JPH06503484A - 気道加圧システム - 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】 気道加圧システム 本発明は、也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、呼吸か開始される直前に患者の気 道に正圧を与える二とによって吸入を誘発させ、および／または、患者か吸入を 行うことかできるようにし、その後、気道への圧力を下げて患者か容易に呼気努 力を行うことか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、告、者の呼吸に関係する音をモニタし、その音に応して患 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、睡眠中に頚舌筋咽喉筋肉組織を含む気道か弛緩することを 特徴とする睡眠障害である。これか起こると、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、このような状態か発生する 罹患率か大きい。

完全な閉塞か起こると、患者か呼気を行おうとしても空気を吸入することかでき ず、Ｉご者は酸素不足に陥ってしまう。これに対する反応結果として、患者は目 覚める。はとんど目覚めた状態になると、頚舌筋筋肉は、通常の張力を取り戻し 、これによって気道か開いて呼気かできるようになる。患者か再び深い睡眠に戻 っていくと、頚舌筋筋肉か再び弛緩してまた無呼吸状態か反復して起こる。

中枢神経無呼吸では、呼気努力か起こらないつ＼あるいは遅れる。中枢神経無呼 吸か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 、チェーン・ストークス呼吸なとの、その他の呼吸不整においても、空気の吸入 か停止してしまう無呼吸期間か発生する。

を者によっては、睡眠中に数十回もの睡眠無呼吸を起こす。このように、はとん ど目覚めた状態まて反復して覚醒する結果、串１者は完全なりラックスした深い 睡眠状態に到達することかできない。また、患者はレム（急速眼球運動）を起こ さなくなる。二のような睡眠無呼吸に苦しむ人々は、−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）システムか 考案された。このように、正の圧力を気道に加えると、これか圧力的な当て木の ような役割をして、組織か張力を維持することかてきる位置まて負の吸入圧力に 対してオフセットかかけられ、これによって患者の気道か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４．７ ８２．９３２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。この特許を二こに参照併合する。

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か あるために、患者の不満か大きい。患者によっては、二の方法に慣れることかで 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、鼻と気道か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 二酸化炭素か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ｌ夜あるいは２夜を過ご す必要かあり、そこで、まず、患者か睡眠無呼吸なとの呼吸障害をもっているか とうかか判定される。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か必要がか判定される。

開通を維持するのに必要な圧力は、通常は、患者か自分の背を下にして仰向けに 眠っているときの方か、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、すへての睡眠位置において十分な圧力か確実に得られるようにするた めに、通常は、高い圧力か処方される。しかし、実際には、あらゆる環境下にδ いてこのように高い圧力か必要であるわけではない。例えば、患者か眠りにつく 前、δ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、患者か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、患者か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との特別 な条件下においてのみ睡眠無呼吸か起こるのかもしれない。このように、ゼ・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１ａ１３を述へた ような従来技術の問題を解決することかできる。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・＼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かい、頚舌筋筋肉組織が正常な位 置を維持することかできるようにし、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か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、はと良い湿気を存する患者の吐出曹からな る。

好適な装置は、ガス供給装置を告者に結合して、例えば、鼻の通気路なとの患者 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か開始される慨とその後の呼気か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くにおい 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画し、その後（ミガス圧 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、Ｇ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め る。

装置は、望ま（バは、大気圧より圧力の高い空気雰囲気を供給するための制ｉ卸 可能な速度か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存している。また、好適な装置は送 風装置とベント弁、およびｐ者の鼻の空気圧を検出するための圧力ドランスデュ 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育している。

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して、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迅げ 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、ｐ者か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 閉して、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 いなげねばならない。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 に対してても、システムは吸入の開始を予想して、吸入か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て圧力を低下させるようにすることかでき 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 は同し現象の進展程度が異なるものであると見なすことかできる。すなわち、Ｅ 部気道筋肉か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 路の振動か起こり、さらに上部気道筋肉が完全に弛緩すると空気通路か閉塞状態 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、患者の気道か開通しているかとうかを判定し、その開通 の程度を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 とめることかできる。すなわち、患者の気道の開通性を判定することにより、気 道の牙をモニタする場合に比・＼て、状況によっては患者の呼吸状聾をよ１、） よく特性つけることかできる。本発明の他の好適な態様については、以下にさら に説図１は、好適な肩書頭部結合具を装着Ｉ７て眠っている患者の頭部の平面図 である。

図２は、図１の■１者頭部結合ｌと患者の頭部の側面［４を、本発明の実施例に よる好適な２重導管収納キャヒネノトとと８に示したものである。

図３は、本発明の弔＝−導管の実施例を図式的に示したものである。

［Ｎ４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。

図５は、［Ｊ４０）２重導管の実施例の１３Ｆ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。

閾６は、吸入フェーズと呼気フェーて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カロ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、・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：Ｉシトローラと、それに関連する構成要素を示す 電気回路図である。

図８は、送風モータ制御回路図である。

図９は、ヘント弁用ステ二戸ブモータ制画回路図を示したものである。

図１０は、圧力ドランスデューサ回路を示したものである。

図１１は、コ；・ビフ、−タゴロタ′；ｊ２の４イミ２ルーチンの中の起動部分 を示した一ロー壬ヤードである。

図１２は、＝レビュータブＩＩＩグラムのメ・インルー千ンの中のメイシループ 部分を示したフロー壬ヤードである。

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不し だ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３１するＡＤＣ割り込みを示したフローチ ャー１・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１・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。

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。

図」８は、本発明による患者の気道の開通度をめるための他の実施例を示すブロ ック図である。

Ｕ４＋９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。

図２０は、図１８のマイクロコ〉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。

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。

図２２は一１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。

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。

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コ−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ノニ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。

図２６は、コンピュータプログラムの主要モノニ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。

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。

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ハックアッ 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サイクルハッ 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ハソク ア、ブモノユールを示したフローチャートである。

図３１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。

図３２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。

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ｌＯ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１ ２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１ ２の排出開口に隣接して配備されたベント弁アセン１１月６と、鼻結合具１４と ヘント弁アセンブリ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、またヘント弁アセンブ 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１１月６、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２ ６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、ヘント 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・＼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の間部て保持し、聴者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・フィンティング３８を有しており、この圧力センサ・フィン 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の使用中に患者か押しつぶして しまったり、挟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、内部に水分か蓄積されて凝結す ることか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巳 か蓄積されるのを防ぐ働きもする。

ベント弁アセン１４月６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か要素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か次第に覆われ、その穴か狭められてい くようになされている。逆に、モータ４４か要素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、好適な装置ｌＯ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 同し番号を付しである。第２の実施例５０ては、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 かなされており、さらにまた弁要素４６と隣接する位置に排気端５８か設けられ 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との関係と同し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６ １か設けられており、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ては、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てきる。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方向への呼気通路かできなくなり、従 って、を者の呼気は排気端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かそれぞれ吸入 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・＼ると、コ〉トローラ２０か装置ｌＯを制御して、串者の呼吸 サイクルにおいて吸入か行われる直前に士、者へのガス圧力を増加させ、その後 に、呼気か容易にて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しのである。吸入においては、患者 ・＼のガスの流量はたんたんと最大値まで増加し、その後、減少していく。吸入 の終わりの時へにおいて、通常、色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、書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。呼気か終了すると、吸入後の休止期間と 比へていくらか長い、呼気の後の休止期間かとられる。呼気の後の休止か終了す ると、青、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願舌筋組織に圧力をかけ、こ れによって気道か開いた伏せを維持てきるようにするのか望ましい。従って、二 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・ す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。吸入か終了すると、鼻の気道への設定点圧力か低減されて、 呼気か周囲の大気と比較して低いあるいは同ししヘルに対して行われるようにな ミれる。呼気の最後の時点において、鼻・＼の気道圧力は次の吸入段階か開始さ 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か概して一定で ある呼吸ガスか送り出されて、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１１月６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か中央のグラフに示さｎたよう な所望のものとなるように、弁要素４６の排出端３２に対する位置か変化してい 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４ ０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。

告５者か吸入を開始すると、送風ユニット１８からガスか送り出され、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４ ６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。

吸入流量か最高値となると、コントローラ２０は、弁要素４６の位置を逆転させ て、設定点圧力か維持できるように排出ガスの量を増加し始める。

吸入の最後の時へにおいては圧力設定点をより低くすることか望ましく、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て弁要素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 出させる必要かある。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。呼気流量か減少してくると、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、顛舌筋筋肉に張力か発生し、気道が開いて次の吸入段階の 準備かできる。

上のグラフと下のグラフとを見比へてみると、曲線のプロファイルに類似性かあ ることかわかる。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、を者の呼吸サイクルを追尾することか できる。二のようにして、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かできる。

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７ ・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１７る圧力を知り、これによって患者の奔への気道 通路における圧力を知る。

コント０−ラ２０は、圧力ド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、ディン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、および斗 ２４ＶのＤＣｔ源（図示せず）を備えている。

図７に示した圧力ドランスデューサ回路７００は、通常の圧力トランスデユーザ 回路であり、本発明に、よる甲−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ては、１つの圧力ドランスデューサだけ か用いられ、一方、図４に図式的に示した実施例では、２つの圧力ドランスデュ ーサのそれぞれか図７に示した回路を使用する。

好適な圧力ドランスデューサは、０から７０ｃｍ水圧の動作範囲を有するＳＥＮ ＳＹＭの５ＸＯＩＤＮ型である。好適な圧力ドランスデューサは、通常のホウイ ートストンブリッジ７０１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つのストしインゲージＸ１、Ｘ２、Ｘ３、Ｘ４を有している。

