the average leak rate indicates that the patient has initiated an inhalation cycle. That is, the patient knows that the patient has performed an initial inhalation operation by having the raw flow rate exceed the average system leak. However, as described above, the raw flow rate crosses the average leak rate signal due to spurious noise in the raw flow signal, so that a raw flow rate greater than the average leak indicates the start of a patient inhalation operation. Not necessarily. In fact, the noise in the raw flow signal causes multiple crosses between the raw flow signal and the average leakage signal. In most practical situations, the flow will cross zero based on the actual transition from inhalation to exhalation, but a particularly troublesome problem is the presence of noise that causes instantaneous transitions.

【０１２７】患者の吸入の初期動作を示さない信号クロ
スのこれらの点における複数回のトリガーを避けるため
に、さらに吸入準備状態が採用される。この状態で、患
者の呼吸が直前に吐出状態であったことを示す二つの状
態の一つだけを満足した場合、平均漏洩状態より大きな
未処理の流量は有効化される。これらの状態の第二の場
合には、未処理の流量が平均漏洩より小さな３００ミリ
秒期間は、患者の吐出期間に対応する。このようにし
て、時間要素は、説明した呼吸トリガー・アルゴリズム
における役目を行う。平均漏洩より小さい未処理の流量
は吸入準備完了出力を提供する。平均漏洩より大きい値
への未処理の流量の変更は、患者の吸入動作の検出を示
す。このようにして、呼吸トリガーは、自然な患者の呼
吸に同期して、堅実に吸入サイクルを開始させる。To avoid multiple triggers at these points of the signal cross that do not indicate the initial operation of the patient's inhalation, an inhalation readiness is further employed. In this state, if only one of the two conditions, indicating that the patient's breathing was in the last-discharge state, is satisfied, the raw flow rate greater than the average leak condition is enabled. In the second of these situations, a 300 millisecond period in which the raw flow rate is less than the average leak corresponds to a patient ejection period. In this way, the time component plays a role in the described breath trigger algorithm. The raw flow rate less than the average leak provides an inhalation ready output. Changing the raw flow rate to a value greater than the average leak indicates the detection of a patient's inhalation activity. In this way, the breath trigger triggers a steady inhalation cycle in synchrony with the natural patient's breathing.

【０１２８】呼吸トリガーがあると、吸入準備完了パラ
メータがリセットされ、吸入準備完了の有効化を提供す
る上述の二つの状態の一つが満足されるのを待つ。呼吸
トリガー処理は、未処理の流量が再び平均システム漏洩
を越えると患者の次の吸入動作の出現に応じて繰り返さ
れる。Upon the occurrence of a breath trigger, the inhalation ready parameter is reset and waits for one of the above two conditions to provide for inhalation ready validation to be satisfied. The breath triggering process is repeated in response to the patient's next inhalation activity appearing once the raw flow exceeds the average system leak.

【０１２９】ある呼吸呼吸トリガーと次の呼吸の呼吸ト
リガーとの間の時間間隔が得られ、各呼吸の未処理の容
量あるいは全容量を見つけるため時間間隔にわたって未
処理の流量信号が積算される。未処理の容量は、呼吸ト
リガーの間の時間間隔、例えば連続する呼吸トリガー対
の間の時間間隔によって分割される。これにより、漏洩
の最近の時間率が得られる。The time interval between one breath breath trigger and the next breath breath trigger is obtained and the raw flow signal is integrated over the time interval to find the raw or full volume of each breath. The raw volume is divided by the time interval between respiration triggers, for example, between successive respiration trigger pairs. This gives a recent time rate of leakage.

【０１３０】未処理の流量信号の積算で表わされるよう
なある呼吸トリガーから次の呼吸トリガーまでの患者の
呼吸は、零容量から吸入の間の吸入容量と漏洩容量とか
らなる最大値へ上昇する。呼吸サイクルが吐出を通して
継続するにつれ、負の流量の連続する積算は、吐出容量
が減算されるにしたがって未処理の容量パラメータを累
進的に減らす。このようにして、次の呼吸トリガーで、
前の呼吸からの未処理の容量パラメータは漏洩容量およ
び患者の残りの容量変化だけに等しい。しかし、後者の
値は通常は零と仮定される。The patient's breathing from one breath trigger to the next, as represented by the integration of the raw flow signal, rises from zero volume to a maximum value consisting of the inspiratory volume and the leak volume during inhalation. . As the breathing cycle continues through exhalation, successive accumulations of negative flow progressively reduce the raw volume parameter as the exhaled volume is subtracted. In this way, at the next breath trigger,
The raw volume parameter from the previous breath is equal only to the leak volume and the patient's remaining volume change. However, the latter value is usually assumed to be zero.

