JPH04505572A - 気道圧力システム - Google Patents
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
1、発明の分野
本発明は、患者の呼吸を容易にする装置および方法に関し、特に呼吸障害、いび
き、混合閉鎖睡眠時呼吸停止(無呼吸)およびある心臓血管の睡眠時症状の処置
において有効である。特に、本発明は、吸入の開始直前に患者の気道に正圧を加
えて、その後気道にかかる圧力を減少して呼出努力を軽減するための装置および
方法に関する。本発明の別の特質は、患者の呼吸と関連する音を監視してこの音
に従って患者の呼吸気に与えられる気体圧力を制御することに関する。
2、従来技術の説明
閉塞性睡眠時呼吸停止は、睡眠中の順舌筋の咽喉筋組織を含む気道の弛緩を特徴
とする睡眠障害である。この状態が生じると、弛緩した筋肉は部分的あるいは完
全に患者の気道を閉塞することがあり得、これは肥満患者においてより顕著であ
る。部分的な閉塞はいびきを結果として生じ得る。完全な閉塞は睡眠時呼吸停止
を結果として生じ得る。
完全な閉塞が生じると、患者の吸入努力が空気の吸入をもたらす結果とならず、
患者は酸欠状態となる。これに反応して、患者は覚醒状態になり始める。略々覚
醒状態に達すると、顕舌筋は通常の緊張を取戻し、これが気道を開放して吸入が
できるようになる。その時、患者はより深い睡眠状態に戻って、これと同時に顕
舌筋が再び弛緩し、呼吸停止サイクルが繰返す。
中枢性呼吸停止は、呼吸努力が生じないがあるいは遅れる時である。中枢性呼吸
停止ヒは、閉塞性呼吸停止との組合わせであり得、混合呼吸停止として知られる
。
チェイン−ストークス(Cheynes 5Lockes)呼吸の如き他の呼吸
不整は、吸気が停止する時呼吸停止間隙を生じ得る。
ある患者の場合、睡眠時呼吸停止の状態は、−続きの睡眠中に何回も生じ得る。
その結果、略々目覚めた状態への反復的な覚醒の故に患者は決して完全に弛緩し
た深い睡眠を持たない。患者はまた、レム(REM 急速眼球運動)睡眠を奪わ
れる。睡眠時呼吸停止に苦しむ人達は、例え明らかに正常な夜間睡眠の後でも常
に疲労状態にある。
閉塞性睡眠時呼吸停止を処置するため、いわゆる連続正圧気道(CPA、P)シ
ステムが開発され、これにおいては予め定めたレベルの気道正圧が患者の気道に
連続的に加えられる。気道におけるこのような正圧の存在は、組織位置を維持す
ることにより開放状態の患者の気道を維持するするため負の吸入圧力を相殺する
圧力補助を生じる。患者との正の気道接続は、典型的には、参考のため本文に引
用される米国特許第4,782.832号に開示された如き鼻のピローが患者の
鼻孔を封止して気道正圧を鼻腔にかける。
しかし、患者は正圧に抗して息を吐かねばならないため、CPAPシステムは患
者のひんしゅくを買った。このシステムは、息を出す労力を増す。ある患者は、
このシステムに慣れることができず、その結果、療法をやめるおそれがある。室
内の空気の連続的な循環による鼻と気道の乾燥もまた苦情となる。また、吐き出
された二酸化炭素はCPAP療法における鼻マスクに残留する傾向がある。
CPAP療法の処方に際しては、患者が睡眠時呼吸停止の如き呼吸障害を持つか
どうかが最初に決定される治療室で1晩または2晩過ごすことが通常必要である
。もしそうであれば、患者はCPAP装置を装着され、これと同時に気道の開通
性を維持するため必要な補気を供給するため必要なガス圧力が決定される。
開通性を維持するため必要な圧力は、患者が側位で睡眠する時よりも上を向いて
睡眠する時のほうが通常高い。このより高い圧力は、あらゆる睡眠姿勢での充分
な圧力を保証するために通常予め定められる。しかし、この高い圧力は全ての状
態では不要である。例えば、患者が眠りに落ちる前、および眠りの早期段階では
、この高い圧力は必要でない。更に、この高い圧力は、患者が側位で深い眠りに
ある間はしばしば不必要である。更にまた、ある患者は、非常に疲れている時か
あるいはアルコールもしくは睡眠誘導剤の影響下にある如きある条件下でのみ睡
眠時呼吸停止となる。その結果、患者は例え不必要でも高い処方圧力の不快な状
態に置かれる。
発明の要約
本発明の呼吸気道加圧システムは、先に要約した如き従来技術の諸問題を解決す
る。更に、本発明の望ましいシステムは、負の吸気圧を相殺して顕舌筋の正常位
置を維持した後、呼出を容易にするため圧力を減少することによって、開放され
た患者の気道を確保する補助圧を提供するため、吸気の直前に吸入鼻腔圧力を開
始する。
望ましい装置は、鼻腔の如き患者の呼吸路の少なくとも一部を制御可能なガス圧
力で酸素を付加することができる周囲空気であることが望ましい呼吸可能なガス
で加圧するため患者が接続されたガス供給装置と接続するようになっている。
本装置は、吸気位相(段階)の開始前でかつ前の吸気位相の後に患者の呼吸サイ
クルにおけるある点を決定するための手段を含み、また更に呼吸サイクルの決定
された時点において選定されかつ望ましくは処方された高圧レベルにガス圧力を
増加することを開始するガス制御手段を含んでいる。このガス制御手段は更に、
吸入位相の少なくとも一部においてより高いレベルにガス圧力を制御し、その両
次の呼出位相の少な(とも一部において比較的低い圧力レベルを生じるためにガ
ス圧力を下げる。
望ましい実施態様においては、本装置は患者の呼吸サイクルを追跡し、これによ
り呼吸サイクルの呼出の終りを決定し、また呼吸サイクルにおけるこの点におけ
る圧力の増加を開始する。あるいはまた、本装置は、前の呼吸速度および吸入お
よび吐出間隔の関数として吸気圧力を増加するための呼吸サイクルにおける点と
しての間隔時間を決定する。
本装置は、周囲圧力より高い周囲空気を供給するための制御可能な可変速ブロワ
、患者の鼻孔と接続するための鼻ビロー、ブロワと鼻ビローを相互に接続する管
路、および空気を通気させるため管路と接続された制御可能な泣言可変の運気弁
を含むことが望ましい。この望ましい装置はまた、ブロワおよび運気弁と作用的
に接続されたコントローラ、および患者の鼻腔圧力を検出するための圧力ドラン
スジューサをも含む。
動作においては、前記コントローラは、患者の吐出および吸入と対応して管路か
らの空気の通気量を増減するため通気弁の位置を変更することにより設定圧力を
維持する。このコントローラは更に、通気弁の位置を追跡することにより、患者
の呼吸サイクルを追跡する。即ち、患者が吸入サイクルの間に吸気すると、患者
が吸入する時周囲空気の圧力を維持するように通気弁は部分的に閉じなければな
らない。このように、弁の運動は患者の吸入と対応する。同様に、望ましい低圧
力設定点における呼出の間、通気弁は、患者の呼出位相を追跡する管路からの周
囲空気の更に大きな量を通気しなければならない。このような追跡により、例え
異なる設定圧力でも、本システムは、吸入の開始前に予測的に設定圧力を増加し
、その両次の呼出位相においては圧力を下げことができる。
本発明の別の特徴によれば、患者の呼吸路と関連する音および圧力の変化が監視
され、患者気道に送られるガスの設定圧力が監視された音に従って変化させられ
る。本発明のこのような特徴は、閉塞性睡眠時呼吸停止の開始にいびき音が典型
的に先行する事実を利用する。即ち、睡眠時呼吸停止およびいびき音は、上部気
道筋が徐々に弛緩して部分的に弛緩した呼吸路の振動を結果として生じ、次いで
上部気道筋が完全に弛緩する時呼吸路の閉塞に進む、同じ現象の変動する程度を
考察できる。気道の音、特にいびき音を監視することにより、加えられる圧力を
呼吸停止事態が生じる前に上げることができ、これにより事態の発生を防止する
。
吸気気道圧力システムの他の望ましい特徴については、以下本文において更に説
明する。
図面の簡単な説明
図1は、本発明で使用される望ましい患者接続へラド−ギアを装着した状態で示
されう睡眠中の患者の頭部の平面図、図2は、本発明の2重管路の望ましいハウ
ジング筐体と接続された状態で示される図1の患者頭部とヘッド・ギアの側面図
、図3は、本発明の単一管路の実施例の概略図、図4は、図2の2重管路の実施
例の概略図、図5は、図4の2重管路実施例の通気端部の位lにある望ましい通
気弁要素の立面図、
図6は、吸入位相および呼出位相を含む典型的な呼吸サイクル、呼吸サイクルに
おける患者の気道に加えられる鼻腔圧力、および設定点圧力を維持するため必要
な通気弁位置を示す圧力グラフ、
図7は、本発明のマイクロコントローラおよび関連する構成要素を示す電気回路
図、
図8は、ブロワ・モータ制御の電気的回路図、図9は、通気弁に対するステッピ
ング・モータ制御の電気的回路図、図10は、圧力ドランスジューサ回路の概略
図、図11は、主ルーチンの始動位置を示すコンピュータ・プログラムのブロー
チヤード、
図12は、主ルーチンの主ループ部分のコンピュータ・プログラムのフローチャ
ート、
図13は、弁位置サブルーチンのコンピュータ・プログラムのフローチャート、
図14は、ADC割込みのコンピュータ・プログラムのフローチャート、図15
は、ブロワ速度検査サブルーチンのコンピュータ・プログラムのフローチャート
、
図16は、スペクタクル音分析回路を示す電気的ブロック図、および図17は、
音分析サブルーチンのコンピュータ・プログラム・フローチャート図面において
、図3は、一般に、大径の可撓性ホース即ち管路12と、管路12の一端部と接
続された鼻ビロー14と、管路12の反対側の開口した通気端部に隣接して配置
された通気弁組立体16と、鼻ビロー14と通気弁組立体16間の管路12と流
通自由に接続されたブロワ装置18と、鼻ピロー14と空圧的に接続しかつ通気
弁組立体16とブロワ製雪18と電気的に接続するためのコントローラ20とを
含む、望ましい呼吸路圧力装置10の単一管路実施例を略図的に示している。
望ましい実施例においては、通気弁組立体16、ブロワ装置18およびコントロ
ーラ20は、図2において2重管路実施例に関して示されるものの如き筐体22
内部に収容される。このため、管路12は、筺体22内部に収容された内部と、
筐体から鼻ビロー14まで伸びる外部26とを提供する。管路12は更に、鼻ビ
ロー14と接続された接続端部28と、望ましくは周囲空気である呼吸可能なガ
スの供給を受取るためブロワ装置18と接続された流入端部30と、通気弁組立
体16に隣接して配置された通気端部32とを提供する。
鼻ビロー14は、望ましい患者接続装置であり、参考のため本文に引用される米