ブリノン７０１はＤＣ＋１２Ｖに接続された励起端子７０２を存しており、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 １１ツノ７０１の出力は端子７０６と７０８とから得られる。また、端子７０４ と７０６どの間には零ｑ調節用のボテン２ノヨメータ７１０か接続されている。

端子７］〕８からの出力は演算増幅器７］２（ＬＴ＋０１４型の２分の１）の正 入力端子（二接続されており、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（ＩＫオーム）を介して増幅器７１４ の正入力端子に供給さｔする。また、二の出力は抵抗Ｒ２（７５０にオーム）を 介して接地される。

ストＬ５インケージブリノンの端子７０６は演算増幅器７１６（ユニットＬＴ１ ０Ｉ４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（ＩＫ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（７５０にオーム）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、今述へた回路の出力としてＯから＋５Ｖの 間のＤＣ出力を供給する。なお、この０から＋５■のＤＣ出力は、０から２５Ｃ ｍの水圧に対応している。

らし、第２の圧力ドランスデューサが用いられている場合には、同様な出力か対 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 スデユ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か可能で、従ってこれによってさらに正 確な呼吸サイクルの追尾か可能である。

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・ロシア ・り（ＰＡＬ）（ＰＣＩ６Ｌ８型）、消去可能なプログラマブル・リートオンリ ーメモリ（ＥＰＲＯＭ）（２７２５６型）、アドレスラッチ８０８　（７４ＨＣ ３７３型）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）（６２６４Ｐ型）、入出カシリ アルデータインターフェース（ＲＳ２３２ＭＡＸ２３２型）、処方（ＲＸ）スイ 、・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ＶＣＣＳＶＰＤ、ＢＷ、ＲＤ Ｙ、ＶＰＰ、ＶＲＥＦｆ；！＋５Ｖ（７）ＤＣｔ源（Ｖｃｃ）　ｌ：接続サレル 。一方、ＮＭＬ　ＶＳＳ、ＥＡＳＡＮＧＮＤの端子は接地される。端子ＸＴＡＬ ＩとＸＴＡＬ２との間には１２Ｍ）Ｉｚのタイミング信号発生用のクリスタル８ ０２か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Ｃ １、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８２ ０からのリセット信号かマイクロコントローラ８０２の端子ＲＥＳＥＴに入力さ れる。電源か投入されると、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Ｎ ＡＮＤゲ−１−８２２の入力端子に加えられる。最初は、ＮＡＮＤケート８２２ へのこの人ｆｒ電圧は低Ｌ・＼ルであるのて、Ｎ　ＡＮＤケート８２２の出力は 高論理し・＼ル出りどなる。二の高論理レベル出力か出力端子８２４に供給され 、後にさらに議論するよう（ミニねかりセ２・ト信号として送風モータ回路９０ ０に与えられる。最初は高論理レベルてあったＮＡＮＤ８２２からの出力は、イ ′ンハータ８２６によって反転されてから低論理Ｌ・・＼ル信号どしてマイクロ コシドロー→の端子ＲＥＳＥＴに供給され、キャバノ々Ｃ３かＮＡＮＤ８２：’ を１・１１がするのに充分なたニブ充電さ才するまての間、マイクロコニ・ドロ ー；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、ノス ー÷ムが初期化を行い、過渡現粂の押庄を行う−めの時間か得Ｉ碕する。ギセベ ノぐＣ３つ・トリガレ・＼ルまて充電されると、リセ・ト信号か出力端子８２４ と、マイ々ロコ〉トローラ８０２から除去される。なお、−イ、ハーフ８２６の 出力端子はブルア７！ブ祇抗Ｒ６（ＩＯＫオーム）を介して■ＣＣにも接続され ている。

また、１．ｌセ・１−回路８２０はキャパシタＣ３に並列接続された。′−マｊ 、１士−ブ、２型の１セノトスイ・−１″′８２８を備えており、二のスイ５・ 千によってマニコアルフｊセ、・１・動作をさせることかできる。ダイオ−ＦＤ ｉが抵抗Ｒ５と並列（二接続さねでおり、電源か遮断された際にこのダイオード Ｄ１が０５に対する放電経路ル形成する□よう（−なされている。

士だ、マイクロコニト〔ｊ−→８０２には圧力ドランスデューサからの入力信号 ′７・端子、＼ＣＨＯに１］１１　；えられる。なお、第２のトランスデユーサ が２重導管の実施例１３５いて使用されている場合には、その信号は端子Ａ　Ｃ Ｉ−Ｉ　ｌに印加さＩる。過渡現家を抑覇して王カドｆ　、’＋　７．−デュー サ回路７００からのアナログ電圧を平滑化−５−るため１＝、キャパシタＣ４（ ，００５ｎＦ）の一方の側かダイオードＤ２のア□−１・およびグイートＤ３０ カノートとともに端子７１８に接続されている。キャパシタＣ４の他方の側と、 り′イオーｉ”Ｄ３の了ノートは図示のように接地さＴ１、またダイオ−ｊ、Ｄ ２のかソートは電源電圧Ｖｃｃに接続さｔｌでいる。これと同し内容の回路かグ イオート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・ディンタル変換器（ＡＤ Ｃ）を内蔵しており、端子ＡＣＨＯおよび、ＡＣＨｌにそれぞれ入力されたアナ ログ入力信号かこのアナ０グ・ディン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からのパルス信号か印加さ ｎる。

また、マイクロコントローラ８２０は共通アドレス／データ・ハス８３０をマイ クロコントローラ８０２と、ＰＡＬ　８０４、ＥＰＲＯＭ８０６、アドレスラッ チ８０８、ＲＡＭ８　Ｉｏ、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、データおよびアドル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ｎ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Ｒ３２３２データの入出力か行われ、これによ ってマイクロコントローラ８０２か、従って装置ｌＯが、リモート・リ−１・お よびリモート・コン訃ロールを行うことかできるようになされている。二の特徴 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、・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 ｔｌだ入力データか供給される。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（ こ用いられる。各設定点に対して４つのスイッチを用いて３から１６−水圧の範 囲の計１６の設定を吸入に対して行うことか可能てあり、一方、０から１４国水 圧の範囲の設定を呼気に対して行う二とかできる。データラッチ８１６かスイッ チアレイ８１４に図示のように結合されており、ランチ信号をＰＡＬ　８０４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 タはハス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つの出力か供給される。その第」のものは、ステップモータ回路１０００への デー夕であり、マイクロコントローラ端子Ｐ　１．０−１．５から６ライン出力 ハス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 （ＰＷＬｉ）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。二の回路はマ 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９０４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９０６（ＵＣ３５２４Ａ ｆｆｉ）の端子１０（こ接続される。コントローラ８０２がら端子８３６に入力 されたパルス幅変調信号は、Ｃ６（１，０μ）およびＲ７（２４，９にオーム） 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（４９，９にオーム）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＋＋　２Ｖ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Ｏから５Ｖの入力パルス幅変調信号を、対応する ０から千１２Ｖの直流出力に変換して、端子１１および１４がらプログラマブル ・アレイ・ロンツク（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。ＰＡＬ ９０８は端子１９および１８からそれぞれ２相出力をブランレス直流送風モータ ９０４（ファスコ社の７００００−３５１７型）の固定子および回転子に対して 供給する。ＰＡＬ　９０８の出力はそれぞれレベル変換器９］０および９１２（ ＭＣ１４５０４）に入力されて、二こで、電圧レベルが直流＋５■から直流±＋ ２Ｖ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＋＋２Ｖの出力はそれぞれ電界効果トランノスタ（ＳＥＮＳＦＥＴ）（モトロ ーラ５ＥＮＳＦＥＴ　ＭＴＰ４ＯＮ０６Ｍ型）のゲート９１４および９１６に伝 送される。

５ＥＮＳＦＥＴ９１４および９１６のそれぞれのトレイン端子は送風モータ９０ ４の端子ＯＡ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の直流電源かレベル変換器９１０．９】２、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５ＥＮＳＦＥＴ９１４．９１６のソース端子は図示のように接地される 。

５ＥＮＳＦＥＴ９１４．９１６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５ＥＮＳＥＴを流れる電流のサ ンプリングか行われる。これらの出力は、抵抗ＲＩＯ（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か 形成され、これにより、抵抗ＲＩＯに発生した電圧かモータ駆動回路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１ １および１４から出力される出力のデユ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ユ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ＨＡＬＬ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９０ ６にフィードハックされる。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Ｈ３１，Ｏ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ｌおよび９に人力される。図９に示されているように、キャパシタＣ３（０， ０１μＦ）の一方の側かライン９２２に接続され、他方の側か抵抗Ｒ１１（１０ にオーム）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の力゛ノート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Ｒ１ ３（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 Ｃ１ｏ（０，２２μＦ）の一端、抵抗Ｒ１４（ｌＯＬ１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ＣＩＯの他端と、抵抗Ｒ １４の他端は駆動回路の端子９に接続されている。

構成要素Ｃ３−ＣＩＯ，Ｒ１１−Ｒｌ４、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）か大きな容量を有するため、回路網の時定 数か長くなり、この回路網か周波数・電圧変換器として働く。モータ駆動回路の 端′ｆＩと９に供給されるｔ圧の値は内部のコンパレータ・＼フィードバックさ れ、二の電圧の値は、端子２に受信したパル又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か販売しているＶＥＸＴＡ 梨か好適であり、このＶＥＸ丁Ａ盟ステップモータは４００ステツプで１回転す るようになっている。また必要ならばｌ／２ステツプか可能である。二の分野の 専門家にとっては明白であるように、端子８３４から出力ハス８３２を介して次 のノーゲ、ス電圧ステップパターンか入力されると、モータ４４は１ステツプだ 、ナノフト動作をすることか可能である。具体的には、ハス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”■ 、′２９８型）の端子、へ、Ｂ、　ＣおよびＤにそれぞれマイクロコレトローラ ８０２の端子Ｐ　１．　Ｏ−Ｐ　１．３つ＼ら供給される。駆動回路１００２は 入力データ電圧を直流＋５へ“から直流＋ｌ’Ｖ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４ ４に送出する。ダイオードＤ７．８．９、ｌＯのアノードは、それぞれ駆動回路 ＋００２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 ードは直流中１２〜′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Ｄｌｌ、１２．１３．１４のカソードかそれぞれ出力ラインに接続 され、またそれぞれのダイオ−１・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、駆動回路の端子９には直流＋５ｖか供給され、ま た駆動回路の端子４には直流＋＋２Ｖか供給される。端子１．８．１５はすへて 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。

