JP2927958B2 - 気道加圧システム - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 発明の背景 1.発明の名称 本発明は、患者の呼吸を助長するための装置と方法に
関し、特に呼吸障害、鼾、複合閉塞性睡眠無呼吸、およ
びある種の心血管麻痺に対する処置を行う際に有用なも
のである。さらに具体的には、本発明は、呼吸が開始さ
れる直前に患者の気道に正圧を与えることによって吸入
を誘発させ、および／または、患者が吸入を行うことが
できるようにし、その後、気道への圧力を下げて患者が
容易に呼気努力を行うことができるようにするための装
置と方法に関するものである。また、本発明の他の態様
は、患者の呼吸に関係する音をモニタし、その音に応じ
て患者の呼吸通路に供給する気体圧力を制御することに
関するものである。
関し、特に呼吸障害、鼾、複合閉塞性睡眠無呼吸、およ
びある種の心血管麻痺に対する処置を行う際に有用なも
のである。さらに具体的には、本発明は、呼吸が開始さ
れる直前に患者の気道に正圧を与えることによって吸入
を誘発させ、および／または、患者が吸入を行うことが
できるようにし、その後、気道への圧力を下げて患者が
容易に呼気努力を行うことができるようにするための装
置と方法に関するものである。また、本発明の他の態様
は、患者の呼吸に関係する音をモニタし、その音に応じ
て患者の呼吸通路に供給する気体圧力を制御することに
関するものである。
2.従来技術の説明 閉塞性睡眠無呼吸は、睡眠中に頤舌筋咽喉筋肉組織を
含む気道が弛緩することを特徴とする睡眠障害である。
これが起こると、弛緩した筋肉は部分的にあるいは完全
に患者の気道を閉塞してしまう。肥満の患者に、このよ
うな状態が発生する罹患率が大きい。
含む気道が弛緩することを特徴とする睡眠障害である。
これが起こると、弛緩した筋肉は部分的にあるいは完全
に患者の気道を閉塞してしまう。肥満の患者に、このよ
うな状態が発生する罹患率が大きい。
完全な閉塞が起こると、患者が呼気を行おうとしても
空気を吸入することができず、患者は酸素不足に陥って
します。これに対する反応結果として、患者は目覚め
る。ほとんど目覚めた状態になると、頤舌筋筋肉は、通
常の張力を取り戻し、これによって気道が開いて呼気が
できるようになる。患者が再び深い睡眠に戻っていく
と、頤舌筋筋肉が再び弛緩してまた無呼吸状態が反復し
て起こる。
空気を吸入することができず、患者は酸素不足に陥って
します。これに対する反応結果として、患者は目覚め
る。ほとんど目覚めた状態になると、頤舌筋筋肉は、通
常の張力を取り戻し、これによって気道が開いて呼気が
できるようになる。患者が再び深い睡眠に戻っていく
と、頤舌筋筋肉が再び弛緩してまた無呼吸状態が反復し
て起こる。
中枢神経無呼吸では、呼気努力が起こらないか、ある
いは遅れる。中枢神経無呼吸が閉塞性無呼吸と結びつく
こともあり、これは、複合無呼吸と呼ばれる。また、チ
エーン・ストークス呼吸などの、その他の呼吸不整にお
いても、空気の吸入が停止してしまう無呼吸期間が発生
する。
いは遅れる。中枢神経無呼吸が閉塞性無呼吸と結びつく
こともあり、これは、複合無呼吸と呼ばれる。また、チ
エーン・ストークス呼吸などの、その他の呼吸不整にお
いても、空気の吸入が停止してしまう無呼吸期間が発生
する。
患者によっては、睡眠中に数十回もの睡眠無呼吸を起
こす。このように、ほとんど目覚めた状態まで反復して
覚醒する結果、患者は完全なリラックスした深い睡眠状
態に到達することができない。また、患者はレム（急速
眼球運動）を起こさなくなる。このような睡眠無呼吸に
苦しむ人々は、一見正常に見える睡眠を取った後でも恒
常的な疲労状態となっている。
こす。このように、ほとんど目覚めた状態まで反復して
覚醒する結果、患者は完全なリラックスした深い睡眠状
態に到達することができない。また、患者はレム（急速
眼球運動）を起こさなくなる。このような睡眠無呼吸に
苦しむ人々は、一見正常に見える睡眠を取った後でも恒
常的な疲労状態となっている。
閉塞性睡眠無呼吸の療法を行うために、処方レベルの
正の気道圧力を連続的に患者の気道に強制的に加える、
いわゆる連続気道正圧加圧（CPAP）システムが考案され
た。このように、正の圧力を気道に加えると、これが圧
力的な当て木のような役割をして、組織が張力を維持す
ることができる位置まで負の吸入圧力に対してオフセッ
トがかけられ、これによって患者の気道が開かれた状態
に保たれる。患者に正の気道圧力を与えるための結合
は、典型的には、米国特許第4,782,932に開示されてい
るような鼻結合具によって達成される。すなわち、この
方法では、鼻結合具で患者の鼻孔を塞ぎ、ここから強制
的に正の気道圧力を鼻の通路に与える。この特許をここ
に参照併合する。
正の気道圧力を連続的に患者の気道に強制的に加える、
いわゆる連続気道正圧加圧（CPAP）システムが考案され
た。このように、正の圧力を気道に加えると、これが圧
力的な当て木のような役割をして、組織が張力を維持す
ることができる位置まで負の吸入圧力に対してオフセッ
トがかけられ、これによって患者の気道が開かれた状態
に保たれる。患者に正の気道圧力を与えるための結合
は、典型的には、米国特許第4,782,932に開示されてい
るような鼻結合具によって達成される。すなわち、この
方法では、鼻結合具で患者の鼻孔を塞ぎ、ここから強制
的に正の気道圧力を鼻の通路に与える。この特許をここ
に参照併合する。
しかし、CRAPシステムでは、患者は正の圧力に逆らっ
て息を呼気する必要があるために、患者の不満が大き
い。患者によっては、この方法に慣れることができず、
その結果、治療を途中でやめてしまう。部屋の空気を連
続的に循環させるため、鼻と気道が乾燥することも苦情
の原因となっている。また、吐き出された二酸化炭素が
CRAP療法の鼻のマスク中に残存する傾向がある。
て息を呼気する必要があるために、患者の不満が大き
い。患者によっては、この方法に慣れることができず、
その結果、治療を途中でやめてしまう。部屋の空気を連
続的に循環させるため、鼻と気道が乾燥することも苦情
の原因となっている。また、吐き出された二酸化炭素が
CRAP療法の鼻のマスク中に残存する傾向がある。
CRAP療法においては、患者は通常、睡眠療法施設で１
夜あるいは２夜を過ごす必要があり、そこで、まず、患
者が睡眠無呼吸などの呼吸障害をもっているかどうかが
判定される。もし、そのような呼吸障害をもっているこ
とがわかった場合には、次に患者に、CRAP装置を装着し
て、気道の開通を維持するのに必要な空気供給を与える
ためにどれだけのガス圧力が必要かが判定される。
夜あるいは２夜を過ごす必要があり、そこで、まず、患
者が睡眠無呼吸などの呼吸障害をもっているかどうかが
判定される。もし、そのような呼吸障害をもっているこ
とがわかった場合には、次に患者に、CRAP装置を装着し
て、気道の開通を維持するのに必要な空気供給を与える
ためにどれだけのガス圧力が必要かが判定される。
開通を維持するのに必要な圧力は、通常は、患者が自
分の背を下にして仰向けに眠っているときの方が、横向
きに眠っているときよりも大きな圧力を必要とする。従
って、すべての睡眠位置において十分な圧力が確実に得
られるようにするために、通常は、高い圧力が処方され
る。しかし、実際には、あらゆる環境下においてこのよ
うに高い圧力が必要であるわけではない。例えば、患者
が眠りにつく前、および睡眠の初期の段階においては、
高い圧力は必要ではない。さらに、深い睡眠中において
も、患者が横向きの位置で眠っている間は、高い圧力は
必要ではない。さらには、ある特定の患者においては、
患者が非常に疲れているときとか、あるいは、アルコー
ルを飲んでいるときや、睡眠薬を飲んだ場合などの特別
な条件下においてのみ睡眠無呼吸が起こるのかもしれな
い。このように、必要でないときでさえも、患者は、不
愉快な高い圧力処方を受けさせられている。
分の背を下にして仰向けに眠っているときの方が、横向
きに眠っているときよりも大きな圧力を必要とする。従
って、すべての睡眠位置において十分な圧力が確実に得
られるようにするために、通常は、高い圧力が処方され
る。しかし、実際には、あらゆる環境下においてこのよ
うに高い圧力が必要であるわけではない。例えば、患者
が眠りにつく前、および睡眠の初期の段階においては、
高い圧力は必要ではない。さらに、深い睡眠中において
も、患者が横向きの位置で眠っている間は、高い圧力は
必要ではない。さらには、ある特定の患者においては、
患者が非常に疲れているときとか、あるいは、アルコー
ルを飲んでいるときや、睡眠薬を飲んだ場合などの特別
な条件下においてのみ睡眠無呼吸が起こるのかもしれな
い。このように、必要でないときでさえも、患者は、不
愉快な高い圧力処方を受けさせられている。
発明の要約 本発明による呼吸気道圧力加圧システムを用いると、
上にその概略を述べたような従来技術の問題を解決する
ことができる。さらに具体的には、本発明による好適な
システムは、吸入が行われる直前に鼻への吸入空気圧力
の印加を開始して、負の吸入圧力を埋め合わせる圧力を
あてがい、頤舌筋筋肉組織が正常な位置を維持すること
ができるようにし、これによって患者の気道を確実に開
かせ、また、この後に、圧力を減少させて容易に呼気が
できるようにするものである。なお、この呼気の際の空
気流は主に、ほど良い湿気を有する患者の吐出息からな
る。
上にその概略を述べたような従来技術の問題を解決する
ことができる。さらに具体的には、本発明による好適な
システムは、吸入が行われる直前に鼻への吸入空気圧力
の印加を開始して、負の吸入圧力を埋め合わせる圧力を
あてがい、頤舌筋筋肉組織が正常な位置を維持すること
ができるようにし、これによって患者の気道を確実に開
かせ、また、この後に、圧力を減少させて容易に呼気が
できるようにするものである。なお、この呼気の際の空
気流は主に、ほど良い湿気を有する患者の吐出息からな
る。
好適な装置は、ガス供給装置を患者に結合して、例え
ば、鼻の通気路などの患者の呼吸通気路の少なくとも一
部に対して、呼吸可能なガス、好適には、空気雰囲気に
酸素を補ったガスの圧力を加えるようになされている。
この装置は、患者の呼吸サイクルの吸入段階が開始され
る点とその後の呼気が開始される点とを判定するための
手段を有し、またさらに、呼吸サイクルの上記の判定さ
れた点においてガス圧力の増加を開始して好適に処方さ
れた、選択された高圧力レベルまで高めるためのガス制
御手段とを有している。ガス制御手段は、さらに吸入期
間の少なくとも１部の期間の間、ガス圧力を高圧力レベ
ルに制御し、その後に、ガス圧力を低下させて、続く呼
気の期間の少なくとも１部の期間の間低いレベルのガス
圧力を供給する。
ば、鼻の通気路などの患者の呼吸通気路の少なくとも一
部に対して、呼吸可能なガス、好適には、空気雰囲気に
酸素を補ったガスの圧力を加えるようになされている。
この装置は、患者の呼吸サイクルの吸入段階が開始され
る点とその後の呼気が開始される点とを判定するための
手段を有し、またさらに、呼吸サイクルの上記の判定さ
れた点においてガス圧力の増加を開始して好適に処方さ
れた、選択された高圧力レベルまで高めるためのガス制
御手段とを有している。ガス制御手段は、さらに吸入期
間の少なくとも１部の期間の間、ガス圧力を高圧力レベ
ルに制御し、その後に、ガス圧力を低下させて、続く呼
気の期間の少なくとも１部の期間の間低いレベルのガス
圧力を供給する。
好適な形態においては、装置は、患者の呼吸サイクル
を追尾し、それによって、呼吸サイクルの呼気の終わり
を判定し、呼吸サイクルのその時点において、圧力増加
を開始する。あるいは、装置は、呼吸サイクルの中の吸
入圧力を増加すべき時間間隔点を、それまでの呼吸速度
と、吸入と呼気との間の間隔の関数として求める。
を追尾し、それによって、呼吸サイクルの呼気の終わり
を判定し、呼吸サイクルのその時点において、圧力増加
を開始する。あるいは、装置は、呼吸サイクルの中の吸
入圧力を増加すべき時間間隔点を、それまでの呼吸速度
と、吸入と呼気との間の間隔の関数として求める。
装置は、望ましくは、大気圧より圧力の高い空気雰囲
気を供給するための制御可能な速度が可変できる送風装
置と、患者の鼻へ結合させるための鼻結合具と、送風装
置と鼻結合具とを互いに結ぶ導管と、導管から空気を逃
がすために導管に結合された制御可能な位置可変ベント
弁とを有している。また、好適な装置は送風装置とベン
ト弁、および患者の鼻の空気圧を検出するための圧力ト
ランスデューサとに結合されて動作するようになされた
コントローラを有している。
気を供給するための制御可能な速度が可変できる送風装
置と、患者の鼻へ結合させるための鼻結合具と、送風装
置と鼻結合具とを互いに結ぶ導管と、導管から空気を逃
がすために導管に結合された制御可能な位置可変ベント
弁とを有している。また、好適な装置は送風装置とベン
ト弁、および患者の鼻の空気圧を検出するための圧力ト
ランスデューサとに結合されて動作するようになされた
コントローラを有している。
動作においては、コントローラは患者の吸入および呼
気に応じて、ベント弁の位置を変化させて、より多くの
量の、あるいはより少ない量の空気が導管から逃げるよ
うに調節することによって、設定点圧力の維持を行う。
また、コントローラは、ベント弁の位置を追尾すること
によって患者の呼吸サイクルの追尾を行う。すなわち、
患者が呼吸サイクルにおいて吸入を行う際には、ベント
弁を部分的に閉じて、患者が吸入を行っている間、空気
雰囲気の圧力を維持するようにしなければならない。こ
のように、弁の動作は患者の吸入に対応して行われる。
同様に、呼気の際には、より低い好適な圧力設定点に設
定され、ベント弁は患者の呼気フェーズに追尾して、よ
り多くの量の雰囲気空気を導管から逃がすようになって
いなければならない。このような追尾を行うことによっ
て、異なった設定点圧力に対してでも、システムは吸入
の開始を予想して、吸入が始まる直前に設定点圧力を増
大させ、その後の呼気フェーズで圧力を低下させるよう
にすることができる。
気に応じて、ベント弁の位置を変化させて、より多くの
量の、あるいはより少ない量の空気が導管から逃げるよ
うに調節することによって、設定点圧力の維持を行う。
また、コントローラは、ベント弁の位置を追尾すること
によって患者の呼吸サイクルの追尾を行う。すなわち、
患者が呼吸サイクルにおいて吸入を行う際には、ベント
弁を部分的に閉じて、患者が吸入を行っている間、空気
雰囲気の圧力を維持するようにしなければならない。こ
のように、弁の動作は患者の吸入に対応して行われる。
同様に、呼気の際には、より低い好適な圧力設定点に設
定され、ベント弁は患者の呼気フェーズに追尾して、よ
り多くの量の雰囲気空気を導管から逃がすようになって
いなければならない。このような追尾を行うことによっ
て、異なった設定点圧力に対してでも、システムは吸入
の開始を予想して、吸入が始まる直前に設定点圧力を増
大させ、その後の呼気フェーズで圧力を低下させるよう
にすることができる。
本発明の他の態様においては、患者の呼吸動作と関連
する音と圧力の変化をモニタし、このモニタされた音に
従って、患者の気道に供給するガスの設定点圧力を変化
させるようになされている。本発明のこの態様では、閉
塞性睡眠無呼吸の開始前には通常いびきをかくという事
実をうまく利用する。睡眠無呼吸といびきとは同じ現象
の進展程度が異なるものであると見なすことができる。
すなわち、上部気道筋肉が次第に弛緩していくと、その
結果として、部分的に弛緩した空気通路の振動が起こ
り、さらに上部気道筋肉が完全に弛緩すると空気通路が
閉塞状態となる。従って、気道の音を、特にいびきをモ
ニタすることによって、無呼吸が起こる前に、加える圧
力を増加することができ、これによって、無呼吸の発生
を防ぐことができる。
する音と圧力の変化をモニタし、このモニタされた音に
従って、患者の気道に供給するガスの設定点圧力を変化
させるようになされている。本発明のこの態様では、閉
塞性睡眠無呼吸の開始前には通常いびきをかくという事
実をうまく利用する。睡眠無呼吸といびきとは同じ現象
の進展程度が異なるものであると見なすことができる。
すなわち、上部気道筋肉が次第に弛緩していくと、その
結果として、部分的に弛緩した空気通路の振動が起こ
り、さらに上部気道筋肉が完全に弛緩すると空気通路が
閉塞状態となる。従って、気道の音を、特にいびきをモ
ニタすることによって、無呼吸が起こる前に、加える圧
力を増加することができ、これによって、無呼吸の発生
を防ぐことができる。
本発明の他の実施例は、患者の気道が開通しているか
どうかを判定し、その開通の程度を求めるための装置お
よび方法とに関するものである。患者の気道の開通度を
知ることによって、呼吸を補助促進するための最も適し
た気道圧力を患者に与えるようにすることができ、過剰
な圧力を与えることによる不快さを最小限にとどめるこ
とができる。すなわち、患者の気道の開通性を判定する
ことにより、気道の音をモニタする場合に比べて、状況
によっては患者の呼吸状態をよりよく特性づけることが
できる。本発明の他の好適な態様については、以下にさ
らに説明する。
どうかを判定し、その開通の程度を求めるための装置お
よび方法とに関するものである。患者の気道の開通度を
知ることによって、呼吸を補助促進するための最も適し
た気道圧力を患者に与えるようにすることができ、過剰
な圧力を与えることによる不快さを最小限にとどめるこ
とができる。すなわち、患者の気道の開通性を判定する
ことにより、気道の音をモニタする場合に比べて、状況
によっては患者の呼吸状態をよりよく特性づけることが
できる。本発明の他の好適な態様については、以下にさ
らに説明する。
図面の簡単な説明 図１は、好適な患者頭部結合具を装着して眠っている
患者の頭部の平面図である。
患者の頭部の平面図である。
図２は、図１の患者の頭部結合具と患者の頭部の側面
図を、本発明の実施例による好適な２重導管収納キャビ
ネットとともに示したものである。
図を、本発明の実施例による好適な２重導管収納キャビ
ネットとともに示したものである。
図３は、本発明の単一導管の実施例を図式的に示した
ものである。
ものである。
図４は、図２の２重導管の実施例を図式的に示したも
のである。
のである。
図５は、図４の２重導管の実施例の排出端上に配備さ
れる好適なベント弁要素の立面図である。
れる好適なベント弁要素の立面図である。
図６は、吸入フェーズと呼気フェーズを含む典型的な
呼吸サイクルと、この呼吸サイクルにおいて患者の気道
に加えられる鼻の空気圧力、および設定点圧力を維持す
るためのベント弁動作ステップをグラフとして表したも
のである。
呼吸サイクルと、この呼吸サイクルにおいて患者の気道
に加えられる鼻の空気圧力、および設定点圧力を維持す
るためのベント弁動作ステップをグラフとして表したも
のである。
図７は、本発明の、マイクロコントローラと、それに
関連する構成要素を示す電気回路図である。
関連する構成要素を示す電気回路図である。
図８は、送風モータ制御回路図である。
図９は、ベント弁用ステップモータ制御回路図を示し
たものである。
たものである。
図10は、圧力トランスデューサ回路を示したものであ
る。
る。
図11は、コンピュータプログラムのメインルーチンの
中の起動部分を示したフローチャートである。
中の起動部分を示したフローチャートである。
図12は、コンピュータプログラムのメインルーチンの
中のメインループ部分を示したフローチャートである。
中のメインループ部分を示したフローチャートである。
図13は、コンピュータプログラムの中の弁ステップ動
作サブルーチンを示したフローチャートである。
作サブルーチンを示したフローチャートである。
図14は、コンピュータプログラムにおけるADC割り込
みを示したフローチャートである。
みを示したフローチャートである。
図15は、コンピュータプログラムの中の送風速度検査
サブルーチンを示すフローチャートである。
サブルーチンを示すフローチャートである。
図16は、音のスペクトル解析回路を示すブロック図で
ある。
ある。
図17は、コンピュータプログラムの中の音解析サブル
ーチンを示すフローチャートである。
ーチンを示すフローチャートである。
図18は、本発明による患者の気道の開通度を求めるた
めの他の実施例を示すブロック図である。
めの他の実施例を示すブロック図である。
図19は、図18の実施例における、気道流量、圧力、ア
ドミタンス、および、さらに２つのアドミタンス・テン
プレートを示す５つのグラフである。
ドミタンス、および、さらに２つのアドミタンス・テン
プレートを示す５つのグラフである。
図20は、図18のマイクロコントローラを動作させるた
めのコンピュータプログラムのフローチャートである。
めのコンピュータプログラムのフローチャートである。
図21は、図18のマイクロコントローラを動作させるた
めのコンピュータプログラムの他の実施例を示すフロー
チャートである。
めのコンピュータプログラムの他の実施例を示すフロー
チャートである。
図22は、本発明の補正に関する実施例における空気系
の構成要素を示すブロック図である。
の構成要素を示すブロック図である。
図23は、図22の補正に関する実施例と関連する電気的
な構成要素を示したブロック図である。
な構成要素を示したブロック図である。
図24は、補正に関する実施例を動作させるためのコン
ピュータプログラムの主要モジュールを示すフローチャ
ートである。
ピュータプログラムの主要モジュールを示すフローチャ
ートである。
図25は、コンピュータプログラムの主要モジュールの
中の初期化モジュールをさらに示したフローチャートで
ある。
中の初期化モジュールをさらに示したフローチャートで
ある。
図26は、コンピュータプログラムの主要モジュールの
中の呼気モジュールを示したフローチャートである。
中の呼気モジュールを示したフローチャートである。
図27は、コンピュータプログラムの主要モジュールの
中の吸入モジュールを示したフローチャートである。
中の吸入モジュールを示したフローチャートである。
図28は、コンピュータプログラムの主要モジュールの
中のCPAPバックアップモジュールを示したフローチャー
トである。
中のCPAPバックアップモジュールを示したフローチャー
トである。
図29は、コンピュータプログラムの主要モジュールの
中のBPMサイクルバックアップモジュールを示したフロ
ーチャートである。
中のBPMサイクルバックアップモジュールを示したフロ
ーチャートである。
図30は、コンピュータプログラムの主要モジュールの
中の患者サイクルバックアップモジュールを示したフロ
ーチャートである。
中の患者サイクルバックアップモジュールを示したフロ
ーチャートである。
図31Aは、コンピュータプログラムの主要モジュール
の中のA/D割り込みモジュールの最初の部分を示したフ
ローチャートである。
の中のA/D割り込みモジュールの最初の部分を示したフ
ローチャートである。
図31Bは、コンピュータプログラムの主要モジュール
の中のA/D割り込みモジュールの残りの部分を示したフ
ローチャートである。
の中のA/D割り込みモジュールの残りの部分を示したフ
ローチャートである。
好適な実施例の詳細な説明 図面を参照する。図３は、好適な呼吸気道圧力加圧装
置10の単一導管に関する実施例を図式的に示したもので
あり、一般に、細長い柔軟なホースまたは導管12と、導
管12の一方の端に接続された鼻結合具14と、これと反対
側の導管12の排出開口に隣接して配備されたベント弁ア
センブリ16と、鼻結合具14とベント弁アセンブリ16との
間の位置に導管12へ送風可能なように結合された送風ユ
ニット18と、鼻結合具14と空気的に接続され、またベン
ト弁アセンブリ16および送風ユニット18と電気的に接続
されるようになされたコントローラ20とから構成されて
いる。
置10の単一導管に関する実施例を図式的に示したもので
あり、一般に、細長い柔軟なホースまたは導管12と、導
管12の一方の端に接続された鼻結合具14と、これと反対
側の導管12の排出開口に隣接して配備されたベント弁ア
センブリ16と、鼻結合具14とベント弁アセンブリ16との
間の位置に導管12へ送風可能なように結合された送風ユ
ニット18と、鼻結合具14と空気的に接続され、またベン
ト弁アセンブリ16および送風ユニット18と電気的に接続
されるようになされたコントローラ20とから構成されて
いる。
好適な実施例においては、ベント弁アセンブリ16、送
風ユニット18、および、コントローラ20は、２重導管実
施例に関して図２に示したのと同様なキャビネット22に
収納される。この点に関しては、導管12はキャビネット
22内に収納される内側部分とキャビネットから鼻結合具
14へ伸張している外側部分26とからなっている。さらに
また導管12は、鼻結合具14に結合される結合端28、好適
には空気雰囲気からなる呼吸可能な供給ガスを送風ユニ
ット18から受け取るために送風ユニット18に結合されて
いる導入端30、および、ベント弁アセンブリ16に隣接し
て設けられた排出端32とを有している。
風ユニット18、および、コントローラ20は、２重導管実
施例に関して図２に示したのと同様なキャビネット22に
収納される。この点に関しては、導管12はキャビネット
22内に収納される内側部分とキャビネットから鼻結合具
14へ伸張している外側部分26とからなっている。さらに
