JP2003532445A - 外部的努力センサーを用いる換気補助 - Google Patents
外部的努力センサーを用いる換気補助Info
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Abstract
(57)【要約】
本発明の換気装置は、呼吸性努力（efforts）に応答する胸骨上切痕の運動を測定する装置等、同調を呼吸性の空気流または圧力に頼らない呼吸性努力センサーを使用する。この為、本換気装置は、漏れの影響を比較的受けない。その上、マスク圧を変調して、その呼吸性努力信号をゼロにすべくサーボ制御することができる。努力がゼロ付近になるようにサーボ制御されるので、その努力信号は、線形であったり、あるいは、校正される必要がなく、努力に単調でありさえすればよい。同じく、比例補助様式換気を提供するシステムの場合のように、患者の呼吸器系の抵抗及びコンプライアンスを認識または評価する必要性を伴うことなく、１００％に近い補助を達成することができる。
Description
【０００１】
（技術分野）
本発明は、機械的換気の送給に関するものであり、より詳細には、肺疾患を有
する患者に対する非侵襲的な換気支援の送給に関するものである。
する患者に対する非侵襲的な換気支援の送給に関するものである。
【０００２】
（背景技術）
換気支援の目標は、肺または胸部壁の疾患を有する患者における呼吸の内部的
な作用（work）を低減することである。典型的な機械的換気装置は、例えば顔面
マスクまたは鼻マスクを介して、気道に変動性の圧力を送給する。自発的に呼吸
している患者の場合、解決しなければならない根本的な問題は、送給される圧力
と患者の自発的努力との同調である。例えば、典型的な複レベル式換気装置では
、マスク圧は、患者の吸息性空気流を検出したときに、例えば２０ｃｍＨ２Ｏ等
の高圧に切り換えられ、そして、患者の吸息性空気流が休止したときに、例えば
５ｃｍＨ２Ｏ等の低圧に切り換えられる。患者の呼吸性空気流を利用して高圧と
低圧との間で換気装置をトリガーする仕方には、少なくとも以下の４つの問題が
ある。 （１）大きな変動性の漏れが、患者の呼吸性空気流量（望ましい量）とマスク
流量（測定量）との間の不一致を惹起する。 （２）動的な気道圧縮と内因性の陽圧が、努力量（真に根本的な量）と空気流
量（測定量）との間のミスマッチを惹起する。 （３）噴門の空化（cardiac emptying）により、呼吸性空気流と混同しかねな
い空気流が生じる。そして、 （４）呼吸器系充填及び空化時定数が長くなる原因となる高い気道抵抗を有す
る患者では、吸息性努力の休止後にも、吸息性空気流が継続することがあり、そ
して、吸息性努力が再開しているにも関わらず、呼息性空気流が継続することが
ある。
な作用（work）を低減することである。典型的な機械的換気装置は、例えば顔面
マスクまたは鼻マスクを介して、気道に変動性の圧力を送給する。自発的に呼吸
している患者の場合、解決しなければならない根本的な問題は、送給される圧力
と患者の自発的努力との同調である。例えば、典型的な複レベル式換気装置では
、マスク圧は、患者の吸息性空気流を検出したときに、例えば２０ｃｍＨ２Ｏ等
の高圧に切り換えられ、そして、患者の吸息性空気流が休止したときに、例えば
５ｃｍＨ２Ｏ等の低圧に切り換えられる。患者の呼吸性空気流を利用して高圧と
低圧との間で換気装置をトリガーする仕方には、少なくとも以下の４つの問題が
ある。 （１）大きな変動性の漏れが、患者の呼吸性空気流量（望ましい量）とマスク
流量（測定量）との間の不一致を惹起する。 （２）動的な気道圧縮と内因性の陽圧が、努力量（真に根本的な量）と空気流
量（測定量）との間のミスマッチを惹起する。 （３）噴門の空化（cardiac emptying）により、呼吸性空気流と混同しかねな
い空気流が生じる。そして、 （４）呼吸器系充填及び空化時定数が長くなる原因となる高い気道抵抗を有す
る患者では、吸息性努力の休止後にも、吸息性空気流が継続することがあり、そ
して、吸息性努力が再開しているにも関わらず、呼息性空気流が継続することが
ある。
【０００３】
呼吸性空気流により与えられる患者の呼吸性努力の測度に比べ、もっと直接的
な測度を見出すための方法が幾つか知られている。その一つの方法は、例えば食
道に圧力検知用カテーテルを配置することにより、胸内圧を侵襲的に測定する方
法である。呼吸性努力の増大は、そのセンサーでの減圧の増大をもたらす。しか
し、この方法は、一般的に使用するには侵襲性が高すぎる。別の方法は、胸部壁