【０１３１】未処理の容量パラメータが実際に漏洩容量
だけであると、呼吸の期間の時間による分割は、最も最
近の呼吸の漏洩率の推定をもたらす。時間にわたって最
近の漏洩率を平均化することによって、平均漏洩率が決
められてより安定な信号が得られる。これにより、患者
の残りの容量における呼吸間変化の起因する呼吸間容量
変化の影響を減少させる。平均の漏洩率を決めるために
最近の漏洩が平均化される呼吸サイクルの数は、信号の
安定性と早いエラー訂正との間のバランスに基づいて１
から無限大間での任意の値に決定できる。長い期間の平
均化は高い安定性が得られるが、エラー訂正が遅くな
る。短い期間の平均化は、安定性は悪いが早いエラー訂
正が得られる。If the only raw volume parameter is actually the leak volume, then the time division of the period of the breath will result in an estimate of the leak rate of the most recent breath. By averaging the recent leak rates over time, the average leak rate is determined and a more stable signal is obtained. This reduces the effects of interbreathing volume changes due to interbreathing changes in the patient's remaining volume. The number of respiratory cycles over which recent leaks are averaged to determine the average leak rate is one based on the balance between signal stability and fast error correction.
To any value between infinity. Long term averaging provides high stability but slows error correction. Averaging over a short period of time is less stable but provides faster error correction.

【０１３２】計算方法が説明された平均漏洩率は呼吸ト
リガーを初期化する状態の一つの中のアルゴリズムで最
初に使用されている。呼吸トリガーを初期化する状態で
使用されたパラメータは、連続的に更新され、呼吸トリ
ガー状態を満足するのに使用される。継続する呼吸トリ
ガーはこれらのパラメータを順次更新するのに使用され
る。The average leak rate for which the calculation method was described is first used in an algorithm in one of the states for initializing a breath trigger. The parameters used in initializing the breath trigger are continuously updated and used to satisfy the breath trigger condition. Continued breathing triggers are used to update these parameters sequentially.

【０１３３】漏洩の解析に対するアプローチは、患者回
路圧力の関数であるか関数と仮定される漏洩要素の使用
を含む。この種の漏洩解析は、例えば米国特許第5,107,
830号に示されている比例支援通気装置などのような通
気管理で有効である。比例支援通気装置においては、シ
ステムの平均漏洩率と瞬時漏洩の双方を知ることが重要
である。しかしながら、比例支援通気装置は、患者によ
って瞬間的に要求される通気支援のレベルに応じた圧力
の変動を含んでいる。少なくともシステム漏洩のいくつ
かの要素が圧力の関数にできるので、これらの要素は患
者の通気要望の変化に同期して多少変化する。An approach to leak analysis involves the use of leak elements that are or are assumed to be a function of patient circuit pressure. This type of leak analysis is described, for example, in U.S. Pat.
It is effective in ventilation management such as the proportional support ventilation device shown in No. 830. In a proportional assist ventilator, it is important to know both the average leakage rate and the instantaneous leakage of the system. However, proportional assist ventilators include pressure variations that depend on the level of ventilatory assistance momentarily required by the patient. Since at least some components of the system leak can be a function of pressure, these factors will change somewhat in synchronization with changes in patient ventilation needs.

【０１３４】比例支援通気装置や適当と考えられる他の
システムに使用できる漏洩解析の他のアルゴリズムは、
上述の通り患者流量が既知の任意の漏洩要素や任意の圧
力依存漏洩要素より小さい未処理の流量と等しいという
要求に基づいている。既知の漏洩は、既知の流量特性を
持った漏洩、例えばWHISPER SWIVEL（商標）やプラトー
型吐出バルブを通した任意の漏洩であり得る。既知の漏
洩は必然的には固定漏洩ではないが、圧力の関数であり
得る。既知の特性の漏洩は未知の特性を持つ漏洩と一緒
にでき、圧力の関数と仮定するので、次の解析が既知の
特性の漏洩で行える。Other algorithms for leak analysis that can be used for proportional assist ventilators and other systems deemed appropriate are:
As described above, it is based on the requirement that the patient flow be equal to the raw flow rate less than any known leak element or any pressure dependent leak element. The known leak may be a leak having a known flow characteristic, such as any leak through WHISPER SWIVEL ™ or a plateau-type discharge valve. Known leaks are not necessarily fixed leaks, but can be a function of pressure. Since leaks of known properties can be combined with leaks of unknown properties and are assumed to be a function of pressure, the following analysis can be performed on leaks of known properties.

【０１３５】全漏洩または全漏洩の一要素からなる圧力
依存漏洩は、未処理の流量信号の解析からシステム圧力
の関数として計算できる。圧力依存漏洩要素が圧力に関
係する関数は、加圧システムと低圧環境との間の圧力低
下を決める穴用の関数であり、この穴からの流量は、定
数ｋ倍された穴にかかる圧力差の平方根に比例する。こ
の定数は、例えばサイズ、表面のなめらかさ等の穴自身
の機械的特徴によって決まる。A pressure-dependent leak, a total leak or a component of a total leak, can be calculated as a function of system pressure from analysis of the raw flow signal. The function in which the pressure dependent leak element is related to pressure is the function for the hole that determines the pressure drop between the pressurized system and the low pressure environment, and the flow through this hole is the pressure difference across the hole multiplied by a constant k. It is proportional to the square root of. This constant is determined by the mechanical characteristics of the hole itself, for example, size, surface smoothness, and the like.