また導管12は、鼻結合具14に結合される結合端28、好適
には空気雰囲気からなる呼吸可能な供給ガスを送風ユニ
ット18から受け取るために送風ユニット18に結合されて
いる導入端30、および、ベント弁アセンブリ16に隣接し
て設けられた排出端32とを有している。
鼻結合具14は好適な患者への結合装置であり、これに
ついては米国特許第4,782,832号にさらに詳細に説明さ
れており、この特許をここに参照併合する。頭部固定具
34によって鼻結合具14を患者36の同部で保持し、患者36
の呼吸通路に、すなわち好適には患者の鼻に空気を送れ
るように結合する。鼻結合具14は圧力センサ・フィッテ
ィング38を有しており、この圧力センサ・フィッティン
グ38は空気圧ライン40を介してコントローラ20に結合さ
れている。また、好適には、空気圧ライン40は、装置10
の使用中に患者が押しつぶしてしまったり、狭めてしま
ったりすることのないように、また、じゃまにならない
ように導管12の中を通される。鼻結合具14は、空気の逃
げ口42を有しており、鼻結合具14から常に少量の圧力を
逃がし、内部に水分が蓄積されて凝結することがないよ
うになされている。逃げ口42は二酸化炭素を含む排出さ
れた息が蓄積されるのを防ぐ働きもする。
ついては米国特許第4,782,832号にさらに詳細に説明さ
れており、この特許をここに参照併合する。頭部固定具
34によって鼻結合具14を患者36の同部で保持し、患者36
の呼吸通路に、すなわち好適には患者の鼻に空気を送れ
るように結合する。鼻結合具14は圧力センサ・フィッテ
ィング38を有しており、この圧力センサ・フィッティン
グ38は空気圧ライン40を介してコントローラ20に結合さ
れている。また、好適には、空気圧ライン40は、装置10
の使用中に患者が押しつぶしてしまったり、狭めてしま
ったりすることのないように、また、じゃまにならない
ように導管12の中を通される。鼻結合具14は、空気の逃
げ口42を有しており、鼻結合具14から常に少量の圧力を
逃がし、内部に水分が蓄積されて凝結することがないよ
うになされている。逃げ口42は二酸化炭素を含む排出さ
れた息が蓄積されるのを防ぐ働きもする。
ベント弁アセンブリ16はステップモータ44と、その出
力軸に接続されている弁要素46とから構成されている。
弁要素46は、好適には、図５に示されているような２つ
の対向するカム型の端部48a、48bを有する平板で構成さ
れている。要素46は、導管12の排出端32に隣接する位置
に配置されており、ステップモータ44が要素46を時計方
向に回転するにつれて、図５に示されているように端部
48aによって排出端32が次第に覆われ、その穴が狭めら
れていくようになされている。逆に、モータ44が要素46
を反時計方向に回転させるときには、端部48aはだんだ
んに排出端32の露出面積を増大させ、そこからのガスの
排出を増加させる。
力軸に接続されている弁要素46とから構成されている。
弁要素46は、好適には、図５に示されているような２つ
の対向するカム型の端部48a、48bを有する平板で構成さ
れている。要素46は、導管12の排出端32に隣接する位置
に配置されており、ステップモータ44が要素46を時計方
向に回転するにつれて、図５に示されているように端部
48aによって排出端32が次第に覆われ、その穴が狭めら
れていくようになされている。逆に、モータ44が要素46
を反時計方向に回転させるときには、端部48aはだんだ
んに排出端32の露出面積を増大させ、そこからのガスの
排出を増加させる。
図４は、好適は装置10の２重導管型に関する第２の実
施例を示したものである。この実施例は、図３に示した
ものと類似のものであり、対応する構成要素には同じ番
号を付してある。第２の実施例50では、さらに排気ホー
ス52を有しており、その接続端54は接合部56において導
管の外側部分26と気体的な結合がなされており、さらに
また弁要素46と隣接する位置に排気端58が設けられてお
り、この弁要素46と弓形端部48bとの開閉に関する関係
は、排出端32と弓形端部48aとの関係と同じ関係を有す
るようになされている。この構成においては、導管12は
接合部56と送風ユニット18との間に吸入ホース60をさら
に有している。２重ホース型においては、鼻結合具14は
空気の逃げ口42を具備しておらず、そのかわりに端部54
と端部28との間の管の部分に分岐61が設けられており、
これによって管が２つの通路に分けられている。第２の
実施例50では、吸入逆流防止弁62を吸入ホース60の内部
の接合部56に隣接した部分に設け、また、呼気逆流防止
弁64を排気ホース52の内部のやはり接合部56に隣接した
部分に設けるようにすることもできる。吸入逆流防止弁
62を設けることによって、患者の排出端32方向への呼気
通路ができなくなり、従って、患者の呼気は排気端58を
通ってしかシステム外に排出されないようになる。ま
た、空気圧ライン66、68によって、コントローラ20がそ
れぞれ吸入ホース60および排気ホース52と結合されてい
る。
施例を示したものである。この実施例は、図３に示した
ものと類似のものであり、対応する構成要素には同じ番
号を付してある。第２の実施例50では、さらに排気ホー
ス52を有しており、その接続端54は接合部56において導
管の外側部分26と気体的な結合がなされており、さらに
また弁要素46と隣接する位置に排気端58が設けられてお
り、この弁要素46と弓形端部48bとの開閉に関する関係
は、排出端32と弓形端部48aとの関係と同じ関係を有す
るようになされている。この構成においては、導管12は
接合部56と送風ユニット18との間に吸入ホース60をさら
に有している。２重ホース型においては、鼻結合具14は
空気の逃げ口42を具備しておらず、そのかわりに端部54
と端部28との間の管の部分に分岐61が設けられており、
これによって管が２つの通路に分けられている。第２の
実施例50では、吸入逆流防止弁62を吸入ホース60の内部
の接合部56に隣接した部分に設け、また、呼気逆流防止
弁64を排気ホース52の内部のやはり接合部56に隣接した
部分に設けるようにすることもできる。吸入逆流防止弁
62を設けることによって、患者の排出端32方向への呼気
通路ができなくなり、従って、患者の呼気は排気端58を
通ってしかシステム外に排出されないようになる。ま
た、空気圧ライン66、68によって、コントローラ20がそ
れぞれ吸入ホース60および排気ホース52と結合されてい
る。
動作の概略を述べると、コントローラ20が装置10を制
御して、患者の呼吸サイクルにおいて吸入が行われる直
前に患者へのガス圧力を増加させ、その後に、呼気が容
易にできるように圧力を低下させる。図６の上のグラフ
は、典型的な呼吸サイクルにおける空気の流れを示した
ものである。吸入においては、患者へのガスの流量はだ
んだんと最大値まで増加し、その後、減少していく。吸
入の終わりの時点において、通常、患者は呼気を始める
前にわずかな休止期間をとる。呼気期間においては、患
者から排出されるガスの流量はだんだんに最大値まで増
大し、その後、再び減少していく。呼気が終了すると、
吸入後の休止期間と比べていくらか長い、呼気の後の休
止期間がとられる。呼気の後の休止が終了すると、患者
は、再び吸入を開始する。
御して、患者の呼吸サイクルにおいて吸入が行われる直
前に患者へのガス圧力を増加させ、その後に、呼気が容
易にできるように圧力を低下させる。図６の上のグラフ
は、典型的な呼吸サイクルにおける空気の流れを示した
ものである。吸入においては、患者へのガスの流量はだ
んだんと最大値まで増加し、その後、減少していく。吸
入の終わりの時点において、通常、患者は呼気を始める
前にわずかな休止期間をとる。呼気期間においては、患
者から排出されるガスの流量はだんだんに最大値まで増
大し、その後、再び減少していく。呼気が終了すると、
吸入後の休止期間と比べていくらか長い、呼気の後の休
止期間がとられる。呼気の後の休止が終了すると、患者
は、再び吸入を開始する。
図６の中央のグラフは、装置10の動作によって患者36
に与えられる、鼻の気道圧力を示したものである。睡眠
無呼吸を起こす患者に対しては、吸入の直前に鼻の気道
圧力を増加させて、この気道圧力によって頤舌筋組織に
圧力をかけ、これによって気道が開いた状態を維持でき
るようにするのが望ましい。従って、この中央のグラフ
に示されているように、鼻の気道圧力は、周囲の組織を
押し広げて気道を開かせるのに十分な大きさの選択され
た処方圧力レベルまで、吸入の直前に増加される。吸入
が終了すると、鼻の気道への設定点圧力が低減されて、
呼気が周囲の大気と比較して低いあるいは同じレベルに
対して行われるようになされる。呼気の最後の時点にお
いて、鼻への気道圧力は次の吸入段階が開始される直前
に再び増加される。本発明の１つの実施例においては、
これらの圧力変化を実現するために、送風ユニット18か
ら単位時間当たりの量が概して一定である呼吸ガスが送
り出されて、排出端32から選択的に排出される。排出さ
れるガスの量はベント弁アセンブリ16によって制御され
る。
に与えられる、鼻の気道圧力を示したものである。睡眠
無呼吸を起こす患者に対しては、吸入の直前に鼻の気道
圧力を増加させて、この気道圧力によって頤舌筋組織に
圧力をかけ、これによって気道が開いた状態を維持でき
るようにするのが望ましい。従って、この中央のグラフ
に示されているように、鼻の気道圧力は、周囲の組織を
押し広げて気道を開かせるのに十分な大きさの選択され
た処方圧力レベルまで、吸入の直前に増加される。吸入
が終了すると、鼻の気道への設定点圧力が低減されて、
呼気が周囲の大気と比較して低いあるいは同じレベルに
対して行われるようになされる。呼気の最後の時点にお
いて、鼻への気道圧力は次の吸入段階が開始される直前
に再び増加される。本発明の１つの実施例においては、
これらの圧力変化を実現するために、送風ユニット18か
ら単位時間当たりの量が概して一定である呼吸ガスが送
り出されて、排出端32から選択的に排出される。排出さ
れるガスの量はベント弁アセンブリ16によって制御され
る。
図６の下のグラフは、鼻の気道圧力プロファイルが中
央のグラフに示されたような所望のものとなるように、
弁要素46の排出端32に対する位置が変化していく様子を
グラフ的に示したものである。例えば、呼気の後の休止
期間においては、コントローラ20は、ステップモータ44
を作動させて弁要素46を（図５に示されているように）
時計方向に回転させて、鼻への気道圧力を空気圧ライン
40を介してコントローラによって検出しながら所望の設
定点まで増大させる。患者が吸入を開始すると、送風ユ
ニット18からガスが送り出され、患者によって吸入され
る。設定点圧力を維持するために、次にコントローラ
は、弁要素46を時計方向にさらに段階的に回転させて、
排出されるガスの量を低減させる。吸入流量が最高値と
なると、コントローラ20は、弁要素46の位置を逆転させ
て、設定点圧力が維持できるように排出ガスの量を増加
し始める。
央のグラフに示されたような所望のものとなるように、
弁要素46の排出端32に対する位置が変化していく様子を
グラフ的に示したものである。例えば、呼気の後の休止
期間においては、コントローラ20は、ステップモータ44
を作動させて弁要素46を（図５に示されているように）
時計方向に回転させて、鼻への気道圧力を空気圧ライン
40を介してコントローラによって検出しながら所望の設
定点まで増大させる。患者が吸入を開始すると、送風ユ
ニット18からガスが送り出され、患者によって吸入され
る。設定点圧力を維持するために、次にコントローラ
は、弁要素46を時計方向にさらに段階的に回転させて、
排出されるガスの量を低減させる。吸入流量が最高値と
なると、コントローラ20は、弁要素46の位置を逆転させ
て、設定点圧力が維持できるように排出ガスの量を増加
し始める。
吸入の最後の時点においては圧力設定点をより低くす
ることが望ましく、コントローラ20は、より低い新たな
設定点圧力に達するまで弁要素46を反時計方向に段階的
に回転させ続けてガスの排出量を増加させていく。
ることが望ましく、コントローラ20は、より低い新たな
設定点圧力に達するまで弁要素46を反時計方向に段階的
に回転させ続けてガスの排出量を増加させていく。
吸入後の休止期間の終了時点において、患者は、呼気
を開始する。所望の低い設定点圧力を維持するために、
患者からの排出ガスを排出端32からさらに多く排出させ
る必要がある。そのため、コントローラ20は、弁要素46
をさらに時計方向に回転させて排出端32をさらに開く。
呼気流量が減少してくると、コントローラ20は、弁要素
46を時計方向に回転させて、排出量を低減させ、低い方
の設定点圧力の維持を行う。呼気の最後の時点におい
て、コントローラ20は、弁要素46をさらに時計方向に回
転させて圧力を高い方の圧力設定点まで増加させる。こ
れによって、頤舌筋筋肉に張力が発生し、気道が開いて
次の吸入段階の準備ができる。
を開始する。所望の低い設定点圧力を維持するために、
患者からの排出ガスを排出端32からさらに多く排出させ
る必要がある。そのため、コントローラ20は、弁要素46
をさらに時計方向に回転させて排出端32をさらに開く。
呼気流量が減少してくると、コントローラ20は、弁要素
46を時計方向に回転させて、排出量を低減させ、低い方
の設定点圧力の維持を行う。呼気の最後の時点におい
て、コントローラ20は、弁要素46をさらに時計方向に回
転させて圧力を高い方の圧力設定点まで増加させる。こ
れによって、頤舌筋筋肉に張力が発生し、気道が開いて
次の吸入段階の準備ができる。
上のグラフと下のグラフとを見比べてみると、曲線の
プロファイルに類似性があることがわかる。すなわち、
コントローラ20は、弁要素46を段階的に位置調整して設
定点圧力を維持することにより、患者の呼吸サイクルを
追尾することができる。このようにして、コントローラ
20は、それぞれの吸入・呼気段階の終わりを判定し、呼
気と吸入の時間間隔を予想することができる。
プロファイルに類似性があることがわかる。すなわち、
コントローラ20は、弁要素46を段階的に位置調整して設
定点圧力を維持することにより、患者の呼吸サイクルを
追尾することができる。このようにして、コントローラ
20は、それぞれの吸入・呼気段階の終わりを判定し、呼
気と吸入の時間間隔を予想することができる。
さて次にコントローラ20について説明する。コントロ
ーラ20は、送風ユニット18の速度とステップモータ44の
位置の制御を行うための、電気的出力の供給を行う。コ
ントローラ20は、送風ユニット18から、その速度を示す
電気的なフィードバックを受け取るとともに、空気圧力
ライン40を介して空気圧力を入力し、鼻結合具14におけ
る圧力を知り、これによって患者の鼻への気道通路にお
ける圧力を知る。
ーラ20は、送風ユニット18の速度とステップモータ44の
位置の制御を行うための、電気的出力の供給を行う。コ
ントローラ20は、送風ユニット18から、その速度を示す
電気的なフィードバックを受け取るとともに、空気圧力
ライン40を介して空気圧力を入力し、鼻結合具14におけ
る圧力を知り、これによって患者の鼻への気道通路にお
ける圧力を知る。
コントローラ20は、圧力トランスデューサ回路700
（図７）を具備しており、鼻結合具14における圧力を示
す電気的入力信号をマイクロコントローラ回路800（図
８）に供給する。このマイクロコントローラ回路800か
らの出力は、送風モータ回路900（図９）とステップモ
ータ回路1000（図10）とに供給される。さらに、コント
ローラ20は、ディジタルおよびアナログの固体集積回路
部品に適した通常の120VのACからの＋5V、＋12V、およ
び＋24VのDC電源（図示せず）を備えている。
（図７）を具備しており、鼻結合具14における圧力を示
す電気的入力信号をマイクロコントローラ回路800（図
８）に供給する。このマイクロコントローラ回路800か
らの出力は、送風モータ回路900（図９）とステップモ
ータ回路1000（図10）とに供給される。さらに、コント
ローラ20は、ディジタルおよびアナログの固体集積回路
部品に適した通常の120VのACからの＋5V、＋12V、およ
び＋24VのDC電源（図示せず）を備えている。
図７に示した圧力トランスデューサ回路700は、通常
の圧力トランスデューサ回路であり、本発明による単一
導管および２重導管の両方の実施例に用いられる。すな
わち、図３の単一導管の実施例では、１つの圧力トラン
スデューサだけが用いられ、一方、図４に図式的に示し
た実施例では、２つの圧力トランスデューサのそれぞれ
が図７に示した回路を使用する。
の圧力トランスデューサ回路であり、本発明による単一
導管および２重導管の両方の実施例に用いられる。すな
わち、図３の単一導管の実施例では、１つの圧力トラン
スデューサだけが用いられ、一方、図４に図式的に示し
た実施例では、２つの圧力トランスデューサのそれぞれ
が図７に示した回路を使用する。
好適な圧力トランスデューサは、０から70cm水圧の動
作範囲を有するSENSYMのSX01DN型である。好適な圧力ト
ランスデューサは、通常のホウィートストンブリッジ70
1の形に構成された、それぞれ4650オームの公称抵抗を
有する４つのストレインゲージX1、X2、X3、X4を有して
いる。ブリッジ701はDC＋12Vに接続された励起端子702
を有しており、一方、これに対向する励起端子704は図
示のように接地電位に接続されている。ブリッジ701の
出力は端子706と708とから得られる。また、端子704と7
06との間には零点調節用のポテンショメータ710が接続
されている。
作範囲を有するSENSYMのSX01DN型である。好適な圧力ト
ランスデューサは、通常のホウィートストンブリッジ70
1の形に構成された、それぞれ4650オームの公称抵抗を
有する４つのストレインゲージX1、X2、X3、X4を有して
いる。ブリッジ701はDC＋12Vに接続された励起端子702
を有しており、一方、これに対向する励起端子704は図
示のように接地電位に接続されている。ブリッジ701の
出力は端子706と708とから得られる。また、端子704と7
06との間には零点調節用のポテンショメータ710が接続
されている。
端子708からの出力は演算増幅器712（LT1014型の２分
の１）の正入力端子に接続されており、また演算増幅器
712の出力はその負入力端子にフィードバックされると
ともに、抵抗R1（1Kオーム）を介して増幅器714の正入
力端子に供給される。また、この出力は抵抗R2（750Kオ
ーム）を介して接地される。
の１）の正入力端子に接続されており、また演算増幅器
712の出力はその負入力端子にフィードバックされると
ともに、抵抗R1（1Kオーム）を介して増幅器714の正入
力端子に供給される。また、この出力は抵抗R2（750Kオ
ーム）を介して接地される。
ストレインゲージブリッジの端子706は演算増幅器716
（ユニットLT1014の他の半分）の正入力端子に接続され
ている。増幅器716からの出力はその負入力端子にフィ
ードバックされるとともに、抵抗R3（1Kオーム）を介し
て増幅器714の負入力端子に接続されている。
（ユニットLT1014の他の半分）の正入力端子に接続され
ている。増幅器716からの出力はその負入力端子にフィ
ードバックされるとともに、抵抗R3（1Kオーム）を介し
て増幅器714の負入力端子に接続されている。
増幅器714からの出力はその負入力端子に、抵抗R4（7
50Kオーム）を介してフィードバックされるとともに、
抵抗R5を介して出力端子718にも接続されており、この
出力端子718は、今述べた回路の出力として０から＋5V
の間のDC出力を供給する。なお、この０から＋5VのDC出
力は、０から25cmの水圧に対応している。
50Kオーム）を介してフィードバックされるとともに、
抵抗R5を介して出力端子718にも接続されており、この
出力端子718は、今述べた回路の出力として０から＋5V
の間のDC出力を供給する。なお、この０から＋5VのDC出
力は、０から25cmの水圧に対応している。
もし、第２の圧力トランスデューサが用いられている
場合には、同様な出力が対応する端子720から供給され
る。２重導管の実施例においては、２つのトランスデュ
ーサからさらに圧力に関する情報が供給されるので、さ
らに正確に吸入ガス流量と呼気ガス流量の追尾を行うこ
とが可能で、従ってこれによってさらに正確な呼吸サイ
クルの追尾が可能である。
場合には、同様な出力が対応する端子720から供給され
る。２重導管の実施例においては、２つのトランスデュ
ーサからさらに圧力に関する情報が供給されるので、さ
らに正確に吸入ガス流量と呼気ガス流量の追尾を行うこ
とが可能で、従ってこれによってさらに正確な呼吸サイ
クルの追尾が可能である。
図８は、マイクロコントローラ回路800の電気回路図
であり、マイクロコントローラ802（インテルの8097BH
型）、プログラマブル・アレイ・ロジック（PAL）（PC1
6L8型）、消去可能なプログラマブル・リードオンリー
メモリ（EPROM）（27256型）、アドレスラッチ808（74H
C373型）、ランダムアクセスメモリ（RAM）（6264P
型）、 入出力シリアルデータインターフェース（RS23
2MAX232型）、処方（RX）スイッチアレイ814、および入
力データラッチ816とから構成されている。
であり、マイクロコントローラ802（インテルの8097BH
型）、プログラマブル・アレイ・ロジック（PAL）（PC1
6L8型）、消去可能なプログラマブル・リードオンリー
メモリ（EPROM）（27256型）、アドレスラッチ808（74H
C373型）、ランダムアクセスメモリ（RAM）（6264P
型）、 入出力シリアルデータインターフェース（RS23
2MAX232型）、処方（RX）スイッチアレイ814、および入
力データラッチ816とから構成されている。
図示のように、マイクロコントローラ802の端子VCC、
VPD、BW、RDY、VPP、VREFは＋5VのDC電源（Vcc）に接続
される。一方、NMI、VSS、EA、ANGNDの端子は接地され
る。端子XTAL1とXTAL2との間には12MHzのタイミング信
号発生用のクリスタル802が図示のように結合されてお
り、またこれらの端子はそれぞれキャパシタC1、C2（そ
れぞれ33pF）を介して接地されている。リセットサブ回
路820からのリセット信号がマイクロコントローラ802の
端子RESETに入力される。電源が投入されると、電源は
抵抗R5（100Kオーム）から他端が接地されているキャパ
シタC3（22μＦ）に供給され、さらにシュミットトリガ
NANDゲート822の入力端子に加えられる。最初は、NAND
ゲート822へのこの入力電圧は低レベルであるので、NAN
Dゲート822の出力は高論理レベル出力となる。この高論
理レベル出力が出力端子824に供給され、後にさらに議
論するように、これがリセット信号として送風モータ回
路900に与えられる。最初は高論理レベルであったNAND8
22からの出力は、インバータ826によって反転されてか
ら低論理レベル信号としてマイクロコントローラの端子
RESETに供給され、キャパシタC3がNAND822をトリガする
のに充分なだけ充電されるまでの間、マイクロコントロ
ーラ802をリセット状態に保持する。このようにするこ
とによって、システムが初期化を行い、過渡現象の抑圧
を行うための時間が得られる。キャパシタC3がトリガレ
ベルまで充電されると、リセット信号が出力端子824
と、マイクロコントローラ802から除去される。なお、
インバータ826の出力端子はプルアップ抵抗R6（10Kオー
ム）を介してVccにも接続されている。
VPD、BW、RDY、VPP、VREFは＋5VのDC電源（Vcc）に接続
される。一方、NMI、VSS、EA、ANGNDの端子は接地され
る。端子XTAL1とXTAL2との間には12MHzのタイミング信
号発生用のクリスタル802が図示のように結合されてお
り、またこれらの端子はそれぞれキャパシタC1、C2（そ
れぞれ33pF）を介して接地されている。リセットサブ回
路820からのリセット信号がマイクロコントローラ802の
端子RESETに入力される。電源が投入されると、電源は
抵抗R5（100Kオーム）から他端が接地されているキャパ
シタC3（22μＦ）に供給され、さらにシュミットトリガ
NANDゲート822の入力端子に加えられる。最初は、NAND
ゲート822へのこの入力電圧は低レベルであるので、NAN
Dゲート822の出力は高論理レベル出力となる。この高論
理レベル出力が出力端子824に供給され、後にさらに議
論するように、これがリセット信号として送風モータ回
路900に与えられる。最初は高論理レベルであったNAND8
22からの出力は、インバータ826によって反転されてか
ら低論理レベル信号としてマイクロコントローラの端子
RESETに供給され、キャパシタC3がNAND822をトリガする
のに充分なだけ充電されるまでの間、マイクロコントロ
ーラ802をリセット状態に保持する。このようにするこ
とによって、システムが初期化を行い、過渡現象の抑圧
を行うための時間が得られる。キャパシタC3がトリガレ
ベルまで充電されると、リセット信号が出力端子824
と、マイクロコントローラ802から除去される。なお、