の周囲に呼吸性運動センサーを配置する方法であり、典型的には、１つのセンサ
ーが胸郭の周りに配置され、１つのセンサーが腹部の周りに配置される。抵抗線
ひずみゲージや、磁力計、及び黒鉛入りゴムバンド（graphite-in-rubber bands
）等を用いて合理的な信号を得ることもできるが、適当なセンサーは、インダク
タンス式呼吸曲線記録法を利用するものである。しかし、残念ながら、これらの
方法はどれも、結果として生じる胸部壁運動に対立するものとしての呼吸性努力
を真に測定するものではなく、もし気道が部分的に、もしくは完全に閉塞してい
るときには、呼吸性努力が実際には増大しているときでさえ、その信号は、振幅
が大幅に減少することがある。また、体位または睡眠状態に伴う力学的な変化も
、これらの先行技術によるセンサーの信頼性を低下させている。
な測度を見出すための方法が幾つか知られている。その一つの方法は、例えば食
道に圧力検知用カテーテルを配置することにより、胸内圧を侵襲的に測定する方
法である。呼吸性努力の増大は、そのセンサーでの減圧の増大をもたらす。しか
し、この方法は、一般的に使用するには侵襲性が高すぎる。別の方法は、胸部壁
の周囲に呼吸性運動センサーを配置する方法であり、典型的には、１つのセンサ
ーが胸郭の周りに配置され、１つのセンサーが腹部の周りに配置される。抵抗線
ひずみゲージや、磁力計、及び黒鉛入りゴムバンド（graphite-in-rubber bands
）等を用いて合理的な信号を得ることもできるが、適当なセンサーは、インダク
タンス式呼吸曲線記録法を利用するものである。しかし、残念ながら、これらの
方法はどれも、結果として生じる胸部壁運動に対立するものとしての呼吸性努力
を真に測定するものではなく、もし気道が部分的に、もしくは完全に閉塞してい
るときには、呼吸性努力が実際には増大しているときでさえ、その信号は、振幅
が大幅に減少することがある。また、体位または睡眠状態に伴う力学的な変化も
、これらの先行技術によるセンサーの信頼性を低下させている。
【０００４】
第三の方法は、自発的努力の測度として横隔膜筋電図を利用する方法であるが
、この方法は、極めて高度の技術が要求され、長期的な使用には適しておらず、
また、心臓性アーチファクト（cardiac artifact）のため、信号処理が難しい。
米国特許第5,513,631号明細書で、マクウィリアムズ（McWilliams）により教示
されている第四の方法は、ある特定の環境下においては自発的吸息の開始に先立
つある時機に張り出す外鼻孔の運動をモニタリングする方法である。しかし、残
念ながら、この外鼻孔の張り出しは、すべての睡眠状態下、もしくは比較的正常
な呼吸発動条件下では起こらないことがあり、このため、関心事の状態が部分的
にしか処置されないことになるので、有用性の低いものとなっている。
、この方法は、極めて高度の技術が要求され、長期的な使用には適しておらず、
また、心臓性アーチファクト（cardiac artifact）のため、信号処理が難しい。
米国特許第5,513,631号明細書で、マクウィリアムズ（McWilliams）により教示
されている第四の方法は、ある特定の環境下においては自発的吸息の開始に先立
つある時機に張り出す外鼻孔の運動をモニタリングする方法である。しかし、残
念ながら、この外鼻孔の張り出しは、すべての睡眠状態下、もしくは比較的正常
な呼吸発動条件下では起こらないことがあり、このため、関心事の状態が部分的
にしか処置されないことになるので、有用性の低いものとなっている。
【０００５】
別の根本的な問題は、どの程度の支援を与えるのかを決定すること、例えば、
上述の例の如く１５ｃｍＨ２Ｏだけ圧力を変えるのか、あるいは、もっと低値も
しくはもっと高値の圧力を与えるのかを決定することである。様々な既知の方法
が、患者に合わせた支援の程度をしつらえるべく試みられている。その一つの方
法は、複レベル式の換気装置を用いて、程度が固定された支援を送給する方法で
あり、動脈の酸素化レベルまたは二酸化炭素レベルを最適化することと、患者に
快適さをもたらすこととの間のバランスの確立を目指すことにより、患者に対し
て平均的に最良となる支援の程度をしつらえるべく試みている。この方法の利点
は、患者が様々な速度で大きな呼吸または小さな呼吸を自由に行え、快適さが助
長されることであるが、欠点は、変動する状況下では適当な支援を提供できない
ことである。本質的に対立する別の方法は、呼吸毎に一定容量の空気を提供する
方法（容量サイクル式（volume cycled）換気装置）、または時間区分毎（per m