【０１３６】圧力依存漏洩を見つけるために、すべての
圧力依存漏洩源を表わすように一つの仮定的な穴を特徴
付けることだけが必要である。仮定的な穴を見つけるに
は、上記で規定された呼吸トリガーが、患者の呼吸サイ
クルの始点と終了点とをマークために使用される。平均
患者回路圧力は各呼吸毎に計測される。上記で計算され
たような平均漏洩率は、前回の呼吸の時間によって乗算
されて呼吸毎に圧力依存漏洩容量が決められる。圧力依
存漏洩要素が既知の漏洩要素から分離されれば、平均漏
洩率が圧力依存漏洩容量を決めるために使用される前
に、既知の漏洩要素もまた平均漏洩率から分離される。To find a pressure dependent leak, it is only necessary to characterize one hypothetical hole to represent all pressure dependent leak sources. To find a hypothetical hole, the breath trigger defined above is used to mark the beginning and end of the patient's breathing cycle. The average patient circuit pressure is measured for each breath. The average leak rate as calculated above is multiplied by the time of the previous breath to determine a pressure dependent leak volume for each breath. If the pressure dependent leak element is separated from the known leak element, the known leak element is also separated from the average leak rate before the average leak rate is used to determine the pressure dependent leak capacity.

【０１３７】圧力依存漏洩容量は前の呼吸の圧力の平均
平方根によって分割され、対応する穴の特性ｋが得られ
る。次の呼吸では、圧力依存漏洩は計算された穴の特性
ｋを瞬時圧力で乗算することによって得られる。これに
より、圧力依存漏洩率は呼吸を通した圧力の関数とな
る。これは、上記の比例支援通気装置のような通気管理
においては重要なパラメータである。さらに、セラピス
ト（治療専門家）にとっては、システム漏洩についての
信頼できる情報を持つことが重要である。このため、圧
力依存漏洩率は、種々の通気装置において漏洩を特徴付
けるのに有効である。The pressure-dependent leak volume is divided by the root mean square of the pressure of the previous breath to obtain the corresponding hole characteristic k. In the next breath, the pressure dependent leak is obtained by multiplying the calculated hole characteristic k by the instantaneous pressure. Thus, the pressure dependent leak rate is a function of the pressure through the breath. This is an important parameter in ventilation management such as the proportional support ventilation device described above. In addition, it is important for therapists to have reliable information about system leaks. Thus, pressure-dependent leak rates are useful in characterizing leaks in various venting devices.

【０１３８】最後に述べた漏洩計算のいずれについて
も、患者の呼吸の際に未処理の流量信号が平均漏洩率信
号とクロスすることができなかったことによって適時に
呼吸トリガーが発生しなかったような場合には、これに
対応するために再生ルーチンが望まれる。システム漏洩
が変化する場合には、漏洩が増加すると未処理の流量信
号は増加し、漏洩が減少すると未処理の流量信号は減少
する。未処理の流量信号が平均漏洩率を決してクロスし
ないように、この増加または減少を十分に大きくするこ
とは可能である。このようなことが起これば、呼吸トリ
ガーは発生せず、新しいまたは更新された漏洩の計算は
行われない。そのようなことを回復するために、アルゴ
リズムは再び漏洩計算を始める必要がある。これによ
り、計算された平均漏洩がラインに戻されてシステムが
機能するようになる。再生アルゴリズムの開始は、四つ
の既知の生理学上の事例の任意の一つが発生するかどう
かによって決められる。すなわち、（１）吐出が５秒間
以上続く。（２）吸入が５秒間以上続く。（３）吸入容
量が５リットル以上である。（４）吐出容量が−１リッ
トル以下である。[0138] For any of the last-mentioned leak calculations, it was assumed that the respiration trigger did not occur in a timely manner due to the inability of the raw flow signal to cross the average leak rate signal during patient breathing. In such a case, a reproduction routine is desired to cope with this. If the system leak changes, the raw flow signal increases as the leak increases, and the raw flow signal decreases as the leak decreases. It is possible to make this increase or decrease sufficiently large that the raw flow signal never crosses the average leakage rate. If this occurs, no respiration trigger occurs and no new or updated leak calculations are performed. To recover, the algorithm needs to start leaking again. This returns the calculated average leak to the line and allows the system to function. The start of the regeneration algorithm depends on whether any one of the four known physiological cases occurs. That is, (1) ejection continues for 5 seconds or more. (2) Inhalation continues for 5 seconds or more. (3) The suction volume is 5 liters or more. (4) The discharge capacity is -1 liter or less.