国特許第4.782,832号に更に示される。ヘッド・ギア34は、゛患者3
6の呼吸路と、望ましくは患者の鼻孔と流通自由に接続するため鼻ピロー14を
患者36の頭部に保持する。鼻ピロー14は、管路12内部を通ることが望まし
い空圧管路40によりコントローラ20と接続される圧力センサ取付は部38を
持つように構成され、このため管路40が経路から充分に離れて装置10の使用
中患者につぶされあるいは挟挿されにくいようになっている。鼻ピay−14は
また内部に画成された通気ポート42も有し、これは湿気が形成して後で内部で
凝結することを防止するため、鼻ビロー14から少量の圧力を連続的に通気する
。
通気弁組立体16は、ステッピング・モータ44と、このモータの出力軸と結合
された弁要素46とを含む。弁要素46は、図5に示される如き2個の対向する
円弧カム状の縁部48a、48bを提供するように構成された平坦板から作られ
ることが望ましい。要素46は、管路12の通気端部32と隣接して配置され、
ステッピング・モータ44が弁要素46を図5における時計方向に回転させると
、縁部48aが覆うことにより通気端部32を挟挿するようになっている。反対
に、モータ44は要素46を反時計方向に回転させると、縁部48aは通気端部
32の領域を徐々に富山させてこれからガスを更に通気させる。
図4は、望ましい装置10の2重管路の第2の実施例を示している。この実施例
は図3の実施例と似ており、対応する構成要素は同じ番号が付されている。第2
の実施例50は、更に接合点56で管路の外部36と流通自在に接続された接続
端部54を提供する排気ホース52を含み、通気端部32が弧状縁部48aを呈
するため、弧状縁部48aと同じ開閉位置関係に弁要素46と隣接して配置され
た排気端部58を提供する。このような形態により、管路12は更に接合部56
とブロワ装置18間に吸入ホース60を提供する。2重ホース・モデルにおいて
は、鼻ビロー14は通気ポート42を含まず、接続端部54および28間のチュ
ーブはこれを2つの別個の通蕗に分かれた分岐部61を含む。第2の実施例50
はまた、接合部56に隣接する吸入ホース60内に配置された吸入逆止弁62と
、これも接合部56に隣接する排気ホース52内に配置された呼出逆止弁64を
も含む。吸入逆止弁62は、通気端部32に対する患者の吐出の通過を阻止し、
これにより患者の呼出が排気端部58を通ってシステムから出ることを必要とす
る。
空圧管路66および68は、それぞれコントローラ20を吸入ホース60および
排気ホース52と接続する。
概説すれば、コントローラ20は、吸入直前の患者の呼吸サイクルにおけるある
時点に患者に対して与えられるガス圧力を上昇させ、その後呼出を容易にするた
め圧力を降下させるため装置tloを制御する。図6の上のグラフは、典型的な
呼吸サイクルの気流を示している。吸入の間、患者に対するガスの流量は徐々に
最大値まで増加し、次いで減少する。吸入の終りに、典型的には患者は呼出が始
まる前に短い休止状態を経験する。呼出の間、患者からの呼出ガス流はじよじよ
んそれぞれ最大値まで増加し、次いで再び減少する。典型的に吸入後の休止より
やや長い呼出後の休止は、呼出に続く。呼出後の休止の後、患者は再び吸入を開
始する。
図6の中のグラフは、装置10の作動中患者36に与えられる鼻腔圧力を示して
いる。患者が睡眠時呼吸停止状態にあると、顕舌筋組織を位置決めすることによ
り気道を開放状態に維持するために、気道圧力を補うよう吸入の直前に鼻腔圧力
を上昇させることが望ましい。従って、この真中のグラフは、包囲する組織を押
しのけてこの気道を開くのに充分な選定された処方圧力レベルまで吸入の直前に
鼻腔圧力における上昇を示している。吸入の完了後、鼻腔圧力に対して与えられ
る設定点圧力は、周囲に対して低い圧力あるいは更にゼロ圧力に抗して呼出が生
じるように降下される。呼出の終りに、次の吸入位相に先立ち鼻腔圧力は再び上
昇される。
これらの圧力変動を達成するため、本発明の一実施例におけるブロワ装置18は
、通気端部32を介して選択的に通気される呼吸可能ガスの単位時間当たり略々
一定量を生じる。通気されたガス量は、通気弁組立体16により制御される。
図6の下のグラフは、中のグラフに示した所要の鼻腔圧力特性を達成するため、
通気端部32に対する弁要素46の種々の位置をグラフ的に示している。例えば
、吐出後の休止中、コントローラ20は、空圧管路40を介してコントロ二う2
0により検出される如き所要の設定点まで鼻腔圧力を上昇させるため、ステッピ
ング・モータ44を付勢して弁要素46を時計方向(図5における)に回転させ
る。
患者が吸入し始めると、ブロワ装置18からのガス出力が患者により吸入される
。
設定点圧力を維持するため、コントローラが弁要素46を更に時計方向に段階的
に回転させて通気されるガス量を減少させる。吸入がそのピーク流量を越えると
、コントローラ20は弁要素46の位lを反転させ始め、設定点圧力を維持する
ためガスを更に通気する。
吸入の終りに、下方の圧力設定点が要求され、コントローラ20は、段階的に弁
要素46を反時計方向に回転し続けて、新たなより低い設定点圧力を達成するた
め更なる量のガスを通気する。
吸入後の休止の終りに、患者は呼出を始める。所要の低い設定点圧力を維持する
ため、患者からの更なる排出ガスが通気端部32を介して通気されねばならない
。従って、コントローラ20は、弁要素46を更に時計方向に回転させて通気端
部32を更に開く。呼出の流量が減少するに伴い、より低い設定点圧六番維持す
るためコントローラ20は弁要素46を時計方向に回転させて通気を減少させる
。次に、吐出の終りに、コントローラ20は弁要素46を更に時計方向に回転さ
せて圧力を更に高い設定点まで上昇させる。これは、顕舌筋における緊張を惹起
させて気道を次の吸入休止に備えて開放する。
上および下のグラフを調べると、カーブの輪郭の似た点が判る。即ち、コントロ
ーラ20は、設定点圧力を維持するため必要な弁要素46の階段的位置を追跡す
ることにより患者の呼吸サイクルを追跡することができる。このように、コント
ローラ20は、吸入/呼出位相の各々の終りを判定して吐出および吸入間隔時間
を予測することができる。
次にコントローラ20については、これはブロワ装置18の速度およびステッピ
ング・モータ44の位置を制御するため電気的出力を生じる。コントローラ20
は、ブロワ装置18からその速度を表わす電気的フィードバックを受取り、また
鼻ビロー14、従って患者の鼻腔気道における圧力を示す空圧管路40による空
圧入力を受取る。
コントローラ20は、鼻ビロー14における圧力を表わす電気的入力をマイクロ
コントローラ回路800(図8)に対して与えるための圧力ドランスジューサ回
路700(図7)を含み、このマイクロコントロ、−ラ回路は更に出力をブロワ
・モータ回路900(図9)およびステッピング−モータ回路1000 (図1
0)へ与える。更に、コントローラ20は、通常の120vacから+5vdc
、+12vdc、および+24vdc電源(図示せず)を含む。
図7に示される圧力ドランスジューサ回路700は、典型的には本発明の単一お
よび2重管路の両実施例に対する圧力ドランスジューサ回路である。即ち、図3
の単一管路実施例は唯1つの圧力ドランスジューサを使用するが、図4に概略を
示した実施例は図7に示した如き回路を用いて2つの圧力ドランスジューサ双方
を使用する。
望ましい圧力ドランスジューサは、ゼロから70−amの水中作動範囲を持つS
ENSYM社の形式5XOIDNを含む。望ましいトランスジューサは、それぞ
れ公称4650オームの歪みゲージX1、X2、X3、X4を備えた周知のホイ
ートストーン・ブリッジ701に構成された4個の歪みゲージを含む。ブリッジ
701は、+12vdcと接続された励起端子702および図示の如く接地され
た反対の励起端子704を提供する。ブリッジ701は、端子706.708に
おいて出力を生じる。ゼロ調整ポテンショメータ710は、端子704および7
06を相互に接続する。
端子708からの出力は、演算増幅器712の正の入力端子(形式LTI 01
4の半分)と接続されている。演算増幅器712の出力は、その負の入力端子に
対してフィードバックを与え、また抵抗R1(IKオーム)を介して増幅器71
4の正の入力端子に給電する。この出力はまた、抵抗R2(750にオーム)を
介して接地されている。
歪みゲージ・ブリッジ出力端子706は、演算増幅器716の正の入力端子(装
置LT1014の他の半分)と接続される。増幅器716からの出力は、その負
の入力端子にフィードバックを与え、抵抗R3(IKオーム)を介して増幅器7
14の負の入力端子と接続されている。
増幅器714からの出力は、抵抗R4(750にオーム)を介してその負の入力
端子にフィードバックを与える。増幅器714からの出力はまた、抵抗R5(X
オーム)を介して出力端子718と接続され、この端子は先述の回路を介して、
0乃至25CII水の圧力と対応するO乃至+5vdc間の出力を与える。
第2の圧力ドランスジューサが使用されるならば、同様な出力が対応する端子7
20で与えられる。2重管路実施例においては、2つのトランスジューサが患者
の吸入および呼出ガス流の更に正確な追跡を可能にし、これにより更に正確なサ
イクル追跡を可能にする別の圧力情報を与える。
図8は、マイクロコントローラ回路800の概略回路図であり、この回路はマイ
クロコントローラ802(Inte1社のタイプ8097B)()、プログラム
可能アレイ・ロジック(PAL)(タイプPC16L8)、プログラム可能読出
し専用メモリー(EPROM)(タイプ27256) 、アドレス・ラッチ80
8(タイプ74Hc373) 、ランダム・アクセス・メモリー(RAM)(タ
イプ6264P)、入出力直列データ・インターフェース(R3232タイプM
AX232L処方(RX)スイッチ・アレイ814、および入力データ・ラッチ
816を含む。
マイクロコントローラ802は、図示の如く、端子VCC,VPD、BW、RD
Y、VPPおよびVREFにおいて+5vdcの電力(V−)を受取る。グラウ
ンドは端子NMI、VSS、EAおよびANGNDと接続される。クリスタル8
02は、図示の如く端子XTALIとXTAL2間に接続され、これに対して各
接地コンデンサC1、C2(それぞれ、33pF)が12MH2のタイミング信
号に対してそれぞれ接続される。
マイクロコントローラ802は、リセット・サブ回路820から端子RESET