インバータ826の出力端子はプルアップ抵抗R6（10Kオー
ム）を介してVccにも接続されている。
また、リセット回路820はキャパシタC3に並列接続さ
れたノーマリオープン型のリセットスイッチ828を備え
ており、このスイッチによってマニュアルでリセット動
作をさせることができる。ダウオードD1が抵抗R5と並列
に接続されており、電源が遮断された際にこのダイオー
ドD1がC5に対する放電経路を形成するようになされてい
る。
れたノーマリオープン型のリセットスイッチ828を備え
ており、このスイッチによってマニュアルでリセット動
作をさせることができる。ダウオードD1が抵抗R5と並列
に接続されており、電源が遮断された際にこのダイオー
ドD1がC5に対する放電経路を形成するようになされてい
る。
また、マイクロコントローラ802には圧力トランスデ
ューサからの入力信号が端子ACH0に加えられる。なお、
第２のトランスデューサが２重導管の実施例において使
用されている場合には、その信号は端子ACH1に印加され
る。過渡現象を抑圧して圧力トランスデューサ回路700
からのアナログ電圧を平滑化するために、キャパシタC4
（.005nF）の一方の側がダイオードD2のアノードおよび
ダイードD3のカソードとともに端子718に接続されてい
る。キャパシタC4の他方の側と、ダイオードD3のアノー
ドは図示のように接地され、またダイオードD2のカソー
ドは電源電圧Vccに接続されている。これと同じ内容の
回路がダイオードD4、D5とキャパシタC5を用いて構成さ
れて、端子720に接続されている。マイクロコントロー
ラ802は、アナログ・ディジタル変換器（ADC）を内蔵し
ており、端子ACH0およびACH1にそれぞれ入力されたアナ
ログ入力信号がこのアナログ・ディジタル変換器に印加
されて、ディジタル信号に変換されマイクロコントロー
ラ802内部での処理に用いられる。
ューサからの入力信号が端子ACH0に加えられる。なお、
第２のトランスデューサが２重導管の実施例において使
用されている場合には、その信号は端子ACH1に印加され
る。過渡現象を抑圧して圧力トランスデューサ回路700
からのアナログ電圧を平滑化するために、キャパシタC4
（.005nF）の一方の側がダイオードD2のアノードおよび
ダイードD3のカソードとともに端子718に接続されてい
る。キャパシタC4の他方の側と、ダイオードD3のアノー
ドは図示のように接地され、またダイオードD2のカソー
ドは電源電圧Vccに接続されている。これと同じ内容の
回路がダイオードD4、D5とキャパシタC5を用いて構成さ
れて、端子720に接続されている。マイクロコントロー
ラ802は、アナログ・ディジタル変換器（ADC）を内蔵し
ており、端子ACH0およびACH1にそれぞれ入力されたアナ
ログ入力信号がこのアナログ・ディジタル変換器に印加
されて、ディジタル信号に変換されマイクロコントロー
ラ802内部での処理に用いられる。
また、マイクロコントローラ802の端子HS1.0には、後
にさらに説明する送風ユニット18の速度を表す送風モー
タ回路900からのパルス信号が印加される。
にさらに説明する送風ユニット18の速度を表す送風モー
タ回路900からのパルス信号が印加される。
また、マイクロコントローラ820は共通アドレス／デ
ータ・バス830をマイクロコントローラ802と、PAL804、
EPROM806、アドレスラッチ808、RAM810、およびデータ
ラッチ816との端子間で図８に示されているように相互
接続し、データおよびアドレス情報のやりとりを行う。
また、図８に示されているように、その他の通常の結線
がこれらの構成要素の間で行われている。
ータ・バス830をマイクロコントローラ802と、PAL804、
EPROM806、アドレスラッチ808、RAM810、およびデータ
ラッチ816との端子間で図８に示されているように相互
接続し、データおよびアドレス情報のやりとりを行う。
また、図８に示されているように、その他の通常の結線
がこれらの構成要素の間で行われている。
マイクロコントローラ802はその端子TXDからシリアル
データ出力をインターフェース812の端子11へ送り出
し、一方、インターフェース812の端子12からマイクロ
コントローラの端子RXDにデータを受け取る。インター
フェースの端子14および13からはRS232データの入出力
が行われ、これによってマイクロコントローラ802が、
従って装置10が、リモート・リードおよびリモート・コ
ントロールを行うことができるようになされている。こ
の特徴は、睡眠医療施設において例えば、処方圧力の調
節を行い最適な治療を施すために、特に有用である。
データ出力をインターフェース812の端子11へ送り出
し、一方、インターフェース812の端子12からマイクロ
コントローラの端子RXDにデータを受け取る。インター
フェースの端子14および13からはRS232データの入出力
が行われ、これによってマイクロコントローラ802が、
従って装置10が、リモート・リードおよびリモート・コ
ントロールを行うことができるようになされている。こ
の特徴は、睡眠医療施設において例えば、処方圧力の調
節を行い最適な治療を施すために、特に有用である。
スイッチアレイ814は８つの選択可能なスイッチから
構成されており、このスイッチアレイによって吸入およ
び呼気に対する所望の処方設定点圧力に設定された入力
データが供給される。具体的には、上の４つのスイッチ
は処方吸入圧力を設定するのに用いられ、下の４つのス
イッチは処方呼気圧力を設定するのに用いられる。各設
定点に対して４つのスイッチを用いて３から16cm水圧の
範囲の計16の設定を吸入に対して行うことが可能であ
り、一方、０から14cm水圧の範囲の設定を呼気に対して
行うことができる。データラッチ816がスイッチアレイ8
14に図示のように結合されており、ラッチ信号をPAL804
の端子12から受け取ると処方データをラッチするように
なされている。処方データはバス830を介して伝送され
る。マイクロコントローラ802からはさらに２つの出力
が供給される。その第１のものは、ステップモータ回路
1000へのデータであり、マイクロコントローラ端子P1.0
-1.5から６ライン出力バス832を介し出力端子834から出
力される。第２の出力は、パルス幅変調（PWM）された
送風モータ回路900への信号であり、ライン834および出
力端子836を経由して出力される。
構成されており、このスイッチアレイによって吸入およ
び呼気に対する所望の処方設定点圧力に設定された入力
データが供給される。具体的には、上の４つのスイッチ
は処方吸入圧力を設定するのに用いられ、下の４つのス
イッチは処方呼気圧力を設定するのに用いられる。各設
定点に対して４つのスイッチを用いて３から16cm水圧の
範囲の計16の設定を吸入に対して行うことが可能であ
り、一方、０から14cm水圧の範囲の設定を呼気に対して
行うことができる。データラッチ816がスイッチアレイ8
14に図示のように結合されており、ラッチ信号をPAL804
の端子12から受け取ると処方データをラッチするように
なされている。処方データはバス830を介して伝送され
る。マイクロコントローラ802からはさらに２つの出力
が供給される。その第１のものは、ステップモータ回路
1000へのデータであり、マイクロコントローラ端子P1.0
-1.5から６ライン出力バス832を介し出力端子834から出
力される。第２の出力は、パルス幅変調（PWM）された
送風モータ回路900への信号であり、ライン834および出
力端子836を経由して出力される。
図９は、送風モータ回路900の電気回路図を示したも
のである。この回路はマイクロコントローラ802からパ
ルス変調信号を端子836に受け取り、また、リセット回
路820から反転リセット信号を端子824に受け取るように
なされている。また、送風モータ回路900は送風モータ9
04の速度を表すパルス信号出力を端子902からマイクロ
コントローラ802に対して送出する。
のである。この回路はマイクロコントローラ802からパ
ルス変調信号を端子836に受け取り、また、リセット回
路820から反転リセット信号を端子824に受け取るように
なされている。また、送風モータ回路900は送風モータ9
04の速度を表すパルス信号出力を端子902からマイクロ
コントローラ802に対して送出する。
端子824に受信されたリセット信号はモータ駆動回路9
06（UC3524A型）の端子10に接続される。コントローラ8
02から端子836に入力されたパルス幅変調信号は、C6
（1.0μ）およびR7（24.9Kオーム）からなる低域通過フ
ィルタを経由して、駆動回路906の端子２に供給され
る。
06（UC3524A型）の端子10に接続される。コントローラ8
02から端子836に入力されたパルス幅変調信号は、C6
（1.0μ）およびR7（24.9Kオーム）からなる低域通過フ
ィルタを経由して、駆動回路906の端子２に供給され
る。
駆動回路の端子は、キャパシタC7（.003μＦ）を介し
て接地され、一方、端子６は、抵抗R8（49.9Kオーム）
を介して接地される。端子８は接地される。また、端子
15には、DC＋12Vの電源電圧が供給される。駆動回路の
端子12、13、16はDC＋5VのVccに接続される。
て接地され、一方、端子６は、抵抗R8（49.9Kオーム）
を介して接地される。端子８は接地される。また、端子
15には、DC＋12Vの電源電圧が供給される。駆動回路の
端子12、13、16はDC＋5VのVccに接続される。
モータ駆動回路906は直流の０から5Vの入力パルス幅
変調信号を、対応する０から＋12Vの直流出力に変換し
て、端子11および14からプログラマブル・アレイ・ロジ
ック（PAL）（16L8型）の端子１に対して供給する。ま
た、これらの端子は、抵抗R9（0.5オーム）を介して接
地されている。PAL908は端子19および18からそれぞれ２
相出力をブラシレス直流送風モータ904（ファスコ社の7
0000-S517型）の固定子および回転子に対して供給す
る。PAL908の出力はそれぞれレベル変換器910および912
（MC14504）に入力されて、ここで、電圧レベルが直流
＋5Vから直流＋12Vにシフトされる。次に、レベル変換
器910および912からのこれらの直流＋12Vの出力はそれ
ぞれ電界効果トランジスタ（SENSFET）（モトローラSEN
SFET MTP40N06M型）のゲート914および916に伝送され
る。
変調信号を、対応する０から＋12Vの直流出力に変換し
て、端子11および14からプログラマブル・アレイ・ロジ
ック（PAL）（16L8型）の端子１に対して供給する。ま
た、これらの端子は、抵抗R9（0.5オーム）を介して接
地されている。PAL908は端子19および18からそれぞれ２
相出力をブラシレス直流送風モータ904（ファスコ社の7
0000-S517型）の固定子および回転子に対して供給す
る。PAL908の出力はそれぞれレベル変換器910および912
（MC14504）に入力されて、ここで、電圧レベルが直流
＋5Vから直流＋12Vにシフトされる。次に、レベル変換
器910および912からのこれらの直流＋12Vの出力はそれ
ぞれ電界効果トランジスタ（SENSFET）（モトローラSEN
SFET MTP40N06M型）のゲート914および916に伝送され
る。
SENSFET914および916のそれぞれのドレイン端子は送
風モータ904の端子0AおよびOBにそれぞれ接続され、そ
れぞれの位相の入力信号を送風モータ904の固定子およ
び回転子に対して供給する。
風モータ904の端子0AおよびOBにそれぞれ接続され、そ
れぞれの位相の入力信号を送風モータ904の固定子およ
び回転子に対して供給する。
さらに、＋12Vの直流電源がレベル変換器910、912、
および送風モータ904の共通電源端子CPに対して供給さ
れる。
および送風モータ904の共通電源端子CPに対して供給さ
れる。
一方、各SENSFET914、916のソース端子は図示のよう
に接地される。
に接地される。
SENSFET914、916は、それぞれさらに２つの出力をラ
イン918および920上に出力し、これによってそれぞれの
SENSETを流れる電流のサンプリングが行われる。これら
の出力は、抵抗R10（100オーム）を介して結合されてお
り、この抵抗によって電流のサンプリングを行う際の電
流の経路が形成され、これにより、抵抗R10に発生した
電圧がモータ駆動回路906の端子３および４に対して入
力される。駆動回路906は、この送風モータ904を流れる
電流を表す入力電圧に応答して、モータに過電流が流れ
た場合には端子11および14から出力される出力のデュー
ティサイクルを減少させる。
イン918および920上に出力し、これによってそれぞれの
SENSETを流れる電流のサンプリングが行われる。これら
の出力は、抵抗R10（100オーム）を介して結合されてお
り、この抵抗によって電流のサンプリングを行う際の電
流の経路が形成され、これにより、抵抗R10に発生した
電圧がモータ駆動回路906の端子３および４に対して入
力される。駆動回路906は、この送風モータ904を流れる
電流を表す入力電圧に応答して、モータに過電流が流れ
た場合には端子11および14から出力される出力のデュー
ティサイクルを減少させる。
送風モータ904は、モータの固定子磁極が通過するた
びに電圧パルスを供給するように動作するホール効果ト
ランスデューサをさらに具備している。この出力パルス
はモータ904の速度を表すものであり、モータの端子HAL
Lからライン922を経由して出力端子902に供給されると
ともに、モータ駆動回路906にフィードバックされる。
モータ送風速度を表す端子902からのこの出力パルス
は、マイクロコントローラ802の端子HS1.0に供給され
る。
びに電圧パルスを供給するように動作するホール効果ト
ランスデューサをさらに具備している。この出力パルス
はモータ904の速度を表すものであり、モータの端子HAL
Lからライン922を経由して出力端子902に供給されると
ともに、モータ駆動回路906にフィードバックされる。
モータ送風速度を表す端子902からのこの出力パルス
は、マイクロコントローラ802の端子HS1.0に供給され
る。
モータ送風速度を表すパルスは、電圧の形に変換され
てからモータ駆動回路の端子１および９に入力される。
図９に示されているように、キャパシタC8（0.01μＦ）
の一方の側がライン922に接続され、他方の側が抵抗R11
（10Kオーム）の一端とダイオードD6のアノードに接続
されている。抵抗R11の他端は接地されている。
てからモータ駆動回路の端子１および９に入力される。
図９に示されているように、キャパシタC8（0.01μＦ）
の一方の側がライン922に接続され、他方の側が抵抗R11
（10Kオーム）の一端とダイオードD6のアノードに接続
されている。抵抗R11の他端は接地されている。
ダイオードD6のカソードは接地されているキャパシタ
C9（0.1μＦ）の他端と、やはり接地されている抵抗R12
（1Mオーム）の他端および抵抗R13（100Kオーム）の一
端に接続されている。抵抗R13の他端はキャパシタC10
（0.22μＦ）の一端、抵抗R14（10Mオーム）の一端、お
よびモータ駆動回路の端子１に接続されている。キャパ
シタC10の他端と、抵抗R14の他端は駆動回路の端子９に
接続されている。
C9（0.1μＦ）の他端と、やはり接地されている抵抗R12
（1Mオーム）の他端および抵抗R13（100Kオーム）の一
端に接続されている。抵抗R13の他端はキャパシタC10
（0.22μＦ）の一端、抵抗R14（10Mオーム）の一端、お
よびモータ駆動回路の端子１に接続されている。キャパ
シタC10の他端と、抵抗R14の他端は駆動回路の端子９に
接続されている。
構成要素C8-C10、R11-R14、およびダイオードD6によ
る回路網によってライン922上の周波数パルスは、周波
数を表す電圧に変換される。すなわち、キャパシタC9
（0.1μＦ）が大きな容量を有するため、回路網の時定
数が長くなり、この回路網が周波数・電圧変換器として
働く。モータ駆動回路の端子１と９に供給される電圧の
値は内部のコンパレータへフィードバックされ、この電
圧の値は、端子２に受信したパルス幅変調信号から導い
た設定点と比較される。
る回路網によってライン922上の周波数パルスは、周波
数を表す電圧に変換される。すなわち、キャパシタC9
（0.1μＦ）が大きな容量を有するため、回路網の時定
数が長くなり、この回路網が周波数・電圧変換器として
働く。モータ駆動回路の端子１と９に供給される電圧の
値は内部のコンパレータへフィードバックされ、この電
圧の値は、端子２に受信したパルス幅変調信号から導い
た設定点と比較される。
図10は、ステップモータ回路1000を示したものであ
り、この回路は、マイクロコントローラ802から端子834
に受け取ったデータに従ってステップモータ44を作動さ
せて、弁要素46を適当な位置まで動かすためのものであ
る。ステップモータ44としては、オリエンタルモータ社
が販売しているVEXTA型が好適であり、このVEXTA型ステ
ップモータは400ステップで１回転するようになってい
る。また必要ならば1/2ステップが可能である。この分
野の専門家にとっては明白であるように、端子834から
出力バス832を介して次のシーケンス電圧ステップパタ
ーンが入力されると、モータ44は１ステップだけシフト
動作をすることが可能である。具体的には、バス832は
駆動回路チップのデータパターンを構成する６本のライ
ンを有している。
り、この回路は、マイクロコントローラ802から端子834
に受け取ったデータに従ってステップモータ44を作動さ
せて、弁要素46を適当な位置まで動かすためのものであ
る。ステップモータ44としては、オリエンタルモータ社
が販売しているVEXTA型が好適であり、このVEXTA型ステ
ップモータは400ステップで１回転するようになってい
る。また必要ならば1/2ステップが可能である。この分
野の専門家にとっては明白であるように、端子834から
出力バス832を介して次のシーケンス電圧ステップパタ
ーンが入力されると、モータ44は１ステップだけシフト
動作をすることが可能である。具体的には、バス832は
駆動回路チップのデータパターンを構成する６本のライ
ンを有している。
ステップパターンデータはステップモータ駆動回路チ
ップ1002（“GS"L298型）の端子Ａ、Ｂ、ＣおよびＤに
それぞれマイクロコントローラ802の端子P1.0-P1.3から
供給される。駆動回路1002は入力データ電圧を直流＋5V
から直流＋12Vの対応する出力にシフトさせて、端子
２、３、13、14から＋12Vのステップパターンをステッ
プモータ44に送出する。ダイオードD7、８、９、10のア
ノードは、それぞれ駆動回路1002の４つの出力ラインに
結合されており、またこれらのダイオードのカソードは
直流＋12Vに接続されて電圧プルアップされている。こ
れに対応して、ダイオードD11、12、13、14のカソード
がそれぞれ出力ラインに接続され、またそれぞれのダイ
オードのカソードは図示のように電圧プルダウンのため
に接地されている。図10に示されているように、駆動回
路との端子９には直流＋5Vが供給され、また駆動回路の
端子４には直流＋12Vが供給される。端子１、８、15は
すべて接地される。
ップ1002（“GS"L298型）の端子Ａ、Ｂ、ＣおよびＤに
それぞれマイクロコントローラ802の端子P1.0-P1.3から
供給される。駆動回路1002は入力データ電圧を直流＋5V
から直流＋12Vの対応する出力にシフトさせて、端子
２、３、13、14から＋12Vのステップパターンをステッ
プモータ44に送出する。ダイオードD7、８、９、10のア
ノードは、それぞれ駆動回路1002の４つの出力ラインに
結合されており、またこれらのダイオードのカソードは
直流＋12Vに接続されて電圧プルアップされている。こ
れに対応して、ダイオードD11、12、13、14のカソード
がそれぞれ出力ラインに接続され、またそれぞれのダイ
オードのカソードは図示のように電圧プルダウンのため
に接地されている。図10に示されているように、駆動回
路との端子９には直流＋5Vが供給され、また駆動回路の
端子４には直流＋12Vが供給される。端子１、８、15は
すべて接地される。
図11-14はコンピュータプログラムのフローチャート
であり、マイクロコントローラ802のプログラム動作を
示したものである。
であり、マイクロコントローラ802のプログラム動作を
示したものである。
図11は、マイクロコントローラ802を動作させるため
のコンピュータプログラムの中のメインルーチンの起動
部分を示したものである。リセット信号が低論理レベル
から高論理レベルに変わると、プログラムはステップ11
02へ入り、コントローラ20に対してベント弁アセンブリ
16のその「ホーム」ポジションに移動させるように指示
を発する。具体的には、このステップにおいては、マイ
クロコントローラ802に対してシーケンスパターン出力
データをライン832を経由してステップモータ制御回路1
000に供給するように指示が出される。すると、ステッ
プモータ44は中央位置に移動し、弁要素46が図５に示さ
れているように導管の端部32および58をおよそ半分ほど
ブロックする。なお、単一導管の実施例の場合には導管
端部32のみが半分ほどブロックされる。また、ステップ
1102において、変数、カウンタ、割り込みルーチンなど
の初期化も行われる。
のコンピュータプログラムの中のメインルーチンの起動
部分を示したものである。リセット信号が低論理レベル
から高論理レベルに変わると、プログラムはステップ11
02へ入り、コントローラ20に対してベント弁アセンブリ
16のその「ホーム」ポジションに移動させるように指示
を発する。具体的には、このステップにおいては、マイ
クロコントローラ802に対してシーケンスパターン出力
データをライン832を経由してステップモータ制御回路1
000に供給するように指示が出される。すると、ステッ
プモータ44は中央位置に移動し、弁要素46が図５に示さ
れているように導管の端部32および58をおよそ半分ほど
ブロックする。なお、単一導管の実施例の場合には導管
端部32のみが半分ほどブロックされる。また、ステップ
1102において、変数、カウンタ、割り込みルーチンなど
の初期化も行われる。
次にプログラムはステップ1104に進み、スイッチアレ
イ814に設定された吸入および吸気の処方圧力値をアド
レスデータバス830を介して読みとる。これらの値は、R
AMにストアされる。また、ステップ1104では、マイクロ
コントローラ802に対して送風モータ904の動作速度の設
定をスイッチ814に設定された処方に従って行うように
指示が出される。なお、送風速度は十分に高速なレベル
に設定され、十分な雰囲気空気量が確実に導管12に供給
されて、最大吸入時においても処方圧力レベルが維持さ
れるようになっていなければならない。処方設定値に対
応する送風モータ速度データは好適にはルックアップテ
ーブルにストアされる。また、ステップ1104では、端子
HS1.0からマイクロコントローラの内部バッファにスト
アされるすべての値がクリアされる。
イ814に設定された吸入および吸気の処方圧力値をアド
レスデータバス830を介して読みとる。これらの値は、R
AMにストアされる。また、ステップ1104では、マイクロ
コントローラ802に対して送風モータ904の動作速度の設
定をスイッチ814に設定された処方に従って行うように
指示が出される。なお、送風速度は十分に高速なレベル
に設定され、十分な雰囲気空気量が確実に導管12に供給
されて、最大吸入時においても処方圧力レベルが維持さ
れるようになっていなければならない。処方設定値に対
応する送風モータ速度データは好適にはルックアップテ
ーブルにストアされる。また、ステップ1104では、端子
HS1.0からマイクロコントローラの内部バッファにスト
アされるすべての値がクリアされる。
ついで、プログラムはステップ1106に進み、時間設定
された割り込みプログラムのタイミングを開始する。
された割り込みプログラムのタイミングを開始する。
ステップ1108において、プログラムはソフトウェアの
「フェーズ」フラッグを吸入「１」に設定し、プログラ
ムを患者の呼吸サイクルの吸入フェーズから初期化す
る。またこのステップで送風チェックカウンタが０に初
期化される。後にさらに議論するように、プログラムは
メインループを128回実行した後に送風速度の読みとり
を行う。
「フェーズ」フラッグを吸入「１」に設定し、プログラ
ムを患者の呼吸サイクルの吸入フェーズから初期化す
る。またこのステップで送風チェックカウンタが０に初
期化される。後にさらに議論するように、プログラムは
メインループを128回実行した後に送風速度の読みとり
を行う。
プログラムは次にステップ1110に進み、マイクロコン
トローラの入力端子ACH0およびACH1に接続されている内
蔵アナログ・ディジタル変換器（ADC）の作動を開始さ
せる。
トローラの入力端子ACH0およびACH1に接続されている内
蔵アナログ・ディジタル変換器（ADC）の作動を開始さ
せる。
ステップ1112では、吸入フェーズに対する圧力設定点
の設定を、ルックアップテーブルに従ってスイッチアレ