inute）に一定容量を供給する方法（サーボ式換気装置）であり、この方法は、
より効果的であるが、快適性に劣る。例えば「患者の呼吸ニーズに合わせた補助
様式換気（Assisted Ventilation to Match Patient Respiratory Need）」と題
するバーソン−ジョーンズ（Berthon-Jones）のＰＣＴ特許出願第９７／００６
３１号で教示されているような圧力支援サーボ式換気装置は、（患者と機械の同
調に関係する他の利点はもちろんのこと）圧力支援式換気装置の快適性の利点と
、サーボ式換気装置の血液ガス最適化の利点とを組み合わせたものである。更に
別の方法である比例補助様式換気が、ユーネス（Younes）の米国特許第5,107,83
0号に記載されている。比例補助様式換気は、患者の呼吸性空気流を測定し、呼
吸性空気流に比例した呼吸の作用の抵抗性コンポーネントに対する支援、及び、
呼吸性空気流の総量に比例した弾性コンポーネントに対する支援を提供する。し
かし、上述の方法はすべて、尚も、高レベルの漏れが存在する状態下において呼
吸性空気流を測定することの困難さに関して様々な程度の問題を抱えている。 一般的に、換気装置は、以下の３つのパーツを含んでいる。 （１）呼吸性努力センサー、または、呼吸性努力の代用物に対するセンサーと
、 （２）マスク、または、患者の気道への同様なインターフェースを介して、制
御可能な圧力で送給される呼吸可能なガスのソースと、そして、 （３）呼吸性努力信号を低減するように、マスク圧を変調する制御装置とであ
る。
上述の例の如く１５ｃｍＨ２Ｏだけ圧力を変えるのか、あるいは、もっと低値も
しくはもっと高値の圧力を与えるのかを決定することである。様々な既知の方法
が、患者に合わせた支援の程度をしつらえるべく試みられている。その一つの方
法は、複レベル式の換気装置を用いて、程度が固定された支援を送給する方法で
あり、動脈の酸素化レベルまたは二酸化炭素レベルを最適化することと、患者に
快適さをもたらすこととの間のバランスの確立を目指すことにより、患者に対し
て平均的に最良となる支援の程度をしつらえるべく試みている。この方法の利点
は、患者が様々な速度で大きな呼吸または小さな呼吸を自由に行え、快適さが助
長されることであるが、欠点は、変動する状況下では適当な支援を提供できない
ことである。本質的に対立する別の方法は、呼吸毎に一定容量の空気を提供する
方法（容量サイクル式（volume cycled）換気装置）、または時間区分毎（per m
inute）に一定容量を供給する方法（サーボ式換気装置）であり、この方法は、
より効果的であるが、快適性に劣る。例えば「患者の呼吸ニーズに合わせた補助
様式換気（Assisted Ventilation to Match Patient Respiratory Need）」と題
するバーソン−ジョーンズ（Berthon-Jones）のＰＣＴ特許出願第９７／００６
３１号で教示されているような圧力支援サーボ式換気装置は、（患者と機械の同
調に関係する他の利点はもちろんのこと）圧力支援式換気装置の快適性の利点と
、サーボ式換気装置の血液ガス最適化の利点とを組み合わせたものである。更に
別の方法である比例補助様式換気が、ユーネス（Younes）の米国特許第5,107,83
0号に記載されている。比例補助様式換気は、患者の呼吸性空気流を測定し、呼
吸性空気流に比例した呼吸の作用の抵抗性コンポーネントに対する支援、及び、
呼吸性空気流の総量に比例した弾性コンポーネントに対する支援を提供する。し
かし、上述の方法はすべて、尚も、高レベルの漏れが存在する状態下において呼
吸性空気流を測定することの困難さに関して様々な程度の問題を抱えている。 一般的に、換気装置は、以下の３つのパーツを含んでいる。 （１）呼吸性努力センサー、または、呼吸性努力の代用物に対するセンサーと
、 （２）マスク、または、患者の気道への同様なインターフェースを介して、制
御可能な圧力で送給される呼吸可能なガスのソースと、そして、 （３）呼吸性努力信号を低減するように、マスク圧を変調する制御装置とであ
る。
【０００６】
一般的に、呼吸性努力信号は、マスク圧またはマスク流量等の代用物から推断
される。特に非侵襲的な換気中に遍在する漏れの存在下では、特に変動性の漏れ
の存在下では、これらはどちらも、努力に関する信頼性の低い指標である。また
、努力は、幾分かの期間だけ流れに先立って起こり得るため、重度な肺疾患の場
合によく見られる内因性ＰＥＥＰ（呼気終末陽圧呼吸）の存在下でも、それらは