図Ｉ＋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。リセット信号か低論 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１１０２へ入り、 コントローラ２０に対してヘント弁アセンブリ１６のその「ホーム」ポンジョン 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１０００に供給するように指示か出される。

すると、ステップモータ４４は中央位置に移動し、弁要素４６か図５に示されて いるように導管の端部３２および５８をおよそ半分はとブロックする。なお、単 一導管の実施例の場合には導管端部３２のみか半分はとブロックされる。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との初期化も 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、ＲＡＭにストアされる。また、ステップ１１０４ては、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８１ ４に設定された処方に従って行うように指示か出される。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か確実に導管１２に供給されて 、最大吸入時に３いても処方圧力レベルか維持されるようになっていなけれはな 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ては、端子Ｈ３１，Ｏ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・＼ての値かクリアされる。

ついて、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ブロダ 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か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、 へＣＨＯおよびＡＣＨ＋に接続されている内蔵アナログ・ディジタル変換器（Ａ ＤＣ）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、プては、装置の起動モートか連続工気道圧力（ＣＰＡＰ）に定めら れる。すなわち、後にさらに説明するように、舌１者の最初の８回の呼吸に対し ては吸入設定屯圧力として連続的に正の圧力か与えられるように装置１０の動作 プログラムか組まれている。また、ステップ１１１２では、呼吸カウンタをＯに 初期化して、患者の呼吸サイクルをカラ〉トするための準備を行う。

ステップ１１１２か終了すると、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１２０ ２ては、プログラムは圧力ドランスデューサ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ＡＣＨＯ（２重導管の実施例の場合ではさらに端子ＡＣ Ｈ１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ンタルの形に変換し、最新のディノ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ては、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ては、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。

ブ０グラムは次にステップ１２０４に進み、ステップ１２０２て算出された誤差 の大きさか許容最大誤差を越えていないつ１とうかを調へる。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の答かイエスてあれば、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であるデータを参照して必要なステップ数のおよその 値をめることかできる。

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１３ ００はデータパターンを連続的に供給し、ステップ１２０６てめた方向と必要ス テップ数た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 間間隔て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は全くなく、直前の８つのステップ値は０に等しくなってい るはずてあり、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、 聴者か吸入を開始すると、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かある。ステップモータ４４か多数の正 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 力を維持するたぬに弁は多数の負の方向のステップを実行する必要かあるので、 負の大きな傾きを示すようになる。この傾きの情峠は、後にさらに議論するよう に、つ者の呼吸サイクルのいろいろな屯を判別するのに用いられる。

プログラムは次にステア・ブ１２１２に進みフェーズフラッグか呼気に設定され ているかどうかを調へる。

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、メインループの最初の数回の巡りては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、フェーズフラッグか吸入に設定され ているかどうかか調・入られる。フラッグは吸入に初期化されているから、ステ 、・ブ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５・ブ１２１６において、変数「−タイムカウンタ」か変数「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＋２１０で算出された傾きか一 ５以下であるかとうかを調へる。変数「タイムカウンタＪ　（ＴＭＲＣＮＴ）は ソフトウェアによるカウンタてあり、０に初期化された後、１３ミリ秒ごとにイ ンクｌ　、１ントされていく。一方、「吸入終了時間」はあらかしめ定められた 平均的な吸入時間を表すデフすル１−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か最初に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 入か終了するのに十分な時間か経過したかとうかが判定され、また図６の吸入の 終わりにおレブる弁位１曲線の値の傾きか示しているように、傾きの値か−５よ りも小さいかとうかによってさらに確認か行われる。

ｌビレループ１２００の最初の数回の巡りの間は、ステ・ノブ１２１６の答はノ ーとなり、プロプラムはステップ１２１８へ分岐し、二こて、あらかしめ０に初 期化さｎた送風チェ、・クカウンタか１２８と等しくなっているかとうかつ＼調 −＼らｆする。！２８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：まステップ１２２０に分岐し、ここで送風チェックカウンタかインク 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＋２０２ −１２２０をステップ１２１８の答かイエスとなるまで反復実行し、これかイエ 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Ｊ　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。

十分な時間か経過して、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、弁位置曲線の傾きかｔ者の吸入が終了したことを示す一５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１ ２１８に進み、動作モートか吸入鼻圧力（ＩＮＡＰ）に設定されているかどうか を調へる。なお、二の初期値は、ステップ１１１２においてＣＰＡＰモートに初 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１２ ２６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 タか８以下であるかどうかを調へる。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へ進んて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ｊ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）ニー 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、タイム力つ 〉りの値は、呼吸サイクルか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か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Ｔイクルの約４０％である。しかし、ステップ１２３２ては、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１２１ ６においてこの設定時間の方か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ては、変数「吸入開始時間」を新しいサイクル時間を２ て割った値；二設定する。吸入フェーズの終わりかマークされたサイクルか開始 されると、次の吸入は、通常はサイクル時間の６０％か経過した時へて開始され るものと予想してよい。しかしなから、ステップ１２３２においては、二の吸入 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、吸入つ ＼開始されるよりも前に重圧力を確実に増加させることかできるようにする。

メインループ１２００か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の答かノーとなるので、プログラムはステツブ１２３４１＝ 進み、動作モートをＩＮＡＰに設定する。サイクル８回分だけ遅延させてＩＮＡ Ｐモートの設定を行う二とによって、信頼性のあるデータを呼吸サイクルの追尾 において得ることかできる。

今や、モートが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、二 こて、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か終了したと判断され、ステップ１２２８において８回の呼 吸の追尾か終了したと判断されて、モートかＩＮＡＰに設定されて、呼気の際に 圧力を減少させることかできるようになる。これらの条件か満たされたときには 、圧力制御設定点か呼気処方設定へまて下げられる。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、療法士か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か可能である。

また、ステップ１２３６において、フェーズフラッグか呼気に設定される。

次に、メインループ１２００を経過する際には、ステップ１２１２の答かイエス となるので、すなわち、フェーズか「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かステア・プ１２３２て設定さ 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 調へる。あるいは、ステップ１２３８て、弁位置傾きか７よりも大きいかとうか を調・＼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。呼気か終了すると、弁は正方向にすばやくステア・ブして弁端部３２ を狭め、設定へ圧力を維持できるようにする必要かある。このように弁か高速に 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、この答か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、答かイエスとなるとプログラムはステップ１２ ４０に進み、フェーズフラ２・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かマークされて、現在の呼吸サイクルか開始し てから後に経過した時間に対［ニジするものである。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か経過 したときに終了することか必要である。従って、ステップ１２１６て用いられる 吸入時間長さに対して、新しい値かステップ１２４０において与えられる。通常 は、実際の吸入か終了する前に二の値に達し、二の値を用いることによって過渡 的な傾きの読み（こよって吸入フェーズの終了か誤ってマークされないようにな される。

二のような理由で、ステップ１２１６においては、吸入終了時間か到来している ことと、傾きが一５以下となっていることの両方の条件か要求される。

この分野の専門家にとっては、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へることによって、患者か吸入を始める直前に吸入設 定点圧力か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を越えたかとうかをモニタすることによって、呼気の終わり を検出することかできる。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か始まる直前の点を検出すること かできる。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 間以上となったかと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、タイムカウンタか予想吸入開始時間 を越えると重圧力か確実に吸入前に増加されることは明らかなことてあろう。

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 ルー千看よステップモータ回路１０００を介してゼ・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、サブルー壬 ＞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！２０６（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ては、変数１ 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・ブ１３０４に進み、補正方向か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・＼る。ステップ１３０４の答か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て定められた最終位置か＋６０ ステップ以上であるかどうかを調へる。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か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１ ６０に設定する。

もし、ステップ１３０６の答かノーてあれば、あるいは、ステップ１３０８の終 了後（ニブログラムはステ・ブ１３１０に進み、変数「弁位置」＝「弁位置Ｊ− 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・ブモータ４４を一度に１ステツプずつ移動させていく。

次にプログラムはステップ）３】２に進み、新しい弁位置の値かステ２・ブ１３ ０２て定められた最終弁位置以下であるかどうかか調へられる。もし、ノ′−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・）ステップ＋２１０に戻る。

ステ、・ブ１３１２の答かイエスであれば、すなわち、最終弁位置に、また達し ていない場合には、ブロクラムはステップ＋３１４に進み、次の送風モータステ 、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、ハ 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１００ ０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。

プログうムは次にループのステ、ノブ１３１０に戻り最終位置に達するまでステ ップパターンを１変に１つずつ実行し続ける。

ステップｌ３０４て判定された補正のための回転方向か負である場合には、プロ グラムは図示のようにステップ１３１６−１３２４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て定められた最終位置か ０以下であるかどうか、下なわら弁か移動できる許容限界を越えた弁位置設定と なっているかを調へる。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Ｏに設定する。

ステップ１３２０ては変数「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」か所望の最終位置に等しいかあるいはそれ以上で あるかを調へる。もし、イエスであれば、プログラムステップは１３２４に進み 、さらにループを巡ってステップ１３２２まて戻ってくる。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について示したちのである。