イ814に設定された吸入処方値に従って行う。このステ
ップでは、装置の起動モードが連続正気道圧力（CPAP）
に定められる。すなわち、後にさらに説明するように、
患者の最初の８回の呼吸に対しては吸入設定点圧力とし
て連続的に正の圧力が与えられるように装置10の動作プ
ログラムが組まれている。また、ステップ1112では、呼
吸カウンタを０に初期化して、患者の呼吸サイクルをカ
ウントするための準備を行う。
の設定を、ルックアップテーブルに従ってスイッチアレ
イ814に設定された吸入処方値に従って行う。このステ
ップでは、装置の起動モードが連続正気道圧力（CPAP）
に定められる。すなわち、後にさらに説明するように、
患者の最初の８回の呼吸に対しては吸入設定点圧力とし
て連続的に正の圧力が与えられるように装置10の動作プ
ログラムが組まれている。また、ステップ1112では、呼
吸カウンタを０に初期化して、患者の呼吸サイクルをカ
ウントするための準備を行う。
ステップ1112が終了すると、プログラムは図12に示し
たメインルーチンの中のメインループ1200に進む。この
ルーチンの最初のステップである1202では、プログラム
は圧力トランスデューサ701によって検出された圧力に
ついて、８つのADC変化値に対する平均値を算出する。
すなわち、マイクロコントローラ802は、内部に「リン
グ」バッファを有しており、これによってマイクロコン
トローラの端子ACH0（２重導管の実施例の場合ではさら
に端子ACH1からのも）から受信した圧力の読みの中の最
新の８つのストアを行う。後にさらに議論するように、
ADC割り込みルーチンによって22マイクロ秒ごとに入力
アナログ値をディジタルの形に変換し、最新のディジタ
ル値をリングバッファに次々に連続的にストアしてい
く。ステップ1020では、バッファの累積値を８で割るこ
とによって平均値を算出する。また、ステップ1202で
は、平均圧力の圧力設定点からの偏差、すなわち誤差の
算出も行う。
たメインルーチンの中のメインループ1200に進む。この
ルーチンの最初のステップである1202では、プログラム
は圧力トランスデューサ701によって検出された圧力に
ついて、８つのADC変化値に対する平均値を算出する。
すなわち、マイクロコントローラ802は、内部に「リン
グ」バッファを有しており、これによってマイクロコン
トローラの端子ACH0（２重導管の実施例の場合ではさら
に端子ACH1からのも）から受信した圧力の読みの中の最
新の８つのストアを行う。後にさらに議論するように、
ADC割り込みルーチンによって22マイクロ秒ごとに入力
アナログ値をディジタルの形に変換し、最新のディジタ
ル値をリングバッファに次々に連続的にストアしてい
く。ステップ1020では、バッファの累積値を８で割るこ
とによって平均値を算出する。また、ステップ1202で
は、平均圧力の圧力設定点からの偏差、すなわち誤差の
算出も行う。
プログラムは次にステップ1204に進み、ステップ1202
で算出された誤差の大きさが許容最大誤差を越えていな
いかどうかを調べる。これによっていわゆる「不感帯」
を発生させて、システムが「ハンチング」を起こすのを
防ぐ。
で算出された誤差の大きさが許容最大誤差を越えていな
いかどうかを調べる。これによっていわゆる「不感帯」
を発生させて、システムが「ハンチング」を起こすのを
防ぐ。
もし、ステップ1204の答がイエスであれば、プログラ
ムはステップ1206に進み、圧力の偏位誤差を補正するの
に必要なステップモータ44のステップ数と方向とを算出
する。すなわち、送風装置から供給されている空気の
量、システムの送風能力、およびシステムからの空気の
逃げ量に応じて、あらかじめルックアップテーブルにス
トアしてあるデータを参照して必要なステップ数のおよ
その値を求めることができる。
ムはステップ1206に進み、圧力の偏位誤差を補正するの
に必要なステップモータ44のステップ数と方向とを算出
する。すなわち、送風装置から供給されている空気の
量、システムの送風能力、およびシステムからの空気の
逃げ量に応じて、あらかじめルックアップテーブルにス
トアしてあるデータを参照して必要なステップ数のおよ
その値を求めることができる。
次にプログラムはステップ1208に進み、図13に示した
ルーチン「弁ステップ」を実行する。これについては後
にさらに説明する。弁ステップルーチン1300はデータパ
ターンを連続的に供給し、ステップ1206で求めた方向と
必要ステップ数だけ弁をステップさせる。
ルーチン「弁ステップ」を実行する。これについては後
にさらに説明する。弁ステップルーチン1300はデータパ
ターンを連続的に供給し、ステップ1206で求めた方向と
必要ステップ数だけ弁をステップさせる。
サブルーチン1300の実行が終了すると、あるいはステ
ップ1204の後に、プログラムはステップ1210に戻る。こ
のステップでは、実際に実行された弁ステップ数と方向
とが内部弁傾きバッファにストアされる。なお、このバ
ッファにはステップモータ44の直前の８つの移動量が連
続的にストアされる。この情報を用い、弁傾きバッファ
の和を８で割ることによって弁動作の傾きを算出するこ
とができる。この値が、傾きを表していることの理由
は、８つの値が等しい時間間隔でストアされているの
で、このバッファの和を８で割ると弁移動量の最初の微
分値が得られるからである。
ップ1204の後に、プログラムはステップ1210に戻る。こ
のステップでは、実際に実行された弁ステップ数と方向
とが内部弁傾きバッファにストアされる。なお、このバ
ッファにはステップモータ44の直前の８つの移動量が連
続的にストアされる。この情報を用い、弁傾きバッファ
の和を８で割ることによって弁動作の傾きを算出するこ
とができる。この値が、傾きを表していることの理由
は、８つの値が等しい時間間隔でストアされているの
で、このバッファの和を８で割ると弁移動量の最初の微
分値が得られるからである。
例えば、図６を参照して、呼気の後の休止状態が終了
し、所望の設定点圧力に達した後においては、著しい誤
差は圧力と設定点との間に存在しない。従って、弁位置
を変更する必要な全くなく、直前の８つのステップ値は
０に等しくなっているはずであり、このことは傾きが０
であることを意味する。このような状態は、図６におい
て、弁の位置を表す曲線の平坦部分に相当する。これと
は対照的に、患者が吸入を開始すると、導管32の内部の
圧力を維持するために弁位置は、まず、閉じた位置まで
急速に移動する必要がある。ステップモータ44が多数の
正方向のステップを実行する結果、傾きバッファにスト
アされる値は大きな正の傾きを示すようになる。逆に、
吸入の終わり近くにおいては、導管32の内部の圧力を維
持するために弁は多数の負の方向のステップを実行する
必要があるので、負の大きな傾きを示すようになる。こ
の傾きの情報は、後にさらに議論するように、患者の呼
吸サイクルのいろいろな点を判別するのに用いられる。
し、所望の設定点圧力に達した後においては、著しい誤
差は圧力と設定点との間に存在しない。従って、弁位置
を変更する必要な全くなく、直前の８つのステップ値は
０に等しくなっているはずであり、このことは傾きが０
であることを意味する。このような状態は、図６におい
て、弁の位置を表す曲線の平坦部分に相当する。これと
は対照的に、患者が吸入を開始すると、導管32の内部の
圧力を維持するために弁位置は、まず、閉じた位置まで
急速に移動する必要がある。ステップモータ44が多数の
正方向のステップを実行する結果、傾きバッファにスト
アされる値は大きな正の傾きを示すようになる。逆に、
吸入の終わり近くにおいては、導管32の内部の圧力を維
持するために弁は多数の負の方向のステップを実行する
必要があるので、負の大きな傾きを示すようになる。こ
の傾きの情報は、後にさらに議論するように、患者の呼
吸サイクルのいろいろな点を判別するのに用いられる。
プログラムは次にステップ1212に進みフェーズフラッ
グが呼気に設定されているかどうかを調べる。
グが呼気に設定されているかどうかを調べる。
プログラムは初期設定において、フェーズフラッグを
吸入に設定するので、従って、メインルーチンの最初の
数回の巡りでは1212の答はノーとなるから、プログラム
はステップ1214に進む。ここで、フェーズフラッグが吸
入に設定されているかどうかが調べられる。フラッグは
吸入に初期化されているから、ステップ1214の答はイエ
スとなり、従ってプログラムはステップ1216に進む。
吸入に設定するので、従って、メインルーチンの最初の
数回の巡りでは1212の答はノーとなるから、プログラム
はステップ1214に進む。ここで、フェーズフラッグが吸
入に設定されているかどうかが調べられる。フラッグは
吸入に初期化されているから、ステップ1214の答はイエ
スとなり、従ってプログラムはステップ1216に進む。
ステップ1216において、変数「タイムカウンタ」が変
数「吸入終了時間」の値よりも大きいかどうかを、ま
た、ステップ1210で算出された傾きが−５以下であるか
どうかを調べる。変数「タイムカウンタ」（TMR CNT）
はソフトウェアによるカウンタであり、０に初期化され
た後、13ミリ秒ごとにインクリウメントされていく。一
方、「吸入終了時間」はあらかじめ定められた平均的な
吸入時間を表すデフォルト値に初期化されている。後に
さらに議論するように、変数「吸入終了時間」はメイン
ループ1200が最初に８回巡った後の各呼吸サイクルごと
に再計算される。ステップ1216においては、通常の吸入
が終了するのに十分な時間が経過したかどうかが判定さ
れ、また図６の吸入の終わりにおける弁位置曲線の値の
傾きが示しているように、傾きの値が−５よりも小さい
かどうかによってさらに確認が行われる。
数「吸入終了時間」の値よりも大きいかどうかを、ま
た、ステップ1210で算出された傾きが−５以下であるか
どうかを調べる。変数「タイムカウンタ」（TMR CNT）
はソフトウェアによるカウンタであり、０に初期化され
た後、13ミリ秒ごとにインクリウメントされていく。一
方、「吸入終了時間」はあらかじめ定められた平均的な
吸入時間を表すデフォルト値に初期化されている。後に
さらに議論するように、変数「吸入終了時間」はメイン
ループ1200が最初に８回巡った後の各呼吸サイクルごと
に再計算される。ステップ1216においては、通常の吸入
が終了するのに十分な時間が経過したかどうかが判定さ
れ、また図６の吸入の終わりにおける弁位置曲線の値の
傾きが示しているように、傾きの値が−５よりも小さい
かどうかによってさらに確認が行われる。
メインループ1200の最初の数回の巡りの間は、ステッ
プ1216の答はノーとなり、プログラムはステップ1218へ
分岐し、ここで、あらかじめ０に初期化された送風チェ
ックカウンタが128と等しくなっているかどうかが調べ
られる。128になるまではステップ1218の答はノーであ
るので、プログラムはステップ1220に分岐し、ここで送
風チェックカウンタがインクリメントされる。プログラ
ムは次にループの1202に戻り、ステップ1202-1220をス
テップ1218の答がイエスとなるまで反復実行し、これが
イエスとなったときに、ステップ1222に進んで図15に示
されているサブルーチン「送風速度検査」1200を実行す
る。後にさらに議論するように、このステップでは、送
風速度をモニタして、ステップ1104において処方設定値
に従って最初に設定された設定点速度で確実に送風装置
が動作するようになされる。次に、プログラムはステッ
プ1224に戻り、送風チェックカウンタを０にリセットす
る。
プ1216の答はノーとなり、プログラムはステップ1218へ
分岐し、ここで、あらかじめ０に初期化された送風チェ
ックカウンタが128と等しくなっているかどうかが調べ
られる。128になるまではステップ1218の答はノーであ
るので、プログラムはステップ1220に分岐し、ここで送
風チェックカウンタがインクリメントされる。プログラ
ムは次にループの1202に戻り、ステップ1202-1220をス
テップ1218の答がイエスとなるまで反復実行し、これが
イエスとなったときに、ステップ1222に進んで図15に示
されているサブルーチン「送風速度検査」1200を実行す
る。後にさらに議論するように、このステップでは、送
風速度をモニタして、ステップ1104において処方設定値
に従って最初に設定された設定点速度で確実に送風装置
が動作するようになされる。次に、プログラムはステッ
プ1224に戻り、送風チェックカウンタを０にリセットす
る。
十分な時間が経過して、吸入終了時間として設定され
たデフォルトの時間を越え、かつ、弁位置曲線の傾きが
患者の吸入が終了したことを示す−５以下となったとき
には、ステップ1216の答はイエスとなるので、プログラ
ムはステップ1218に進み、動作モードが吸入鼻圧力（IN
AP）に設定されているかどうかを調べる。なお、この初
期値は、ステップ1112においてCPAPモードに初期化され
ている。従って、最初の８回の呼吸サイクルにおいて
は、ステップ1226の答はノーとなるから、プログラムは
ステップ1228に進み、呼吸カウンタが８以下であるかど
うかを調べる。呼吸カウンタは０に初期化されているの
で、プログラムが最初に実行されるときには、ステップ
1220の答はイエスとなり、プログラムはステップ1230へ
進んで呼吸カウンタをインクリメントさせる。
たデフォルトの時間を越え、かつ、弁位置曲線の傾きが
患者の吸入が終了したことを示す−５以下となったとき
には、ステップ1216の答はイエスとなるので、プログラ
ムはステップ1218に進み、動作モードが吸入鼻圧力（IN
AP）に設定されているかどうかを調べる。なお、この初
期値は、ステップ1112においてCPAPモードに初期化され
ている。従って、最初の８回の呼吸サイクルにおいて
は、ステップ1226の答はノーとなるから、プログラムは
ステップ1228に進み、呼吸カウンタが８以下であるかど
うかを調べる。呼吸カウンタは０に初期化されているの
で、プログラムが最初に実行されるときには、ステップ
1220の答はイエスとなり、プログラムはステップ1230へ
進んで呼吸カウンタをインクリメントさせる。
次にプログラムは、ステップ1232に進み変数「サイク
ル時間」をタイムカウンタの現在値と同じ値となるよう
に設定する。このステップには、各吸入フェーズが終了
するたびに入り、１回の呼吸サイクルの終わりと次のサ
イクルの初めとをマークする。このように１回の呼吸サ
イクルの時間、すなわちサイクル時間は、タイムカウン
タ上の時間に等しい値となるようになされる。なお、タ
イムカウンタの値は、呼吸サイクルが終了するたびごと
に、またステップ1232において、０にリセットされる。
ル時間」をタイムカウンタの現在値と同じ値となるよう
に設定する。このステップには、各吸入フェーズが終了
するたびに入り、１回の呼吸サイクルの終わりと次のサ
イクルの初めとをマークする。このように１回の呼吸サ
イクルの時間、すなわちサイクル時間は、タイムカウン
タ上の時間に等しい値となるようになされる。なお、タ
イムカウンタの値は、呼吸サイクルが終了するたびごと
に、またステップ1232において、０にリセットされる。
また、ステップ1232においては、新たな吸入時間長さ
が新たなサイクル時間を３で割った値と等しい値に設定
される。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では、吸
入時間長さを最も新しいサイクル時間の33％に設定する
ことによって、ステップ1216においてこの設定時間の方
が実際の吸入時間よりも必ず早くやってくるようにす
る。
が新たなサイクル時間を３で割った値と等しい値に設定
される。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では、吸
入時間長さを最も新しいサイクル時間の33％に設定する
ことによって、ステップ1216においてこの設定時間の方
が実際の吸入時間よりも必ず早くやってくるようにす
る。
また、ステップ1232では、変数「吸入開始時間」を新
しいサイクル時間を２で割った値に設定する。吸入フェ
ーズの終わりがマークされたサイクルが開始されると、
次の吸入は、通常はサイクル時間の60％が経過した時点
で開始されるものと予想してよい。しかしながら、ステ
ップ1232においては、この吸入開始予想時間よりも早い
50％に吸入開始時間を設定することによって、吸入が開
始されるよりも前に鼻圧力を確実に増加させることがで
きるようにする。
しいサイクル時間を２で割った値に設定する。吸入フェ
ーズの終わりがマークされたサイクルが開始されると、
次の吸入は、通常はサイクル時間の60％が経過した時点
で開始されるものと予想してよい。しかしながら、ステ
ップ1232においては、この吸入開始予想時間よりも早い
50％に吸入開始時間を設定することによって、吸入が開
始されるよりも前に鼻圧力を確実に増加させることがで
きるようにする。
メインループ1200が呼吸カウンタによって８回の呼吸
サイクルを検出すると、ステップ1228の答がノーとなる
ので、プログラムはステップ1234に進み、動作モードを
INAPに設定する。サイクル８回分だけ遅延させてINAPモ
ードの設定を行うことによって、信頼性のあるデータを
呼吸サイクルの追尾において得ることができる。
サイクルを検出すると、ステップ1228の答がノーとなる
ので、プログラムはステップ1234に進み、動作モードを
INAPに設定する。サイクル８回分だけ遅延させてINAPモ
ードの設定を行うことによって、信頼性のあるデータを
呼吸サイクルの追尾において得ることができる。
今や、モードがINAPに設定されているので、ステップ
1226を次に経過する際の答はイエスとなり、プログラム
はステップ1236に進むことになり、ここで、圧力設定点
を呼気処方に等しく設定する。すなわち、ステップ1216
において吸入フェーズが終了したと判断され、ステップ
1228において８回の呼吸の追尾が終了したと判断され
て、モードがINAPに設定されて、呼気の際に圧力を減少
させることができるようになる。これらの条件が満たさ
れたときには、圧力制御設定点が呼気処方設定点まで下
げられる。通常は、呼気圧力は０に処方されるので、す
なわち大気圧に等しくされるので、患者は通常の呼気を
行う。しかし、場合によっては、療法士が呼気において
わずかに正の圧力をかけたいと望むこともあり、このよ
うな場合にはスイッチアレイ（図８）の下側の４つのス
イッチでそのように設定することが可能である。
1226を次に経過する際の答はイエスとなり、プログラム
はステップ1236に進むことになり、ここで、圧力設定点
を呼気処方に等しく設定する。すなわち、ステップ1216
において吸入フェーズが終了したと判断され、ステップ
1228において８回の呼吸の追尾が終了したと判断され
て、モードがINAPに設定されて、呼気の際に圧力を減少
させることができるようになる。これらの条件が満たさ
れたときには、圧力制御設定点が呼気処方設定点まで下
げられる。通常は、呼気圧力は０に処方されるので、す
なわち大気圧に等しくされるので、患者は通常の呼気を
行う。しかし、場合によっては、療法士が呼気において
わずかに正の圧力をかけたいと望むこともあり、このよ
うな場合にはスイッチアレイ（図８）の下側の４つのス
イッチでそのように設定することが可能である。
また、ステップ1236において、フェーズフラッグが呼
気に設定される。
気に設定される。
次に、メインループ1200を経過する際には、ステップ
1212の答がイエスとなるので、すなわち、フェーズが
「呼気」となっているので、プログラムはステップ1238
に進み、タイムカウンタの現在値がステップ1232で設定
された吸入開始時間と等しいかあるいはそれより大きな
値となっているかどうかを調べる。あるいは、ステップ
1238で、弁位置傾きが７よりも大きいかどうかを調べ
る。これは、先の方法とは独立に呼気の終了を示すもの
である。図６を参照する。呼気が終了すると、弁は正方
向にすばやくステップして弁端部32を狭め、設定点圧力
を維持できるようにする必要がある。このように弁が高
速に移動すると傾きは正の70よりも大きな値を示す。
1212の答がイエスとなるので、すなわち、フェーズが
「呼気」となっているので、プログラムはステップ1238
に進み、タイムカウンタの現在値がステップ1232で設定
された吸入開始時間と等しいかあるいはそれより大きな
値となっているかどうかを調べる。あるいは、ステップ
1238で、弁位置傾きが７よりも大きいかどうかを調べ
る。これは、先の方法とは独立に呼気の終了を示すもの
である。図６を参照する。呼気が終了すると、弁は正方
向にすばやくステップして弁端部32を狭め、設定点圧力
を維持できるようにする必要がある。このように弁が高
速に移動すると傾きは正の70よりも大きな値を示す。
ステップ1238の答がノーであるときには、この答がイ
エスになるまでプログラムはループを反復して実行し、
答がイエスとなるとプログラムはステップ1240に進み、
フェーズフラッグを吸入に設定し、また、圧力設定点を
吸入処方値に設定する。また、さらに変数「吸入終了時
間」の値をタイムカウンタの現在値に吸入時間長さを加
えた値に等しくなるように設定する。タイムカウンタの
現在値は、前の吸入フェーズの終了がマークされて、現
在の呼吸サイクルが開始してから後に経過した時間に対
応するものである。今、開始されようとしている吸入フ
ェーズは、タイムカウンタの現在値に吸入時間長さを加
えた時間が経過したときに終了することが必要である。
従って、ステップ1216で用いられる吸入時間長さに対し
て、新しい値がステップ1240において与えられる。通常
は、実際の吸入が終了する前にこの値に達し、この値を
用いることによって過渡的な傾きの読みによって吸入フ
ェーズの終了が誤ってマークされないようになされる。
このような理由で、ステップ1216においては、吸入終了
時間が到来していることと、傾きが−５以下となってい
ることの両方の条件が要求される。
エスになるまでプログラムはループを反復して実行し、
答がイエスとなるとプログラムはステップ1240に進み、
フェーズフラッグを吸入に設定し、また、圧力設定点を
吸入処方値に設定する。また、さらに変数「吸入終了時
間」の値をタイムカウンタの現在値に吸入時間長さを加
えた値に等しくなるように設定する。タイムカウンタの
現在値は、前の吸入フェーズの終了がマークされて、現
在の呼吸サイクルが開始してから後に経過した時間に対
応するものである。今、開始されようとしている吸入フ
ェーズは、タイムカウンタの現在値に吸入時間長さを加
えた時間が経過したときに終了することが必要である。
従って、ステップ1216で用いられる吸入時間長さに対し
て、新しい値がステップ1240において与えられる。通常
は、実際の吸入が終了する前にこの値に達し、この値を
用いることによって過渡的な傾きの読みによって吸入フ
ェーズの終了が誤ってマークされないようになされる。
このような理由で、ステップ1216においては、吸入終了
時間が到来していることと、傾きが−５以下となってい
ることの両方の条件が要求される。
この分野の専門家によっては、ステップ1238において
動作プログラムが平衡状態に達したかどうかを調べるこ
とによって、患者が吸入を始める直前に吸入設定点圧力
が確実に増加するようになされていることは明らかであ
ろう。まず第１に、弁位置傾きが７を越えたかどうかを
モニタすることによって、呼気の終わりを検出すること
ができる。呼気フェーズの終わりを注目監視することに
よって、確実に呼吸サイクルにおける次の吸入フェーズ
が始まる直前の点を検出することができる。さらに、ス
テップ1238においてタイムカウンタが予想吸入開始時間
以上となったかどうかをモニタすることによって、吸入
の前に圧力を確実に増加させることができる。こうし
て、傾きがときに誤って読みとられたとしても、ステッ
プ1232において吸入開始時間が予想開始時間よりもいく
らか短くなるように設定されていることを思い起こせ
ば、タイムカウンタが予想吸入開始時間を越えると鼻圧
力が確実に吸入前に増加されることは明らかなことであ
ろう。
動作プログラムが平衡状態に達したかどうかを調べるこ
とによって、患者が吸入を始める直前に吸入設定点圧力
が確実に増加するようになされていることは明らかであ
ろう。まず第１に、弁位置傾きが７を越えたかどうかを
モニタすることによって、呼気の終わりを検出すること
ができる。呼気フェーズの終わりを注目監視することに
よって、確実に呼吸サイクルにおける次の吸入フェーズ
が始まる直前の点を検出することができる。さらに、ス
テップ1238においてタイムカウンタが予想吸入開始時間
以上となったかどうかをモニタすることによって、吸入
の前に圧力を確実に増加させることができる。こうし
て、傾きがときに誤って読みとられたとしても、ステッ
プ1232において吸入開始時間が予想開始時間よりもいく
らか短くなるように設定されていることを思い起こせ
ば、タイムカウンタが予想吸入開始時間を越えると鼻圧
力が確実に吸入前に増加されることは明らかなことであ
ろう。
図13は、弁ステップ移動サブルーチン1300を示したも
のであり、このサブルーチンはステップモータ回路1000
を介して必要なステップ動作パターンを連続的にステッ
プモータ44に対して課すものである。すなわち、サブル
ーチン1300はステップ1302から入り、変数「最終弁位