においてリセット信号を受取る。パワーアップと同時に、電力は抵抗R5(10
0にオーム)を介して接地コンデンサC3(22μF)およびSCHMITT(
シュミット)トリガーNANDゲート822の入力端子へ供給される。最初、N
ANDゲート822に対する結果として生じる入力電圧は低く、その出力は論理
的ハイの状態である。この論理的ハイ出力は出力端子824へ与えられ、これが
更に以下に述べるようにリセット信号をブロワ・モータ回路900に与える。
NANDゲート822からの初期的な論理的ハイ出力は、インバータ826によ
り反転されて、論理的ロー信号をマイクロコントローラ端子RESETに与え、
この端子が、コンデンサC3における電荷がNANDゲート822のトリガー・
レベルになるまで、マイクロコントローラ802をリセット状態に保持する。こ
れは、システムが初期化し遷移状態を抑制させる時間を提供する。通過コンデン
サC3における電荷がトリガー・レベルまで増加すると、リセット信号が出力端
子824およびマイクロコントローラ802から除去される。インバータ826
からの出力もまた、プル・アップ抵抗R6(IOKオーム)の一方の側に接続さ
れ、その他の側はV−と接続されている。
リセット回路820もまた、手動リセットを可能にするコンデンサC3と接続さ
れた常開リセット・スイッチ828を含む。ダイオードD1は、抵抗R5の両端
に接続されてパワーオフ時に05に対する放電経路を提供する。
マイクロコントローラ802はまた、第2のトランスジューサが2重管路実施例
におけるように使用されるならば、端子ACHO1およびACHIでも圧力ドラ
ンスジューサ入力を受取る。過渡状態の抑制を行うため、また圧力ドランスジュ
ーサ回路700からのアナログ電圧を平滑するために、コンデンサC4(0,0
05μF)の片側がダイオードD2のアノードおよびダイオードD3のカソード
と共に端子718に接続される。コンデンサC4の他の側およびダイオードD3
のアノードは、図示の如く接地され、ダイオードD2のカソードは電源電圧V−
と接続される。ダイオードD4、D5およびコンデンサC5を用いる端子720
に対して同じ回路が提供される。マイクロコントローラ802は、内部アナログ
/ディジタル・コンバータ(ADC)を含み、これは各アナログ入力を端子AC
HOおよびACHIで受取り、これらをマイクロコントローラ802における内
部使用のためディジタル形態ば変換する。
マイクロコントローラ802はまた、以下本文において更に論述するブロワ装量
18の速度を表わすブロワ・モータ回路900からのパルス信号である入力を端
子H31,0で受取る。
・フィクロコントローラ802はまた、図8に示される如き端子において、デー
タおよびアドレス情報フローのため、マイクロコントローラ802をPAL80
4、EPROM806、アドレス・ラッチ808、RAM810、およびデータ
・ラッチ816と相互に接続する共通アドレス/データ・バス830を使用する
。
図8はまた、これらの図示の如き構成要素間の他の従来の相互接続を示している
。
マイクロコントローラ802は、インターフェース812の端子TXDから端子
11へ直列データ出力を与え、その端子12からのデータをマイクロコントロー
ラ端子RXDにおいて受取る。インターフェース端子14および13は、出入り
するR3232データを受取り、これがマイクロコントローラ802、従ってこ
れにより装置10の遠隔読出しおよび制御を可能にする。このような特徴は、睡
眠研究室において、例えば、最適の療法を達成するため処方圧力を調整するため
に特に有効である。
スイッチ・アレイ814は、吸入および吐出のための所要の処方設定点圧力を表
わす入力データを与えるための8個の選択自在なスイッチを含む。特に、上部の
4個のスイッチは、処方吸入圧力を設定するため使用され、下部の4個のスイッ
チは処方呼出圧力に使用される。各設定点毎に4個のスイッチを用いて1.吸入
に対する3乃至16cm水柱から吐出に対するO乃至14C■水柱までの範囲の
16通りのあり得る設定が可能である。データ・ラッチ816は、図示の如(ス
イッチ・アレイ814と接続され、PAL804の端子12からのラッチ信号の
受取りと同時に処方データをラッチする。この処方データは、バス830上に送
られる。
マイクロコントローラ802はまた、2つの別の出力を生じる。これらの第1は
、マイクロコントローラの端子P1.0〜1.5から出力端子834に至る6線
の出力バス832を介する支チッピング・モータ回路1000に対するデータで
ある。第2の別の出力は、線834および出力端子836を介するブロワ・モー
タ回路900へのパルス幅変調された信号(PWM)である。
図9は、ブロワ・モータ回路900を示す概略回路図であり、この回路はマイク
ロコントローラ802から端子836においてパルス幅変調信号を受取り、また
リセット回路820から端子824において反転リセット信号を受取る。ブロワ
・モータ回路900はまた、端子902におけるブロワ・モータ904の速度を
表わすパルス出力信号をマイクロコントローラ802に対して与える。
端子824において受取られたリセット信号は、モータ・ドライバ906(タイ
プUC3524A)の端子10に接続される。端子836におけるマイクロコン
トローラ802からのパルス幅変調信号は、低域フィルタC6(1,0μF)お
よび抵抗R7(24,9にオーム)を介してモータードライバ906の端子2に
与えられる。
ドライバ端子7は、コンデンサC7(0,003μF)を介して接地され、また
端子6は抵抗R8(49−9にオーム)を介して接地されている。端子8は接地
され、端子15は+12vdcの電源電圧を受取る。ドライバ端子12.13.
16は+5vdcのV−と接続される。
モータ・ドライバ906は、θ〜5vdcの入力パルス幅変調信号を、プログラ
ム可能アレイ・ロジック(PAL)(タイプ16L8)端子に対するその端子1
1および14における0乃至+12vdCの対応する出力へ変換する。これら端
子はまた、抵抗R9(0,5オーム)を介して接地される。PAL908は、ブ
ラシレスDCブロワ・モータ904 (Fasco社タイプ70000−351
7)のステータおよびロータに対する2つの位相として端子19および18に各
出力を生じる。PAL908の出力は、電圧レベルを+5乃至+12vdCにシ
フトするレベル・コンバータ910.912 (MC14504)に対する各入
力である。レベル・コンバータ910.912からの+12vdC出力は更に電
界効果トランジスタ(SENSFET)(MoLorola 5ENSFETタ
イプMTP4ONO6M)914および916の各ゲートに対し、て送出される
。5ENSFET914および916の各ドレーン端子は、それぞれブロワ・モ
ータ904の端子OAおよびOBに接続され、各位相入力をそのステータおよび
ロータへ与える。
+12vdcの電力は更にレベル・コンバータ910,91.2、およびブロワ
・モータ904の共通電力端子CPへ与えられる。
各5ENSFET914.916のソース端子は図示の如くグラウンドに接続さ
れる。
5ENSFET914.916はそれぞれ、各5ENSFETを介して電流のサ
ンプリングを行う線918および920に別の対の出力を含む。これら出力は、
抵抗RIO(100オーム)の両端に接続されて電流サンプルに対する電流経路
を提供し、これによりこれを表わす電圧をモータ・ドライバ906の端子3およ
び4に与える。ドライバ906は、ブロワ・モータ904に流れる電流を表わす
この入力電圧に応答して、モータの過大電流の際に端子11および14に出力の
デユーティ・サイクルを生じる。
ブロワ・モータ904は更に、モータのステータの磁極を流れる度に電圧パルス
を生じるように動作可能なホール効果トランスジューサを備えている。これら出
力パルスは、モータ904の速度を表わし、モータ端子HALLにおいて線92
2を介して出力端子902へ与えられ、またフィードバックとしてモータ・ドラ
イバ906へ与えられる。端子902におけるモータ・ブロワの速度を表わす出
力パルスは、その端子H31,0においてマイクロコントローラ802へ与えら
れる。
モータ・ブロワ速度を表わすパルスは、モータ・ドライバ端子1および9に対す
る入力前に典型的な電圧に変換される。図9に示されるように、線922はコン
デンサC8(0,01μF)の片側と接続され、その他方の側は抵抗R11(1
0にオーム)の片側およびダイオードD6のアノードに接続される。抵抗R11
の他の側は接地される。
ダイオードD6のカソードは、接地されたコンデンサC9(0,1μF)の片側
、接地された抵抗R12(1Mオーム)および抵抗R13(100Kオーム)の
片側に接続される。抵抗R12の他の側は、コンデンサCI (0,22μF)
の片側、抵抗R14(10Mオーム)の片側、およびモータ・ドライバ1とそれ
に対する入力として接続される。コンデンサCIOおよび抵抗R14の他の側は
ドライバ端子9と接続されている。
構成要素C8〜C10、R11−Rl4およびドライバD6のこのようなネット
ワークは、線922における周波数パルスをそれを表わす電圧に変換する。即ち
、このネットワークは、長い時定数を生じるコンデンサC9(0,1μF)の大
きな容量により周波数/電圧コンバータとして働く。モータ・ドライバ端子1お
よび9に与えられる電圧値は内部コンパレータヘフィードバックを与え、これは
この電圧を端子2で受取ったパルス幅変調信号から得た設定点と比較する。
図10は、端子834におけるマイクロコントローラ802から受取ったデータ
に従って弁要素46を位遣決めするためステッピング・モータ44を付勢するス
テッピング・モータ回路1000を示している。ステッピング・モータ44は、
0rfental Motor社から得られるVEXTAモデルであることが望
ましく、400「ステップ」で1回転を生じることができ、また必要に応じて、
半分のステップも可能である。当業者は理解するように、モータ44は出力バス
832上で端子834に入力として与えられる次の逐次電圧段階パターンの印加
と同時にシフトするように動作可能である。特に、バス832は、ドライバ・チ
ップに対するパターン・データである6つの線を含む。
この段階的パターン・データは、それぞれマイクロコントローラ802の端子P
1.0乃至1.3からの端子A、B、CおよびDにおけるステッピング・モ−タ
・ドライバ・チップ1002 (タイプrSGSJのL298N)に与えられる
。