二のサブルーチンは１４マイクロ秒ごとに割り込み実行されて、圧力ドランスデ 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１ ４０２から開始される。このステップ１４０２ては、マイクロコントローラ８０ ２のＡＤＣ内部レンし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＋２０２（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っであるロケーションｒＬ」にストアする。ついて、プログラムはステップ１ ４０４に進み、変数ｒＬ」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（二なる。ブロ ク゛ラムは次にステップ１４０６に進み、二こで「Ｌ」か８に等しいかどうかを 、すなわち７へＤＣバッファの中に備えられているロケーショ、の数を越えたか とうつ入を調へる。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か終 了するつ−１あるいはステップ１４０６の答カッ−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。

ついて、プログラムは割り込みからメインループに戻る。

図１５は、送風速度検査づブルーチン１５００について示したちのである。この ザ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１ ５００は、ステップ１５０２がら開始され、まず、このステップにおいて送風モ ーフ９４のホール効果トランスデユ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、ブ 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 へ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１５ｏ６に進み 、送風速度か設定速度に対して最大許容誤差範囲内に入っているがどうかを調へ る。

もし、ノーであれば、プログラムはステップ１５０８において、マイクロコノト ローラの端子ＰＷＭから送、虱モータ回路９００・＼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１ ５０６の答か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 、字、者の気道圧力変化、δよび、特に気道音のモニタを行い、これに応して患 にの気道圧力の制ｊ卸を行う。図１６は身解析回路＋６００を具体的に電気回路 ブロック図として示したもので、めっ、圧力センサ回路７００がら端子７１８を 介して入力を受信し、マイクロコントローラ８ｏ２・＼出力を供給するようにな されている。二の分野の専門家にとっては明らっ＼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７００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７１８１：供給するように動 作する。

［ｒカモ１．す回路７００からの信号は、プリアンプ１６ｏ２に供給され、こ二 で信号し・＼ルかブーストされてから、低域通過フィルタ１６ｏ４、帯域通過フ ィルタ１６０６、帯域通過フィルニア　＋　６０８、δよひ広域通過フィルタ＋ ６１０に供給される。低域通過フィルタ１６ｏ４は、低周波（可聴周波数以Ｔ） の圧力変化および鼻圧力を表すｒＤＣ４出力をマイクロコノ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１ Ｏ−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、ソレソれ低域フィルタ１６１８、ｌ　６２０ ゜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Ｊの３つの可聴周波数成分を表すＤ Ｃ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 換値の平均値がめられる。これらのＤＣ１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。

ブ０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」　（Ｏ ８）を、プログラムを前に通過したときに定められた変数「断状態Ｊ　（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」かあらかしめ定めら れた閾値よりも大きいかとうかを調へる。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 て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」か予め定められた閾値となっているかを調へる。

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ｌだ １十、・　リ１１．７ン１−する。

１７１０の答かノーである場合には、あるいはステップ１７１０つ・実行された 後に、−′口勺′４ムはスキ２・ブ１７１２に進み、入力信号「中」かその閾値 以−トであるかどうかを調・＼る。ち［７、イエスであれば、プロゲラ１６はス テップ１７１４（こ進み、変数ＮＳを２だ（ナイトンリメントさせる。

ステ、ｌブ１７１２の答か八−である場合には、あるいはスヂ、！ブ１７１４か 実行された後では、ブ０７゛ラムはステップ１７１６に進み、入力信号「高」つ ・予め定められた閾値以上であるかどうかを調・＼る。もしイエスであれば、ス テア・プ１７１８ｉこ進み変数ＮＳを４た（づイ〉り１１メン）−させる、。

ステップ１７１６の答かノーである場合には、またはステ２・ブ１７１８か実行 された後には、プログラムはステア・ブ１７２０に進み、変数「変化」　（Ｔ） を変数Ｏ８およびＮＳの関数とｌ−で図１７ｉ二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（５たものであり、串１者の呼吸通路 ＼供給するガス圧の増加あるいは低減に関１．て、とのような動作を取る・＼き かを決定するのに用いられる。二の決定はステップ１７２２においていわゆる「 動作決定表］を用いて行う。ｆ、；お、二の動作決定表はルソクア７・ブチ−プ ルの１ってあり、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■、こ記載しである。

動作決定表の中の圧力の増加、減少、雄待の中から適当な動作か決定されたら、 −ロク゛ラムはステ・ブｌ　７２４に進んでこの動作を実行する。好適な実施例 におり八で：よ、千カ（５）動作指定変化は、１．ｏｃＴｎ水圧おきに指定する 二とかできるようになっている。っ スキ・プ１７２２の動作決定か′なし、てあった場合には、いひき音か発生して いないことを示しており、−の場合、好適には、ステップ１７２４において吃音 へ加えられる圧力か０３に水田たけ減少される。例えば、検出さ０た気道の音つ ＼圧力を増加す・＼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 かある。従−て、プログラムは気道音か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。

二のように、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、圧力ド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か可 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、流速なとの情報に加えて、さらに例 えば患者の呼吸か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 あるのかなと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 量化することか可能である。

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 か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て 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てき る、あるいは少なくともこれらを最小にとと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暇人るまでの間に患者にかけるようにてき るのて、を者の快適さか増大する。このよ−うに快適さか増大する結果、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 形を存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 用であるか、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か可能である。例えば、吸入か 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・＼てより深く吸入をすることか可能である。これは、七・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かできる。なお、呼気の 際には、容易に呼気か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、酸素補充ガスなとの呼吸可能なす＼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の、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７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との、 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か望ましく、 本発明は二〇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、ヘント弁アセンブリの位置を変えることによ って、台１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、ヘント弁アセ レ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二とも可能である。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かできる。従って、このような実施例では製造コストを 低減できると利点か得られる。

また、本発明は呼吸ガスか圧縮されて、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。

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、すへての機能をコン ピュータブコ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二 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１１月６の動きを追尾することによって患者の呼吸サイクル の追尾か行われる。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、頚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、 二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、低圧力モート、あるいは零圧力モートで装置 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かてき７ ）・ミタンス（こ関する実施例 図１８−２１は本発明の他の実施例を示したものであり、この実施例では色者の 気道の開通間を判定し、この結果を好適に用いて苧５者に加える気道圧力の制御 を行う。まず最初に図］８を参照する。図示の装置１８００は、流量検知器１８ ｏ２（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　ＳＸ ＯＩＤＮ’ｕ）、圧力センサｌ　８０６　（ＳＥＮＳＹＭ　ＳＸＯＩＤＮ型）、 ｍ算増幅器１８０８．１８１Ｏ１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−１８＋２（アナログデバインズ 、モデルＡＤ５３９）とから構成されている。

二の装置は次のように動作する。流量検知器＋８０２が好適には導管１２のりｆ 側に取り付けられ、聴者に供給される呼吸ガスがこの流量検知器１８ｏ２を通過 するようにしである。検知器１８ｏ２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１８０４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ツジから増幅器１８１ｏ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１８ｏ２ 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 ブリツジから、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１８ ０８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ｌ８１６を介してデバイ ダ−１８１２に供給する。デバイダ−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 あるか、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 かできない。しがし、流量を圧力で割ってアドミタンスをめるようにすることて 、二のような問題を避ける二とかできる。

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−１８１２を用いずにマイクロコントローラ８０２て除算 を行うようにすることか望ましい。そのような場合には、デバイダ−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、串、者の気道開通間がとのようにしてめられるのか を説明するためのグラフ＋９０２．１９ｏ４．１９ｏ６．１９ｏ８．１９１゜で ある。

これらのグラフはそれぞれ、流】Ｆ、圧力Ｐ、アドミタンスＡ、テンプし一トＴ ｌ、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ちのである。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０−ラ８０２か動作下 る二とにより、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。

１・つ＼Ｉモリに記憶されているアドミタンス・テ〉プレートと比較され、との テ。

プレートか最も新しく測定されたアドミタンスのプロ、トと「最もよく合う」か つ・判定さｔする。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 。壺らよζ合うテンプし一トをルノタア・７・ブチ−プルの「ポインタ」とし、 て用い、色者・＼の供給ガス千古の増加あるいは減少なとの行う・＼き動作の選 択を行う。

＜　２０　’ｔ、図１８に示じたデノゾダ−１８１２を用いる場合の実施例にお ける、マイクロコ／ドロー−ｙ８０２のコンピュータプログラムの中のサフ゛ル ーキン２０００のフロー手ヤードについて示したものである。ルー千シ２０００ はステップ２００２フ・ら開始され、このステ・ブては、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 ス信号のディノタイズを、う者か吸入を行っている間のあらがしめ定められた時 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ジアレイ“Ａ”にス トア丁・＼ての吸入信号のディン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かあらかし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 関心つ１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、時間基準かテンブレー１・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、ここて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。

プログラムは次にステップ２０１０に進み、とのテンプレートか最も小さいＲＭ Ｓの値を与えるかをめる。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２ｏ１２において 、ステップ２０１０て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、維持なと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Ｔ１　ａ持 Ｔ２　増加 Ｔ３　増加 図２１は、図１８の実施例においてデバイダ−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のコンヒ゛ユータブロク′ラムモノニール２１００のフローチャートを示 したちのである。この方法は、■、者の気道特性か非線形であり、より正′＠な 判定か必要な場合において有用である。

モノコール２１００はステップ２＋０２から開始され、二のステ・、プてはマイ クロコン）・ローラ８０２かライン１８＋６を介してあらかしめ定められた時間 間隔て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“にスト了される。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。