置」の値を現在の弁位置にステップ1206（図２）で定め
られた必要な弁補正量を加算（あるいは減算）した値に
等しくなるように設定する。また、ステップ1302では、
変数「弁位置」の値を現在の弁位置に設定する。
のであり、このサブルーチンはステップモータ回路1000
を介して必要なステップ動作パターンを連続的にステッ
プモータ44に対して課すものである。すなわち、サブル
ーチン1300はステップ1302から入り、変数「最終弁位
置」の値を現在の弁位置にステップ1206（図２）で定め
られた必要な弁補正量を加算（あるいは減算）した値に
等しくなるように設定する。また、ステップ1302では、
変数「弁位置」の値を現在の弁位置に設定する。
次に、プログラムはステップ1304に進み、補正方向が
０以上であるかどうかを、すなわち排出を絞る正方向で
あるのかどうか、あるいは反対の方向であるのかどうか
を調べる。ステップ1304の答がイエスであるときには、
プログラムはステップ1306に進み、ステップ1302で定め
られた最終位置が160ステップ以上であるかどうかを調
べる。すなわち、このステップでは、所望のあるいは必
要な最終弁位置が許容量大位置を越えていないかどうか
の判定を行う。もし、イエスであれば、プログラムはス
テップ1308に進み、最終弁位置を160に設定する。
０以上であるかどうかを、すなわち排出を絞る正方向で
あるのかどうか、あるいは反対の方向であるのかどうか
を調べる。ステップ1304の答がイエスであるときには、
プログラムはステップ1306に進み、ステップ1302で定め
られた最終位置が160ステップ以上であるかどうかを調
べる。すなわち、このステップでは、所望のあるいは必
要な最終弁位置が許容量大位置を越えていないかどうか
の判定を行う。もし、イエスであれば、プログラムはス
テップ1308に進み、最終弁位置を160に設定する。
もし、ステップ1306の答がノーであれば、あるいは、
ステップ1308の終了後に、プログラムはステップ1310に
進み、変数「弁位置」＝「弁位置」＋１となるように設
定する。言い換えれば、プログラムは最終位置に達する
までステップモータ44を一度に１ステップずつ移動させ
ていく。
ステップ1308の終了後に、プログラムはステップ1310に
進み、変数「弁位置」＝「弁位置」＋１となるように設
定する。言い換えれば、プログラムは最終位置に達する
までステップモータ44を一度に１ステップずつ移動させ
ていく。
次にプログラムはステップ1312に進み、新しい弁位置
の値がステップ1302で定められた最終弁位置以下である
かどうかが調べられる。もし、ノーであれば、すなわ
ち、所望の最終弁位置に達している場合には、プログラ
ムはメインループのステップ1210に戻る。
の値がステップ1302で定められた最終弁位置以下である
かどうかが調べられる。もし、ノーであれば、すなわ
ち、所望の最終弁位置に達している場合には、プログラ
ムはメインループのステップ1210に戻る。
ステップ1312の答がイエスであれば、すなわち、最終
弁位置に、まだ達していない場合には、プログラムはス
テップ1314に進み、次の送風モータステップに対するス
テップパターンをメモリから読み出す。次に、プログラ
ムは、バスライン832を作動させてこのステップパター
ンをステップモータ回路1000に送出し、さらにこの回路
を介してステップモータ44に送出する。
弁位置に、まだ達していない場合には、プログラムはス
テップ1314に進み、次の送風モータステップに対するス
テップパターンをメモリから読み出す。次に、プログラ
ムは、バスライン832を作動させてこのステップパター
ンをステップモータ回路1000に送出し、さらにこの回路
を介してステップモータ44に送出する。
プログラムは次にループのステップ1310に戻り最終位
置に達するまでステップパターンを１度に１つずつ実行
し続ける。
置に達するまでステップパターンを１度に１つずつ実行
し続ける。
ステップ1304で判定された補正のための回転方向が負
である場合には、プログラムは図示のようにステップ13
16-1324に進んで必要な数のステップパターンを実行
し、弁を負の方向に移動させて空気をさらに排出し、圧
力を減少させる。ステップ1316において、ステップ1302
で定められた最終位置が０以下であるかどうか、すなわ
ち弁が移動できる許容限界を越えた弁位置設定となって
いるかを調べる。もし、イエスであれば、プログラムは
ステップ1318において最終弁位置を０に設定する。
である場合には、プログラムは図示のようにステップ13
16-1324に進んで必要な数のステップパターンを実行
し、弁を負の方向に移動させて空気をさらに排出し、圧
力を減少させる。ステップ1316において、ステップ1302
で定められた最終位置が０以下であるかどうか、すなわ
ち弁が移動できる許容限界を越えた弁位置設定となって
いるかを調べる。もし、イエスであれば、プログラムは
ステップ1318において最終弁位置を０に設定する。
ステップ1320では変数「弁位置」をデクリメントさ
せ、ステップ1322において新しく定めた「弁位置」が所
望の最終位置に等しいかあるいはそれ以上であるかを調
べる。もし、イエスであれば、プログラムステップは13
24に進み、さらにループを巡ってステップ1322まで戻っ
てくる。一方、ノーである場合には、プログラムはメイ
ンループのステップ1210に戻る。
せ、ステップ1322において新しく定めた「弁位置」が所
望の最終位置に等しいかあるいはそれ以上であるかを調
べる。もし、イエスであれば、プログラムステップは13
24に進み、さらにループを巡ってステップ1322まで戻っ
てくる。一方、ノーである場合には、プログラムはメイ
ンループのステップ1210に戻る。
図14は、ADC割り込みサブルーチン1400について示し
たものである。このサブルーチンは14マイクロ秒ごとに
割り込み実行されて、圧力トランスデューサ回路700か
ら受信した圧力データをアナログ・ディジタル変換し、
その結果得られるデータをメモリにストアする。サブル
ーチン1400はステップ1402から開始される。このステッ
プ1402では、マイクロコントローラ802のADC内部レジス
タから現在のデータ値を読みとる。読み取ったデータ
は、メインループのステップ1202（図12）において使用
できるようにADCバッファにストアされる。次にこのデ
ータを８つのバッファ・ロケーションの中の１つである
ロケーション「Ｌ〕にストアする。ついで、プログラム
はステップ1404に進み、変数「Ｌ」をインクリメントす
る。これによって、次のADCデータのセットは次のバッ
ファ・ロケーションにストアされるようになる。プログ
ラムは次にステップ1406に進み、ここで「Ｌ」が８に等
しいかどうかを、すなわちADCバッファの中に備えられ
ているロケーションの数を越えたかどうかを調べる。も
し、イエスであれば、プログラムは「Ｌ」をバッファの
最初のロケーションであるロケーション０にリセットす
る。ステップ1408が終了するか、あるいはステップ1406
の答がノーであるときには、プログラムはステップ1410
に進み、ADCに対して次のデータ変換を実行するように
命令する。ついで、プログランムは割り込みからメイン
ループに戻る。
たものである。このサブルーチンは14マイクロ秒ごとに
割り込み実行されて、圧力トランスデューサ回路700か
ら受信した圧力データをアナログ・ディジタル変換し、
その結果得られるデータをメモリにストアする。サブル
ーチン1400はステップ1402から開始される。このステッ
プ1402では、マイクロコントローラ802のADC内部レジス
タから現在のデータ値を読みとる。読み取ったデータ
は、メインループのステップ1202（図12）において使用
できるようにADCバッファにストアされる。次にこのデ
ータを８つのバッファ・ロケーションの中の１つである
ロケーション「Ｌ〕にストアする。ついで、プログラム
はステップ1404に進み、変数「Ｌ」をインクリメントす
る。これによって、次のADCデータのセットは次のバッ
ファ・ロケーションにストアされるようになる。プログ
ラムは次にステップ1406に進み、ここで「Ｌ」が８に等
しいかどうかを、すなわちADCバッファの中に備えられ
ているロケーションの数を越えたかどうかを調べる。も
し、イエスであれば、プログラムは「Ｌ」をバッファの
最初のロケーションであるロケーション０にリセットす
る。ステップ1408が終了するか、あるいはステップ1406
の答がノーであるときには、プログラムはステップ1410
に進み、ADCに対して次のデータ変換を実行するように
命令する。ついで、プログランムは割り込みからメイン
ループに戻る。
図15は、送風速度検査サブルーチン1500について示し
たものである。このサブルーチンはメインループのステ
ップ1222から呼ばれる。サブルーチン1500は、ステップ
1502から開始され、まず、このステップにおいて送風モ
ータ94のホール効果トランスデューサからマイクロコン
トローラの端子HS1.0に受信される現在の送風速度の読
み取りを行う。プログラムは次にステップ1504に進み、
処方吸入圧力に対応する送風速度設定点を読みとり、こ
の設定点と検知した送風速度とを比較する。プログラム
は次にステップ1506に進み、送風速度が設定速度に対し
て最大許容誤差範囲内に入っているかどうかを調べる。
もし、ノーであれば、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の端子PWMから送風モータ回
路900へ伝送されるパルス幅変調信号のパルス幅の調節
を行う。ステップ1508の終了後に、あるいはステップ15
06の答がイエスであった場合には、プログラムはメイン
ループに戻る。
たものである。このサブルーチンはメインループのステ
ップ1222から呼ばれる。サブルーチン1500は、ステップ
1502から開始され、まず、このステップにおいて送風モ
ータ94のホール効果トランスデューサからマイクロコン
トローラの端子HS1.0に受信される現在の送風速度の読
み取りを行う。プログラムは次にステップ1504に進み、
処方吸入圧力に対応する送風速度設定点を読みとり、こ
の設定点と検知した送風速度とを比較する。プログラム
は次にステップ1506に進み、送風速度が設定速度に対し
て最大許容誤差範囲内に入っているかどうかを調べる。
もし、ノーであれば、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の端子PWMから送風モータ回
路900へ伝送されるパルス幅変調信号のパルス幅の調節
を行う。ステップ1508の終了後に、あるいはステップ15
06の答がイエスであった場合には、プログラムはメイン
ループに戻る。
気道音に関する実施例 図16および17は本発明の他の態様を示したものであ
り、この態様においては、患者の気道圧力変化、およ
び、特に気道音のモニタを行い、これに応じて患者の気
道圧力の制御を行う。図16は音解析回路1600を具体的に
電気回路ブロック図として示したものであり、圧力セン
サ回路700から端子718を介して入力を受信し、マイクロ
コントローラ802へ出力を供給するようになされてい
る。この分野の専門家にとっては明らかであるように、
音は圧力変化であり、従って、好適な圧力センサ回路70
0は気道の音を発生させている圧力変化を検出し、これ
らの変化を信号に変換して端子718に供給するように動
作する。
り、この態様においては、患者の気道圧力変化、およ
び、特に気道音のモニタを行い、これに応じて患者の気
道圧力の制御を行う。図16は音解析回路1600を具体的に
電気回路ブロック図として示したものであり、圧力セン
サ回路700から端子718を介して入力を受信し、マイクロ
コントローラ802へ出力を供給するようになされてい
る。この分野の専門家にとっては明らかであるように、
音は圧力変化であり、従って、好適な圧力センサ回路70
0は気道の音を発生させている圧力変化を検出し、これ
らの変化を信号に変換して端子718に供給するように動
作する。
圧力センサ回路700からの信号は、プリアンプ1602に
供給され、ここで信号レベルがブーストされてから、低
域通過フィルタ1604、帯域通過フィルタ1606、帯域通過
フィルタ1608、および広域通過フィルタ1610に供給され
る。低域通過フィルタ1604は、低周波（可聴周波数以
下）の圧力変化および鼻圧力を表す「DC」出力をマイク
ロコントローラに供給するためのものである。
供給され、ここで信号レベルがブーストされてから、低
域通過フィルタ1604、帯域通過フィルタ1606、帯域通過
フィルタ1608、および広域通過フィルタ1610に供給され
る。低域通過フィルタ1604は、低周波（可聴周波数以
下）の圧力変化および鼻圧力を表す「DC」出力をマイク
ロコントローラに供給するためのものである。
フィルタ1606-1610は可聴周波数スペクトルを３つの
成分、すなわち10-200Hz、200-800Hz、800Hz以上の３つ
の成分に分割する。これらのフィルタ1606-1610からの
出力はそれぞれ整流器1612、1614、1616を通過した後、
それぞれ低域フィルタ1618、1620、1622に供給される。
低域フィルタ1618-1622は整流入力信号をそれぞれこれ
らと等価な「低」、「中」、「高」の３つの可聴周波数
成分を表すDC電圧出力に変換する。これらの３つの出
力、および「DC」出力は、マイクロコントローラ802の
入力として供給され、マイクロコントローラ802の内部
でアナログ・ディジタル変換されて３つのスペクトル成
分がディジタルのデータ表現に変換される。
成分、すなわち10-200Hz、200-800Hz、800Hz以上の３つ
の成分に分割する。これらのフィルタ1606-1610からの
出力はそれぞれ整流器1612、1614、1616を通過した後、
それぞれ低域フィルタ1618、1620、1622に供給される。
低域フィルタ1618-1622は整流入力信号をそれぞれこれ
らと等価な「低」、「中」、「高」の３つの可聴周波数
成分を表すDC電圧出力に変換する。これらの３つの出
力、および「DC」出力は、マイクロコントローラ802の
入力として供給され、マイクロコントローラ802の内部
でアナログ・ディジタル変換されて３つのスペクトル成
分がディジタルのデータ表現に変換される。
図17は、音解析サブルーチン1700のプログラムフロー
チャートを示したものである。このサブルーチンは、本
発明の圧力変化の態様と関連してマイクロコントローラ
802の作動プログラムの一部として好適に含まれている
ものである。ステップ1702からサブルーチン1700は開始
され、まずこのステップで、回路1600から受信したアナ
ログ入力信号「DC」、「低」、「中」、「高」のアナロ
グ・ディジタル変換に着手する。好適な実施例において
は、ステップ1702は各吸入に対して多数回（例えば10
回）実行されて、これらの変換値の平均値が求められ
る。これらのDC、低、中、高のディジタル表現による平
均値は、後に説明するようにステップ1706-1716におい
て用いられる。
チャートを示したものである。このサブルーチンは、本
発明の圧力変化の態様と関連してマイクロコントローラ
802の作動プログラムの一部として好適に含まれている
ものである。ステップ1702からサブルーチン1700は開始
され、まずこのステップで、回路1600から受信したアナ
ログ入力信号「DC」、「低」、「中」、「高」のアナロ
グ・ディジタル変換に着手する。好適な実施例において
は、ステップ1702は各吸入に対して多数回（例えば10
回）実行されて、これらの変換値の平均値が求められ
る。これらのDC、低、中、高のディジタル表現による平
均値は、後に説明するようにステップ1706-1716におい
て用いられる。
プログラムは次にステップ1704に進み、ソフトウェア
変数「旧状態」（OS）を、プログラムを前に通過したと
きに定められた変数「新状態」（NS）に等しくなるよう
に設定し、その後、変数NSを０に設定する。
変数「旧状態」（OS）を、プログラムを前に通過したと
きに定められた変数「新状態」（NS）に等しくなるよう
に設定し、その後、変数NSを０に設定する。
ステップ1706において、プログラムは入力信号「DC」
があらかじめ定められた閾値よりも大きいかどうかを調
べる。なお、この閾値は気道に検出可能な音が発生して
いるのを示すのに十分なレベルに設定される。もし、答
がノーである場合には、プログラムはメインループに戻
る。もし、イエスであれば、プログラムはステップ1708
に進み、以下に後続するステップとともに、回路1600で
求められた気道の音についてスペクトル解析を実行す
る。具体的には、ステップ1708では、入力信号「低」が
予め定められた閾値となっているかを調べる。もし、イ
エスであれば、プログラムはステップ1710に進み、変数
NSを１だけインクリメントする。
があらかじめ定められた閾値よりも大きいかどうかを調
べる。なお、この閾値は気道に検出可能な音が発生して
いるのを示すのに十分なレベルに設定される。もし、答
がノーである場合には、プログラムはメインループに戻
る。もし、イエスであれば、プログラムはステップ1708
に進み、以下に後続するステップとともに、回路1600で
求められた気道の音についてスペクトル解析を実行す
る。具体的には、ステップ1708では、入力信号「低」が
予め定められた閾値となっているかを調べる。もし、イ
エスであれば、プログラムはステップ1710に進み、変数
NSを１だけインクリメントする。
1710の答がノーである場合には、あるいはステップ17
10が実行された後に、プログラムはステップ1712に進
み、入力信号「中」がその閾値以上であるかどうかを調
べる。もし、イエスであれば、プログラムはステップ17
14に進み、変数NSを２だけインクリメントさせる。
10が実行された後に、プログラムはステップ1712に進
み、入力信号「中」がその閾値以上であるかどうかを調
べる。もし、イエスであれば、プログラムはステップ17
14に進み、変数NSを２だけインクリメントさせる。
ステップ1712の答がノーである場合には、あるいはス
テップ1714が実行された後では、プログラムはステップ
1716に進み、入力信号「高」が予め定められた閾値以上
であるかどうかを調べる。もし、イエスであれば、ステ
ップ1718に進み変数NSを４だけインクリメントさせる。
テップ1714が実行された後では、プログラムはステップ
1716に進み、入力信号「高」が予め定められた閾値以上
であるかどうかを調べる。もし、イエスであれば、ステ
ップ1718に進み変数NSを４だけインクリメントさせる。
ステップ1716の答がノーである場合には、またはステ
ップ1718が実行された後には、プログラムはステップ17
20に進み、変数「変化」（Ｔ）を変数OSおよびNSの関数
として図17に示されているように算出する。変数Ｔは気
道の音をスペクトル的に定量化したものであり、患者の
呼吸通路へ供給するガス圧の増加あるいは低減に関し
て、どのような動作を取るべきかを決定するのに用いら
れる。この決定はステップ1722においていわゆる「動作
決定表」を用いて行う。なお、この動作決定表はルック
アップテーブルの１つであり、変数Ｔをポインタとして
用いる。好適な動作決定表についてはこの開示の一部と
して付録Ｉに記載してある。
ップ1718が実行された後には、プログラムはステップ17
20に進み、変数「変化」（Ｔ）を変数OSおよびNSの関数
として図17に示されているように算出する。変数Ｔは気
道の音をスペクトル的に定量化したものであり、患者の
呼吸通路へ供給するガス圧の増加あるいは低減に関し
て、どのような動作を取るべきかを決定するのに用いら
れる。この決定はステップ1722においていわゆる「動作
決定表」を用いて行う。なお、この動作決定表はルック
アップテーブルの１つであり、変数Ｔをポインタとして
用いる。好適な動作決定表についてはこの開示の一部と
して付録Ｉに記載してある。
動作決定表の中の圧力の増加、減少、維持の中から適
当な動作が決定されたら、プログラムはステップ1724に
進んでこの動作を実行する。好適な実施例においては、
圧力の動作指定変化は、1.0cm水圧おきに指定すること
ができるようになっている。
当な動作が決定されたら、プログラムはステップ1724に
進んでこの動作を実行する。好適な実施例においては、
圧力の動作指定変化は、1.0cm水圧おきに指定すること
ができるようになっている。
ステップ1722の動作決定が「なし」であった場合に
は、いびき音が発生していないことを示しており、この
場合、好適には、ステップ1724において患者へ加えられ
る圧力が0.5cm水圧だけ減少される。例えば、検出され
た気道の音が圧力を増加すべきことを示しており、増加
した結果、気道の音が消えたものとすると、圧力は必要
とされる圧力よりもわずかに過大に増加されている可能
性がある。従って、プログラムは気道音が再び検出され
るまで圧力を小さなきざみ幅で自動的に減少させてい
く。
は、いびき音が発生していないことを示しており、この
場合、好適には、ステップ1724において患者へ加えられ
る圧力が0.5cm水圧だけ減少される。例えば、検出され
た気道の音が圧力を増加すべきことを示しており、増加
した結果、気道の音が消えたものとすると、圧力は必要
とされる圧力よりもわずかに過大に増加されている可能
性がある。従って、プログラムは気道音が再び検出され
るまで圧力を小さなきざみ幅で自動的に減少させてい
く。
このように、図16および17と関連する本発明の上記の
態様の好適な実施例では、気道の音のモニタを行う。し
かしながら、圧力トランスデューサ回路700は気道の音
に関連するもの以外にもいろいろな型の圧力変化を検知
することが可能であることは理解できよう。例えば、回
路700を用いて呼気および吸入に関係する可聴外の振動
あるいは圧力変化を検出することも可能である。この能
力を用いると、呼吸速度、吸入および呼気時間、流速な
どの情報に加えて、さらに例えば患者の呼吸がリズミカ
ルであるか、不規則であるか、あるいは無呼吸状態であ
るのかなどの患者の呼吸に関する多くの情報を得ること
ができる。従って、この能力を用いることによって、患
者の呼吸の特徴を正しく評価し、この特徴を定量化する
ことが可能である。
態様の好適な実施例では、気道の音のモニタを行う。し
かしながら、圧力トランスデューサ回路700は気道の音
に関連するもの以外にもいろいろな型の圧力変化を検知
することが可能であることは理解できよう。例えば、回
路700を用いて呼気および吸入に関係する可聴外の振動
あるいは圧力変化を検出することも可能である。この能
力を用いると、呼吸速度、吸入および呼気時間、流速な
どの情報に加えて、さらに例えば患者の呼吸がリズミカ
ルであるか、不規則であるか、あるいは無呼吸状態であ
るのかなどの患者の呼吸に関する多くの情報を得ること
ができる。従って、この能力を用いることによって、患
者の呼吸の特徴を正しく評価し、この特徴を定量化する
ことが可能である。
さらに、この情報をメモリにストアした後にダウンロ
ードし、これによって医師が呼吸に関する困難とそれに
対する有効な処置の診断を行うようにすることもでき
る。このようにして、睡眠療法施設における費用と時間
を節減するようにできる、あるいは少なくともこれらを
最小にとどめることが可能である。さらには、必要最小
限な圧力だけを睡眠中および眠入るまでの間に患者にか
けるようにできるので、患者の快適さが増大する。この
ように快適さが増大する結果、患者は、処方療法を継続
的に受けるようになり、療法の利益を大いに得ることが
できる。
ードし、これによって医師が呼吸に関する困難とそれに
対する有効な処置の診断を行うようにすることもでき
る。このようにして、睡眠療法施設における費用と時間
を節減するようにできる、あるいは少なくともこれらを
最小にとどめることが可能である。さらには、必要最小
限な圧力だけを睡眠中および眠入るまでの間に患者にか
けるようにできるので、患者の快適さが増大する。この
ように快適さが増大する結果、患者は、処方療法を継続
的に受けるようになり、療法の利益を大いに得ることが
できる。
この分野の専門家にとっては本発明はここに記載にし
た好適な実施例が多くの変形を有することは明らかであ
ろう。例えば、本発明は睡眠無呼吸の療法として有用で
あるが、しかしこれに限定されず、呼吸の補助促進が処
置の要因となっているような多くの状況下において有用
に用いることが可能である。例えば、吸入が開始される
直前に呼吸空気圧を増加するようにすると、このように
しなかった場合と比べてより深く吸入をすることが可能
である。これは、心臓血管のある種の状況に対する処置
として有用である。すなわち、こうして深い吸入をさせ
ることによって血液へより多くの酸素を付加させること
ができる。なお、呼気の際には、容易に呼気ができるよ
うに圧力は低減される。また、本発明は、例えば麻酔用
のガスや、酸素補充ガスなどの呼吸可能なすべてのガス
の使用を包含するものである。
た好適な実施例が多くの変形を有することは明らかであ
ろう。例えば、本発明は睡眠無呼吸の療法として有用で
あるが、しかしこれに限定されず、呼吸の補助促進が処
置の要因となっているような多くの状況下において有用
に用いることが可能である。例えば、吸入が開始される