ドライバ1002は、ステッピング・モータ44と接続される端子2.3.13
および14における対応する出力に対して入力データ電圧を+5vdcから+1
2vdcヘシフトする。ダイオードD7.8.9および10のアノードはドライ
バ1002の4つの出力線の各々と接続され、そのカソードは電圧プルアップの
ため+12vdcと接続される。それに対応して、ダイオードDll、12.1
3および14のカソードはそれぞれ出力線と接続され、各ダイオードのカソード
は電圧プルアップのため図示の如(接地されている。
図1Oに示されるように、+5vdcがドライバ端子9に、+12vdcがドラ
イバ端子4に与えられ、また端子1.8および15は全て接地される。
図11乃至14は、マイクロコントローラ802に対する作動プログラムを示す
コンピュータ・プログラム・フローチャートである。
図11は、マイクaコントa−ラ802を動作させるためのコンピュータ・プロ
グラムの主ルーチンの始動部分を示す。論理的ローのリセット信号が論理的にハ
イになった後、プログラムはステップ1102に入り、これがコントローラ20
に通気弁組立体16をその「ホーム」ポジションヘシフトさせる。特に、このス
テップは、マイクロコントローラ802に線832および端子834を介してス
テッピング・モータ回路1000に対する逐次パターン出力のデータを生じさせ
る。これは、ステッピング・モータ44を中間位置ヘシフトさせ、ここで弁要素
46は図5に示されるように管路端部32および58を略々半分閉鎖し、あるい
は単一管路実施例においては管路端部32のみを閉鎖する。
次に、プログラムはステップ1104へ進み、スイッチ・アレイ814に設定さ
れた如き吸入および呼出処方圧力値を読出し、またアドレス/データ・パス83
0を介して読出しを行う。ステップ1104はまた、マイクロコントローラ80
2をしてスイッチ814に設定された圧力の処方に従ってブロワ・モータ904
の動作速度を設定させる。このブロワ速度は、処方圧力レベルが最大吸入時に得
ることができるように、充分な周囲空気量が管路12に供給されることを保証す
るのに充分に早いレベルに設定されるべきである。処方設定値と対応するブロワ
・モータの速度データは、望ましくは索引(ルックアップ)テーブルに記憶され
ることが望ましい。ステップ1104はまた、マイクロコントローラ端子H51
,0において内部バッファに記憶されたどの値もクリヤする。
次いで、プログラムはステップ1106へ進んで、プログラムの調時された割込
みがタイミングを開始することを可能にする。
ステップ1108において、プログラムはソフトウェア・フラッグ「フェーズ(
pha s e)Jを吸入rlJに等しく設定し、これがプログラムを患者の呼
吸サイクルの吸入位相から初期化する。このステップはまた、ブロワ検査カウン
タをゼロに初期化する。以下本文に更に述べるように、主ループを128回実貸
した後プログラムはブロワ速度を読出す。
次に、プログラムはステップ1110へ進み、これがマイクロコントローラの入
力端子ACHOおよびACHIと接続された内部アナログ/ディジタル・コンバ
ータ(ADC)を始動する。
ステップ1112は、索引テーブルにおけるデータに従ってスイッチ・アレイ8
14に設定された吸入処方値に従う吸入位相に対する圧力設定点を設定する。
このステップはまた、装置の始動モードを連続的な正の気道圧力(CPAP)と
して定義する。即ち、以下に更に述べるように、プログラムは、患者の最初の8
回の呼吸に対する吸入設定点圧力で連続的な正の圧力を生じるように装置10を
作動させる。ステップ1112はまた、患者の呼吸サイクルのカウントに備えて
呼吸カウンタをゼロに初期化する。
ステップ1112の完了後、プログラムは図12に示される如き主ルーチン「M
AIN LOOPJ 1200へ進む。ステップ1202はこのルーチンの最初
のステップであり、これにおいてプログラムは8回のADC変換にわたって圧力
ドランスジューサ701により検出される如き平均圧力を計算する。即ち、マイ
クロコントローラ802は、マイクロコントローラ端子ACHO(および、2重
管路実施例においてはACHIも)で受取られた8つの最近の圧力の読みを記憶
する内部の「リング」バッファを含む。更に以下に述べるように、ADCの割込
みルーチンは、22μ秒毎に入力アナログ値をディジタル形態へ変換し、最近の
ディジタル値をリング・バッファに連続的に記憶する。ステップ1020は、累
積バッツァ値を8で除すことにより平均値を計算する。ステップ1202もまた
、圧力設定点から平均圧力における偏差即ち誤差を計算する。
次に、プログラムはステップ1204へ進み、これがステップ1202において
計算された誤差NO大きさが許容最大誤差より大きいかどうか質問する。これは
、いわゆる「デッド・バンド」を提供してシステムが「ハンチング」することを
防止する。
ステップ1204における回答がYESであれば、プログラムはステップ120
6へ進み、圧力偏差を正すため必要なステッピング・モータ44のステップ数お
よび方向を計算する。即ち、ブロワにより生じる空気量、システムの流体容量お
よびシステムからの漏れに応じて、索引テーブルに以前に記憶されたデータを参
照することにより要求されるステップ数を略々決定することができる。
次に、プログラムはステップ1208へ進んで、図13に示され更に以下におい
て論述するルーチンrVALVE 5TEPJ を実行する。VALVE 5T
EPルーチン1300は、ステップ1206で決定された方向の要求されるステ
ップ数だけ弁を歩進させるのに必要なデータ・パターンを逐次提示する。
サブルーチン1300の実行後、即ちステップ1204の後、パターンはステッ
プ1210へ戻る。このステップは、ステッピング・モータ44の前の8回の運
動を連続的に記憶する内部弁バッファに実際に実現された弁のステップ動作回数
および方向を記憶する。この情報により、弁運動の勾配(スロ一プ)は、弁勾配
のバッファの和を8で除すことにより計算することができる。8つの値が等しい
時間間隔で記憶され、このため8で除されたバッファの和が値の運動の最初の導
関数を表わすため、これは勾配を示す。
例えば、図6において、呼出後の休止の後、また所要の設定点圧力を達成した後
、圧力対設定点における大きな誤差は存在しない。このため、値の位置の変更は
不要であり、従って前の8つの値のステップはゼロに等しく勾配ゼロを示し、こ
のことは図6における弁位置のカーブの平坦部分により示される。対照的に、患
者が吸入を開始する時は、値の位置は最初迅速に管路32内の圧力を維持する閉
鎖位置へ移動しなければならない。ステッピング・モータ44において多数の正
のステップが実行されると、勾配バッファに記憶された値は高い正の勾配を示す
。反対に、吸入の終り付近では、弁は、管路32内の圧力を維持して大きな負の
勾配を示すため負の方向に多数ステップ実行しなければならない。この勾配情報
は、以下に更に論述するように、患者の呼吸サイクルにおける色々な点を決定す
るため使用される。
次いで、プログラムはステップ1212へ進み、呼出に対するフェーズ・フラッ
グが設定されるかどうかを質問する。プログラムは、フェーズ・フラッグが吸入
に対して設定されると初期化されており、そのため主ループ1200の最初の数
回のパス中、1212における回答はNoであり、プログラムはステップ121
4へ進んで、フェーズ・フラッグが吸入に対して設定されるかどうかを質問する
。
このフラッグが吸入として初期化されるため、ステップ1214における回答は
YESとなり、プログラムはステップ1216へ進む。
ステップ1216は、変数「タイマー・カウンタ」が変数「吸入終了時点」に対
する値より大きいか、またステップ1210で計算される如き勾配が0. 5よ
り小さいかこれと等しいかどうかを質問する。変数「タイマー・カウンタJ (
TMRCNT)は、ゼロにおいて初期化されたソフトウェア・カウンタであり、
13m秒毎に増分する。変数「吸入終了時間」は、予め定めた平均値と等価であ
る吸入時間を表わすデフオールド値において初期化された。以下に更に論述する
ように、変数「吸入終了時間」は、初期の8回のパスが主ループ1200を通っ
た毎に呼吸サイクル毎に再計算される。ステップ1216は、図6における吸入
の終りにおける値位置のカーブの勾配により示される如き−5より小さな値の勾
配により更に確認される如く正常な吸入が完了するため充分な時間が経過したか
どうかを判定するように動作する。
最初のパスが主ループ1200にある間、ステップ1216における回答はNO
であり、プログラムは、これがゼロに初期化されたブロワの検査カウンタが12
8と等しいかどうかを質問するステップ1218へ進む。それまでは、ステップ
1218における回答はNOであり、プログラムはステップ1220へ進んでブ
ロワ検査カウンタを増分する。次いで、プログラムはステップ1202へ戻り、
ステップ1218における回答がYESとなるまでステップ1202〜1220
を反復的に実行し、YESになると同時に、プログラムはステップ1222へ進
み、図15に示される如きサブルーチンrCHECK BLOWER5PEED
J1200を実行する。以下本文において更に論述されるように、このステップ
はブロワ速度を監視して、このブロワが処方の設定値に従ってステップ1104
において初めに設定された設定点速度で実行中であることを保証する。プログラ
ムは次にステップ1224へ戻ってブロワ検査カウンタをゼロにリセットする。
吸入終了時間に対して設定されたデフオールド時間を越える充分な時間が経過し
た後、また弁位置カーブの勾配が患者の吸入の終りを示す−5と等しいかあるい
はこれより小さい時、ステップ1216における回答はYESとなり、プログラ
ムはステップ1218へ進み、これが動作モードが呼吸の鼻腔圧力(INAP)
に対して設定されるかどうか質問する。これは、ステップ1112におけるCP
APモードで初期化された。最初の8回の呼吸サイクルの間、ステップ1226
における回答はNOであり、プログラムはステップ1228へ進み、これが呼吸
カウンタが8より小さいかあるいはこれに等しいかを質問する。呼吸カウンタは
ゼロで初期化され、プログラムの最初のパスの間、ステップ1220における回
答はYESとなり、プログラムはステップ1230へ進んで呼吸カウンタを増分
する。
次にプログラムはステップ1232へ進み、これが変数「サイクル時間」をタイ