プロゲラ１２は次（−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。

一方、モノニール２１００においては、ステップ２＋０２−２１０６と同時に、 これど類似の処理をマイクロコントローラ８０２がライン１８１４を介して受信 した圧力の情報に対してステ５・ブ２１０８．２１１０．２１１２において実行 する。

流量と圧力のデータの変換か終了すると、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屯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かよい。

モジュール２＋００は次にステップ２１１６．２１１８．２１２０を実行するか 、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と同しである。

最もよくあうテンプレートをめることによって、苧、者の気道開通度を十分良好 に定１化することか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（例えはパーセント表示で ）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 トか示される。さらに、好適には開通度のテンプレートは処方す・＼き特定の吃 音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か望ましい。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ブレ ー１−とじて指定するようにすることも可能である。また、正確さがそれはと必 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、（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二の好適な実施例に対し て多くの変形か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 開通度をめるために用いる二とか可能である。また、患者の気道に供給されるガ ス圧力か比較的一定の場合には、流ｉ変化たけに注目すればよく、これた１づか 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てきる。

刺激処理に関する実施例 ［Ｎ１６および１７と関連つ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てきる。

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ｔ極に接続された制 御回路とて構成される。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、接着やあるいは池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、を者は首当てを、電極を作動させたときに上 部気道筋肉か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 部分のあ二′の真下の部分に電極の位置かくるように首当ての取り付けを行うつ 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かこれらの音の解析を行う。圧力の「増加ｊ（ 図１７のステア・プ１７２４）に対応するアクションの判定がなされたときには 、無呼吸状態か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、次第に気道か狭まってくると、次の呼吸において無呼吸か起こるであ ろうことを予想させる特有の音のパターンか発せられる。こうして、気道開通度 を増加させる必要か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■に関連して先に議論したようにアドミタ〉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して変化させるようにすることか望ましい。また、もし 一定時間ヘースであるいはこれまでの呼吸のパターンに基ついてあらかしめ定め られた期間、吸入か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、必要か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かできる。これは、従来技術においては無呼吸状態か実際 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、吸入努力かな 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 置と比へても対照的である。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、刺激か吸入の度に与えられると、患 者はだのやり激に慣れてしまい、もはや刺激か存効てなくなってしまう。一方、 本発明においては、無呼吸か発生するであろう兆候か存在しないときには刺激は 行わないつ＼無呼吸つ・起こるてあろう兆候か生し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つの欠点か回避さｎ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か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ら可能である。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か可 能であり、こうして、アドミタンスかあらかし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かできる。さらに、無呼吸状態の切迫はサー ミスタや熱電対なと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」あるいはハント 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てきる。

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か用いられる。しかし、場合によっては、この方法は現実 的ではないことかある。かわりに、小車化と製造原価の低減のために、芒１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 とか望ましい二ともある。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 気か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てベントを行うことか二 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、唐音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、キャヒ不ツトの出口部分て圧力および流量の測定を行っても、 聴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、すてに説明したものと共通であり、これらには同し番号を付 しである。システム７０は、さらに吸気フィルタ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７４、流量センサ７６か並列に接続 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、マイクロプロセッサ８１．マイクロプロセッサメモリ８２、アナロ グ・ディンタル（Ａ／Ｄ）変換回路８３、インターフェース回路８４、すモート コントロール８６に接続されているシリアル通信ボート８５、キーホードと表示 パネルに接続されているキーホード・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 ニノ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（こよってマイ 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について示したちのて 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か 投入されると主要モジュール２４００のステップ２４０２からプログラムか開始 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、制御モートを呼気に設定す−＼きなのか、ある いは吸気に設定す・＼きなのかを調・＼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、制御モートの設定かすでに終了したかとうかを調へ る。

もＩ７、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、制御モートの設定がすてに終了したかどうか を調−＼る。もし、ノーであれば、プログラムは呼気モジュール２６００（図２ ６）を実行する。

ステ５ノブ２４０４あるいは２４０６の答かイエスである場合には、あるいは呼 気モノニール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２４０８に進み、とのバックアップモートか選択されてい るかを調・入る。さらに、プログラムは図２８−３１Ｂに示されている選択され たハ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、初期化か終了した後に、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 から選択されたバンクアップモジュールに進み、ハックアップ動作が必要かどう かを判定する。

図２５は、初期化モノニール２５００を示したちのてあり、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ては、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、圧力制御モートを吸入 に設定し、さらにステップ２５０６において、制御モートか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、低置の気道に結合するための鼻結合ン エルにヘントあるいは流出孔かある場合に対応する量に設定する。さらに、ス’ ７−　ノブ２５１２てスイッチ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、次のアナログ・ディジタル割り込みか圧力ド ランスデューサデータを読みとるへきであることを示すソフトウエアフラップを セットする（もし、このフラッグかセントされていない場合には、Ａ／Ｄ割り込 みにおいて、流量トランスデユーサデータの読みとりが行われる）。次いて直ち に圧力に対するＡ／Ｄ変換かステップ２５１６において実行される。

次に送風装置１８か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２４）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・ソゲがセ・ノドされ 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２６０ ２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。

次いて、ステップ２６０６においてフェーズ制御フラッグがリセ・ソトされ、ま １ニステツプ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２７００はステップ２７０２から開始され、このステ・ノブでは、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、二ねらのカウント の和を用いて全呼吸カウント数の値かめられる。

次に、ステ、・ブ２７０４において、ハックアップモートか後に議論するような 伏せになっているかどうかを調・＼る。もし、ノーである場合には、ステップ２ ７０６　＋＝おいて、モ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、を者の呼吸速度のモニタか行われる。一方、ステップ２７０４の答か イエスである場合には、ステップ：７０８に進み、平均呼吸速度か前の平均呼吸 に等し、なるように設定される。

ステ、・１２７０６またはステップ２７０８か終了すると、ステップ２７１０に おいて、モ均呼吸量の算出を図示の式に基づいて行う。次に、ステ、７ブ２Ｔ１ ２において、最大呼気時間をめ、さらにステップ２７１４において吸入中に発生 じた空気漏れ１の値をぬる。なお、ステップ２７］０−２７１４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）現在のピーク位置かｌＯ Ｏよりも小さいかどうかを調・＼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、もし送風装置か過剰な空 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 答つ１ノーである場合には、ステップ２７２０に進み、現在のビークＢＩＶ位置 か１３０よりも大きいかどうかを調・＼る。二のステップの１３０と、ステア・ プ２７１６のｌＯＯとの間の差異によって不感帯かできるので、ある安定な値に 対ｉ−でプログラムか連続的なハンチングを起こしてしまうようなことかない。

ステ２・ブ２７２０の答かイエスである場合には、ステップ２７２２に進み、現 在の送風速度か最大速度以下であるかどうかを調へる。もしイエスであれば、ス テップ２７２１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５ ７）ｚ　、／−てあった場合には、ステップ２７２６に進み、圧力制御モートを 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ビー ク位置変数フラッグをクリアする。次いて、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２４０Ｂ　（図２４）に戻る。

図２８−３０は、３つの選択可能なノリクアノブモートについて示したものであ り、これらは、もし呼吸速度に基つくある一定の制限時間内に吸入か検出されな 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、低 置への圧力を高レベルまで増加し、次の最初の呼気か検出されるまで、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。患者ノ１ノクア・ ノブモート（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 間たけ、あるいは呼気か検出されるまでのどちらか早く生し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を参照しなから説明する。ＣＰＡＰバツクア・ンブモシコール２８ ００は、ステップ２８０２から開始され、このステップでは、ノトソクア・ツブ テストか真であるかどうかを調へる。さらに具体的には、このステップでは、圧 力制御モートか呼気に設定されているか、バンクアップフラッグかクリアされて 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さいかどうかを調へる。もし、これらのすべての条件か真で 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、さらにス刊：ｉブ２８０ ６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とれか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、ハソクアソブフラ、グかセントされているかどうかを調へる。もしイエ スであれは、バックアップタイマのカウントか許容最小時間よりも大きいかどう かを調・＼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２８１ ０の答かイエスであれば、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か終了したか、あるいはス刊ノブ２ ８０８または２８１０の答カッ−であった場合には、プログラムはステップ２４ ０８　（図２４）に戻る。

ＢＰＭハ、・り了ノブモノコール２９００　（図２９）は、ステップ２９０２か ら開始され、二のステ・７・プては、ハックアップフラッグかクリアされている かどうかを調へる。らし、イエスであれば、ステップ２９０４に進み吸入タイマ のカウントか、許容最大吸入時間以上であるかとうかを調へる。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（輿望的にはＩ：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、圧力制御モートを呼気に設定して、さら（こステッ プ２９０８（二おいてハノクアノブフ→７戸デを真にセットする。

ステップ２９０２の答かノーである場合には、ステ、・プ２９１０に進み、バッ クアップタイマかステ５・ブ２９０４において判定されたのと同し時間である最 小許容時間以上となっているかどうかを調へる。もし、イエスであれば、ステッ プ２９１２に進み、ハックアップフラッグをクリアする。

ステップ２９０４の答かノーである場合には、ステップ２９１４に進み、呼気タ イマのカウントか最大許容呼気時間以上であるかどうかを調・入る。なお、二の 最大許容呼気時間は、６０を、ＢＰＭ設定１を吸入／呼気比て割った値でさらに 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 モートを吸入に設定すると同時に、ステップ２９１８においてハックアップフラ ッグを真に七〕１−する。ステア・プ２９０８、または２９１２、または２９１ ８か終了するか、あるいはステップ２９１９または２９１４の答かノーであった 場合には、プログラムはステ５ノブ２４０８　＜図２４）に戻る。