【０１３９】通気装置は、これらの事例の任意の一つの
出現を検出する動作をモニターする要素を含まねばなら
ない。そのような事例の一つが検出されると、漏洩の最
発見が、未処理の流量と平均漏洩との差のパーセンテー
ジを平均漏洩率に徐々に加えることによって未処理の流
量信号に対する平均漏洩率を変化させて開始される。望
ましくは、加えられた差のパーセンテージはほぼ１秒の
時定数を持つように選ばれなければならない。The ventilator must include an element that monitors the operation of detecting any one occurrence of these cases. When one such case is detected, the leak detection can be determined by adding the average leak rate for the raw flow signal by gradually adding the percentage of the difference between the raw flow rate and the average leak rate to the average leak rate. It is started by changing. Desirably, the percentage of added difference should be chosen to have a time constant of approximately one second.

【０１４０】再生アルゴリズムに応じて平均漏洩率が徐
々に増加することによって、平均漏洩率が未処理の流量
値に近づくので、増加する平均漏洩率は最終的には前述
のトリガー・アルゴリズムの一つにしたがって呼吸トリ
ガーをもたらし、漏洩計算の繰り返しが各呼吸サイクル
で再開する。Since the average leak rate gradually approaches the unprocessed flow rate value by gradually increasing the average leak rate in accordance with the regeneration algorithm, the increasing average leak rate eventually becomes one of the trigger algorithms described above. And the repetition of the leak calculation resumes with each breath cycle.

【０１４１】上述の漏洩管理アルゴリズムから、アルゴ
リズムは推定された患者流量と零値との比較に基づいて
おり、圧力の関数として未知の漏洩だけを計算する。上
述の漏洩管理アルゴリズムと同様な方法で、呼吸インデ
ィケータまたはトリガーが患者の吸入開始のためのマー
カーとして利用される。二つの状態になったとき呼吸ト
リガーが発生する。すなわち、（１）推定された患者流
量が零より大きい。（２）患者が吸入準備できている。
吸入準備完了状態は次の場合に満足される。（０１）患
者が決められた部分量（例えば、２５％）を吐出した。
（２）推定された患者流量が零より小さい。（３）吸入
容量が零で表された定数または小さい正の値より大き
い。From the leak management algorithm described above, the algorithm is based on a comparison of the estimated patient flow to zero and calculates only unknown leaks as a function of pressure. In a manner similar to the leak management algorithm described above, a respiratory indicator or trigger is used as a marker to begin inhaling a patient. A respiratory trigger occurs when there are two states. That is, (1) the estimated patient flow is greater than zero. (2) The patient is ready for inhalation.
The inhalation preparation completion state is satisfied in the following cases. (01) The patient discharged a predetermined partial amount (for example, 25%).
(2) The estimated patient flow is less than zero. (3) The suction volume is greater than a constant represented by zero or a small positive value.

【０１４２】上述のアルゴリズムで、吸入容量が吐出容
量のあるパーセンテージより小さくかつ小さな正の値よ
り大きいことを要求する状態は、これらの測定は異なる
時点で行われるので、両立しないことはない。吸入準備
完了状態は、推定された患者流量が零より小さいことの
検出を含む特定のパラメータによって満足される。その
後推定された患者流量が正になったとき、呼吸トリガー
が発生できる。これは、零より大きな推定された患者流
量は最初の患者吸入動作を示すからである。In the algorithm described above, the situation that requires the suction volume to be less than a certain percentage of the discharge volume and greater than a small positive value is not incompatible since these measurements are taken at different times. The inhalation readiness condition is satisfied by certain parameters including the detection that the estimated patient flow is less than zero. Thereafter, when the estimated patient flow becomes positive, a breath trigger can occur. This is because an estimated patient flow greater than zero indicates an initial patient inhalation operation.

【０１４３】未処理の流量はある呼吸トリガーから次の
トリガーへ積算され、圧力の平方根もまた積算される。
その後、次の呼吸トリガーで、圧力の平方根の積算から
得られた値による未処理の流量積算で得られた値を分割
することによって、未知の穴が計算され、未知の穴の特
性ｋが得られる。上述のとおり、未知の穴は、すべての
圧力依存漏洩源からの漏洩の特性を説明すべき仮定的な
漏洩源である。Raw flow is integrated from one breath trigger to the next, and the square root of pressure is also integrated.
Then, at the next breath trigger, the unknown hole is calculated by dividing the value obtained from the raw flow integration by the value obtained from the square root integration of the pressure, and the characteristic k of the unknown hole is obtained. Can be As described above, the unknown hole is a hypothetical leak source that should account for the nature of the leak from all pressure dependent leak sources.

【０１４４】未知の穴の特性がひとたび計算されると、
次の呼吸の間の任意の時刻に患者回路圧力の平方根によ
って乗算され、瞬時の未知の漏洩の計算がなされる。推
定された患者流量は、未処理の流量から瞬時の未知の漏
洩を減算することによって得られる。Once the unknown hole properties are calculated,
Multiplied by the square root of the patient circuit pressure at any time during the next breath, an instantaneous unknown leak calculation is made. The estimated patient flow is obtained by subtracting the instantaneous unknown leak from the raw flow.