マー・カウンタに存在するその時の値に等しく設定する。このステップは、各吸
入位相の終りに入り、1つの呼吸サイクルの終りおよび別のサイクルの初めをマ
ークする。このため、1つの呼吸サイクルの時間、即ちサイクル時間は、これも
ステップ1232における各呼吸サイクルの終りにゼロにリセットされるタイマ
ー・カウンタに存在する時間値と等しい。
ステップ1232はまた、3で除された新たなサイクル時間と等しい新たな吸入
間隔時間を設定する。統計的には、吸入時間の平均は、典型的な呼吸サイクルの
約40%である。しかし、ステップ1232は、この値がステップ1216にお
いて早期に、即ち予期される実際の吸入時間の終りにクロック・アウトすること
を保証するため、吸入間隔を最近のサイクル時間の33%に等しく設定する。
ステップ1232もまた、変数「吸入開始時間」を2で除した新しいサイクル時
間に等しく設定する。吸入位相の終りとマークされたサイクルの初めに、次の吸
入開始時間は通常サイクル時間の60%が経過した後に生じることが予期される
。しかし、ステップ123粂は、吸入が開始することが予期される前に鼻腔圧力
における増加を保証するため、吸入開始時間を予期される吸入時間より早い50
%に設定する。
主ループ1200が呼吸カウンタに示される如き8つの呼吸サイクルを検出した
後、ステップ1228における回答はNoであり、プログラムはステップ123
4へ進み、これが動作モードをINAPとして設定する。rNAPモードの設定
におけるこの8サイクルの遅れは、呼吸サイクルの追跡における信頼し得るデー
タを保証する。
モードがINAPとして設定されると、ステップ1226における次のパスの間
の回答はYESとなり、プログラムはステップ1236へ進んで圧力の設定点を
排気処方に等しく設定する。即ち、吸入位相はステップ1216において決定さ
れる如く終了し、8回の呼吸がステップ1228において決定された如く追跡さ
れ、モードはINAPとして設定され、これが呼出の間の圧力の減少を許容する
。これらの条件が満たされると、制御された圧力の設定点が予め定めた排気処方
設定点まで下げられる。
通常は、排気圧力はゼロ即ち周囲圧力に予め定められ、その結果患者は正常に呼
出が可能となる。しかし、ある状況では、施療者は、スイッチ・アレイ814(
図8)のより低い4回の切換え点に設定される呼出の間、僅かな正圧を要求する
ことがある。
ステップ1236はまた、呼出に対するフェーズ・フラッグを設定する。
主ループ1200の次のパスの間、ステップ1212における回答はYESであ
り、即ち位相が「呼出」であり、プログラムはステップ1238へ進み、タイマ
ー−カウンタにおけるその時の値がステップ1232において前に設定された吸
入開始時間より大きいかあるいはこれと等しいかを質問する。あるいはまた、ス
テップ1238は、弁位置の勾配が呼出の終りを独立的に示す7より太きL)か
どうか質問する。図6において、呼出の終りに、設定点圧力を維持するように通
気端部32を狭搾するため、弁は正の方向に迅速に段階的動作しなければならな
い。この急激な変化は、70より大きな正の勾配を示す。
もしステップ1238における回答がNOならば、プログラムは回答がYESと
なるまでループし続け、この時プログラムはステップ1240へ進んで吸入に対
するフェーズ−フラッグを設定し、圧力設定点を吸入処方値に設定し、変数「吸
入の終了時」に対する値をその時存在するタイマー・カウントに吸入間隔時間を
加えたものに等しく設定する。タイマー・カウントのその時の値は、前の吸入位
相の終りをマークしたその時の呼吸サイクルの初めからの経過時間と対応する。
開始直前の吸入位相は、その時のタイマー・カウント値に吸入間隔時間を加えた
ものと同時に、あるいはその後に終らねばならない。このため、ステップ124
0は、ステップ1216において使用される吸入間隔時間として新しい値を提供
する。通常、この値は実際の吸入の終り前に達して、遷移勾配の読みが誤って吸
入位相の終りをマークしないことを保証するため使用される。このため、ステッ
プ1216における要件は、吸入終了時間の満了と−0,5より小さいかこれと
等しい勾配との両方に対するものである。
当業者には明らかなように、ステップ1238は、動作するプログラムの残部と
共働して、患者の吸入の開始前に吸入設定点圧力が増加することを保証する。
最初に、弁位置の勾配が7を越えるかどうかを監視することにより、呼出の終り
を検出することができる。呼出位相の終りをマークすることで、これが次の吸入
位相の初めに先立つ呼吸サイクルにおける点であることを保証する。更に、吸入
に先立つ圧力の増加は、タイマー・カウントがステップ1238における予め定
めた吸入開始時間より大きいかこれに等しいかどうかを監視することにより確保
される。このため、もし偶発的あるいは誤った勾配の読みが検出されたならば、
吸入開始時間がステップ1232において予期される開始時間よりやや短く設定
されたことを思い出せば、タイマー・カウントが予め定めた吸入開始時間を越え
る時、鼻腔圧力における上昇は、依然として吸入に先立って保証される。
図13は、ステッピング・モータ回路1000を介してステッピング・モータ4
4に対して所要のステップ・パターンを逐次印加するように動作するVALVE
5TEPサブルーチン1300を示す。サブルーチン1300は、変数「最終
有位l」をその時の弁位置にステップ1206 (図2)において決定されたよ
うに要求される弁の補正を加えたもの(あるいは、差し引いたもの)に等しく設
定することにより、ステップ1302において入る。ステップ1302はまた、
変数「弁位置」をその時の弁位置に等しく設定する。
次いで、プログラムはステップ1304へ進み、これが補正の方向がゼロより大
きい、即ち通気端部32を狭搾する正の方向であるか、あるいは反対方向である
かを質問する。ステップ1304における回答がYESならば、プログラムはス
テップ1306へ進み、これがステップ1302における決定された如き最終位
置がステップ160を越えるかどうかを質問する。即ち、このステップは、要求
された即ち所要の最終弁位置が最大許容位置を越えるかどうかを判定する。もし
そうであれば、プログラムはステップ1308へ進み、これが最終弁位置を16
0に等しく設定する。
ステップ1306における回答がNoならば、あるいはステップ1308の後な
らば、プログラムはステップ1310へ進んで変数「弁位置」を「弁位置」プラ
ス1に等しく設定する。換言すれば、プログラムは、最終位置に達するまでステ
ッピング−モータ44を一時に1ステツプずつ増分させる。
次いで、プログラムはステップ1312へ進み、これが新しい弁位置がステップ
1302において決定された如き最終弁位置より小さいかあるいは等しいかを質
問する。所要の最終弁位置に達したことを示すNoならば、プログラムは主ルー
プ121Oへ戻る。
ステップ1312における回答が最終弁位置にまだ達しないことを示すYESな
らば、プログラムはステップ1314へ進み、これはメモリーから次のブロワ・
モータの歩道動作のための歩進パターンを検索する。次いで、プログラムは、こ
の歩道パターンをステッピング・モータ回路1000へ、従ってステッピング・
モータ4434へ送るため、バス832の線を付勢する。
このプログラムはステップ1310へ再び戻り、最終位置が得られるまで逐次一
時に1つずつ歩道パターンを実行し続ける。
補正のための回転方向がステップ1304において決定される如く負であれば、
プログラムは図示の如くステップ1316〜1324へ進み、より多くの空気を
め所要数の歩道パターンを実行する。ステップ1316は、ステップ1302に
おいて決定された最終位置がゼロより小さく移動許容限度を越えた弁位置を示す
かどうか質問する。もしそうであれば、プログラムはステップ1318において
最終位置をゼロに設定する。
ステップ1320は、変数「弁位置」を減分し、ステップ1322が新たに決定
された「弁位置」が所要の最終位置より大きいかあるいは等しいかを質問する。
もしYESであれば、ステップはプログラム1324へ進み、次いで再びステッ
プ1322へ戻る。ステップ1322における回答がNoならば、プログラムは
主ループ1210へ戻る。
図14は、圧力ドランスジューサ回路700から受取る圧力データへのアナログ
/ディジタル変換を行い、このデータをメモリーに記憶するためXμ秒毎に実行
されるその割込みを有するADC割込みサブルーチン1400を示す。サブルー
チン1400は、その時のデータをマイクロコントローラ802の内部のADC
レジスタから検索するステップ1402において入る。このデータは、主ループ
のステップ1202 (図12)において使用されるようにADCバッファに記
憶される。このデータは、8つのバッファ場所(ロケーション)の1つである場
所rLJに記憶される。次いで、プログラムはステップ1404に進んで、AD
Cデータの次のセットが次のバッファ場所に遣かれるように場所変数「L」を増
分する。プログラムは、ステップ1406へ進み、これがrLJがADCバッフ
ァに設けられた場所数より大きい8と等しいかどうかを質問する。もしそうであ
れば、プログラムは場所rLJをゼロにリセットし、これがバッファにおける最
初の場所となる。ステップ1408の後、あるいはステップ1406における回
答がNoならば、プログラムはステップ1410へ進み、これがADCに別のデ
ータ変換を行うように教示する。次いで、プログラムは割込みから主ループへ戻
る。
図15は、主ループ1200のステップ1222から入り、ブロワ・モータ94
におけるホール効果トランスジューサからマイクロコントローラの端子H31゜
0で受取られる如きその時のブロワ速度を読出すステップ1502へ進むCHE
CK BLOWER5PEEDサブルーチン1500を示す。次にプログラムは
ステップ1504へ進み、これが処方吸入圧力と対応するブロワ速度設定点を検
索してこの設定点を検出された更に低い速度と比較する。プログラムは次にステ
ップ1506へ進み、これがブロワ速度が設定点の最大誤差範囲内にあるかどう
かを質問する。もしそうでなければ、プログラムは、ステップ1508において
マイクロコントローラ端子PWMにおいて生じブロワ・モータ回路900へ送ら
れるパルス幅変調信号のパルス幅を調整する。ステップ1508の後、あるいは
ステップ1506における回答がYESであれば、プログラムは主ループへ戻る
。
図16および図17は、患者の気道圧力変化、特に気道の音が監視されて、応答