直前に呼吸空気圧を増加するようにすると、このように
しなかった場合と比べてより深く吸入をすることが可能
である。これは、心臓血管のある種の状況に対する処置
として有用である。すなわち、こうして深い吸入をさせ
ることによって血液へより多くの酸素を付加させること
ができる。なお、呼気の際には、容易に呼気ができるよ
うに圧力は低減される。また、本発明は、例えば麻酔用
のガスや、酸素補充ガスなどの呼吸可能なすべてのガス
の使用を包含するものである。
上に議論したように、鼻結合具は、より高い圧力の呼
吸可能なガスを患者の呼吸通路に供給するための好適な
患者に対する結合手段である。しかしながら、例えば先
に議論したような麻酔ガスを呼吸ガスとして用いるよう
な場合などの、ある種の状況下では、鼻マスク、あるい
は全面マスクを用いることが望ましく、本発明はこれら
も包含するものである。
吸可能なガスを患者の呼吸通路に供給するための好適な
患者に対する結合手段である。しかしながら、例えば先
に議論したような麻酔ガスを呼吸ガスとして用いるよう
な場合などの、ある種の状況下では、鼻マスク、あるい
は全面マスクを用いることが望ましく、本発明はこれら
も包含するものである。
本発明の好適な実施例においては、ベント弁アセンブ
リの位置を変えることによって、患者の呼吸通路へ供給
する呼吸ガスの圧力を増加あるいは減少させるようにな
されている。しかし、詳細な説明によって明らかになる
であろうように、この装置は、送風ユニットの速度を変
更する能力をも有しており、ベント弁アセンブリの位置
を変えるかわりに、こうすることによって、供給圧力を
選択的に変化させるようにすることも可能である。こう
すると、ベント弁およびステップモータの必要をなくす
ことができる。従って、このような実施例では製造コス
トを低減できると利点が得られる。
リの位置を変えることによって、患者の呼吸通路へ供給
する呼吸ガスの圧力を増加あるいは減少させるようにな
されている。しかし、詳細な説明によって明らかになる
であろうように、この装置は、送風ユニットの速度を変
更する能力をも有しており、ベント弁アセンブリの位置
を変えるかわりに、こうすることによって、供給圧力を
選択的に変化させるようにすることも可能である。こう
すると、ベント弁およびステップモータの必要をなくす
ことができる。従って、このような実施例では製造コス
トを低減できると利点が得られる。
また、本発明は呼吸ガスが圧縮されて、例えば保存用
ボンベに保存されるような変形をも包含するものであ
る。
ボンベに保存されるような変形をも包含するものであ
る。
上に議論したように、好適なコントローラはコンピュ
ータプログラムによって作動するマイクロコントローラ
802を有している。しかし、これに代わる他の等価な手
段として、カスタムデザインによるチップを用いて、す
べての機能をコンピュータプログラムを必要としないハ
ードウェアによって実現するようにすることも可能であ
る。
ータプログラムによって作動するマイクロコントローラ
802を有している。しかし、これに代わる他の等価な手
段として、カスタムデザインによるチップを用いて、す
べての機能をコンピュータプログラムを必要としないハ
ードウェアによって実現するようにすることも可能であ
る。
図６に開示されているように、また、これと関連して
説明をしたように、好適には、ベント弁アセンブリ16の
動きを追尾することによって患者の呼吸サイクルの追尾
が行われる。しかし、呼吸サイクルの追尾は他の手段、
例えば胸部の収縮・拡張や呼吸音のモニタ、頤舌筋筋肉
の活動の直接的な検知、あるいは、呼吸サイクルを示す
その他の等価なパラメータのモニタによっても可能であ
ることは、この分野の専門家にとっては明らかであろ
う。
説明をしたように、好適には、ベント弁アセンブリ16の
動きを追尾することによって患者の呼吸サイクルの追尾
が行われる。しかし、呼吸サイクルの追尾は他の手段、
例えば胸部の収縮・拡張や呼吸音のモニタ、頤舌筋筋肉
の活動の直接的な検知、あるいは、呼吸サイクルを示す
その他の等価なパラメータのモニタによっても可能であ
ることは、この分野の専門家にとっては明らかであろ
う。
最終の例として、場合によっては、低圧力モード、あ
るいは零圧力モードで装置を起動して、まず最初に呼吸
サイクルの追尾を行うようにすることを望む療法士もい
る。こうすると、患者に対してさらに快適に本発明を適
用することができる。
るいは零圧力モードで装置を起動して、まず最初に呼吸
サイクルの追尾を行うようにすることを望む療法士もい
る。こうすると、患者に対してさらに快適に本発明を適
用することができる。
アドミタンスに関する実施例 図18-21は本発明の他の実施例を示したものであり、
この実施例では患者の気道の開通度を判定し、この結果
を好適に用いて患者に加える気道圧力の制御を行う。ま
ず最初に図18を参照する。図示の装置1800は、流量検知
器1802（ハンス・ルドルフ呼吸流量計、ミーズリ州、カ
ンサス市のハンス・ルドルフ社から入手可能）、差圧
（DP）センサ1804（SENSYM SX01DN型）、圧力センサ180
6（SENSYM SX01DN型）、演算増幅器1808、1810、および
マイクロコントローラ802に結合して動作するようにな
されたアナログ信号デバイダー1812（アナログデバイシ
ズ、モデルAD539）とから構成されている。
この実施例では患者の気道の開通度を判定し、この結果
を好適に用いて患者に加える気道圧力の制御を行う。ま
ず最初に図18を参照する。図示の装置1800は、流量検知
器1802（ハンス・ルドルフ呼吸流量計、ミーズリ州、カ
ンサス市のハンス・ルドルフ社から入手可能）、差圧
（DP）センサ1804（SENSYM SX01DN型）、圧力センサ180
6（SENSYM SX01DN型）、演算増幅器1808、1810、および
マイクロコントローラ802に結合して動作するようにな
されたアナログ信号デバイダー1812（アナログデバイシ
ズ、モデルAD539）とから構成されている。
この装置は次のように動作する。流量検知器1802が好
適には導管12の外側に取り付けられ、患者に供給される
呼吸ガスがこの流量検知器1802を通過するようにしてあ
る。検知器1802はガスの流量を表す１対のガス圧力信号
をDPセンサ1804に対して供給する。すると、DPセンサ18
04は流量を表す１対の電気的アナログ出力信号を内蔵の
ブリッジから増幅器1810に供給する。
適には導管12の外側に取り付けられ、患者に供給される
呼吸ガスがこの流量検知器1802を通過するようにしてあ
る。検知器1802はガスの流量を表す１対のガス圧力信号
をDPセンサ1804に対して供給する。すると、DPセンサ18
04は流量を表す１対の電気的アナログ出力信号を内蔵の
ブリッジから増幅器1810に供給する。
圧力センサ1806は、ガスを検知できるように、好適に
は流量検知器1802よりも下流側に外部26に対して取り付
けられる。圧力センサ1806は内部のブリッジから、患者
に供給されているガスの圧力を表す１対の信号を増幅器
1808に供給する。
は流量検知器1802よりも下流側に外部26に対して取り付
けられる。圧力センサ1806は内部のブリッジから、患者
に供給されているガスの圧力を表す１対の信号を増幅器
1808に供給する。
増幅器1808、1810はそれぞれ患者に供給されているガ
スの圧力と流量の瞬時値を表すアナログ出力信号をライ
ン1814および1816を介してデバイダー1812に供給する。
デバイダー1812は、ライン1814、1816から入力された流
量と圧力信号との間でアナログ的な割り算を実行し、そ
の結果として得られる患者の気道のアドミタンス（Ａ）
の瞬時値を表すアナログ信号をライン1818から出力す
る。すなわち、アドミタンスはインピーダンスの逆数で
あるが、患者のガス流量は０となり得るので、そのよう
な場合に圧力を流量で割った値であるインピーダンスを
算出しようとしても、これを直接に算出することができ
ない。しかし、流量を圧力で割ってアドミタンスを求め
るようにすることで、このような問題を避けることがで
きる。
スの圧力と流量の瞬時値を表すアナログ出力信号をライ
ン1814および1816を介してデバイダー1812に供給する。
デバイダー1812は、ライン1814、1816から入力された流
量と圧力信号との間でアナログ的な割り算を実行し、そ
の結果として得られる患者の気道のアドミタンス（Ａ）
の瞬時値を表すアナログ信号をライン1818から出力す
る。すなわち、アドミタンスはインピーダンスの逆数で
あるが、患者のガス流量は０となり得るので、そのよう
な場合に圧力を流量で割った値であるインピーダンスを
算出しようとしても、これを直接に算出することができ
ない。しかし、流量を圧力で割ってアドミタンスを求め
るようにすることで、このような問題を避けることがで
きる。
図21のコンピュータフローチャートと関連して後にさ
らに説明するように、応用によってはデバイダー1812を
用いずにマイクロコントローラ802で除算を行うように
することが望ましい。そのような場合には、デバイダー
1812にそったライン1818も用いられず、圧力と流量の信
号はライン1814および1816を介して直接にマイクロコン
トローラ802に対して供給される。
らに説明するように、応用によってはデバイダー1812を
用いずにマイクロコントローラ802で除算を行うように
することが望ましい。そのような場合には、デバイダー
1812にそったライン1818も用いられず、圧力と流量の信
号はライン1814および1816を介して直接にマイクロコン
トローラ802に対して供給される。
図19は、本発明において、患者の気道開通度がどのよ
うにして求められるのかを説明するためのグラフ1902、
1904、1906、1908、1910である。
うにして求められるのかを説明するためのグラフ1902、
1904、1906、1908、1910である。
これらのグラフはそれぞれ、流量Ｆ、圧力Ｐ、アドミ
タンスＡ、テンプレートT1、およびテンプレートT2をマ
イクロコントローラ802が入力された情報に対してアナ
ログ・ディジタル変換を実行する時刻に対応する７つの
離散的な時刻に対してプロットしたものである。なお、
グラフ1906のアドミタンスのプロットは、グラフ1902、
1904にそれぞれ示されている流量と圧力のデータの関数
となっている。
タンスＡ、テンプレートT1、およびテンプレートT2をマ
イクロコントローラ802が入力された情報に対してアナ
ログ・ディジタル変換を実行する時刻に対応する７つの
離散的な時刻に対してプロットしたものである。なお、
グラフ1906のアドミタンスのプロットは、グラフ1902、
1904にそれぞれ示されている流量と圧力のデータの関数
となっている。
図20、21に示したプログラムに従ってマイクロコント
ローラ802が動作することにより、１回の呼吸サイクル
の吸入部分におけるアドミタンスのプロットがメモリに
記憶されているアドミタンス・テンプレートと比較さ
れ、どのテンプレートが最も新しく測定されたアドミタ
ンスのプロットと「最もよく合う」かが判定される。最
もよく合うものの判定は、通常の２乗平均法を用いて行
う。最もよく合うテンプレートをルックアップテーブル
の「ポインタ」として用い、患者への供給ガス圧力の増
加あるいは減少などの行うべき動作の選択を行う。
ローラ802が動作することにより、１回の呼吸サイクル
の吸入部分におけるアドミタンスのプロットがメモリに
記憶されているアドミタンス・テンプレートと比較さ
れ、どのテンプレートが最も新しく測定されたアドミタ
ンスのプロットと「最もよく合う」かが判定される。最
もよく合うものの判定は、通常の２乗平均法を用いて行
う。最もよく合うテンプレートをルックアップテーブル
の「ポインタ」として用い、患者への供給ガス圧力の増
加あるいは減少などの行うべき動作の選択を行う。
図20は、図18に示したデバイダー1812を用いる場合の
実施例における、マイクロコントローラ802のコンピュ
ータプログラムの中のサブルーチン2000のフローチャー
トについて示したものである。ルーチン2000はステップ
2002から開始され、このステップでは、マイクロコント
ローラ802を作動させることによって、ライン1818を介
して受信したアドミタンス信号のディジタイズを、患者
が吸入を行っている間のあらかじめ定められた時刻にお
いて行い、その変換されたアドミタンスデータをデータ
アレイ“A"にストアする。
実施例における、マイクロコントローラ802のコンピュ
ータプログラムの中のサブルーチン2000のフローチャー
トについて示したものである。ルーチン2000はステップ
2002から開始され、このステップでは、マイクロコント
ローラ802を作動させることによって、ライン1818を介
して受信したアドミタンス信号のディジタイズを、患者
が吸入を行っている間のあらかじめ定められた時刻にお
いて行い、その変換されたアドミタンスデータをデータ
アレイ“A"にストアする。
すべての吸入信号のディジタイズが終了すると、ステ
ップ2004に進み、ここでアレイ“A"の振幅データの振幅
の正規化を行う。すなわち、アレイデータの振幅の波高
値があらかじめ定められた値に対して正規化される。こ
のような正規化を行う理由は、好適な実施例において
は、アドミタンスデータの形状に関心があり、その絶対
的な値は問題とはならないからである。
ップ2004に進み、ここでアレイ“A"の振幅データの振幅
の正規化を行う。すなわち、アレイデータの振幅の波高
値があらかじめ定められた値に対して正規化される。こ
のような正規化を行う理由は、好適な実施例において
は、アドミタンスデータの形状に関心があり、その絶対
的な値は問題とはならないからである。
同様にしてステップ2006において、アレイ“A"のアド
ミタンスデータの時間基準の正規化を行い、時間基準が
テンプレートと整合するようにする。このような正規化
を行わねばならない理由は、吸入時間が呼吸のたびに変
動するからである。
ミタンスデータの時間基準の正規化を行い、時間基準が
テンプレートと整合するようにする。このような正規化
を行わねばならない理由は、吸入時間が呼吸のたびに変
動するからである。
プログラムは次にステップ2008に進み、ここでメモリ
に記憶されている各テンプレートとこれに対応するアレ
イ“A"のデータ点との差異の自乗平均値の平方根の値を
図示の式に従って算出する。
に記憶されている各テンプレートとこれに対応するアレ
イ“A"のデータ点との差異の自乗平均値の平方根の値を
図示の式に従って算出する。
プログラムは次にステップ2010に進み、どのテンプレ
ートが最も小さいRMSの値を与えるかを求める。このテ
ンプレートが患者のその吸入に対するアドミタンスデー
タと「最もよく合う」テンプレートである。ステップ20
12において、ステップ2010で選択されたテンプレートを
ソフトウェア「ポインタ」として用いて、圧力の増加、
減少、維持などの適当なアクションを例えば以下に示し
たようなルックアップテーブルから選択する： 図21は、図18の実施例においてデバイダー1812および
ライン1818を用いずにライン1814、1816を直接にマイク
ロコントローラ802に接続して圧力と流量の信号を与え
るようにする場合における、マイクロコントローラ802
のコンピュータプログラムモジュール2100のフローチャ
ートを示したものである。この方法は、患者の気道特性
が非線形であり、より正確な判定が必要な場合において
有用である。
ートが最も小さいRMSの値を与えるかを求める。このテ
ンプレートが患者のその吸入に対するアドミタンスデー
タと「最もよく合う」テンプレートである。ステップ20
12において、ステップ2010で選択されたテンプレートを
ソフトウェア「ポインタ」として用いて、圧力の増加、
減少、維持などの適当なアクションを例えば以下に示し
たようなルックアップテーブルから選択する： 図21は、図18の実施例においてデバイダー1812および
ライン1818を用いずにライン1814、1816を直接にマイク
ロコントローラ802に接続して圧力と流量の信号を与え
るようにする場合における、マイクロコントローラ802
のコンピュータプログラムモジュール2100のフローチャ
ートを示したものである。この方法は、患者の気道特性
が非線形であり、より正確な判定が必要な場合において
有用である。
モジュール2100はステップ2102から開始され、このス
テップではマイクロコントローラ802がライン1816を介
してあらかじめ定められた時間間隔で受信する流量信号
のディジタイズを行う。次いで、ディジタイズされた流
量データはアレイ“F"にストアされる。さらに、ステッ
プ2104において、アレイ“F"のデータの時間基準の正規
化を行う。
テップではマイクロコントローラ802がライン1816を介
してあらかじめ定められた時間間隔で受信する流量信号
のディジタイズを行う。次いで、ディジタイズされた流
量データはアレイ“F"にストアされる。さらに、ステッ
プ2104において、アレイ“F"のデータの時間基準の正規
化を行う。
プログラムは次にステップ2106に進み、高速フーリエ
変換（FFT）を用いてアレイ“F"の振幅対時間のデータ
を振幅対周波数のデータに変換する。
変換（FFT）を用いてアレイ“F"の振幅対時間のデータ
を振幅対周波数のデータに変換する。
一方、モジュール2100においては、ステップ2102-210
6と同時に、これと類似の処理をマイクロコントローラ8
02がライン1814を介して受信した圧力の情報に対してス
テップ2108、2110、2112において実行する。
6と同時に、これと類似の処理をマイクロコントローラ8
02がライン1814を介して受信した圧力の情報に対してス
テップ2108、2110、2112において実行する。
流量と圧力のデータの変換が終了すると、プログラム
はステップ2114に進み、各対応する流量と圧力データ点
に対してアドミタンス“A"の算出を行う。場合によって
は、適用の仕方や必要な精度などに応じて、圧力および
流量アレイデータあるいはアドミタンスデータの大きさ
の正規化を行うのがよい。
はステップ2114に進み、各対応する流量と圧力データ点
に対してアドミタンス“A"の算出を行う。場合によって
は、適用の仕方や必要な精度などに応じて、圧力および
流量アレイデータあるいはアドミタンスデータの大きさ
の正規化を行うのがよい。
モジュール2100は次にステップ2116、2118、2120を実
行するが、これらのステップは先にモジュール2000と動
作テーブルと関連して議論したステップ2008-2012と同
じである。
行するが、これらのステップは先にモジュール2000と動
作テーブルと関連して議論したステップ2008-2012と同
じである。
最もよくあうテンプレートを求めることによって、患
者の気道開通度を十分良好に定量化することが可能とな
ることは明白であろう。すなわち、メモリに記憶されて
いるテンプレートの組はいろいろな範囲の開通度（例え
ばパーセント表示で）を表しており、最もよくあうテン
プレートによって対応する開通度のパーセントが示され
る。さらに、好適には開通度のテンプレートは処方すべ
き特定の患者ごとにテンプレート１式を特別に設けるよ
うにする。さらに、連続的なアドミタンスアレイデータ
を新しいテンプレートとしてメモリに記憶することによ
り、テンプレート１式を連続的に更新するようにするこ
とが望ましい。また、ある特定のテンプレートを目覚め
ている状態あるいは眠っている状態のときのテンプレー
トとして指定するようにすることも可能である。また、
正確さがそれほど必要ではないような場合においては、
ある特定の吸入に対するアドミタンスデータの和、ある
いは多数回の吸入についてのこれらの平均を、そのまま
気道開通度を定量的に表すデータと見なして用いること
も可能である。
者の気道開通度を十分良好に定量化することが可能とな
ることは明白であろう。すなわち、メモリに記憶されて
いるテンプレートの組はいろいろな範囲の開通度（例え
ばパーセント表示で）を表しており、最もよくあうテン
プレートによって対応する開通度のパーセントが示され
る。さらに、好適には開通度のテンプレートは処方すべ
き特定の患者ごとにテンプレート１式を特別に設けるよ
うにする。さらに、連続的なアドミタンスアレイデータ
を新しいテンプレートとしてメモリに記憶することによ
り、テンプレート１式を連続的に更新するようにするこ
とが望ましい。また、ある特定のテンプレートを目覚め
ている状態あるいは眠っている状態のときのテンプレー
トとして指定するようにすることも可能である。また、
正確さがそれほど必要ではないような場合においては、
ある特定の吸入に対するアドミタンスデータの和、ある
いは多数回の吸入についてのこれらの平均を、そのまま
気道開通度を定量的に表すデータと見なして用いること
も可能である。
この分野の専門家にとっては、ここに記載した本発明
のこの好適な実施例に対して多くの変形が可能であるこ
とは明らかであろう。例えば、超音波技術を気道の開通
度を求めるために用いることが可能である。また、患者
の気道に供給されるガス圧力が比較的一定の場合には、
流量変化だけに注目すればよく、これだけが考慮すべき
唯一の可変変数である。さらに別の例として、例えば、
鋭敏な熱電対あるいはサーミスタをガス流量の検出に用
いるようにすることもできる。
のこの好適な実施例に対して多くの変形が可能であるこ
とは明らかであろう。例えば、超音波技術を気道の開通
度を求めるために用いることが可能である。また、患者
の気道に供給されるガス圧力が比較的一定の場合には、
流量変化だけに注目すればよく、これだけが考慮すべき
唯一の可変変数である。さらに別の例として、例えば、
鋭敏な熱電対あるいはサーミスタをガス流量の検出に用
いるようにすることもできる。
刺激処理に関する実施例 図16および17と関連づけて先に説明したように、本発
明の音のスペクトルに関する実施例では、患者の気道の
音を解析することによって、無呼吸の発生を防ぐための
適当な応答が決められる。この、音のスペクトルの実施
例では、こうして決められて実行される適当なアクショ
ンは、患者に加える気道圧力を増加、低減、あるいは維
持することであった。一方、刺激に関する実施例におい
ては、好適な応答として、患者の首の上部気道筋肉の近
傍の部分に外部から電気的な刺激を与えるようにする。
なお、電極を体内に埋め込んで筋肉あるいは筋肉神経を
刺激するようにすることもできる。
明の音のスペクトルに関する実施例では、患者の気道の
音を解析することによって、無呼吸の発生を防ぐための
適当な応答が決められる。この、音のスペクトルの実施
例では、こうして決められて実行される適当なアクショ
ンは、患者に加える気道圧力を増加、低減、あるいは維
持することであった。一方、刺激に関する実施例におい
ては、好適な応答として、患者の首の上部気道筋肉の近
傍の部分に外部から電気的な刺激を与えるようにする。
なお、電極を体内に埋め込んで筋肉あるいは筋肉神経を
刺激するようにすることもできる。
好適には、装置は柔軟な伸び縮み可能な首当て、首当
てに装着されたマイクロホン、やはり首当てに装着され
た１対の電極、マイクロホンと電極に接続された制御回
路とで構成される。なお、電極とマイクロホンは首当て
を用いて好適に取り付ける代わりに、接着やあるいは他
の同等な手段を用いて取り付けるようにすることも可能
である。好適な制御回路は気道の音に関する実施例につ
いて先に説明した構成部品とプログラムを備えている。
主要な違いは空気圧を増加するかわりのアクションとし
て、患者の呼吸サイクルの各吸入フェーズの始まりにお
いて、刺激用電極を作動させることである。
てに装着されたマイクロホン、やはり首当てに装着され
た１対の電極、マイクロホンと電極に接続された制御回
路とで構成される。なお、電極とマイクロホンは首当て
を用いて好適に取り付ける代わりに、接着やあるいは他
の同等な手段を用いて取り付けるようにすることも可能
である。好適な制御回路は気道の音に関する実施例につ
いて先に説明した構成部品とプログラムを備えている。
主要な違いは空気圧を増加するかわりのアクションとし
て、患者の呼吸サイクルの各吸入フェーズの始まりにお
いて、刺激用電極を作動させることである。
刺激に関する実施例を用いるには、患者は首当てを、
電極を作動させたときに上部気道筋肉が刺激される位置
に取り付ける必要があり、首の中心線の両側の前の部分
のあごの真下の部分に電極の位置がくるように首当ての
取り付けを行う。動作において、マイクロホンは気道の
音を検出し、図16、17と関連して先に説明したのと同様
にして制御回路がこれらの音の解析を行う。圧力の「増
加」（図17のステップ1724）に対応するアクションの判
定がなされたときには、無呼吸状態が切迫しているもの
と解釈される。すなわち、上部気道筋肉の弛緩によっ
て、次第に気道が狭まってくると、次の呼吸において無
呼吸が起こるであろうことを予想させる特有の音のパタ
ーンが発せられる。こうして、気道開通度を増加させる
必要があると判定されると、制御回路は電極を作動させ
て、上記気道筋肉を刺激する。さらに、付録Ｉに関連し
て先に議論したようにアドミタンスに関する実施例にお
いて気道圧力を変化させたのと同様なやり方で、電気的
な刺激の強さを呼吸の音に応じて変化させるようにする
ことが望ましい。また、もし一定時間ベースであるいは
これまでの呼吸のパターンに基づいてあらかじめ定めら