【０１４５】特性ｋの仮定的な穴をガスが流れるに応じ
てシステム漏洩を処理するアルゴリズムの双方において
も、定数ｋは実質的に同じ方法で計算される。計算式は
二つの方法で異なっているが、結果は同じである。ま
ず、計算式の一つは数２式によって表される。The constant k is calculated in substantially the same manner in both algorithms that handle system leaks as gas flows through the hypothetical hole of characteristic k. The formula is different in the two ways, but the result is the same. First, one of the calculation formulas is represented by Formula 2.

【０１４６】[0146]

【数２】 本発明の一形態として、漏洩が圧力の関数として計算さ
れる。したがって、定数ｋの計算式は（１）式のように
一般的に表すことができる。(Equation 2) In one form of the invention, leakage is calculated as a function of pressure. Therefore, the equation for calculating the constant k can be generally expressed as in equation (1).

【０１４７】上述のように、プラトー型バルブやWHISPE
R SWIVEL（商標）の使用による漏洩のような既知の漏洩
要素がシステムに含まれる場合には、計算は変更され得
る。これにより、未知の穴を決めるための未処理の流量
の積算の前、さらに推定された患者流量を決めるための
未処理の流量の使用の前に、未処理の流量から既知の要
素を減算することによってより高い精度が得られる。こ
の場合、未処理の流量マイナス既知の漏洩の積算および
患者回路圧力の平方根の積算による分割は、未知の漏洩
だけに対応する未知の穴を特徴付けるパラメータｋを提
供する。穴の特性ｋは、次の呼吸期間に患者回路圧力の
平方根で乗算され、未知の漏洩要素の測定が得られる。
その後、任意の時点での推定された患者流量は、未処理
の流量信号から既知の漏洩と計算された未知の漏洩とを
減算することによって得られる。As described above, the plateau type valve and the WHISPE
If known leak factors are included in the system, such as a leak due to the use of R SWIVEL ™, the calculations may be changed. This subtracts the known factor from the raw flow before integrating the raw flow to determine the unknown hole and before using the raw flow to determine the estimated patient flow. This results in higher accuracy. In this case, the division by the sum of the raw flow rate minus the known leak and the square root of the patient circuit pressure provides a parameter k characterizing the unknown hole corresponding to the unknown leak only. The hole characteristic k is multiplied by the square root of the patient circuit pressure during the next breathing period to obtain a measure of the unknown leak factor.
Thereafter, the estimated patient flow at any time is obtained by subtracting the known leak and the calculated unknown leak from the raw flow signal.

【０１４８】変更されたアルゴリズムも、先に述べたと
実質的に同じ理由で、再生ルーチンを含んでいる。この
変更されたアルゴリズムでの呼吸トリガーは、患者の呼
吸時に零値とクロスする推定された患者流量に依存す
る。漏洩値が変化すると、未処理の流量および推定され
た患者流量の双方は、漏洩が増加すれば増加し、漏洩が
減少すれば減少する。推定された患者流量が零値を決し
てクロスしないように、この増加または減少を十分に大
きくすることは可能である。このようなことが起これ
ば、再生ルーチンが動作するまでは、呼吸トリガーは発
生せず、新しいまたは更新された漏洩の計算は行われな
い。The modified algorithm also includes a regeneration routine for substantially the same reasons as described above. The breath trigger in this modified algorithm depends on the estimated patient flow crossing zero during patient breathing. As the leak value changes, both the raw flow and the estimated patient flow increase as the leak increases and decrease as the leak decreases. It is possible that this increase or decrease is large enough so that the estimated patient flow never crosses the zero value. If this occurs, no respiration trigger will occur and no new or updated leak calculations will be performed until the regeneration routine runs.

【０１４９】この状態を更正するため、次の二つの制限
されたパラメータに応じて漏洩計算が制御できない時を
検出ために、再生アルゴリズムが使用できる。（１）吸
入容量が生理学上の値、例えば４．５リットルより大き
い。（２）吸入容量が−１リットルのように非生理学的
値より小さい。これらの非生理学的事象のいずれかが発
生すると、計算された漏洩は制御できなくなり、呼吸ト
リガーを人工的に導入することによってシステム漏洩を
得なければならない。特定の制限された吸入容量値を検
出し、呼吸トリガー基準点を提供するために、システム
は検出装置を必要とする。他のアルゴリズムを参照して
上で述べた方法と実質的に同じ方法でシステム動作を再
開始し、新しい漏洩計算を行う。これらの連続計算で使
用されたデータは、未知の漏洩の推定が改良されるよう
に、漏洩量の変化後のデータを含む。新しい未知の漏洩
値が不正であっても、引き続き行われる繰り返し計算
は、漏洩量の変化後のデータに基づいている。このよう
にして、未知の漏洩の推定値計算は信頼性の高い値に早
期に近づくよう続けられる。To correct this situation, a regeneration algorithm can be used to detect when the leakage calculation cannot be controlled according to the following two restricted parameters: (1) The inhalation volume is larger than a physiological value, for example, 4.5 liters. (2) Inhalation volume is less than non-physiological values, such as -1 liter. When any of these non-physiological events occur, the calculated leak becomes uncontrollable and the system leak must be obtained by artificially introducing a respiratory trigger. The system requires a detection device to detect certain restricted inspiratory volume values and to provide a breath trigger reference point. Restart the system operation in substantially the same way as described above with reference to the other algorithms and perform a new leak calculation. The data used in these successive calculations includes the data after the change in the amount of leakage so that the estimation of the unknown leakage is improved. Even if the new unknown leak value is fraudulent, subsequent iteration calculations are based on the data after the change in leak amount. In this way, the calculation of the unknown leak estimate is continued to approach a reliable value early.