して患者の気道圧力が制御される本発明の別の特徴を示す。特に、図16は端子
718を介して圧力ドランスジューサ回路700から入力を受取り、マイクロコ
ントローラ802に対して出力を送る音分析回路1600を示す電気的ブロック
図である。当業者は理解するように、音は圧力の変動であり、このため望ましい
圧力センサ回路700もまた、気道の音を表わす圧力変動を検出して、端子71
8においてこれらの変動を典型的な信号に変換するように作動可能である。
圧力センサ回路700からの信号は前置増幅器1602へ送られ、この増幅器が
低域(ローパス)フィルタ1604、帯域(バンドパス)フィルタ1606、帯
域フィルタ1608および高域(バイパス)フィルタ1610へ送るため信号レ
ベルを増幅する。低域フィルタ1604は、マイクロコントローラ802に対し
て低い周波数(可聴周波数以下)の圧力変動および鼻腔圧力を表わす出力「DC
」を与えるため含まれる。
フィルタ1606〜1610は、可聴周波数スペクトルを3つの成分、即ちそれ
ぞれ10〜200H2,200〜800Hz、および800Hz以上に分割する
。
フィルタ1606〜1610からの出力は各フィルタ1612.1614および
1616を通り、これらが更に整形された出力を低域フィルタ1618.162
0および1622へ送る。低域フィルタ1618〜1622は、各整形入力をそ
れぞれの可聴スペクトル成分を裏わす等価のDC電圧出力rLOWJ、「MED
J、「HI」に変換する。これら3つの出力は、出力rDClと共に入力として
マイクロコントローラ802へ与えられ、これが内部のアナログ/ディジタル変
換を用いて3つのスペクトル成分を表わすディジタル・データを生じる。
図17は、本発明の圧力変動特性と関連してマイクロコントローラ802を作動
させるプログラムの一部として含まれることが望ましい5OUND ANALY
SISサブルーチン1700のコンピュータ・プログラム・フローチャートであ
る。サブルーチン1700は、ステップ1702において入り、これが回路16
00から受取るアナログ人力rDC4、rLOWJ、rMEDJ、「HI」のア
ナログ/ディジタル変換を開始する。望ましい実施態様においては、ステップ1
702が平均化された各々の吸入および変換値毎に多数回(例えば、10回)構
成される。DC,LOW、MEDおよびHTのディジタル表示の平均値は、更に
本文に論述されるようにステップ1706〜1716に対して用いられる。
次に、プログラムはステップ1704へ進み、これがソフトウェア変数「古い状
態J (O8)をプログラムの前のパスにおいて決定された変数「新しい状態」
(NS)に等しく設定する。このステップは、変数NSをゼロに等しく設定する
。
ステップ1706において、プログラムは入力rDCJが予め定めた閾値より大
きいかどうかを質問する。この閾値は、検出可能な気道前が発生しつつあること
を示すに充分なレベルに設定される。もし回答がNOならば、プログラムは主ル
ープへ戻る。もしそうであれば、プログラムはステップ1708へ進み、これが
以後のステップと共に、回路1600により決定される如き気道前のスペクトル
分析を行う。特に、ステップ1708は、入力LOWが予め定めた閾値であるか
どうかを質問する。もしYESならば、プログラムはステップ1710へ進み、
これが変数NSを1だけ増分する。
ステップ1710における回答がNOならば、あるいはステップ1710の後、
プログラムはステップ1712へ進み、入力MEDがその関連する閾値より大き
いかどうかを質問する。もしそうであれば、プログラムはステップ1714へ進
み、これが変数NSを2だけ増分する。
ステップ1712における回答がNoならば、あるいはステップ1714の後、
プログラムはステップ1716へ進み、入力HIがその予め定めた閾値より大き
いかどうかを質問する。もしそうであれば、ステップ1718は変数NSを4だ
け増分する。
ステップ1716における回答がNOならば、あるいはステップ1718の後、
プログラムはステップ1720へ進む。ステップ1720は、図17に示される
如き変数O8およびNSの関数として変数「遷移」 (T)を計算する。変数T
は、どの動作(もしあれば)が患者の呼吸気に加えられるガス圧力の上昇または
降下に関して行われるべきかを決定する際に使用される気道前のスペクトル特性
を提供する。この決定は、変数Tをポインタとして用いるメモリーに記憶された
索引テーブルであるいわゆる「動作(アクション)テーブルJの使用によりステ
ップ1722において生じる。望ましい動作テーブルが、本文の開示の一部とし
て付属書Iとして添付される。
動作テーブルからの圧力の上昇、降下または維持を含む適正な動作の決定と同時
に、プログラムはステップ1724へ進んでこの動作を実行する。望ましい実施
態様においては、動作が指示する圧力の変化はL Ocmの水圧の増分単位であ
る。
ステップ1722において決定された動作がいびき音が生じないことを示す「な
し」であれば、ステップ1724において患者に加えられる圧力が0.5cm水
柱だけ降下されることが望ましい。このように、プログラムは、圧力が必要以上
に高いレベルに維持されないことを保証する。例えば、もし検出された気道音が
圧力の上昇を促した後気道音が消えるならば、圧力は必要以上に僅かに上昇され
たことになる3、従って、気道音が再び検出されるまでプログラムは圧力を小さ
な増分時間にわたり自動的に降下させることになる。
図16および図17に関して本文に記載した本発明の特徴は、望ましい実施態様
における気道音の監視である。しかし、圧力ドランスジューサ回路700が気道
音と関連するもの以外の多くの形式の圧力の変化に感応することが明らかであろ
う。例えば、回路700は、呼出および吸入と関連する可聴周波数以下の変動ま
たは圧力の変動を検出するため使用することができる。このような能力により、
患者の呼吸がリズミカルであるか、乱れているか、あるいは呼吸停止症状ならび
に呼吸速度、吸入および呼出持続時間、および流速の如き患者の呼吸についての
多くの情報を集めることができる。従って、このような能力により、患者の呼吸
を適正に特徴付けることができ、呼吸の特質を計量化できる。
更にまた、この情報は、例えば呼吸症状および処lの効果の診断において外科医
が使用するために後でダウンロードするためメモリーに記憶することができる。
このように、睡眠研究施設において費やされる経費および時間が避けられ、ある
いは少なくとも最小限に抑えられる。更に、睡眠中あるいは患者が睡眠に入る前
の双方において最小限に必要な圧力のみが加えられる故に、患者の快適性が強化
される。快適性が増せば、患者は処方された処置を続けて更に使用したいと思う
ようになり、これによりこれから最大限の効用を得るようになる。
当業者には理解されるように、本発明は、本文に記載した望ましい実施態様にお
ける多くの変更を網羅する。例えば、本発明は睡眠時呼吸停止において有効であ
るが、その効用はこれに止まらず、本発明は容易化された呼吸が処lにおける一
因子である多くの状態において有効である。例えば、吸入直前に始まる呼吸気圧
の上昇は他の方法よりも深い吸入を生じる。これは、少ない圧力による容易な呼
出が伴う時、深い吸入およびこれによる血液の酸素飽和が増えることが有利とな
るある心臓血管性症状の処置において有効である。更にまた、本発明は、麻酔ま
たは酸素添加雰囲気の如き呼吸可能なガスの使用も包含する。
先に述べたように、患者の呼吸気に対して比較的高いガス圧力を加えるため鼻腔
ピローは患者の接続のための望ましい手段である。しかし、本発明はまた、先に
述べたように呼吸可能ガスとして麻酔を使用する如きある状況において要求され
得る鼻腔マスクまたは全面マスクをも網羅する。
本発明の望ましい実施態様においては、患者の呼吸路に加えられる呼吸可能ガス
の圧力を増減するために通気弁組立体の位置が変更される。しかし、詳細な説明
で判るように、本装置は加えられる圧力を選択的に変化させる代わりに使用する
ことができるブロワ装置の速度の変更が可能であることを含む。このことは、通
気弁およびステッピング・モータの必要を省き、本発明の別の実施態様として有
利である製造コストを低減することになる。
本発明はまた、呼吸可能ガスが圧縮され、例えば貯蔵容器内に蓄えられ6変更例
をも包含する。
先に述べたように、望ましいコントローラは、コンピュータ・プログラムにより
操作されるマイクロコントローラ802を含む。他の相当の制御手段は、コンピ
ュータ・プログラムのないハードウェアで実現される全ての機能を持つ顧客の設
計によるチップを含み得る。
図6およびその説明に開示されたように、患者の呼吸サイクルを通気弁組立体1
6の運動を追跡することにより追跡することが望ましい。当業者は、胸郭の伸縮
、呼吸音の監視、願舌筋の活動、あるいは呼吸サイクルを表わすある相等パラメ
ータの直接的な検出等の他の手段により、呼吸サイクルの追跡が可能であること
を理解されよう。
最後の事例として、一部の医師は、呼吸サイクルが最初に追跡される間装置が低
い圧力またはゼロ圧力で始動することを選好する。これは、本発明の使用に際し
て更なる快適性を提供することができる。
付属書■
音の状態の遷移マトリックス
主 終点(新) 01234 巨 q L11i 0 0 0 0 1 1 1
1始点 Med 0 0 1 1 0 0 1 1(旧) Lowololo
lol
o 0 0 0’0 1 2 3 4 5 6 74 1 Q 0 32 33
34 35 36 37 38 39状態 コメントの記述
0 音なし
1 滑らかないびき [5snore]2 その他(ねごと) [other]
3 乱れたいびき [tsnore]
4 閉鎖除去開始 [5clob]
5 部分的な閉鎖 [parob]
6 閉鎖の除去 [c[ob]
7 Raucousいびき [rsnorel遷移 動作 コメント
0 降下 音なし
1 上昇 5snoreの開始
2 なし 他の開始
3 上昇 tsnoreの開始
4 上昇 5clobの開始
5 上昇 parobの開始
6 上昇 clobの開始
7 上昇 rsnoreの開始
8 なし 5snoreの終り
9 上昇 5snoreの継続
10 なし 5snoreの終り
11 上昇 5snoreからtsnoreへ気道挟挿か?12 上昇 気道挟
挿か?
13 上昇 気道挟挿か?
14 上昇 気道挟挿か?
15 上昇 気道挟挿か?
16 なし otherの終り
17 上昇 気道開放か?