図３０は、腎者ハノタア、７プモジュール３０００を示したものである。このモ ノニールはステップ３００２から開始され、このステップでは、ハックアソプフ ーウノク′かクリアされているかどうかを調へる。もし、イエスであれば、プロ グラムはステ５・プ３００４に進み吸入タイマのカウントか、最後の吸入時間以 上であるかどうかを調・＼る。もし、１−スてあれば、ステップ３００６に進み 、圧力別画モーｌ−を呼気に設定して、さらにステップ３００８においてハック アップフラッグを真にセットする。

ステップ３００２の答かノーである場合には、ステップ３０１０に進み、ハンク ア７・ブ々イマのカウントか吸入時間カウンタによってめられた最後の吸入時間 （ステア・ブ３１５８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 調へる。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の答かノーである場合には、ステップ３０１４に進み、呼気タ イマのカウントか最後の呼気時間以上であるかどうかを調へる。もし、イエスで あれば、ステップ３０１６に進み、圧力制御モー　トを吸入に設定し、さらに、 ステップ３０１８においてハ・クアソブフラッグを真にセ・斗する。ステップ３ ００８、または３０１２、または３０１８が終了Ｖるか、あるいはステップ３０ １０または３０１４の答かノーであった場合には、プログラムはステップ２４０ ８　（図２４）に戻る。

［Ｄ３１Ａ−ＢはＡ／Ｄ割り込みモノコール３１００について示したちのであり 、このモノコールは１４ミリ秒ごとに実行される。このモジュールはステップ３ １０２から開始され、このステップでは、最後の変換か圧力と流量のどちらかに 対して行われたのかを調へる。もし圧力に刻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ザ値の読みとり 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においてめる。この偏差は圧 力低下分を差し引いた圧力誤差（Ｐ　ｅ）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、さらに差し引いてめる。

次にステップ３１１６において、千カ誤差か２よりも太きいがどうかを調・＼る 。

もし１、イエスであれは、ステップ３１１８に進み、送風装置の吸気弁４６を１ 位置分たけ開く。ステップ３１１６に対する答かノーである場合には、ステップ ３１２０に進み、圧力誤差か−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位置分たけ閉め る。ステップ３１１６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−て不感帯かてきるのて、ある特定の位置にδいてハンチングか 発生してしまうことか防がれる。

ステーブ３１１８または３１２２か終了したか、あるいは、ステップ３１２０の 答か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Ｉの瞬時値を川明的に和に加えることによって、串１者に供給される流 量の総和かめられる。これらの値は等しい時間間隔て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か得られることになる。

次にステップ３１２６において、ハックアップタイマの値をまたけインクリメレ トシ、さらにステップ３１２８に３いて、サンプルカウンタと、休止時間カウン タをそれぞれまたげインクリメントする。次（こステップ３１３０において、ハ フ・クアノブフラノブかセットされているかを調へる。もしイエスであれば、ス テップ３１３２ｉこ進み、ハノクア７・ブタイマをまたけインクリメン）・する 。

ステ・プ３１３０の答かノーである場合には、ステップ３１３４　（図３１Ｂ） 、二進み、休止時間カウンタかあらかしめ定められた許容限界（好適には１４秒 であり、この値は００１４秒ごとに起こる割り込みリターシの１００回分に相当 する）よりも太きいつＡとうかを調へる。ステップ３１３４の答かイエスであれ ば、ステア・ブ３１３６に進み、圧力制御モートか呼気に設定されているかを調 −＼る。

イエスてあれば、ステップ３１３８に進み、さらに現在の流量値か呼気流量バイ アス値（あらかしめ定められたベントによる空気損失量）に吸入中に３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へる。

ステップ３１３８の答かイエスであれば、ステップ３１４０に進み、圧力制御モ ートＰｒｘを吸入に設定する。次にステップ３１４２に３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でサンプルかウンタをクリアする。

ステップ３１３６の答かノーである場合には、ステップ３１４８に進み、圧力制 御モードか設定されているかを調−＼る。もしイエスあれば、ステップ３１５０ に進み、現在の流量か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へる。この条件か成立しているときには、ステップ３１５２ に進み、圧力制御モートフラッグを呼気にセ５・トする。次にステップ３１５４ に３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 いて流量和カラ〉りをクリアし、さらにステップ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３１４８−３１５０ の答かノーであっ１こ場合、またはステップ３１４６あるいは３１６０か終了し た場合には、プログラムはステップ３１６２に進み、圧力トランンユデューサに 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。

音の状態遷移マトリックス ＝　〜・＼　（新）　０１２３４５６７高　００００１１１１ 〜っ１ら　中　００１１００１１ （旧Ｊ　低　０１０１０１０１ １　０　０１　８　９　＋０１１　１２１３１４１５２　０　１０　１６　！７ 　１８　１９２０２１　２２２３３　０　１　１　２４　２５　２６　２７　２ Ｂ　２９　３０　３１５　＋　０　１　４０　４１　４２　４３　４４　４５　 ４６　４７６　１　１　０　４８　４９　５０　５＋　５２　５３　５４　５５ 状憇　コメント ０　無音 １　なめらかな鼾　（ｓｓｎｏｒｅ） その他（話声）　（ｏｔｈｅｒ） ３　乱れた鼾　（ｔｓｎｏｒｅ） ４　閉塞状態の検出開始　（ｓｃｌｏｂ）５　部分的な閉塞状態　（ｐ　ａ　ｒ 　ｏ　ｂ）６　明確な閉塞状態　（ｃｌｏｂ〕 ７　大きな鼾　（ｒｓｎｏｒｅ） 遷移　アクション　コメント ０　減少　無音 １５１　増加　なめらかな鼾の開始 なし　その他（話声）の開始 ３　増加　乱れた鼾の開始 ４　増加　閉塞状態の検出開始 ２０５　増加　部分的な閉塞状態の開始６　増加　明確な閉塞状態の開始 ７　増加　大きな鼾の開始 ８　なし　なめらかな鼾の終了 ２５９　増加　なめらかな鼾の継続 １０　なし　なめらかな鼾の終了 １１　増加　なめらかな鼾から乱れた鼾へ変化、気道の閉塞進行？ １２　増加　気道の閉塞進行？ １３　増加　気道の閉塞進行？ １４　増加　気道の閉塞進行？ １５　増加　気道の閉塞進行？ １６　なし　その他（話声）の終了 １７　増加　気道か開きつつある？ １８　なし　その他（話声） １９　増加　たぶん乱れた鼾が継続中 ２０　増加　明確な閉塞状態 ２１　増加　明確な閉塞状態 ２２　増加　明確な閉塞状態 ２３　増加　大きな鼾 ２４　なし　乱れた鼾の終了 ２５　増加　乱れた鼾から、なめらかな鼾へ変化２６　増加　気道の閉塞進行？ 　流量が減少？２７　増加　乱れた鼾 ２８　増加　気道の閉塞進行？　流量増加？２９　増加　気道の閉塞進行？　流 量減少？３０　増加　気道の閉塞進行？　流量減少？３１　増加　気道の閉塞進 行？　流量増加？３２　なし ３３　増加　閉塞の後に気道か開きつつある３、１　増加　閉塞の後に気道が開 きつつある３５　増加　閉塞の後に気道か開きつつある３６　なし ３７　増加 ３８　増加 ３９　増加　閉塞の後に気道か開きつつある４０　なし ４１　増加 ４２　増加 ４３　増加　閉塞の後に気道か開きつつある４４　増加 ４５　増加　部分的に閉塞された鼾 ４６　増加 １７　増加　閉塞の後に気道か開きつつある４８　なし ４９　増加　閉塞の後に気道か開きつつある５０　増加　閉塞の後に気道か開き 一つつある５１　増加　閉塞か開きつつある　流量減少中５２　増加　流量増加 中 ５３　増加 ５４　増加 ５５　増加　閉塞の後に気道か開きつつある５６　なし ５７　増加　気道か開きつつある ５８　増加　流量減少中 ５９　増加　気道か開きつつある ６０　増加　気道か閉塞中？　流量増加中？６１　増加 ６２　増加 ６３　増加 ＦＩＧ、２　ＦＩＧ、１ ＦＩＧ、１３ ＦＩＧ、１１　ＦＩＧ、１４　ＦＩＧ、１５特表平６−５０３４８４　（１Ｂ） ＦＩＧ、１２ ＦＩＧ、２０ ＦＩＧ、２１ ＦＩＧ、２３ マイクロフロセッサエレクトロニクスの主要構成要素ＦＩＧ、２４ ＦＩＧ、２５ システムノフトウェアの初期化 ＦＩＧ、２６ 呼気圧力制御 ＦＩＧ、２７ ＦＩＧ、２８ （：ＰＡＰバックアップ処理 ＦＩＧ、２９ ＢＰＭサイクルバノクアノフ処理 ＦＩＧ、３０ 患者サイフルバソファｙ　）処ｆｌ ＦＩＧ。３１Ａ ＦＩＧ。３１Ｂ 国際調査報告 １＋ｌｕｎｊ１ｍｎ＋ｌ＾”””””’ＰＣＴ／ＬＪＳ９１／ｌ）４０５２Ｆｃ ｒ１０５９１／（ｌムＱ５７ Ｄ［ＴｒＡＩｌ、ＤＩ　Ｐ、ＥＡＳＯｌｌＳ　ＦＯＲ＋！０ＬＤＩ渚ＬＡ（玉ｎ Ｆ　ｔ’１ＪＴＴＹ　ＯＦ　ＩＮＩＴＭｒｒＯＮ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　６４０５ フインデイペンダンス　イースト　トウニンティシックスス　テラス　サウス　 １９３００（７２）発明者　オールド　シリ　ジ−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　１０４１ １ （７２）発明者　スヌーク　ジエームズ　エイアメリカ合衆国　カンザス州　６ ６２０２　オーヴアーランド　パーク　フロイド　６５１１（７２）発明者　ワ イブル　マリリン　ニスアメリカ合衆国　カンザス州　６６２１０　レネクサ　 ウェスト　ワンハントレッドアンドセヴンス　１３２２８