信頼性の低い指標である。更に、患者が吸息性努力を休止したときでさえ、機械
で誘導された圧力の変化が、長く持続する流量の変化をもたらすため、閉塞性肺
疾患の場合によく見られる長い呼吸時定数の存在下でも、それらは信頼性が低い
。換気装置の制御に利用できることが知られている呼吸性努力のより直接的な測
度は、侵襲的であるか、信頼性が低いか、あるいはそれらの両方である。
される。特に非侵襲的な換気中に遍在する漏れの存在下では、特に変動性の漏れ
の存在下では、これらはどちらも、努力に関する信頼性の低い指標である。また
、努力は、幾分かの期間だけ流れに先立って起こり得るため、重度な肺疾患の場
合によく見られる内因性ＰＥＥＰ（呼気終末陽圧呼吸）の存在下でも、それらは
信頼性の低い指標である。更に、患者が吸息性努力を休止したときでさえ、機械
で誘導された圧力の変化が、長く持続する流量の変化をもたらすため、閉塞性肺
疾患の場合によく見られる長い呼吸時定数の存在下でも、それらは信頼性が低い
。換気装置の制御に利用できることが知られている呼吸性努力のより直接的な測
度は、侵襲的であるか、信頼性が低いか、あるいはそれらの両方である。
【０００７】
（発明の簡単な説明）
本発明は、好適には、呼吸性努力に応答する胸骨上切痕の運動を測定する呼吸
性努力センサーを使用する。この努力センサーは、本出願と同じ日に出願された
「胸骨上センサーを使用する呼吸性努力の測定（Measurement of Respiratory E
ffort Using a Suprasternal Sensor）」と題する同時係属出願第 号に開
示されている。
性努力センサーを使用する。この努力センサーは、本出願と同じ日に出願された
「胸骨上センサーを使用する呼吸性努力の測定（Measurement of Respiratory E
ffort Using a Suprasternal Sensor）」と題する同時係属出願第 号に開
示されている。
【０００８】
呼吸性努力の指標として呼吸性空気流またはマスク圧を利用する方法との比較
における本発明の第一の利点は、漏れの影響を受けず、結果として従来より良好
な患者と機械との同調が得られることである。第二の利点は、この努力信号は、
内因性ＰＥＥＰの存在下においてさえ、筋肉の吸息性努力の発現後、非常に迅速
に増大することであり、これにより、またしても、従来より良好な患者と機械と
の同調がもたらされる。食道圧や、食道電極を用いる横隔膜筋電図等の測度を使
用する方法との比較における本発明の利点は、非侵襲的なことである。また、表
面横隔膜あるいは鼻翼電極を用いる方法との比較における本発明の利点は、従来
より丈夫で簡単に使用できることである。更に、胸部に配置される呼吸性運動セ
ンサーまたはインピーダンスセンサー等の他の間接的な測度を使用する方法との
比較における本発明の利点も、従来より丈夫で簡単に使用できることである。胸
部は少なくとも２つの自由度を有しており、これが、そのような測度を信頼性の
低いものにしている。
における本発明の第一の利点は、漏れの影響を受けず、結果として従来より良好
な患者と機械との同調が得られることである。第二の利点は、この努力信号は、
内因性ＰＥＥＰの存在下においてさえ、筋肉の吸息性努力の発現後、非常に迅速
に増大することであり、これにより、またしても、従来より良好な患者と機械と
の同調がもたらされる。食道圧や、食道電極を用いる横隔膜筋電図等の測度を使
用する方法との比較における本発明の利点は、非侵襲的なことである。また、表
面横隔膜あるいは鼻翼電極を用いる方法との比較における本発明の利点は、従来
より丈夫で簡単に使用できることである。更に、胸部に配置される呼吸性運動セ
ンサーまたはインピーダンスセンサー等の他の間接的な測度を使用する方法との
比較における本発明の利点も、従来より丈夫で簡単に使用できることである。胸
部は少なくとも２つの自由度を有しており、これが、そのような測度を信頼性の
低いものにしている。
【０００９】
本発明は、新規な制御機構の使用に関わるものでもあり、そこでは、呼吸性努
力信号をゼロにすべくサーボ制御が行われるようにマスク圧が変調される。その
呼吸性努力信号は、先行技術の場合のように呼吸性空気流またはマスク圧から導
出されるものではない何らかの呼吸性努力信号、即ち、患者により呼吸された空
気についての測定値の関数ではない何らかの呼吸性努力信号であり、好適なセン
サーは、上述の胸骨上切痕センサーである。
力信号をゼロにすべくサーボ制御が行われるようにマスク圧が変調される。その