18 なし other
19 上昇 疑似ts口ore継続
20 上昇 clob
21 上昇 c job
22 上昇 clob
23 上昇 rsnore
24 なし tsnoreの終り
25 上昇 tsnoreから5snoreへ26 上昇 気道挟挿か? 気流
減少か?27 上昇 tsnore
28 上昇 気道挟挿か? 気流増加か?29 上昇 気道挟挿か? 気流減少
か?30 上昇 気道挟挿か? 気流減少か?31 上昇 気道挟挿か? 気流
増加か?32 なし
33 上昇 閉鎖後気道開放
34 上昇 閉鎖後気道開放
35 上昇 閉鎖後気道開放
38 上昇 閉鎖後気道開放
39 上昇
44 上昇
45 上昇 部分的閉鎖性いびき
48 なし
49 上昇 閉鎖後気道開放
50 上昇 閉鎖後気道開放
51 上昇 気道開放気流減少
52 上昇 気流増加
55 上昇 閉鎖後気道開放
56 なし
57 上昇 気道開放
58 上昇 気流減少
59 上昇 気道開放
60 上昇 気道挟挿か? 気流増加か?63 上昇
浄書(内容に変更なし)
FIG、7
FIG、11 FIG、14 FIG、15補正書の翻訳文提出帯
(特許法第184条の8)
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1.患者の気道の少なくとも一部を制御可能なガス圧力にある供給源からの呼吸 可能ガスで加圧する手段を有し、吸入および呼出位相を持つ反復的呼吸サイクル を有する患者と接続されたガス供給装置と接続するための呼吸を容易にする装置 であって、 吸入位相の開始前および前の吸入位相の後の呼吸サイクルにおける時点を決定す る手段と、 前記決定手段と作用的に接続され、かつこれに応答して、呼吸サイクルにおける 前記時点において選択されたより高い圧力レベルヘの前記ガス圧力の増加を開始 し、吸入位相の少なくとも一部の間前記のより高いレベルに前記ガス圧力を制御 し、かつその後次の呼出位相の少なくとも一部の間、より低い圧力レベルを生じ るように前記ガス圧力を降下させるガス制御手段とを設け、患者は呼吸と関連す る検出可能な音を生じ、患者の呼吸音を検出する手段を更に設け、前記制御手段 は、前記検出手段に応答して前記検出された音に従って患者の呼吸路の少なくと も一部に供給される前記より高い圧力レベルを制御する装置。 2.前記呼吸可能ガスを圧力下で供給するガス供給手段と、前記ガスを供給する ため、患者の呼吸路の少なくとも一部と流通自在に接続する患者接続手段と、 前記ガス供給手段と前記患者接続手段とを流通自在に接続する管路手段と、前記 ガス圧力を制御するため、前記管路手段と流通自在に接続されてこれから前記ガ スを選択的に通気する制御自在な弁手段とを更に設ける請求項1記載の装置。 3.前記呼吸可能ガスが周囲空気を含み、前記供給手段が、周囲空気を圧力下で 前記管路手段に対して、またこれにより呼吸路に対して供給するブロワ手段を含 む請求項2記載の装置。 4.前記ブロワ手段が、前記管路手段に対する周囲空気の供給を選択的に変更す るよう作動可能なモータ駆動される可変速度のブロワを含む請求項3記載の装置 。 5.前記患者接続手段が、前記ガスを患者の鼻腔呼吸路へ供給するため、患者の 鼻孔と封止係合する鼻孔接続手段を含む請求項2記載の装置。 6.前記管路手段が通気端部を含み、前記弁手段が、通気される前記ガス量を選 択的に変化するため前記通気端部に隣接したモータで変位可能な弁要素を含み、 かつ該要素と接続されてこれを変位させる制御可能なモータを含む請求項2記載 の装置。 7.前記モータが、ステッピング・モータを含む請求項6記載の装置。 8.前記管路手段が、患者による前記ガスの吸入のため前記ガスを前記供給手段 から前記患者接続手段へ供給する供給管路と、排出されたガスを前記患者接続手 段から前記弁手段へ供給する排気管路とを含む請求項2記載の装置。 9.前記供給および排気管路は各々ガス流の方向を制限する逆止弁を含む請求項 8記載の装置。 10.前記呼吸可能ガスが周囲空気を含む請求項1記載の装置。 11.前記ガスが補充酵素を含む請求項10記載の装置。 12.前記決定手段が更に、患者の呼吸サイクルを追跡する追跡手段を含み、該 追跡手段が、前記ガスの流速および呼吸サイクルの間患者により吸入され呼出さ れる前記ガス流の方向を決定することにより、前記前記呼吸サイクル吸入および 呼出位相、および呼吸サイクルを表示する手段を含む請求項1記載の装置。 13.前記決定手段が更に、患者の呼吸サイクルを追跡する追跡手段を含み、該 追跡手段は、呼出位相の終りを決定する手段を含み、前記ガス制御手段がこれに 応答して前記ガス圧力の前記増加を開始する請求項1記載の装置。 14.前記決定手段が更に、患者の呼吸サイクルを追跡する追跡手段を含み、該 追跡手段が少なくとも1つの前の呼吸サイクルと関連する予め定めた吸入開始時 間を決定し、かつこれと関連する呼吸サイクルにおけるある時点で前記ガス圧力 の増加を開始する手段を含む請求項1記載の装置。 15.前記決定手段が更に患者の呼吸サイクルを追跡する追跡手段を含み、該追 跡手段が、1つの呼吸サイクルの終りおよび別の呼吸サイクルの初めを表わす吸 入位相の終りを決定する手段を含む請求項1記載の装置。 16.前記呼吸可能ガスを圧力下で供給するガス供給手段と、該ガスを供給する ため患者の呼吸路の少なくとも一部と流通自在に接続する患者接続手段と、 前記ガス供給手段と前記患者接続手段とを流通自在に接続する管路手段と、該管 路手段と流通自在に接続されて、内部の前記ガス圧力、従って患者の呼吸路内部 の前記ガスを選択的に通気する制御可能な弁手段とを設け、前記ガスは周囲空気 を含み、前記供給手段は、周囲空気を圧力下で前記管路手段に、従って呼吸路に 対して供給するブロワ手段を含み、前記管路手段は通気端部を含み、 前記弁手段は、前記通気端部に隣接して通気された前記ガス量を選択的に変更す るモータで変位可能な弁要素を含み、かつ前記要素の選択的な位置決めを行うス テッピング・モータを含み、 前記管路手段内部のガス圧力を検出する圧力検出手段を更に設け、前記ガス制御 手段は、前記圧力検出手段と接続されてこれに応答し、かつ前記弁要素と接続さ れて、前記管路内部のガス圧力を実質的に一定の選択されたレベルに維持するた め該弁要素を選択的に作動させる手段を含み、前記ガス制御手段は、患者の呼吸 サイクルおよび前記吸入および呼出位相をそれぞれ表示するように、前記弁手段 の変位方向および速度を決定する手段を含む請求項1記載の装置。 17.前記ガス制御手段がコンピュータ手段を含む請求項1記載の装置。 18.前記コンピュータ手段がマイクロコントローラを含む請求項17記載の装 置。 19.患者が、睡眠性呼吸停止状態となり、該睡眠性圧力レベルを軽減するため 呼吸路の少なくとも一部における予め定めた圧力レベルの加圧ガスの存在に応答 する装置において、 前記選択的な圧力レベルが前記予め定めた圧力レベルと関連する請求項1記載の 装置。 20.患者の呼吸路の少なくとも一部を制御可能なガス圧力における供給源から の呼吸可能ガスで加圧して患者の呼吸を容易にする手段を有するガス供給装置を 作動させる方法であって、患者が吸入および呼出位相を持つ反復的な呼吸サイク ルを有する方法において、 (a)吸入位相の開始前でかつ前の吸入位相の後の患者の呼吸サイクルにおける ある時点を決定し、 (b)呼吸サイクルにおける前記時点において前記ガス圧力の選択されたより高 い圧力レベルヘの上昇を開始し、 (c)吸入位相の少なくとも一部において、前記ガス圧力を前記のより高いレベ ルに制御し、 (d)その後、次の呼出位相の少なくとも一部においてより低い圧力レベルを生 じるため、前記ガス圧力を降下させるステップを含み、前記患者は呼吸と関連す る検出可能な音を生じ、 (e)患者の呼吸と関連する音を検出し、(r)前記呼吸と関連する音に従って 前記のより高い圧力レベルを制御するステップを含む 方法。 21.前記呼吸可能ガスとして周囲空気を供給するステップを更に含む請求項2 0記載の方法。 22.それぞれ吸入および呼出位相、および呼吸サイクルを表わすように、患者 により吸入呼出される前記ガス流の前記流速および方向を決定するステップを更 に含む請求項21記載の方法。 23.呼吸サイクルの前記時時点における呼出位相の終りを決定するステップを 更に含む請求項22記載の方法。 24.呼吸サイクルにおける前記時点として少なくとも1つ前の呼吸サイクルと 関連する予め定めた吸入開始時を決定するステップを更に含む請求項22記載の 方法。 25.1つの呼吸サイクルの終りと別の呼吸サイクルの初めを表わすように、吸 入位相の終りを決定するステップを更に含む請求項20記載の方法。 26.呼吸可能ガスを圧力下で供給するガス供給手段と、前記ガスを送るため患 者の呼吸路の少なくとも一部と流通自在に接続する患者接続手段と、 前記供給手段と前記患者接続手段を流通自在に接続する管路手段と、内部の、従 って前記呼吸路内の前記ガスを制御するため、前記管路手段と流通自在に接続さ れて前記ガスを選択的に通気する制御可能な通気手段とを提供し、 前記管路内の圧力を検出し 前記選択されたより高い圧力レベルおよび前記のより低い圧力レベルに前記管路 手段内の圧力を制御するため、前記通気手段を選択的にシフトし、患者の呼吸サ イクル、および吸入および呼出位相を表わすように、前記通気手段の時間的な位 置を追跡するステップを更に含む請求項20記載の方法。 27.患者が、睡眠時呼吸停止状態にあり、かつ睡眠時呼吸停止を軽減するため 呼吸路の少なくとも部分における加圧ガスの予め定めた圧力レベルの存在に応答 する請求項20記載の方法。 28.