れた期間、吸入が検出されなかった場合には、好適な呼
吸装置は電極を作動させて上部気道筋肉を刺激するよう
になされている。
電極を作動させたときに上部気道筋肉が刺激される位置
に取り付ける必要があり、首の中心線の両側の前の部分
のあごの真下の部分に電極の位置がくるように首当ての
取り付けを行う。動作において、マイクロホンは気道の
音を検出し、図16、17と関連して先に説明したのと同様
にして制御回路がこれらの音の解析を行う。圧力の「増
加」（図17のステップ1724）に対応するアクションの判
定がなされたときには、無呼吸状態が切迫しているもの
と解釈される。すなわち、上部気道筋肉の弛緩によっ
て、次第に気道が狭まってくると、次の呼吸において無
呼吸が起こるであろうことを予想させる特有の音のパタ
ーンが発せられる。こうして、気道開通度を増加させる
必要があると判定されると、制御回路は電極を作動させ
て、上記気道筋肉を刺激する。さらに、付録Ｉに関連し
て先に議論したようにアドミタンスに関する実施例にお
いて気道圧力を変化させたのと同様なやり方で、電気的
な刺激の強さを呼吸の音に応じて変化させるようにする
ことが望ましい。また、もし一定時間ベースであるいは
これまでの呼吸のパターンに基づいてあらかじめ定めら
れた期間、吸入が検出されなかった場合には、好適な呼
吸装置は電極を作動させて上部気道筋肉を刺激するよう
になされている。
こうすることによって、必要がないときには電極の刺
激を行わなくとも、無呼吸状態の発生を防ぐことができ
る。これは、従来技術においては無呼吸状態が実際に起
こるまでは刺激を与えないのと比較して対照的である。
また、吸入努力がなされる度に刺激を行う米国特許第4,
830,008に開示されている従来の装置と比べても対照的
である。なお、この米国特許をここに参照併合する。こ
の分野の専門家にとっては明らかであるように、刺激が
吸入の度に与えられると、患者はたの刺激に慣れてしま
い、もはや刺激が有効でなくなってしまう。一方、本発
明においては、無呼吸が発生するであろう兆候が存在し
ないときには刺激は行わないが、無呼吸が起こるであろ
う兆候が生じると必ず刺激を行うようになっている。こ
うして、従来技術による刺激法の主たる２つの欠点が回
避されている。
激を行わなくとも、無呼吸状態の発生を防ぐことができ
る。これは、従来技術においては無呼吸状態が実際に起
こるまでは刺激を与えないのと比較して対照的である。
また、吸入努力がなされる度に刺激を行う米国特許第4,
830,008に開示されている従来の装置と比べても対照的
である。なお、この米国特許をここに参照併合する。こ
の分野の専門家にとっては明らかであるように、刺激が
吸入の度に与えられると、患者はたの刺激に慣れてしま
い、もはや刺激が有効でなくなってしまう。一方、本発
明においては、無呼吸が発生するであろう兆候が存在し
ないときには刺激は行わないが、無呼吸が起こるであろ
う兆候が生じると必ず刺激を行うようになっている。こ
うして、従来技術による刺激法の主たる２つの欠点が回
避されている。
この分野の専門家には、その他の手段を無呼吸状態が
切迫していることの検出に用いることも可能であること
は明らかであろう。例えば、図19-21と関連して先に説
明した気道のアドミタンスをモニタすることによって、
無呼吸状態の発生を予測して、刺激を与えるようにする
ことも可能である。すなわち、吸入におけるアドミタン
スをモニタすることによって、気道の狭窄化を検出する
ことが可能であり、こうして、アドミタンスがあらかじ
め定められたレベルまで減少したときに刺激を与えるよ
うにすることができる。さらに、無呼吸状態の切迫はサ
ーミスタや熱電対などの空気の流量センサを鼻や口に装
着させて判定するようにすることも可能である。あるい
は、静電荷を検知できる「ベッド」あるいはバンドを、
好適にはレスピトレースの商品名のセンサを用いて、胸
部あるいは腹部の動きを検出することによって判定する
ようにもできる。
切迫していることの検出に用いることも可能であること
は明らかであろう。例えば、図19-21と関連して先に説
明した気道のアドミタンスをモニタすることによって、
無呼吸状態の発生を予測して、刺激を与えるようにする
ことも可能である。すなわち、吸入におけるアドミタン
スをモニタすることによって、気道の狭窄化を検出する
ことが可能であり、こうして、アドミタンスがあらかじ
め定められたレベルまで減少したときに刺激を与えるよ
うにすることができる。さらに、無呼吸状態の切迫はサ
ーミスタや熱電対などの空気の流量センサを鼻や口に装
着させて判定するようにすることも可能である。あるい
は、静電荷を検知できる「ベッド」あるいはバンドを、
好適にはレスピトレースの商品名のセンサを用いて、胸
部あるいは腹部の動きを検出することによって判定する
ようにもできる。
補正に関する実施例 図1-4に開示した好適な実施例においては、患者の鼻
への結合具の近くに装着された圧力センサ38が用いられ
る。しかし、場合によっては、この方法は現実的ではな
いことがある。かわりに、小型化と製造原価の低減のた
めに、患者の呼吸ラインのキャビネット22側に圧力およ
び流量センサを装着させて用いることが望ましいことも
ある。しかしながら、この方法は、ラインの圧力が患者
への流量に対して非常に強い非線形な依存性を有してい
るために、下流側において空気が漏れるとラインの圧力
の低下によって測定が不正確となることがある。さらに
は、意図しない漏れに加えて、患者の鼻への結合部分で
ベントを行うことが二酸化炭素の蓄積を防ぐために望ま
れる。従って、キャビネットの出口部分で測定された流
量および圧力は正確ではなく、患者の鼻に実際に供給さ
れる圧力とは異なったものとなる。本発明の補正に関す
る実施例は、漏れと圧力低下の補正を行うことによっ
て、キャビネットの出口部分で圧力および流量の測定を
行っても、患者へ供給される圧力を正確に測定すること
を可能とするものである。
への結合具の近くに装着された圧力センサ38が用いられ
る。しかし、場合によっては、この方法は現実的ではな
いことがある。かわりに、小型化と製造原価の低減のた
めに、患者の呼吸ラインのキャビネット22側に圧力およ
び流量センサを装着させて用いることが望ましいことも
ある。しかしながら、この方法は、ラインの圧力が患者
への流量に対して非常に強い非線形な依存性を有してい
るために、下流側において空気が漏れるとラインの圧力
の低下によって測定が不正確となることがある。さらに
は、意図しない漏れに加えて、患者の鼻への結合部分で
ベントを行うことが二酸化炭素の蓄積を防ぐために望ま
れる。従って、キャビネットの出口部分で測定された流
量および圧力は正確ではなく、患者の鼻に実際に供給さ
れる圧力とは異なったものとなる。本発明の補正に関す
る実施例は、漏れと圧力低下の補正を行うことによっ
て、キャビネットの出口部分で圧力および流量の測定を
行っても、患者へ供給される圧力を正確に測定すること
を可能とするものである。
図22は、空気圧システム70について示したブロック図
であり、これらの構成部分のいくつかは、すでに説明し
たものと共通であり、これらには同じ番号を付してあ
る。システム70は、さらに呼気フィルタ71、呼気弁73を
結合具備した呼気ソレノイド72、バクテリアフィルタ7
4、流量センサ76が並列に接続されている流量計75を有
している。
であり、これらの構成部分のいくつかは、すでに説明し
たものと共通であり、これらには同じ番号を付してあ
る。システム70は、さらに呼気フィルタ71、呼気弁73を
結合具備した呼気ソレノイド72、バクテリアフィルタ7
4、流量センサ76が並列に接続されている流量計75を有
している。
図23は、本発明の空気圧システム70を制御作動するた
めのコントローラ20の好適な構成要素について示した電
気的ブロック図である。コントローラ20は、電源80、マ
イクロプロセッッサ81、マイクロプロセッサメモリ82、
アナログ・ディジタル（A/D）変換回路83、インターフ
ェース回路84、リモートコントロール86に接続されてい
るシリアル通信ポート85、キーボードと表示パネルに接
続されているキーボード・表示制御装置87とによって構
成されている。
めのコントローラ20の好適な構成要素について示した電
気的ブロック図である。コントローラ20は、電源80、マ
イクロプロセッッサ81、マイクロプロセッサメモリ82、
アナログ・ディジタル（A/D）変換回路83、インターフ
ェース回路84、リモートコントロール86に接続されてい
るシリアル通信ポート85、キーボードと表示パネルに接
続されているキーボード・表示制御装置87とによって構
成されている。
図24-31Bは、メモリ82にストアされているプログラム
の動作を示したコンピュータプログラムフローチャート
であり、このプログラムによってマイクロプロセッサ81
が作動され、さらにはコントローラ20および空気圧シス
テム70が作動される。図24は、主要モジュール2400につ
いて示したものであり、好適なプログラムの全体的な構
成・動作を表したものである。電源80が投入されると主
要モジュール2400のステップ2402からプログラムが開始
される。プログラムは、まず初期化モジュール2500（図
25）を実行する。
の動作を示したコンピュータプログラムフローチャート
であり、このプログラムによってマイクロプロセッサ81
が作動され、さらにはコントローラ20および空気圧シス
テム70が作動される。図24は、主要モジュール2400につ
いて示したものであり、好適なプログラムの全体的な構
成・動作を表したものである。電源80が投入されると主
要モジュール2400のステップ2402からプログラムが開始
される。プログラムは、まず初期化モジュール2500（図
25）を実行する。
次にステップ2402において、制御モードを呼気に設定
すべきなのか、あるいは吸気に設定すべきなのかを調べ
る。吸入に設定すべき場合には、さらにステップ2404に
おいて、制御モードの設定がすでに終了したかどうかを
調べる。もし、ノーであれば、プログラムは吸入モジュ
ール2700（図27）を実行する。
すべきなのか、あるいは吸気に設定すべきなのかを調べ
る。吸入に設定すべき場合には、さらにステップ2404に
おいて、制御モードの設定がすでに終了したかどうかを
調べる。もし、ノーであれば、プログラムは吸入モジュ
ール2700（図27）を実行する。
もし、ステップ2402において、設定すべき制御モード
が呼気となっている場合には、ステップ2406に進み、制
御モードの設定がすでに終了したかどうかを調べる。も
し、ノーであれば、プログラムは呼気モジュール2600
（図26）を実行する。
が呼気となっている場合には、ステップ2406に進み、制
御モードの設定がすでに終了したかどうかを調べる。も
し、ノーであれば、プログラムは呼気モジュール2600
（図26）を実行する。
ステップ2404あるいは2406の答がイエスである場合に
は、あるいは呼気モジュール2600または吸入モジュール
2500から戻ってきた場合には、プログラムはステップ24
08に進み、どのバックアップモードが選択されているか
を調べる。さらに、プログラムは図28-31Bに示されてい
る選択されたバックアップモジュールを実行し、その後
にステップ2402のプログラムループに戻る。図24に示さ
れているように、初期化が終了した後に、プログラムは
呼気と吸入の分岐を交互に実行して、それぞれ呼気およ
び吸入圧力を設定してから選択されたバックアップモジ
ュールに進み、バックアップ動作が必要かどうかを判定
する。
は、あるいは呼気モジュール2600または吸入モジュール
2500から戻ってきた場合には、プログラムはステップ24
08に進み、どのバックアップモードが選択されているか
を調べる。さらに、プログラムは図28-31Bに示されてい
る選択されたバックアップモジュールを実行し、その後
にステップ2402のプログラムループに戻る。図24に示さ
れているように、初期化が終了した後に、プログラムは
呼気と吸入の分岐を交互に実行して、それぞれ呼気およ
び吸入圧力を設定してから選択されたバックアップモジ
ュールに進み、バックアップ動作が必要かどうかを判定
する。
図25は、初期化モジュール2500を示したものであり、
このモジュールはステップ2502から開始される。このス
テップ2502では、変数を図示のような初期値に設定す
る。次に、ステップ2504において、圧力制御モードを吸
入に設定し、さらにステップ2506において、制御モード
が未設定であることを示している制御モードフラッグを
クリアする。
このモジュールはステップ2502から開始される。このス
テップ2502では、変数を図示のような初期値に設定す
る。次に、ステップ2504において、圧力制御モードを吸
入に設定し、さらにステップ2506において、制御モード
が未設定であることを示している制御モードフラッグを
クリアする。
次いで、ステップ2508および2510において、吸入およ
び呼気に対する流量のバイアス（Fbias）変数の値を、
患者の気道に結合するための鼻結合シェルにベントある
いは流出孔がある場合に対応する量に設定する。さら
に、ステップ2512でスイッチ814（図８）に設定された
処方圧力値の読みとりを行う。
び呼気に対する流量のバイアス（Fbias）変数の値を、
患者の気道に結合するための鼻結合シェルにベントある
いは流出孔がある場合に対応する量に設定する。さら
に、ステップ2512でスイッチ814（図８）に設定された
処方圧力値の読みとりを行う。
次に、ステップ2514において、次にアナログ・ディジ
タル割り込みが圧力トランスデューサデータを読みとる
べきであることを示すソフトウェアフラッグをセットす
る（もし、このフラッグがセットされていない場合に
は、A/D割り込みにおいて、流量トランスデューサデー
タの読みとりが行われる）。次いで直ちに圧力に対する
A/D変換がステップ2516において実行される。
タル割り込みが圧力トランスデューサデータを読みとる
べきであることを示すソフトウェアフラッグをセットす
る（もし、このフラッグがセットされていない場合に
は、A/D割り込みにおいて、流量トランスデューサデー
タの読みとりが行われる）。次いで直ちに圧力に対する
A/D変換がステップ2516において実行される。
次に送風装置18が設定された処方圧力を与えるのに十
分な速度で起動され、プログラムはステップ2402（図2
4）に戻る。
分な速度で起動され、プログラムはステップ2402（図2
4）に戻る。
図26は、呼気モジュール2600を示したものであり、こ
のモジュールの実行は主要モジュール2400の呼気分岐に
おいて、呼気フラッグがセットされていることが検出さ
れたときに行われる。モジュール2600はステップ2602か
ら開始される。このステップ2602では、患者への圧力を
呼気処方圧力に設定する。次にステップ2604において呼
気弁73を呼気ソレノイド72を作動させることによって開
く。
のモジュールの実行は主要モジュール2400の呼気分岐に
おいて、呼気フラッグがセットされていることが検出さ
れたときに行われる。モジュール2600はステップ2602か
ら開始される。このステップ2602では、患者への圧力を
呼気処方圧力に設定する。次にステップ2604において呼
気弁73を呼気ソレノイド72を作動させることによって開
く。
次いで、ステップ2606においてフェーズ制御フラッグ
がリセットされ、またステップ2608において休止時間カ
ウンタがクリアされる。その後、プログラムは主要モジ
ュールに戻る。
がリセットされ、またステップ2608において休止時間カ
ウンタがクリアされる。その後、プログラムは主要モジ
ュールに戻る。
図27は、吸入モジュール2700を示したものであり、吸
入が開始されるときにプログラムはこのモジュールに入
り患者の吸入の間、繰り返し実行される。モジュール27
00はステップ2702から開始され、このステップでは、全
呼吸カウント数を呼気および吸入サンプルカウント数の
和に設定する。後にさらに説明するように、各吸入およ
び呼気をそれぞれカウントし、これらのカウントの和を
用いて全呼吸カウント数の値が求められる。
入が開始されるときにプログラムはこのモジュールに入
り患者の吸入の間、繰り返し実行される。モジュール27
00はステップ2702から開始され、このステップでは、全
呼吸カウント数を呼気および吸入サンプルカウント数の
和に設定する。後にさらに説明するように、各吸入およ
び呼気をそれぞれカウントし、これらのカウントの和を
用いて全呼吸カウント数の値が求められる。
次に、ステップ2704において、バックアップモードが
後に議論するような状態になっているかどうかを調べ
る。もし、ノーである場合には、ステップ2706におい
て、平均呼吸の値を図示のようにして算出する。このス
テップによって、患者の呼吸速度のモニタが行われる。
一方、ステップ2704の答がイエスである場合には、ステ
ップ2708に進み、平均呼吸速度が前の平均呼吸に等しく
なるように設定される。
後に議論するような状態になっているかどうかを調べ
る。もし、ノーである場合には、ステップ2706におい
て、平均呼吸の値を図示のようにして算出する。このス
テップによって、患者の呼吸速度のモニタが行われる。
一方、ステップ2704の答がイエスである場合には、ステ
ップ2708に進み、平均呼吸速度が前の平均呼吸に等しく
なるように設定される。
ステップ2706またはステップ2708が終了すると、ステ
ップ2710において、平均呼吸量の算出を図示の式に基づ
いて行う。次に、ステップ2712において、最大呼気時間
を求め、さらにステップ2714において吸入中に発生した
空気漏れ量の値を求める。なお、ステップ2710-2714に
おいて計算のために用いられる値については、後にさら
に説明する。
ップ2710において、平均呼吸量の算出を図示の式に基づ
いて行う。次に、ステップ2712において、最大呼気時間
を求め、さらにステップ2714において吸入中に発生した
空気漏れ量の値を求める。なお、ステップ2710-2714に
おいて計算のために用いられる値については、後にさら
に説明する。
次にステップ2716において、送風吸気弁（BIV）現在
のピーク位置が100よりも小さいかどうかを調べる。も
し、イエスであれば、ステップ2718に進み、送風速度を
デクリメントする。言い換えれば、もし送風装置が過剰
な空気を供給しているときには、送風速度を減少させ
る。もし、ステップ2716の答がノーである場合には、ス
テップ2720に進み、現在のピークBIV位置が130よりも大
きいかどうかを調べる。この捨て付の130と、ステップ2
716の100との間の差異によって不感帯ができるので、あ
る安定な値に対してプログラムが連続的なハンチングを
起こしてしまうようなことがない。ステップ2720の答が
イエスである場合には、ステップ2722に進み、現在の送
風速度が最大速度以下であるかどうかを調べる。もしイ
エスであれば、ステップ2724に進み送風速度をインクリ
メントして空気の供給量を増大させる。
のピーク位置が100よりも小さいかどうかを調べる。も
し、イエスであれば、ステップ2718に進み、送風速度を
デクリメントする。言い換えれば、もし送風装置が過剰
な空気を供給しているときには、送風速度を減少させ
る。もし、ステップ2716の答がノーである場合には、ス
テップ2720に進み、現在のピークBIV位置が130よりも大
きいかどうかを調べる。この捨て付の130と、ステップ2
716の100との間の差異によって不感帯ができるので、あ
る安定な値に対してプログラムが連続的なハンチングを
起こしてしまうようなことがない。ステップ2720の答が
イエスである場合には、ステップ2722に進み、現在の送
風速度が最大速度以下であるかどうかを調べる。もしイ
エスであれば、ステップ2724に進み送風速度をインクリ
メントして空気の供給量を増大させる。
ステップ2724の終了の後に、あるいはステップ2720ま
たは2722の答がノーであった場合には、ステップ2726に
進み、圧力制御設定点を呼気処方圧力に設定し、さらに
ステップ2728において、呼気ソレノイド72を作動させる
ことによって呼気弁73を開く。次にステップ2730におい
てフェーズ制御フラッグをリセットし、さらにステップ
2732においてBIVピーク位置変数フラッグをクリアす
る。次いで、休止時間カウンタをクリアしてからプログ
ラムはステップ2408（図24）に戻る。
たは2722の答がノーであった場合には、ステップ2726に
進み、圧力制御設定点を呼気処方圧力に設定し、さらに
ステップ2728において、呼気ソレノイド72を作動させる
ことによって呼気弁73を開く。次にステップ2730におい
てフェーズ制御フラッグをリセットし、さらにステップ
2732においてBIVピーク位置変数フラッグをクリアす
る。次いで、休止時間カウンタをクリアしてからプログ
ラムはステップ2408（図24）に戻る。
図28-30は、３つの選択可能なバックアップモードに
ついて示したものであり、これらは、もし呼吸速度に基
づくある一定の制限時間内に吸入が検出されなかった場
合に実行される。CPAPモード（図28）においては、圧力
をある一定値まで増加させてその値に維持する。一方、
BPMモード（図29）では、患者への圧力を高レベルまで
増加し、次の最初の呼気が検出されるまで、または前の
呼吸速度と相関を有する時間までその高レベルを維持す
る。患者バックアップモード（図30）においては、これ
までの呼吸速度とは関係なしに一定の時間だけ、あるい
は呼気が検出されるまでのどちらか早く生じた方の時間
まで高圧力を患者に対して供給する。
ついて示したものであり、これらは、もし呼吸速度に基
づくある一定の制限時間内に吸入が検出されなかった場
合に実行される。CPAPモード（図28）においては、圧力
をある一定値まで増加させてその値に維持する。一方、
BPMモード（図29）では、患者への圧力を高レベルまで
増加し、次の最初の呼気が検出されるまで、または前の
呼吸速度と相関を有する時間までその高レベルを維持す
る。患者バックアップモード（図30）においては、これ
までの呼吸速度とは関係なしに一定の時間だけ、あるい
は呼気が検出されるまでのどちらか早く生じた方の時間
まで高圧力を患者に対して供給する。
最初に図28を参照しながら説明する。CPAPバックアッ
プモジュール2800は、ステップ2802から開始され、この
ステップでは、バックアップテストが真であるかどうか
を調べる。さらに具体的には、このステップでは、圧力
制御モードが呼気に設定されているか、バックアップフ
ラッグがクリアされているか、および、呼気タイマのカ
ウントが最近の３回の呼気時間の平均値に５秒足した時
間よりも大きいかどうかを調べる。もし、これらのすべ
ての条件が真であるときに、ステップ2802の答がイエス
となる。すると、プログラムはステップ2804に進み、圧
力制御モードを吸入に設定し、さらにステップ2806にお
いて、バックアップフラッグを真にセットする。
プモジュール2800は、ステップ2802から開始され、この
ステップでは、バックアップテストが真であるかどうか
を調べる。さらに具体的には、このステップでは、圧力
制御モードが呼気に設定されているか、バックアップフ
ラッグがクリアされているか、および、呼気タイマのカ
ウントが最近の３回の呼気時間の平均値に５秒足した時
間よりも大きいかどうかを調べる。もし、これらのすべ
ての条件が真であるときに、ステップ2802の答がイエス
となる。すると、プログラムはステップ2804に進み、圧
力制御モードを吸入に設定し、さらにステップ2806にお
いて、バックアップフラッグを真にセットする。
もし、ステップ2802の成立条件のうちのどれか１つで
も満たされていない場合には、ステップ2802の答はノー
となって、プログラムはステップ2808に進み、バックア
ップフラッグがセットされているかどうかを調べる。も
しイエスであれば、バックアップタイマのカウントが許
容最小時間よりも大きいかどうかを調べる。なお、この
ステップの場合では、許容最小時間は最近の３回の吸入
時間の平均値である（ステップ2706、2708を参照）。ス
テップ2810の答がイエスであれば、ステップ2812に進み
バックアップフラッグをクリアする。ステップ2806ある
いは2812が終了したか、あるいはステップ2808または28
10の答がノーであった場合には、プログラムはステップ
2408（図24）に戻る。
も満たされていない場合には、ステップ2802の答はノー
となって、プログラムはステップ2808に進み、バックア
ップフラッグがセットされているかどうかを調べる。も
しイエスであれば、バックアップタイマのカウントが許
容最小時間よりも大きいかどうかを調べる。なお、この
ステップの場合では、許容最小時間は最近の３回の吸入
時間の平均値である（ステップ2706、2708を参照）。ス
テップ2810の答がイエスであれば、ステップ2812に進み
バックアップフラッグをクリアする。ステップ2806ある
いは2812が終了したか、あるいはステップ2808または28
10の答がノーであった場合には、プログラムはステップ
2408（図24）に戻る。
BPMバックアップモジュール2900（図29）は、ステッ
プ2902から開始され、このステップでは、バックアップ
フラッグがクリアされているかどうかを調べる。もし、