呼吸性努力信号は、先行技術の場合のように呼吸性空気流またはマスク圧から導
出されるものではない何らかの呼吸性努力信号、即ち、患者により呼吸された空
気についての測定値の関数ではない何らかの呼吸性努力信号であり、好適なセン
サーは、上述の胸骨上切痕センサーである。
【００１０】
本発明の方法は、比例補助様式換気のすべての利点を提供し、特には、漏れが
ゼロで且つ内因性ＰＥＥＰがない理想的な条件下で換気支援を呼吸性努力に非常
に精確に適合させることができるという利点を提供する。加えて、本方法は漏れ
の影響を受けず、このため、より良好な患者と機械との同調をもたらすことがで
きる。その上、努力がゼロ近辺にサーボ制御されるため、その努力信号は、線形
であったり、あるいは、校正される必要がなく、単に努力に関して単調でありさ
えすればよい（あらゆるサーボ制御の一般要件）。同じく、比例補助様式換気を
提供するシステムの場合のように、患者の呼吸器系の抵抗及びコンプライアンス
を認識または評価する必要性を伴うことなく、１００％に近い補助を達成するこ
とができる。
ゼロで且つ内因性ＰＥＥＰがない理想的な条件下で換気支援を呼吸性努力に非常
に精確に適合させることができるという利点を提供する。加えて、本方法は漏れ
の影響を受けず、このため、より良好な患者と機械との同調をもたらすことがで
きる。その上、努力がゼロ近辺にサーボ制御されるため、その努力信号は、線形
であったり、あるいは、校正される必要がなく、単に努力に関して単調でありさ
えすればよい（あらゆるサーボ制御の一般要件）。同じく、比例補助様式換気を
提供するシステムの場合のように、患者の呼吸器系の抵抗及びコンプライアンス
を認識または評価する必要性を伴うことなく、１００％に近い補助を達成するこ
とができる。
【００１１】
（発明の詳細な説明）
１． 胸骨上切痕用光学式努力センサー
本発明の好適な実施態様は、図１に示されているように、胸骨上切痕の深さを
測定するため、赤外線近接センサー等の光学式センサーを使用する。光源１００
が胸骨上切痕１０１の皮膚に光を照射し、その反射光が光電池１０２で受光され
る。（「光電池」という用語は、例えばフォトダイオード、及びフォトトランジ
スター等、その出力が光感受性である何らかの装置を表すべく使用される。）こ
の組合せセンサーアセンブリ１０７は、例えば胸骨１０６等、胸骨上切痕の皮膚
に関して比較的不動ないずれかの表面に取り付けることができる。適当な取り付
け方法は、片持ばり１０３にセンサー１０７を取り付け、次いで、両面粘着テー
プ１０４を用いて、その片持ばりを胸骨に貼り付ける方法である。
測定するため、赤外線近接センサー等の光学式センサーを使用する。光源１００
が胸骨上切痕１０１の皮膚に光を照射し、その反射光が光電池１０２で受光され
る。（「光電池」という用語は、例えばフォトダイオード、及びフォトトランジ
スター等、その出力が光感受性である何らかの装置を表すべく使用される。）こ
の組合せセンサーアセンブリ１０７は、例えば胸骨１０６等、胸骨上切痕の皮膚
に関して比較的不動ないずれかの表面に取り付けることができる。適当な取り付
け方法は、片持ばり１０３にセンサー１０７を取り付け、次いで、両面粘着テー
プ１０４を用いて、その片持ばりを胸骨に貼り付ける方法である。
【００１２】
好適には、その両面粘着テープは、皮膚に直接貼り付けるのではなく、軟質で
スポンジ状の、低刺激性で低アレルゲン性の自己粘着性材料層１０５に貼り付け
られる。適当な材料は、ConvatTec（Princeton、New Jersey）から入手可能なＤ
ｕｏＤＥＲＭ（登録商標）である。上述のセンサーは、光源と光電池の光路が、
胸骨上切痕の最も奥まったポイントにおいて皮膚に略垂直で、且つ、そこを中心
とするように取り付けられる。ＤｕｏＤＥＲＭ層を用いることの利点は、皮膚上
の適所にその層を長期間貼り付けたままにしておくことができ、そして、皮膚に
外傷を及ぼすことなく、センサーを取り外して何回も再適用できることである。
片持ばり１０３は、患者に合わせて順応させ、且つ、胸骨上切痕の皮膚からの距
離を調節すべく曲げることができるように、それ自体が、発泡体、または、埋込
アルミニウムで補強されたシリコーンゴム等の半可撓性材料でできていてよい。
代替的に、あるいは、それに加えて、胸骨上切痕の皮膚からセンサーまでの距離
を調節するため、センサー１０７を調節ネジで片持ばりに取り付けることもでき
る。低プロフィールを達成するためには、センサーの光軸が胸骨と平行になって
いて、その光路を胸骨上切痕の皮膚に指向させるための小さなミラーを使用する