【０１５０】図１２は、非常に大きな漏洩を故意に持ち
込んで作動中の漏洩管理アルゴリズムを説明する。図１
２において、四つの軌跡は、上から下へ、圧力、推定さ
れた患者流量、推定された吸入容量、および推定された
漏洩（既知と未知漏洩とを加えたもの）である。Ｘ軸は
時間経過であり、左から右へ進む。FIG. 12 illustrates the leak management algorithm in operation, intentionally introducing a very large leak. FIG.
In 2, the four trajectories are, from top to bottom, pressure, estimated patient flow, estimated inhalation volume, and estimated leak (plus known and unknown leaks). The X axis is the passage of time, going from left to right.

【０１５１】図１２からわかるように、最初の三つの呼
吸サイクルでは、アルゴリズムは圧力の関数として漏洩
を決定できる。各吸入の開始点では、未知の穴特性ｋが
か計算される。推定漏洩軌跡上の点１および２は、ある
未知の穴特性ｋと更新された未知の穴特性である次のも
のとの間の変遷を示す。推定漏洩軌跡上の点２は、旧と
新穴特性間で点１のに比較してよりスムーズになってい
ることを示している。点２が実質的に同じ値の未知の穴
特性間の変遷であることを示している。As can be seen from FIG. 12, in the first three breathing cycles, the algorithm can determine the leak as a function of pressure. At the start of each inhalation, the unknown hole characteristic k is calculated. Points 1 and 2 on the estimated leak trajectory indicate the transition between one unknown hole characteristic k and the next unknown unknown hole characteristic. Point 2 on the estimated leak trajectory indicates that the point between the old and new hole characteristics is smoother than point 1. Point 2 indicates that there is a transition between unknown hole characteristics of substantially the same value.

【０１５２】漏洩に対するアルゴリズムの応答をテスト
するため、推定患者流量軌跡上の点０で示されるよう
に、非常に大きな漏洩が導入されている。予測的には、
推定された患者流量および推定された吸入容量は非常に
急激に上昇してスケールアウトする。時刻Ｔにおいて、
推定吸入容量は４，５リットルに達し、呼吸トリガーが
発生する。得られた計算は、図１２の推定漏洩部分では
スケールアウトするほど非常に大きな値の漏洩を推定し
ている。得られた推定患者流量は、ほぼ５０リットル／
分であるが、実際には零であるはずである。点３で示し
たように吸入容量は急速に増加し続け、最終的には４，
５リットルの制限値に達したとき他の呼吸トリガーを発
生する。大きなシステム漏洩は時刻Ｔ’で取り除かれ、
それにより吸入容量の上昇は停止する。システムから取
り除かれた漏洩により、推定患者流量および推定吸入容
量は急激に下がりスケール内になる。このようにして、
吸入容量が−１リットルの再生制限値になると、他の呼
吸トリガーが発生して新しい漏洩計算に導かれ、前回の
漏洩計算より小さな推定漏洩が得られる。これにより、
推定患者流量がスケール内に戻る。新しい漏洩計算は前
回のものより良好であるが、完全ではない。この新しい
未知漏洩穴特性に基づいた推定患者流量では、点４で示
すように容量が再び−１リットル制限以下に低下し、他
の呼吸トリガーを発生する。もう一度新しい未知漏洩穴
計算が行われ、未知漏洩計算に使用されて非常に良好な
値が得られる。これにより、システムは動作の通常状態
に戻る。このように、システムは漏洩の非常に大きな変
化からの再生にも信頼性が高い。通常よく起こるより小
さな漏洩量変化には、このアルゴリズムで通常の計算か
再生計算により容易に対応できる。To test the algorithm's response to leaks, very large leaks have been introduced, as indicated by point 0 on the estimated patient flow trajectory. Predictively,
The estimated patient flow and the estimated inhalation volume increase very rapidly and scale out. At time T,
The estimated inhalation volume reaches 4.5 liters and a respiration trigger occurs. In the obtained calculation, in the estimated leak portion in FIG. 12, a leak having an extremely large value is estimated as the scale-out occurs. The estimated patient flow obtained is approximately 50 liters /
It is a minute, but it should actually be zero. As indicated by point 3, the inhalation volume continues to increase rapidly, eventually reaching 4,
Generate another breath trigger when the 5 liter limit is reached. Large system leaks are removed at time T ',
This stops the increase in the suction capacity. The leak removed from the system causes the estimated patient flow and estimated inspiratory volume to drop sharply into scale. In this way,
When the inhalation volume reaches the regeneration limit of -1 liter, another breathing trigger occurs, leading to a new leak calculation, resulting in a smaller estimated leak than the previous leak calculation. This allows
The estimated patient flow returns within the scale. The new leak calculation is better than the previous one, but not perfect. With the estimated patient flow based on this new unknown leak hole characteristic, the volume again drops below the -1 liter limit, as shown at point 4, causing another breathing trigger. Once again a new unknown leak hole calculation is performed and used for the unknown leak calculation to get very good values. This returns the system to the normal state of operation. In this way, the system is also reliable for regeneration from very large changes in leakage. Smaller changes in the amount of leakage, which usually occur, can be easily dealt with by this algorithm by ordinary calculation or regeneration calculation.