Claims (54)

【特許請求の範囲】
1. １．吸入フェーズと呼気フェーズを有する反復的な呼吸サイクルで行われる患者 の呼吸を補助促進するための装置において、該装置か、患者の呼吸通路部分のみ に対して呼吸可能なガスの圧力を加えるための患者への結合手段を有する、ガス 供給手段と、上記呼吸可能なガスを上記ガス供給手段に結合するための手段とを 有し、上記ガス供給手段が、 患者の呼吸サイクルを表すパラメータを検出し、検出されたこのデータをストア することによって患者の呼吸サイクルを追尾するための手段と、複数の呼吸サイ クルに対して第１の圧力で上記ガス圧力の供給を開始するとともに上記呼吸サイ クルの追尾を開始する手段と、上記圧力を第１の圧力よりも高い第２の圧力まで 連続的に増加させて上記呼吸可能なガスを患者の呼吸通路に供給し、上記呼吸可 能なガスをその後の複数の一連の呼吸サイクルにおいて気道開通度を維持するの に十分である圧力の大きさにあらかじめ定められた上記第２の圧力で供給するこ とによって呼吸の補助促進を行うようになされた手段 とを有していることを特徴とする装置。
2. ２．吸入フェーズと呼気フェーズを有する呼吸サイクルで呼吸を行う患者に対し 患者の気道に圧力をかけて気道の開通度を確保して呼吸可能なガスを供給すると これに応答するような、閉塞性睡眠無呼吸などの呼吸状態を示す患者に対して患 者の気道へ圧力をかけて処置を行う方法において、該方法が、（ａ）実質的に気 密な封止器材を用いてガス供給装置を患者の鼻孔とのみ流体的に結合させ、患者 の鼻の通路のみを介して患者の気道に圧力をかけることがてきるようにし、 （ｂ）患者の呼吸サイクルを表すパラメータを検出し、検出されたこのデータを ストアすることによって患者の呼吸サイクルを追尾し、（ｃ）第１の圧力を、患 者の気道を刺激して適当な吸入を行うことができる開通度を確保し、上記のよう な呼吸状態を防止するのに十分な大きさの圧力となるようにあらかじめ定め、患 者の呼吸サイクルの吸入フェーズの間、上記ガス供給装置を用いて患者の鼻の通 路だけを通して患者の気道に上記第１の圧力をかけ、（ｄ）第２の圧力を、大気 圧よりは大きく上記第１の圧力は小さく、かつ、少なくとも最低限の開通度を維 持するのに十分な大きさとなるようにあらかじめ定め、患者の呼吸サイクルの呼 気フェーズの間、患者の気道に、上記第２の圧力をかけて、患者が容易に鼻の通 路を経由して呼気することができるようにするステップからなっていることを特 徴とする方法。
3. ３．上記の追尾を行うステップが、患者の呼吸サイクルを示す患者の吸入空気流 量と、患者の呼気空気流量とを検出し、この呼吸サイクルを示すデータをストア するステップを含んでいることを特徴とする、請求範囲２に記載の方法。
4. ４．上記圧力が閉塞性睡眠無呼吸の発生を防ぐのに十分な圧力であるようにあら かじめ定められていることを特徴とする、請求範囲２に記載の方法。
5. ５．吸入フェーズと呼気フェーズを有する呼吸サイクルで呼吸を行う患者に対し 患者の気道に圧力をかけて気道の開通度を確保して呼吸可能なガスを供給すると これに応答するような、閉塞性睡眠無呼吸などの呼吸状態を示す患者に対して患 者の気道へ圧力をかけて処置を行う装置において、該装置が、ガス供給装置を有 し、該ガス供給装置が、患者の鼻の通路を介して患者の気道にガス供給源から呼 吸可能なガス圧力をかけることができるように、実質的に気密な封止器材を用い てガス供給装置を患者の鼻孔とのみ流体的に結合させる手段と、患者の呼吸サイ クルを表すパラメータを検出し、検出されたこのデータをストアすることによっ て患者の呼吸サイクルを追尾する手段と、上記ガスの供給源と結合する手段を有 し、上記のガス供給装置と上記の追尾手段とに結合されたガス制御手段とを有し 、上記ガス制御手段が、患考の気道を刺激して適当な吸入を行うことができる開 通度を確保するのに十分な大きさの圧力となるように第１の圧力をあらかじめ定 め、患者の呼吸サイクルの吸入フェーズの間、上記ガス供給装置を用いて患者の 鼻の通路だけを通して患者の気道に上記第１の圧力をかけるための手段と、第２ の圧力を、大気圧よりは大きく上記第１の圧力は小さく、かつ、少なくとも最低 限の開通度を維持するのに十分な大きさとなるようにあらかじめ定め、患者の呼 吸サイクルの呼気フェーズの間、患者の気道に、上記第２の圧力をかけて、患者 が容易に鼻の通路を経由して呼気することができるようにする手段とを有してい ることを特徴とする装置。
6. ６．上記の追尾を行う手段が、患者の呼吸サイクルを示す患者の吸入空気流量と 、患者の呼気空気流量とを検出し、この呼吸サイクルを示すデータをストアする ようになされていることを特徴とする、請求範囲５に記載の装置。
7. ７．上記圧力が閉塞性睡眠無呼吸の発生を防ぐのに十分な圧力となるようにあら かじめ定めることを特徴とする、請求範囲５に記載の装置。
8. ８．検出可能な呼吸と関連する音を発生しながら、吸入フェーズと呼気フェーズ を有する呼吸サイクルで呼吸を行う患者に対して患者の呼吸を補助促進するため の装置において、該装置が、 患者の呼吸に関連する音を検出する手段と、制御手段 とを有しており、上記制御手段が、ガス供給装置に作動可能なように結合するた めの手段を有しており、該がス供給装置が少なくとも患者の呼吸通路の１部分に 対してガス源から呼吸可能なガス圧力を制御可能にかけるための手段を具備し、 上記検出手段に結合されてこれに応答して、少なくとも患者の呼吸通路の１部分 に対して供給されるガスの圧力を上記の検出された音に応じて制御するようにな されており、また上記制御手段が、 患者の呼吸音の周波数スペクトル解析を行うためのスペクトル解析手段と、上記 の音に関するスペクトル解析と相関を有する圧力変化情報をストアするためのメ モリ手段と、 上記スペクトル解析に応答して、相関づけられた圧力変化情報を上記メモリ手段 から選択し、これに従って上記ガス圧力を変化させるためのプロセッサ手段とを 有していることを特徴とする装置。
9. ９．上記検出手段が圧力トランスデューサを有していることを特徴とする、請求 範囲８に記載の装置。
10. １０．上記検出手段がマイクロホンを有していることを特徴とする、請求範囲８ に記載の装置。
11. １１．上記検出手段が上記の音に応答して、これを表す検出信号を発生するよう に動作することを特徴とする、請求範囲８に記載の装置。
12. １２．上記装置が、上記の音を構成している周波数スペクトルを表すスペクトル 信号を発生する手段をさらに有していることを特徴とする、請求範囲１１に記載 の装置。
13. １３．上記制御手段が、上記スペクトル信号を受信して、これに応答し、これに 従って上記ガス圧力を制御するための手段を有していることを特徴とする、請求 範囲１２に記載の装置。
14. １４．上記制御手段が、あらかじめ定められたスペクトル信号に対応させた複数 の制御動作を表すデータをストアする手段と、上記スペクトル信号に応答してこ れに対応する上記制御動作を選択する手段と、上記の選択された制御動作に従っ てガス圧力を制御する手段とを、さらに有していることを特徴とする、請求範囲 １３に記載の装置。
15. １５．上記制御手段か、マイクロプロセッサを有していることを特徴とする、請 求範囲１４に記載の装置。
16. １６．患者の発生する音が鼾の音を含んでいることを特徴とする、請求範囲８に 記載の装置。
17. １７．上記制御手段が、鼾の音がもはや検出できなくなるまで、反復的にガス圧 力を増加させるように動作するようになされていることを特徴とする、請求範囲 １６に記載の装置。
18. １８．上記制御手段が、鼾の音が発生していないときには、ガス圧力を減少する ように動作するようになされていることを特徴とする、請求範囲１６に記載の装 置。
19. １９．吸入フェーズと呼気フェーズを有する呼吸サイクルで呼吸を行う患者の気 道の開通度を求める装置において、該装置がガス源から呼吸可能なガスを少なく 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求める信号処理手段と、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有していることを特徴とする装置。
20. ２０．上記の呼吸可能なガスが空気雰囲気ガスを含んでいることを特徴とする、 請求範囲１９に記載の装置。
21. ２１．上記の検出手段が、患者の呼吸流量を検出して、これを表す信号を発生す る流量検出手段を有していることを特徴とする、請求範囲１９に記載の装置。
22. ２２．上記の流量検出手段か、差圧流量センサを含んでいることを特徴とする、 請求範囲２１に記載の装置。
23. ２３．上記の検出手段が、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、請求範囲１９に記載の装置。
24. ２４．上記の信号処理手段が上記アドミタンスを流量を圧力で割ることによって 求めるようになされている手段を含んでいることを特徴とする、請求範囲１９に 記載の装置。
25. ２５．上記の信号処理手段が、 複数のアドミタンスから構成されているアドミタンステンプレートを少なくとも １つメモリにストアするための手段と、１組の上記患者アドミタンスをストアす るための手段と、上記アドミタンスの組を少なくとも１つのストアされたアドミ タンステンプレートと比較するための手段 とをさらに有していることを特徴とする、請求範囲１９に記載の装置。
26. ２６．上記のストア手段か複数のストアされたテンプレートを有し、上記制御手 段が上記テンプレートのなかのどれが最もよく上記アドミタンスの組と一致し患 者の気道の開通度を表しているテンプレートであるかを判定する手段を有してい ることを特徴とする、請求範囲２５に記載の装置。