のが都合がよい。別の低プロフィール配列は、センサーの電子コンポーネントを
片持ばりに直接的に表面取り付けすることである。
スポンジ状の、低刺激性で低アレルゲン性の自己粘着性材料層１０５に貼り付け
られる。適当な材料は、ConvatTec（Princeton、New Jersey）から入手可能なＤ
ｕｏＤＥＲＭ（登録商標）である。上述のセンサーは、光源と光電池の光路が、
胸骨上切痕の最も奥まったポイントにおいて皮膚に略垂直で、且つ、そこを中心
とするように取り付けられる。ＤｕｏＤＥＲＭ層を用いることの利点は、皮膚上
の適所にその層を長期間貼り付けたままにしておくことができ、そして、皮膚に
外傷を及ぼすことなく、センサーを取り外して何回も再適用できることである。
片持ばり１０３は、患者に合わせて順応させ、且つ、胸骨上切痕の皮膚からの距
離を調節すべく曲げることができるように、それ自体が、発泡体、または、埋込
アルミニウムで補強されたシリコーンゴム等の半可撓性材料でできていてよい。
代替的に、あるいは、それに加えて、胸骨上切痕の皮膚からセンサーまでの距離
を調節するため、センサー１０７を調節ネジで片持ばりに取り付けることもでき
る。低プロフィールを達成するためには、センサーの光軸が胸骨と平行になって
いて、その光路を胸骨上切痕の皮膚に指向させるための小さなミラーを使用する
のが都合がよい。別の低プロフィール配列は、センサーの電子コンポーネントを
片持ばりに直接的に表面取り付けすることである。
【００１３】
吸息性努力が、センサーから離れる方向での皮膚の内側への吸い込みを惹起し
、そして、能動的な呼息性努力が、センサーに向かう方向での皮膚の外側への盛
り上げを惹起する状態で、吸息性及び呼息性努力の小さな変調は、胸骨上切痕の
皮膚の準線形運動をもたらす。漸進的に努力が大きくなればなるほど、皮膚の運
動の増分は漸進的に小さくなり、そして、約±１０ないし２０ｃｍＨ２Ｏの胸膜
圧より大きな努力は、更に僅かな信号変化しかもたらさない。小さな努力が測定
可能な皮膚の変形をもたらし、そして、小さな努力を検出することが望ましいた
め、これは好都合である。
、そして、能動的な呼息性努力が、センサーに向かう方向での皮膚の外側への盛
り上げを惹起する状態で、吸息性及び呼息性努力の小さな変調は、胸骨上切痕の
皮膚の準線形運動をもたらす。漸進的に努力が大きくなればなるほど、皮膚の運
動の増分は漸進的に小さくなり、そして、約±１０ないし２０ｃｍＨ２Ｏの胸膜
圧より大きな努力は、更に僅かな信号変化しかもたらさない。小さな努力が測定
可能な皮膚の変形をもたらし、そして、小さな努力を検出することが望ましいた
め、これは好都合である。
【００１４】
一つの典型的な配列では、センサーの光源１００は赤外線発光ダイオードであ
り、そして、センサーの光電池１０２は、光導電セル、フォトダイオード、また
はフォトトランジスターである。例えば、オムロン社（京都、日本）から市販さ
れている商品として入手可能なＥＥ−ＳＦ５光マイクロセンサーを使用すると、
その電気的出力（光電流）は、ゼロから約４ミリメートルまでの距離では準線形
的に増大し、その後、図２に示されているように、距離が５ミリメートルより大
きくなると準指数的に減少する。（短い距離では、光の角度の関係で、少量の光
が検出される。）従って、好適な実施態様では、センサーアセンブリは、その組
合せセンサー１０７の前面が皮膚から約８ミリメートルの距離になるように配置
される。この場合、吸息性努力は、この距離の増大をもたらし、結果として、電
気信号が準指数的に減少することとなり、そして、呼息性努力は、信号の増大を
もたらすであろう。
り、そして、センサーの光電池１０２は、光導電セル、フォトダイオード、また
はフォトトランジスターである。例えば、オムロン社（京都、日本）から市販さ
れている商品として入手可能なＥＥ−ＳＦ５光マイクロセンサーを使用すると、
その電気的出力（光電流）は、ゼロから約４ミリメートルまでの距離では準線形
的に増大し、その後、図２に示されているように、距離が５ミリメートルより大
きくなると準指数的に減少する。（短い距離では、光の角度の関係で、少量の光
が検出される。）従って、好適な実施態様では、センサーアセンブリは、その組
合せセンサー１０７の前面が皮膚から約８ミリメートルの距離になるように配置
される。この場合、吸息性努力は、この距離の増大をもたらし、結果として、電
気信号が準指数的に減少することとなり、そして、呼息性努力は、信号の増大を
もたらすであろう。
【００１５】