【０１５３】もちろん、上述の実施例は良好なモードで
動作するが、他の実施例や変形も本発明の範囲内で実現
できることは、当業技術者には自明のことである。した
がって本発明は広く、特許請求の範囲で制限されるだけ
である。Of course, the above-described embodiment operates in a good mode, but it is obvious to those skilled in the art that other embodiments and modifications can be implemented within the scope of the present invention. Therefore, the present invention is broad and limited only by the claims.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明の方法により動作する本発明の第一の実
施例の機能ブロック図である。FIG. 1 is a functional block diagram of a first embodiment of the present invention that operates according to the method of the present invention.

【図２】本発明の他の実施例の機能ブロック図である。FIG. 2 is a functional block diagram of another embodiment of the present invention.

【図３】図２に示した実施例中の予測排出コンピュータ
の機能ブロック図である。FIG. 3 is a functional block diagram of a predictive ejection computer in the embodiment shown in FIG. 2;

【図４】本実施例のコントロールパネルの平面図であ
る。FIG. 4 is a plan view of the control panel of the present embodiment.

【図５】本発明の他の実施例に関係する患者流量率対時
間経過の軌跡を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing a trajectory of a patient flow rate versus time in accordance with another embodiment of the present invention.

【図６】図５に示した実施例のフロー図である。FIG. 6 is a flowchart of the embodiment shown in FIG. 5;

【図７】本発明の他の実施例を説明するための患者流量
率対時間経過の軌跡を示す図である。FIG. 7 is a diagram illustrating a trajectory of a patient flow rate versus time for explaining another embodiment of the present invention.

【図８】本発明の他の実施例に応じた回路の回路図であ
る。FIG. 8 is a circuit diagram of a circuit according to another embodiment of the present invention.

【図９】処理済みおよび未処理の流量率信号を示す流量
率対時間経過の軌跡を示す図である。FIG. 9 is a diagram showing a flow rate versus time trajectory showing processed and unprocessed flow rate signals.

【図１０】本発明のさらに他の実施例に応じた制御アル
ゴリズムの動作を説明する図である。FIG. 10 is a diagram illustrating an operation of a control algorithm according to still another embodiment of the present invention.

【図１１】本発明のさらに他の実施例に応じた他の制御
アルゴリズムの動作を説明する図である。FIG. 11 is a diagram illustrating the operation of another control algorithm according to still another embodiment of the present invention.

【図１２】本発明に応じたさらに他の制御アルゴリズム
の動作を説明する図である。FIG. 12 is a diagram illustrating the operation of still another control algorithm according to the present invention.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１０ 治療装置 １２ 患者 １４ 気流発生器 １６ 圧力ボトル ２０ 伝達管 ２２ マスク ２４ 排気口 ２６ 圧力制御器 ３０ 流量信号調整回路 ３４ 決定回路 ３８ 低域濾波器 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Therapeutic apparatus 12 Patient 14 Air flow generator 16 Pressure bottle 20 Transmission pipe 22 Mask 24 Exhaust port 26 Pressure controller 30 Flow rate signal adjustment circuit 34 Decision circuit 38 Low-pass filter

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (73)特許権者 595170524 1001 Ｍｕｒｒｙ Ｒｉｄｇｅ Ｒｏａ ｄ，Ｍｕｒｒｙｓｖｉｌｌｅ，Ｐｅｎｎ ｓｙｌｖａｎｉａ 15668−8550，Ｕ. Ｓ．Ａ. (58)調査した分野(Int.Cl.⁶，ＤＢ名) A61M 16/00 370 A61M 16/00 311 A61M 16/00 345 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuation of the front page (73) Patentee 595170524 1001 Murry Ridge Road, Murrysville, Penn sylvania 15668-8550, US A. (58) Field surveyed (Int. Cl. ⁶ , DB name) A61M 16/00 370 A61M 16/00 311 A61M 16/00 345