イエスであれば、ステップ2904に進み吸入タイマのカウ
ントが、許容最大吸入時間以上であるかどうかを調べ
る。なお、この許容最大吸入時間は、60をBPMダイアル
設定値で割った値に、さらに一定の吸入対呼気比（典型
的には1:1.5）を掛けたものである。もし、イエスであ
れば、ステップ2906に進み、圧力制御モードを呼気に設
定して、さらにステップ2908においてバックアップフラ
ッグを真にセットする。
プ2902から開始され、このステップでは、バックアップ
フラッグがクリアされているかどうかを調べる。もし、
イエスであれば、ステップ2904に進み吸入タイマのカウ
ントが、許容最大吸入時間以上であるかどうかを調べ
る。なお、この許容最大吸入時間は、60をBPMダイアル
設定値で割った値に、さらに一定の吸入対呼気比（典型
的には1:1.5）を掛けたものである。もし、イエスであ
れば、ステップ2906に進み、圧力制御モードを呼気に設
定して、さらにステップ2908においてバックアップフラ
ッグを真にセットする。
ステップ2902の答がノーである場合には、ステップ29
10に進み、バックアップタイマがステップ2904において
判定されたのと同じ時間である最小許容時間以上となっ
ているかどうかを調べる。もし、イエスであれば、ステ
ップ2912に進み、バックアップフラッグをクリアする。
10に進み、バックアップタイマがステップ2904において
判定されたのと同じ時間である最小許容時間以上となっ
ているかどうかを調べる。もし、イエスであれば、ステ
ップ2912に進み、バックアップフラッグをクリアする。
ステップ2904の答がノーである場合には、ステップ29
14に進み、呼気タイマのカウントが最大許容呼気時間以
上であるかどうかを調べる。なお、この最大許容呼気時
間は、60を、BPM設定量を吸入／呼気比で割った値でさ
らに割ったものである。もし、イエスであれば、ステッ
プ2916に進み、圧力制御モードを吸入に設定すると同時
に、ステップ2918においてバックアップフラッグを真に
セットする。ステップ2908、または2912、または2918が
終了するか、あるいはステップ2919または2914の答がノ
ーであった場合には、プログラムはステップ2408（図2
4）に戻る。
14に進み、呼気タイマのカウントが最大許容呼気時間以
上であるかどうかを調べる。なお、この最大許容呼気時
間は、60を、BPM設定量を吸入／呼気比で割った値でさ
らに割ったものである。もし、イエスであれば、ステッ
プ2916に進み、圧力制御モードを吸入に設定すると同時
に、ステップ2918においてバックアップフラッグを真に
セットする。ステップ2908、または2912、または2918が
終了するか、あるいはステップ2919または2914の答がノ
ーであった場合には、プログラムはステップ2408（図2
4）に戻る。
図30は、患者バックアップモジュール3000を示したも
のである。このモジュールはステップ3002から開始さ
れ、このステップでは、バックアップフラッグがクリア
されているかどうかを調べる。もし、イエスであれば、
プログラムはステップ3004に進み吸入タイマのカウント
が、最後の吸入時間以上であるかどうかを調べる。も
し、イエスであれば、ステップ3006に進み、圧力制御モ
ードを呼気に設定して、さらにステップ3008においてバ
ックアップフラッグを真にセットする。
のである。このモジュールはステップ3002から開始さ
れ、このステップでは、バックアップフラッグがクリア
されているかどうかを調べる。もし、イエスであれば、
プログラムはステップ3004に進み吸入タイマのカウント
が、最後の吸入時間以上であるかどうかを調べる。も
し、イエスであれば、ステップ3006に進み、圧力制御モ
ードを呼気に設定して、さらにステップ3008においてバ
ックアップフラッグを真にセットする。
ステップ3002の答がノーである場合には、ステップ30
10に進み、バックアップタイマのカウントが吸入時間カ
ウンタによって求められた最後の吸入時間（ステップ31
58を参照）である許容最小時間以上となっているかどう
かを調べる。もし、イエスであれば、ステップ3012に進
み、バックアップフラッグをクリアする。
10に進み、バックアップタイマのカウントが吸入時間カ
ウンタによって求められた最後の吸入時間（ステップ31
58を参照）である許容最小時間以上となっているかどう
かを調べる。もし、イエスであれば、ステップ3012に進
み、バックアップフラッグをクリアする。
ステップ3004の答がノーである場合には、ステップ30
14に進み、呼気タイマのカウントが最後の呼気時間以上
であるかどうかを調べる。もし、イエスであれば、ステ
ップ3016に進み、圧力制御モードを吸入に設定し、さら
に、ステップ3018においてバックアップフラッグを真に
セットする。ステップ3008、または3012、または3018が
終了するか、あるいはステップ3010または3014の答がノ
ーであった場合には、プログラムはステップ2408（図2
4）に戻る。
14に進み、呼気タイマのカウントが最後の呼気時間以上
であるかどうかを調べる。もし、イエスであれば、ステ
ップ3016に進み、圧力制御モードを吸入に設定し、さら
に、ステップ3018においてバックアップフラッグを真に
セットする。ステップ3008、または3012、または3018が
終了するか、あるいはステップ3010または3014の答がノ
ーであった場合には、プログラムはステップ2408（図2
4）に戻る。
図31A-BはA/D割り込みモジュール3100について示した
ものであり、このモジュールは14ミリ秒ごとに実行され
る。このモジュールはステップ3102から開始され、この
ステップでは、最後の変換が圧力と流量のどちらかに対
して行われたのかを調べる。もし圧力に対して行われた
のであれば、ステップ3104に進み、圧力に対する最後の
変換において記憶された値である圧力センサ38に対する
A/D値の読みとりを行う。次に、ステップ3106におい
て、流量センサ76に対するA/D変換を開始し、割り込み
を終了する。
ものであり、このモジュールは14ミリ秒ごとに実行され
る。このモジュールはステップ3102から開始され、この
ステップでは、最後の変換が圧力と流量のどちらかに対
して行われたのかを調べる。もし圧力に対して行われた
のであれば、ステップ3104に進み、圧力に対する最後の
変換において記憶された値である圧力センサ38に対する
A/D値の読みとりを行う。次に、ステップ3106におい
て、流量センサ76に対するA/D変換を開始し、割り込み
を終了する。
一方、ステップ3102において最後の変換が流量に対し
て行われたと判定された場合には、ステップ3108に進
み、前に記憶された流量センサ値の読みとりを行う。こ
の値は、特定の患者に対して用いられている空気ホース
26に対して経験的に定められてメモリに記憶されている
ルックアップテーブルに従って、線形化される。ただ
し、実際には、単位は標準ホースと連係しているので、
ルックアップテーブルの値をいちいち患者ごとに求める
必要はない。
て行われたと判定された場合には、ステップ3108に進
み、前に記憶された流量センサ値の読みとりを行う。こ
の値は、特定の患者に対して用いられている空気ホース
26に対して経験的に定められてメモリに記憶されている
ルックアップテーブルに従って、線形化される。ただ
し、実際には、単位は標準ホースと連係しているので、
ルックアップテーブルの値をいちいち患者ごとに求める
必要はない。
次に、ステップ3112において、この技術分野の専門家
にはよく知られている方法を用いて、線形流量に基づい
て患者のホース26における圧力低下を求める。次に処方
設定点からの圧力偏差をステップ3114において求める。
この偏差は圧力低下分を差し引いた圧力誤差（Pe）であ
り、すなわち、処方設定点の値から、患者の鼻の位置に
おける圧力（Pn）からその時の流量においてホースで発
生する圧力低下分を差し引いた値を、さらに差し引いて
求める。
にはよく知られている方法を用いて、線形流量に基づい
て患者のホース26における圧力低下を求める。次に処方
設定点からの圧力偏差をステップ3114において求める。
この偏差は圧力低下分を差し引いた圧力誤差（Pe）であ
り、すなわち、処方設定点の値から、患者の鼻の位置に
おける圧力（Pn）からその時の流量においてホースで発
生する圧力低下分を差し引いた値を、さらに差し引いて
求める。
次にステップ3116において、圧力誤差が２よりも大き
いかどうかを調べる。もし、イエスであれば、ステップ
3118に進み、送風装置の吸気弁46を１位置分だけ開く。
ステップ3116に対する答がノーである場合には、ステッ
プ3120に進み、圧力誤差が−２よりも小さいかどうかを
調べる。もし、イエスであれば、ステップ3122に進み、
送風装置の吸入弁46を１位置分だけ閉める。ステップ31
16における＋２とステップ3120における−２との間に存
在する幅によって不感帯ができるので、ある特定の位置
においてハンチングが発生してしまうことが防がれる。
いかどうかを調べる。もし、イエスであれば、ステップ
3118に進み、送風装置の吸気弁46を１位置分だけ開く。
ステップ3116に対する答がノーである場合には、ステッ
プ3120に進み、圧力誤差が−２よりも小さいかどうかを
調べる。もし、イエスであれば、ステップ3122に進み、
送風装置の吸入弁46を１位置分だけ閉める。ステップ31
16における＋２とステップ3120における−２との間に存
在する幅によって不感帯ができるので、ある特定の位置
においてハンチングが発生してしまうことが防がれる。
ステップ3118または3122が終了したか、あるいは、ス
テップ3120の答がノーであった場合には、プログラムは
ステップ3124に進み、このステップにおいて変数「流量
和」に現在の流量値を加算する。このように、患者へ供
給される流量の瞬時値を周期的に和に加えることによっ
て、患者に供給される流量の総和が求められる。これら
の値は等しい時間間隔で求められて総和に加えられてい
くので、流量値の総和に等しい値が得られることにな
る。
テップ3120の答がノーであった場合には、プログラムは
ステップ3124に進み、このステップにおいて変数「流量
和」に現在の流量値を加算する。このように、患者へ供
給される流量の瞬時値を周期的に和に加えることによっ
て、患者に供給される流量の総和が求められる。これら
の値は等しい時間間隔で求められて総和に加えられてい
くので、流量値の総和に等しい値が得られることにな
る。
次にステップ3126において、バックアップタイマの値
を１だけインクリメントし、さらにステップ3128におい
て、サンプルカウンタと、休止時間カウンタをそれぞれ
１だけインクリメントする。次にステップ3130におい
て、バックアップフラッグがセットされているかを調べ
る。もしイエスであれば、ステップ3132に進み、バック
アップタイマを１だけインクリメントする。
を１だけインクリメントし、さらにステップ3128におい
て、サンプルカウンタと、休止時間カウンタをそれぞれ
１だけインクリメントする。次にステップ3130におい
て、バックアップフラッグがセットされているかを調べ
る。もしイエスであれば、ステップ3132に進み、バック
アップタイマを１だけインクリメントする。
ステップ3130の答がノーである場合には、ステップ31
34（図31B）に進み、休止時間カウンタがあらかじめ定
められた許容限界（好適には1.4秒であり、この値は0.0
14秒ごとに起こる割り込みリターンの100回分に相当す
る）よりも大きいかどうかを調べる。ステップ3134の答
がイエスであれば、ステップ3136に進み、圧力制御モー
ドが呼気に設定されているかを調べる。イエスであれ
ば、ステップ3138に進み、さらに現在の流量値が呼気流
量バイアス値（あらかじめ定められたベントによる空気
損失量）に吸入中において発生した漏れ量を加算した値
以上となっているかを調べる。
34（図31B）に進み、休止時間カウンタがあらかじめ定
められた許容限界（好適には1.4秒であり、この値は0.0
14秒ごとに起こる割り込みリターンの100回分に相当す
る）よりも大きいかどうかを調べる。ステップ3134の答
がイエスであれば、ステップ3136に進み、圧力制御モー
ドが呼気に設定されているかを調べる。イエスであれ
ば、ステップ3138に進み、さらに現在の流量値が呼気流
量バイアス値（あらかじめ定められたベントによる空気
損失量）に吸入中において発生した漏れ量を加算した値
以上となっているかを調べる。
ステップ3138の答がイエスであれば、ステップ3140に
進み、圧力制御モードPrxを吸入に設定する。次にステ
ップ3142において、休止時間カウンタをクリアして、さ
らにステップ3144において現在のサンプルカウントを保
存し、ステップ3146でサンプルカウンタをクリアする。
進み、圧力制御モードPrxを吸入に設定する。次にステ
ップ3142において、休止時間カウンタをクリアして、さ
らにステップ3144において現在のサンプルカウントを保
存し、ステップ3146でサンプルカウンタをクリアする。
ステップ3136の答がノーである場合には、ステップ31
48に進み、圧力制御モードが設定されているかを調べ
る。もしイエスあれば、ステップ3150に進み、現在の流
量が吸入中のベント流量バイアスに呼気中の漏れ量を加
算した値以下であるかを調べる。この条件が成立してい
るときには、ステップ3152に進み、圧力制御モードフラ
ッグを呼気にセットする。次にステップ3154において、
休止時間カウンタをクリアし、その後にさらにステップ
3155において流量和カウンタをクリアし、らにステップ
3156で現在の流量値を流量総和に保存する。さらにステ
ップ3156において、流量総和の変数値を０にリセット
し、ステップ3158において、現在のサンプルカウントを
保存し、ステップ3160においてサンプルカウンタをクリ
アする。
48に進み、圧力制御モードが設定されているかを調べ
る。もしイエスあれば、ステップ3150に進み、現在の流
量が吸入中のベント流量バイアスに呼気中の漏れ量を加
算した値以下であるかを調べる。この条件が成立してい
るときには、ステップ3152に進み、圧力制御モードフラ
ッグを呼気にセットする。次にステップ3154において、
休止時間カウンタをクリアし、その後にさらにステップ
3155において流量和カウンタをクリアし、らにステップ
3156で現在の流量値を流量総和に保存する。さらにステ
ップ3156において、流量総和の変数値を０にリセット
し、ステップ3158において、現在のサンプルカウントを
保存し、ステップ3160においてサンプルカウンタをクリ
アする。
ステップ3130、あるいは3134-3138、あるいは3148-31
50の答がノーであった場合、またはステップ3146あるい
は3160が終了した場合には、プログラムはステップ3162
に進み、圧力トランシュデューサに対するA/D変換を開
始し、A/D割り込みモジュール3100を終了する。
50の答がノーであった場合、またはステップ3146あるい
は3160が終了した場合には、プログラムはステップ3162
に進み、圧力トランシュデューサに対するA/D変換を開
始し、A/D割り込みモジュール3100を終了する。
フロントページの続き (72)発明者 ラスニア クリストファー ディー アメリカ合衆国 カンザス州 66062 オーレイス サウス ブルーム 13123 (72)発明者 ローゼン スティーヴン ダブリュー アメリカ合衆国 ミズーリー州 64057 インディペンダンス イースト トゥ エンティシックスス テラス サウス 19300 (72)発明者 オールト ジリ ジー アメリカ合衆国 カンザス州 66203 ショウニー ウェスト フィフティセカ ンド サークル 10411 (72)発明者 スヌーク ジェームズ エイ アメリカ合衆国 カンザス州 66202 オーヴァーランド パーク フロイド 6511 (72)発明者 ワイブル マリリン エス アメリカ合衆国 カンザス州 66210 レネクサ ウェスト ワンハンドレッド アンドセヴンス 13228 (56)参考文献 国際公開90／14121（ＷＯ，Ａ１) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61M 16/00 305
Claims (29)
- 【請求項１】吸入フェーズと吸気フェーズを有する呼吸
サイクルを示す患者の気道の開通度を決定する装置にお
いて、 少なくとも患者の気道の一部に対して制御可能な圧力で
ガス源から呼吸可能なガスを供給する手段と、 患者の呼吸流量と圧力とを検出して、実質的に同時刻に
おける流量と圧力とを表す信号を発生する手段と、 上記信号を受信し、これに応答して上記の実質的に同時
刻の流量と圧力とから患者の呼吸アドミタンスを決定す
る信号処理手段と、 上記アドミタンスに従って上記圧力を制御する手段とを
備え、 上記信号処理手段が、圧力に対する流量を比較すること
によって上記アドミタンスを決定する手段を含むことを
特徴とする装置。 - 【請求項２】上記呼吸可能なガスが周囲の空気を含むこ
とを特徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項３】上記検出手段が、患者の呼吸流量を検出し
て、これを表す信号を発生する流量検出手段を含むこと
を特徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項４】上記流量検出手段が、差圧流量センサを含
んでいることを特徴とする請求の範囲第３項に記載の装
置。 - 【請求項５】上記検出手段が、患者に供給される呼吸ガ
スの圧力を検出する圧力検出手段を含んでいることを特
徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項６】上記信号処理手段が、 複数のアドミタンスから構成されている少なくとも１つ
のアドミタンステンプレートをメモリに記憶するための
手段と、 １組の上記患者のアドミタンスを記憶するための手段
と、 上記アドミタンスの組を少なくとも１つの記憶されたア
ドミタンステンプレートと比較するための手段とを含ん
でいることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の装
置。 - 【請求項７】上記記憶手段が複数の記憶されたテンプレ
ートを含み、上記制御手段が、上記アドミタンスの組と
の最良の一致が患者の気道の開通度を表わす場合に上記
テンプレートのなかのどれがその最良の一致を示すか決
定する手段を含むことを特徴とする請求の範囲第６項に
記載の装置。 - 【請求項８】上記制御手段が、上記の最良の一致に従っ
て上記圧力を制御する手段を含むことを特徴とする請求
の範囲第７項に記載の装置。 - 【請求項９】上記テンプレートが正規化した大きさと時
間基準を示し、上記制御手段が、上記の記憶されたテン
プレートに基づいて上記呼吸アドミタンスの大きさと時
間基準とを正規化する手段を含むことを特徴とする請求
の範囲第７項に記載の装置。 - 【請求項１０】上記制御手段が、上記の各テンプレート
と関連する圧力変化データを記憶するためのメモリ手段
を含み、さらに上記制御手段が、上記の最良の一致と関
連する圧力変化データに従って上記の呼吸可能なガスの
圧力を制御するための手段を含むことを特徴とする請求
の範囲第７項に記載の装置。 - 【請求項１１】上記アドミタンスが、患者が呼入を行う
際の上記流量と圧力との関数として決定されることを特
徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項１２】上記制御手段がマイクロプロセッサを含
むことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項１３】上記制御手段がマイクロプロセッサを含
むことを特徴とする請求の範囲第７項に記載の装置。 - 【請求項１４】上記信号処理手段が、高速フーリェ変換
を用いて上記流量と圧力を表すデータの処理を行う手段
を含んでいることを特徴とする請求の範囲第１項に記載
の装置。 - 【請求項１５】患者の気道の開通度を決定する装置にお
いて、 複数の実質的に同時な患者の呼吸の流量と圧力とを反復
して検出し、これを表す信号を発生する手段と、 上記信号を受信し、これに応答して上記流量と圧力とか
ら患者の１組の呼吸アドミタンスを決定する信号処理手
段であって、圧力によって除算される流量の被除数とし
て上記アドミタンスの各々を決定する手段を含む信号処
理手段と、 気道開通度と関連する複数の所定の気道アドミタンスを
表す複数の気道アドミタンステンプレートを記憶するメ
モリ手段とを有し、 上記信号処理手段は、最良の一致アドミタンスに関連す
る気道開通度が患者の気道開通度を表す場合、上記テン
プレートのうちのどれが上記１組のアドミタンスに対し
てその最良の一致アドミタンスを示すかを決定する手段
を含むことを特徴とする装置。 - 【請求項１６】吸入フェーズと吸気フェーズを有する呼
吸サイクルを示す患者の気道の開通の圧力を調整する装
置において、 呼吸サイクルの吸入フェーズの間に圧力を略一定にし、
そのような制御可能な圧力でガス源から少なくとも患者
の気道の一部に呼吸可能なガスを供給する手段と、 患者の呼吸流量を検出して、患者の呼吸流量を表す流量
信号を発生する手段と、 上記流量信号を受信し、その流量信号から患者の気道の
開通度の値を決定する信号処理手段と、 上記患者の気道の開通度の値に従って上記圧力を調整す
る手段とを備えることを特徴とする装置。 - 【請求項１７】上記呼吸可能なガスが周囲の空気を含む
ことを特徴とする請求の範囲第16項に記載の装置。 - 【請求項１８】上記検出手段が、患者の呼吸流量を検出
して、これを表す信号を発生する流量検出手段を含むこ
とを特徴とする請求の範囲第16項に記載の装置。 - 【請求項１９】上記流量手段が、差圧流量センサを含む
ことを特徴とする請求の範囲第18項に記載の装置。 - 【請求項２０】上記信号処理手段が、 複数の気道の開通度の値から成る少なくとも一つの気道
の開通度テンプレートをメモリに記憶する第１の手段
と、 患者の一組の気道の開通度の値をメモリに記憶する第２
の手段と、 上記患者の一組の気道の開通度の値を上記少なくとも一
つの気道の開通度テンプレートと比較する手段とを含む
ことを特徴とする請求の範囲第16項に記載の装置。 - 【請求項２１】上記第１の記憶手段が、複数の記憶した
テンプレートを含み、上記信号処理手段が、最良の一致
が患者の気道の開通度を示すとき上記テンプレートのう
ちのどれが上記患者の一組の気道の開通度の値と最良の
一致を示すかを決定するための手段を含むことを特徴と
する請求の範囲第20項に記載の装置。 - 【請求項２２】上記制御手段が、上記最良の一致に従っ
て前記の圧力を制御する手段を含むことを特徴とする請
求の範囲第21項に記載の装置。 - 【請求項２３】上記テンプレートが正規化した大きさと
時間基準を示し、上記信号処理手段が、上記記憶された
テンプレートに従って上記の患者の気道の開通度の値の
大きさと時間基準を正規化する手段を含むことを特徴と
する請求の範囲第21項に記載の装置。 - 【請求項２４】上記患者の気道の開通度の値が、患者の
吸入中上記の低信号の関数として決定されることを特徴
とする請求の範囲第16項に記載の装置。 - 【請求項２５】上記制御手段が、マイクロプロセッサを
含むことを特徴とする請求の範囲第21項に記載の装置。 - 【請求項２６】上記制御手段が、マイクロプロセッサを
含むことを特徴とする請求の範囲第23項に記載の装置。 - 【請求項２７】上記信号処理手段が、高速フーリェ変換
を用いて上記患者の呼吸流量を示す上記流量信号を処理
する手段を含んでいることを特徴とする請求の範囲第16
項に記載の装置。 - 【請求項２８】患者の気道の開通度を決定する装置にお
いて、 患者の複数の呼吸流量を繰り返して検出して、それらを
示す流量信号を発生する手段と、 上記流量信号を受け取り、上記流量信号から一組の患者
の気道の開通度の値を決定する信号処理手段と、 複数の所定の気道の開通度データアレイを示す複数の気
道の開通度テンプレートを記憶するメモリ手段とを備
え、 気道の開通度テンプレートの一致が患者の気道の開通度
を示す場合、上記信号処理手段は、どの上記気道の開通
度テンプレートが上記一組の患者の気道の開通度の値に
対して気道の開通度の最良の一致を示すかを決定するた
めの手段を含むことを特徴とする装置。 - 【請求項２９】気道を有する患者における閉塞性の睡眠
時無呼吸を治療する装置において、 呼吸できるガスのガス源と、 上記ガス源から患者の気道に吸入されるガスの流量を維
持して、その気道で相対的に一定の圧力を確立するため
の手段と、 上記気道に吸入されるガスの流量を示す吸入流量信号を
発生する手段と、 上記吸入流量信号を気道における閉塞性を示すテンプレ
ートの流量値と比較する手段と、 気道における圧力を調整する手段とを備え、 吸入流量信号をテンプレートの流量値と比較することに
より患者の気道の閉塞性が示されるとき圧力が増加し、
そして吸入流量信号をテンプレートの流量値と比較する
ことにより患者の気道の閉塞性が示されないとき圧力が
減少することを特徴とする装置。
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