一つの代替的な実施態様では、距離が増大すると光電流出力が増加するように
して作動する、図２に示されている曲線のうちの上昇部分を利用するように、セ
ンサーの位置及びサイズを決定することもできる。
して作動する、図２に示されている曲線のうちの上昇部分を利用するように、セ
ンサーの位置及びサイズを決定することもできる。
【００１６】
また、片持ばりを皮膚に貼り付けるのではなく、包帯や、ハーネス、または他
の同様な機構を用いて片持ばりを適所に保持することもできる。代替的に、片持
ばりを、ライクラ（Lycra／登録商標）のティーシャツのようなぴったりとした
伸縮性衣類に取り付けてもよい。これらの２つの代替的な手段を組み合わせて、
典型的には直径が１０センチメートルのシリコーン等の軟質で薄い高摩擦材料で
できた大きな円板に片持ばりを取り付け、それを、ハーネス、包帯、伸縮性のあ
るライクラティーシャツ等により皮膚と接触させて、摩擦で保持させてもよい。
非常に低いデュロメーター硬度のシリコーンは、高い摩擦係数を有する傾向があ
るようである。皮膚が呼吸できるようにするため、その軟質で薄い高摩擦材料の
大きな円板に多数の穴を穿孔してもよい。
の同様な機構を用いて片持ばりを適所に保持することもできる。代替的に、片持
ばりを、ライクラ（Lycra／登録商標）のティーシャツのようなぴったりとした
伸縮性衣類に取り付けてもよい。これらの２つの代替的な手段を組み合わせて、
典型的には直径が１０センチメートルのシリコーン等の軟質で薄い高摩擦材料で
できた大きな円板に片持ばりを取り付け、それを、ハーネス、包帯、伸縮性のあ
るライクラティーシャツ等により皮膚と接触させて、摩擦で保持させてもよい。
非常に低いデュロメーター硬度のシリコーンは、高い摩擦係数を有する傾向があ
るようである。皮膚が呼吸できるようにするため、その軟質で薄い高摩擦材料の
大きな円板に多数の穴を穿孔してもよい。
【００１７】
体位の変化、例えば、頭を回したり、首を伸ばしたり、あるいは背位から側位
へ転がると、呼吸性努力とは無関係に、胸骨上切痕の深さが変わり得る。従って
、（呼吸とは無関係の）身体の変化とは独立に、ゼロ努力に対応する信号を自動
的にゼロに維持できることが望ましい。
へ転がると、呼吸性努力とは無関係に、胸骨上切痕の深さが変わり得る。従って
、（呼吸とは無関係の）身体の変化とは独立に、ゼロ努力に対応する信号を自動
的にゼロに維持できることが望ましい。
【００１８】
通常、吸息性努力は能動的であり、呼息は受動的である。ＥＥ−ＳＦ５センサ
ーを用いるこれまでに検討された好適な実施態様では、吸息性努力は、図２に示
されているように、光電流の減少をもたらす。従って、吸息が正の信号を生成す
るように、光センサー１０２からの出力を反転させるのが都合がよい。次いで、
この信号は、増幅され、ゼロ努力がゼロの出力信号を生成するようにゼロ調整さ
れる。体位の変化はセンサーと皮膚との間の距離を変化させる傾向があり、これ
が、ゼロ努力に対する出力電圧を変化させるであろう。そのような体位の変化に
対して、またしても、ゼロ努力がゼロ出力信号を生成するように自動的に調整さ
れることが望ましい。
ーを用いるこれまでに検討された好適な実施態様では、吸息性努力は、図２に示
されているように、光電流の減少をもたらす。従って、吸息が正の信号を生成す
るように、光センサー１０２からの出力を反転させるのが都合がよい。次いで、
この信号は、増幅され、ゼロ努力がゼロの出力信号を生成するようにゼロ調整さ
れる。体位の変化はセンサーと皮膚との間の距離を変化させる傾向があり、これ
が、ゼロ努力に対する出力電圧を変化させるであろう。そのような体位の変化に
対して、またしても、ゼロ努力がゼロ出力信号を生成するように自動的に調整さ
れることが望ましい。
【００１９】
正の信号が吸息性努力に対応するように光学式センサーを設定し、且つ、患者
が能動的な呼息性努力を創出しなければ、一呼吸中の最小信号がゼロ努力に対応
するであろう。抵抗器を介してセンサー出力により蓄電され、そして、ダイオー
ドを介してセンサー出力により放電されるコンデンサーを含み、呼吸に比べると
長いが、体位が変化する間の間隔に比べると短い抵抗器−コンデンサー時定数を
有するトラフ検出器は、この最小努力を追跡するであろう。一つの適当な時定数
は１０秒である。好適には、上述のダイオードは、ゼロ信号近辺で正確な演算を
もたらすため、演算増幅器のフィードバックループに組み込まれている。次いで
、減算演算増幅器が、センサーから得られた出力から上述のトラフ検出器の出力
を減算し、努力信号を生成する。