供給源からの呼吸可能ガスにより患者の呼吸路の少なくとも一部を制御可 能に加圧する手段を備えた患者と接続されたガス供給装置と接続されるための呼 吸を容易化する装置において、 患者の呼吸と関連する音を検出する手段と、前記ガス供給装置と作用的に接続す る手段を含み、前記検出手段と接続されてこれに応答して前記検出された音に従 って患者の呼吸路の少なくとも一部へ供給されるガス圧力を制御する制御手段と 、を含み、前記制御手段が、患者の呼吸音のスペクトル周波数分析を行うスペク トル分析手段と、前記音のスペクトル分析と関連する圧力変化の情報を記憶する メモリー手段と、 前記スペクトル分析に応答して、前記メモリー手段からの関連する圧力変化情報 を選択し、この情報に従って前記ガス圧力を変化させる処理手段とを含む、装置 。 29.前記検出手段が圧力トランスジューサを含む請求項28記載の装置。 30.前記検出手段がマイクロフォンを含む請求項28記載の装置。 31.前記検出手段が、前記音に応答しかつこれを表わす検出信号を生じるよう に動作可能である請求項28記載の装置。 32.前記音を構成する周波数のスペクトルを表わすスペクトル信号を生じる手 段を更に含む請求項31記載の装置。 33.前記制御手段が、前記スペクトル信号を受取り、該信号に応答してかつこ れに従って前記ガス圧力を制御する手段を含む請求項32記載の装置。 34.前記制御手段が更に、予め定めたスペクトル信号に対応する複数の制御動 作を表わすデータを記憶する手段と、前記スペクトル信号に応答してこれに対応 して前記制御動作を選択する手段と、前記選択された制御動作に従って前記ガス 圧力を制御する手段とを含む請求項33記載の装置。 35.前記制御手段がマイクロフォンを含む請求項34記載の装置。 36.前記患者の音がいびき音を含む請求項28記載の装置。 37.前記制御手段が、いびき音が検出されなくなるまでガス圧力を反復的に上 昇させるよう作動可能である請求項36記載の装置。 38.前記制御手段が、いびき音が存在しない時前記ガス圧力を降下させるよう 作動可能である請求項36記載の装置。 39.制御可能なガス圧力にある供給源からの呼吸可能なガスにより患者の呼吸 路の少なくとも一部を加圧する手段を備えた患者と接続されるガス供給装置と接 続されるための呼吸を容易化する装置であって、患者が吸入および呼出位相を持 つ反復的な呼吸サイクルを有する装置において、吸入位相の開始前および前の吸 入位相の後に呼吸サイクルにおけるある時点を決定する手段と、 前記決定手段と作用的に接続され、かつこれに応答して、呼吸サイクルにおける 前記時点において前記ガス圧力の選択されたより高い圧力レベルヘの上昇を開始 し、吸入位相の少なくとも部において前記のより高い圧力レベルに前記ガス圧力 を制御し、かつその後次の呼出位相の少なくとも一部においてより低い圧力レベ ルを生じるため前記ガス圧力を降下させるガス制御手段とを含む装置。 40.前記呼吸可能なガスを圧力下で供給するガス供給手段と、前記ガスを供給 するため患者の呼吸路の少なくとも一部と流通自在に接続する患者接続手段と、 前記ガス供給手段と前記患者接続手段を流通自在に接続する管路手段と、前記管 路手段と流通自在に接続されて、前記ガス圧力を制御するため、前記ガスを選択 的に通気する制御可能な弁手段とを更に設ける請求項39記載の装置。 4.前記呼吸可能ガスが周囲空気を含み、前記供給手段が、周囲空気を圧力下で 前記管路手段、従って呼吸路へ供給するブロワ手段を含む請求項40記載の装置 。 42.前記ブロワ手段が、前記管路手段に対する周囲空気の供給を選択的に変化 させるよう作動可能なモータで駆動される可変速度のブロワを含む請求項41記 載の装置。 43.前記患者接続手段が、前記ガスを鼻腔呼吸路へ供給するため患者の鼻孔と 封止係合する鼻孔接続手段を含む請求項40記載の装置。 44.前記管路手段が通気端部を含み、前記弁手段が、通気された前記ガス量を 選択的に変化させるため前記通気端部に隣接するモータで変位可能な弁要素を含 み、かつ該要素と接続されてこれを変位させる制御可能なモータを含む請求項4 0記載の装置。 45.前記モータが、ステッピング・モータを含む請求項44記載の装置。 46.前記管路手段が、患者による前記ガスの吸入のため該ガスを前記供給手段 から前記患者接続手段に供給する供給管路と、排気されたガスを前記患者接続装 置から前記弁要素へ送る排気管路とを含む請求項40記載の装置。 47.前記供給および排気管路がそれぞれ、内部に流れるガス流の方向制限を行 う逆止弁を含む請求項46記載の装置。 48.前記呼吸可能ガスが周囲空気を含む請求項39記載の装置。 49.前記ガスが補充酸素を含む請求項48記載の装置。 50.前記決定手段が更に患者の呼吸サイクルを追跡する追跡手段を含み、該追 跡手段が、吸入および呼出位相、および前記呼吸サイクを表わすように、呼吸サ イクルの間患者により吸入され呼出された前記ガス流の前記流量および方向を決 定する手段を更に含む請求項39記載の装置。 51.前記決定手段が更に患者の呼吸サイクルを追跡する追跡手段を含み、該追 跡手段が呼出位相の終りを決定する手段を含み、前記ガス制御手段がこれに応答 して前記ガス圧力における前記上昇を開始する請求項39記載の装置。 52.前記決定手段が更に患者の呼吸サイクルを追跡する追跡手段を含み、該追 跡手段が、少なくとも1つの前の呼吸サイクルと関連する予め定めた吸入開始時 を決定し、かつこれと関連する呼吸サイクルにおけるある時点において前記ガス 圧力の上昇を開始する手段を含む請求項39記載の装置。 53.前記決定手段が更に患者の呼吸サイクルを追跡する追跡手段を含み、該追 跡手段が、1つの呼吸サイクルの終りおよび別の呼吸サイクルの初めを表わすよ うに、吸入位相の終りを決定する手段を含む請求項39記載の装置。 54.前記呼吸可能なガスを圧力下で供給するガス供給手段と、前記ガスを供給 するため患者の呼吸路の少なくとも部と流通自在に接続する愚者接続手段と、 前記ガス供給手段と前記患者接続手段を流通自在に接続する管路手段と、前記管 路手段と流通自在に接続されて、内部の前記ガス圧力を、従って患者の呼吸路内 のガス圧力を制御するため、前記ガスを選択的に通気する制御可能な弁手段とを 更に設け、 前記ガスが周囲空気を含み、前記供給手段が、周囲空気を圧力下で前記管路手段 、従って呼吸路へ供給するブロワ手段を含み、前記管路手段が通気端部を含み、 前記弁手段が、通気される前記ガス量を選択的に変化させるため前記通気端部に 隣接するモータで変位可能な弁要素を含み、かつ該要素の選択的位置決めを行う ステッピング・モータを含み、 前記管路手段内のガス圧力を検出する圧力検出手段を更に設け、前記ガス制御手 段が、前記圧力検出手段と接続されてこれに応答し、かつ前記弁手段と接続され て、前記管路手段内のガス圧力を実質的に一定な選択されたレベルに維持するた め前記弁手段を選択的に作動させる手段を含み、前記ガス制御手段が、患者の呼 吸サイクル、および前記吸入および呼出位相をそれぞれ表わすように、前記弁手 段の方向および変化量を決定する手段を含む請求項39記載の装置。 55.前記ガス制御手段がコンピュータ手段を含む請求項39記載の装置。 56.前記コンピュータ手段がマイクロコントローラを含む請求項55記載の装 置。 57.前記患者が睡眠時呼吸停止状態にあり、かつ該睡眠時呼吸停止状態を軽減 するため呼吸路の少なくとも一部における加圧ガスの予め定めた圧力レベルの存 在に応答し、 前記選択的圧力レベルが前記予め定めた圧力レベルと関連する請求項39記載の 装置。 58.患者の呼吸を容易にため、患者の呼吸路の少なくとも一部を制御可能なガ ス圧力における供給源からの呼吸可能ガスで加圧する手段を備えたガス供給装置 を作動させる方法であって、患者が吸入および呼出位相を持つ反復的な呼吸サイ クルを有する方法において、 (a)吸入位相の開始前、および前の吸入位相の後に患者の呼吸サイクルにおけ るある時点を決定し、 (b)呼吸サイクルにおける前記時点において、前記ガス圧力の選択されたより 高い圧力レベルヘの上昇を開始し、 (c)吸入位相の少なくとも一部において、前記ガス圧力を前記のより高い圧力 レベルに制御し、 (d)その後、次の呼出位相の少なくとも一部においてより低い圧力レベルを生 じるため前記ガス圧力を降下させる ステップを含む方法。 59.周囲空気を前記呼吸可能ガスとして供給するステップを更に含む請求項5 8記載の方法。 60.それぞれ吸入および呼出位相、および呼吸サイクルを示すように、患者に より吸入され呼出される前記ガスの流量および該ガス流の方向を決定するステッ プを更に含む請求項21記載の方法。 61.呼出位相の終りを呼吸サイクルにおける前記時点として決定するステップ を更に含む請求項60記載の方法。 62.呼吸サイクルにおける前記時点として少なくとも1つの前の呼吸サイクル と関連する予め定めた吸入の開始時点を決定するステップを更に含む請求項60 記載の方法。 63.呼吸サイクルの終り、および別の呼吸サイクルの初めを表わすように、吸 入位相の終りを決定するステップを更に含む請求項58記載の方法。 64.呼吸可能なガスを圧力下で供給するガス供給手段と、前記ガスを供給する ため、患者の呼吸路の少なくとも一部と流通自在に接続する患者接続手段と、 前記供給手段と前記患者接続手段を流通自在に接続する管路手段と、前記管路手 段と流通自在に接続されて、内部の、従って呼吸路内の前記ガス圧力を制御する ため、前記ガスを選択的に通気する制御可能な通気手段とを提供し、 前記管路内の圧力を検出し、 前記管路手段内の圧力を前記の選択されたより高い圧力レベルおよび前記のよい 低い圧力レベルに制御するため、前記通気手段を選択的にシフトし、患者の呼吸 サイクル、および吸入および呼出位相を示すように、前記通気手段の時間的な位 置を追跡するステップを更に含む請求項58記載の方法。 65.患者が睡眠時呼吸停止状態にあり、かつ睡眠時呼吸停止状態を軽減するた め、呼吸路の少なくとも一部における加圧ガスの予め定めた圧力レベルの存在に 応答し、前記選択されたより高い圧力レベルが前記予め定めた圧力レベルと関連 する請求項58記載の方法。
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