JPH04505572A - 気道圧力システム - Google Patents

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)

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。