27. ２７．上記制御手段が、上記の最もよく一致するテンプレートに従って上記圧力 を制御するようになされた手段を有していることを特徴とする、請求範囲２６に 記載の装置。
28. ２８．上記テンプレートの大きさと時間基準とが正規化されており、上記制御手 段が上記呼吸アドミタンスを上記のストアされたテンプレートに基づいて大きさ と時間基準とを正規化するようになされた手段を有していることを特徴とする、 請求範囲２６に記載の装置。
29. ２９．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スト アするためのメモリ手段を有し、さらに上記制御手段が上記の最もよく一致する テンプレート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有していることを特徴とする、請求範囲２６に記載の装置 。
30. ３０．上記了ドミタンスを、患者が吸入を行う際の上記流量と圧力との関数とし て求めるようになされていることを特徴とする、請求範囲１９に記載の装置。
31. ３１．上記制御手段がマイクロプロセッサを有していることを特徴とする、請求 範囲１９に記載の装置。
32. ３２．上記制御手段がマイクロプロセッサを有していることを特徴とする、請求 範囲２６に記載の装置。
33. ３３．上記信号処理手段が、高速フーリエ変換を用いて上記流量と圧力を表すデ ータの処理を行うようになされている手段を含んでいることを特徴とする、請求 範囲１９に記載の装置。
34. ３４．吸入フェーズと呼気フェーズを有する呼吸サイクルで呼吸を行う患者の気 道の開通度を求める方法において、該方法が、患者の吸入フェーズにおいて患者 の呼吸流量と圧力とを反復して検出し、実質的に同時に検出された複数の流量と 圧力とから患者の１組のアドミタンスを求め、上記１組のアドミタンスを表すア ドミタンスデータをメモリ装置にストアし、 上記アドミタンスデータを、メモリ装置のメモリにストアされているあらかじめ 定められたアドミタンステンプレートと比較し、上記アドミタンスデータと最も よく一致する上記アドミタンステンプレートを求め、上記の最もよく一致するテ ンプレートによって上記時間内における患者の気道の開通度を表すようにする ことを含むことを特徴とする方法。
35. ３５．上記のアドミタンスを求めるステップが、高速フーリエ変換を用いて上記 流量と圧力を表すデータの処理を行うステップを含んでいることを特徴とする、 請求範囲３４に記載の方法。
36. ３６．制御可能なガス圧力を少なくとも患者の気道の１部分に対して加えること によって、呼吸可能なガスをガス源から患者に対して供給し、上記患者の気道の 開通度に従って上記ガス圧力を制御するステップをさらに含んでいることを特徴 とする、請求範囲３４に記載の方法。
37. ３７．上記テンプレートに対応する１組の圧力変化動作をメモリ装置にストアし 、上記アドミタンスデータと最もよく一致する上記テンプレートに対応する動作 を実行する ステップをさらに含んでいることを特徴とする、請求範囲３４に記載の方法。
38. ３８．患者の気道の開通度を求める装置において、該装置が、患者の複数の呼吸 流量と圧力とを実質的に同時に反復して検出し、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の流量と圧力とから患者の１組の呼吸ア ドミタンスを求める、信号処理手段と、気道開通度と関連づけられた複数のあら かじめ定められた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 トをストアするためのメモリ手段とを有し、 上記信号処理手段が上記テンプレートのなかのどれが上記１組のアドミタンスと 最もよく一致するかを求めるための手段を有し、上記の一致するアドミタンスと 関連づけられた気道開通度によって患者の気道開通度を表すようになされている ことを特徴とする装置。
39. ３９．吸入フェーズと呼気フェーズを有する呼吸サイクルで呼吸を行う患者に対 して、患者の呼吸を補助促進するための装置において、該装置が、患者の呼吸を 示すパラメータを検出するための検出手段と、患者に結合して電気的な刺激を患 者の上部気道筋肉に対して供給するための、選択的に作動可能な刺激手段と、 上記検出手段と上記刺激手段とに結合され、上記検出手段に応答して上記刺激手 段を選択的に作動させるための制御手段とを有し、上記制御手段が 上記検出手段に応答して上記パラメータから無呼吸状態の発生を予言する条件を 判定するための手段と、 上記条件の判定に応答して、無呼吸状態の発生を防ぐために上記刺激手段を作動 させるための手段と、 患者が上記刺激に対して慣れてしまうことを防ぐために、上記条件が存在しない ときには上記刺激手段の作動を防ぐための手段とを有していることを特徴とする 装置。
40. ４０．上記検出手段が患者の呼吸と関連する音を検出するための手段を有してお り、上記制御手段が、 患者の呼吸音の周波数スペクトル解析を行うためのスペクトル解析手段と、上記 の音のスペクトル解析と対応する刺激情報をストアするためのメモリ手段と、 上記スペクトル解析に応答して、対応する刺激情報を選択し、これに従って上記 刺激手段を作動させるためのプロセッサ手段とを有していることを特徴とする、 請求範囲３９に記載の装置。
41. ４１．上記検出手段がマイクロホンを存していることを特徴とする、請求範囲４ ０に記載の装置。
42. ４２．上記刺激手段が１対の電極を有しており、上記装置か、首当てをさらに有 し、該首当てが上記電極を一定間隔を空けて患者の上部気道筋肉に隣接する皮膚 に対して配置させるように上記電極を支持し、また上記マイクロホンを患者の首 の近傍に支持するようになされていることを特徴とする、請求範囲４１に記載の 装置。
43. ４３．上記制御手段が、吸入フェーズの開始を検出し上記刺激手段を吸入フェー ズの開始時点において作動させるための手段を有していることを特徴とする、請 求範囲３９に記載の装置。
44. ４４．組み合わせとして： 患者のホースアセンブリが一定長さのガス供給ホースと、患者への結合手段とを 有し、上記ガス供給ホースの１端が上記結合手段に接続されており、上記結合手 段によって上記アセンブリが患者の気道の少なくとも１部分と気体的に結合され 、上記ホースか対向する端部を有し、ガス供給装置が上記の対向するホースの端 部と気体的に結合する手段を有し、呼吸可能なガスのガス供給源から上記ホース アセンブリを介して患者の上記気道の少なくとも１部分に呼吸可能なガスの圧力 を制御可能なようにして加えるようになされており、上記ホースアセンブリと上 記ガス供給装置とが互いに協働してガス供給源と患者との間にガスの導通経路を 形成し、また、上記アセンブリ中をガスが流れることによるガスの圧力低下が存 在し、また上記アセンブリからのガスの漏れが存在し、上記ガス供給装置が、上 記患者への結合手段から離れた上記経路位置において、上記アセンブリ中を流れ るガスの圧力と流量とを検出するための手段と、上記圧力低下と漏れのうちの少 なくとも１つを、上記の離れた位置で検出された上記圧力および流量から算出す る手段と、上記の離れた位置において検出されたガスの圧力を調節して、上記圧 力低下と漏れのうちの少なくとも１つに対して補正を行い、上記患者への結合手 段位置におけるガス圧力が選択された患者気道ガス圧力に対応するようになさし めるための、ガス圧力調節手段 とを有していることを特徴とする装置。
45. ４５．上記患者への結合手段が、患者の鼻孔とのみ結合させるための鼻結合具を 有していることを特徴とする、請求範囲４４に記載の装置。
46. ４６．上記ガス供給装置が患者の吸入フェーズおよび呼気フェーズを検出し、吸 入の間は上記ガス圧力を増加させ、呼気の間は上記圧力を低下させるための手段 を有していることを特徴とする、請求範囲４４に記載の装置。
47. ４７．上記算出手段が、上記の圧力低下と漏れの両方を算出するための手段を有 し、上記ガス圧力調節手段か圧力低下と漏れの両方に対して補正を行うための手 段を有していることを特徴とする、請求範囲４４に記載の装置。
48. ４８．上記算出手段が、患者の吸入フェーズと呼気フェーズのそれぞれに対して 別々に、上記の圧力低下と漏れのうちの少なくとも１つを算出するための手段を 有していることを特徴とする、請求範囲４４に記載の装置。
49. ４９．上記算出手段が、ある特定の流量における上記圧力低下を求めるためのル ックアップテーブルをストアするためのメモリ手段を有していることを特徴とす る、請求範囲４４に記載の装置。
50. ５０．上記算出手段が、マイクロプロセッサを有していることを特徴とする、請 求範囲４４に記載の装置。
51. ５１．上記ガスが空気雰囲気ガスを含んでいることを特徴とする、請求範囲４４ に記載の装置。
52. ５２．空気雰囲気ガスを受け取って、これを制御可能に加圧するための送風手段 を、さらに有していることを特徴とする、請求範囲５１に記載の装置。
53. ５３．上記ガス供給装置が、あらかじめ定められた一定時間患者の呼吸が起こら なかった場合には、あらかじめ定められたバックアップ計画に従ってガス圧力を あらかじめ定められたバックアップレベルに調節するためのバックアップ手段を 有することを特徴とする、請求範囲４４に記載の装置。
54. ５４．上記バックアップ手段がそれぞれのバックアップ計画がそれぞれ上記のあ らかじめ定められたレベルとあらかじめ定められた時間とを有している複数のバ ックアップ計画の中から１つを選択するための手段を有していることを特徴とす る、請求範囲５３に記載の装置。