Claims (8)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】 吸入と吐出との間の患者の呼吸状態の変
化を検出する装置であって、前記患者の呼吸ガス流をモ
ニターする手段と、前記モニター動作から、予め定めら
れた時間間隔で患者呼吸ガス流特性を決定する手段と、
予め選択された対の前記呼吸ガス流を比較する手段と、
前記比較動作から、吸入と吐出力との間の患者呼吸にお
ける変化を特定する手段とを有し、前記予め選択された
対の呼吸ガス流の各々が、予め定められた時刻における
患者呼吸ガス流量の予測値と、前記予め定められた時刻
における患者の実際の呼吸ガス流量とを含む検出装置に
おいて、 既知の患者呼吸ガス流量を微分してその変移を決定し、
前記変移および前記既知の患者呼吸ガス流量を処理して
患者呼吸ガス流量の前記予測値を決定する手段を有する
ことを特徴とする検出装置。1. An apparatus for detecting a change in a patient's respiratory condition between inhalation and exhalation, comprising: means for monitoring the patient's respiratory gas flow; Means for determining patient respiratory gas flow characteristics;
Means for comparing a preselected pair of said respiratory gas flows;
Means for identifying a change in patient breathing between inhalation and exhalation force from said comparing operation, wherein each of said preselected pair of breathing gas flows comprises a patient breathing gas flow at a predetermined time. In the detection device including the predicted value of and the actual respiratory gas flow rate of the patient at the predetermined time, differentiating the known patient respiratory gas flow rate and determining the change thereof,
A detection device comprising means for processing the transition and the known patient respiratory gas flow to determine the predicted value of the patient respiratory gas flow. 【請求項２】 請求項１記載の検出装置において、前記
処理する手段が、計測ファクターを用いて前記変移を計
測し、計測された変移を得る手段をさらに有することを
特徴とする検出装置。2. The detection apparatus according to claim 1, wherein said processing means further comprises means for measuring said displacement using a measurement factor to obtain the measured displacement. 【請求項３】 吸入と吐出との間の患者の呼吸状態の変
化を検出する装置において、 前記患者の呼吸ガス流をモニターする手段と、 前記モニター動作から、予め定められた時間間隔で患者
呼吸ガス流特性を決定する手段と、 予め選択された対の前記呼吸ガス流を比較する手段と、 前記比較動作から、吸入と吐出力との間の患者呼吸にお
ける変化を特定する手段とを有し、 前記予め選択された対の呼吸ガス流の各々が、予め定め
られた時刻における患者呼吸ガス流量の予測値と、前記
予め定められた時刻における患者の実際の呼吸ガス流量
とを含むことを特徴とする検出装置。3. An apparatus for detecting a change in a patient's respiratory state between inhalation and exhalation, comprising: means for monitoring the patient's respiratory gas flow; Means for determining gas flow characteristics; means for comparing a preselected pair of said respiratory gas flows; and means for identifying a change in patient breathing between inhalation and exhalation force from said comparison operation. Wherein each of the preselected pair of respiratory gas flows includes a predicted value of the patient respiratory gas flow at a predetermined time and an actual respiratory gas flow of the patient at the predetermined time. Detection device. 【請求項４】 請求項３記載の検出装置において、患者
呼吸ガス流量の上記予測値は、上記選択された時刻より
前の時刻における実際の患者呼吸ガス流量から決定され
ることを特徴とする検出装置。4. The detection device according to claim 3, wherein the predicted value of the patient respiratory gas flow is determined from an actual patient respiratory gas flow at a time before the selected time. apparatus. 【請求項５】 請求項２記載の検出装置において、上記
処理手段は、オフセット・ファクターを用いて上記計測
された変移を修正し、患者呼吸ガス流量の上記予測値を
決定する手段をさらに含むことを特徴とする検出装置。5. The apparatus of claim 2, wherein the processing means further comprises means for correcting the measured transition using an offset factor to determine the predicted value of patient respiratory gas flow. A detection device characterized by the above-mentioned. 【請求項６】 請求項２記載の検出装置において、上記
計測ファクターは時間ファクターを含むことを特徴とす
る検出装置。6. The detection device according to claim 2, wherein the measurement factor includes a time factor. 【請求項７】 請求項６記載の検出装置において、上記
時間ファクターは、少なくとも部分的に、上記選択され
た時刻と上記選択された時刻より前の時刻との間のタイ
ムスパンにより決定されることを特徴とする検出装置。7. The detection device according to claim 6, wherein the time factor is determined, at least in part, by a time span between the selected time and a time prior to the selected time. A detection device characterized by the above-mentioned. 【請求項８】 請求項７記載の検出装置において、上記
処理手段は、オフセット・ファクターを用いて上記計測
された変移を修正し、患者呼吸ガス流量の上記予測値を
決定する手段をさらに含むことを特徴とする検出装置。8. The detection device according to claim 7, wherein said processing means further comprises means for correcting said measured transition using an offset factor to determine said predicted value of patient respiratory gas flow. A detection device characterized by the above-mentioned.