が能動的な呼息性努力を創出しなければ、一呼吸中の最小信号がゼロ努力に対応
するであろう。抵抗器を介してセンサー出力により蓄電され、そして、ダイオー
ドを介してセンサー出力により放電されるコンデンサーを含み、呼吸に比べると
長いが、体位が変化する間の間隔に比べると短い抵抗器−コンデンサー時定数を
有するトラフ検出器は、この最小努力を追跡するであろう。一つの適当な時定数
は１０秒である。好適には、上述のダイオードは、ゼロ信号近辺で正確な演算を
もたらすため、演算増幅器のフィードバックループに組み込まれている。次いで
、減算演算増幅器が、センサーから得られた出力から上述のトラフ検出器の出力
を減算し、努力信号を生成する。
【００２０】
アセンブリ全体に対する適当な回路ブロックダイアグラムが図３に示されてい
る。ポイントＡは、フォトトランジスターまたは他の光応答性検出器からの出力
であり、ポイントＢは、インバーター２０１による反転後の出力であり、ポイン
トＣは、トラフ検出器２０２からの出力であり、そして、ポイントＤは、ゼロ補
正された努力信号出力である。図４は、アセンブリ全体の動きを示している。一
番上の追跡記録は、食道圧変換器を用いて測定され得る真の呼吸性努力を４分間
、または、６０呼吸の期間にわたって記録したものである。吸息性努力のピーク
は、３０秒の期間をもって、振幅が変動している。二番目の追跡記録は、ポイン
トＡにおけるフォトトランジスターからの信号を示している。この信号は、努力
が高まると皮膚をセンサーから遠のかせ、その結果、フォトトランジスターから
の光電流が低減するため、逆様になっている。従って、ゼロ努力は、この追跡記
録の先端及び終端における波形の平坦な上部包絡線で表されている。
る。ポイントＡは、フォトトランジスターまたは他の光応答性検出器からの出力
であり、ポイントＢは、インバーター２０１による反転後の出力であり、ポイン
トＣは、トラフ検出器２０２からの出力であり、そして、ポイントＤは、ゼロ補
正された努力信号出力である。図４は、アセンブリ全体の動きを示している。一
番上の追跡記録は、食道圧変換器を用いて測定され得る真の呼吸性努力を４分間
、または、６０呼吸の期間にわたって記録したものである。吸息性努力のピーク
は、３０秒の期間をもって、振幅が変動している。二番目の追跡記録は、ポイン
トＡにおけるフォトトランジスターからの信号を示している。この信号は、努力
が高まると皮膚をセンサーから遠のかせ、その結果、フォトトランジスターから
の光電流が低減するため、逆様になっている。従って、ゼロ努力は、この追跡記
録の先端及び終端における波形の平坦な上部包絡線で表されている。
【００２１】
二番目の４分間では、ゼロ努力においてセンサーがもっと皮膚に近付いて保持
されている状態（より多くの光出力）へ導く体位の変化の影響をシミュレートし
て、ＤＣオフセットが変化している。三番目の追跡記録は、反転後のポイントＢ
における信号を示している。ここでは、ゼロ努力は、この追跡記録の先端及び終
端における波形の平坦な下部包絡線で表されている。四番目の追跡記録の太線は
、トラフ検出器の出力であるポイントＣにおける信号を示している。便宜上、ト
ラフ検出器の出力と共に、ポイントＢにおける信号が細線で再現されている。ト
ラフ検出器は、この追跡記録の第二時間区分における信号のＤＣシフトを追跡す
る。この理由は以下の通りである。
されている状態（より多くの光出力）へ導く体位の変化の影響をシミュレートし
て、ＤＣオフセットが変化している。三番目の追跡記録は、反転後のポイントＢ
における信号を示している。ここでは、ゼロ努力は、この追跡記録の先端及び終
端における波形の平坦な下部包絡線で表されている。四番目の追跡記録の太線は
、トラフ検出器の出力であるポイントＣにおける信号を示している。便宜上、ト
ラフ検出器の出力と共に、ポイントＢにおける信号が細線で再現されている。ト
ラフ検出器は、この追跡記録の第二時間区分における信号のＤＣシフトを追跡す
る。この理由は以下の通りである。
【００２２】
コンデンサー２０６は、ポイントＢにおける電位まで抵抗器２０５を通じて蓄
電されることについて考えてみよう。もしポイントＢにおける電位がコンデンサ
ーの電位以上に上昇した場合、演算増幅器２０７の出力における電位は、コンデ
ンサーの電位よりも大きくなり、ダイオード２０７に逆バイアスがかかるであろ
う。コンデンサーの電位はポイントＢにおける電位まで抵抗器２０５を通じてゆ
っくり上昇するが、この間に、何回かの呼吸が行われる。しかし、もしポイント
Ｂにおける入力がコンデンサーのレベル以下に低下した場合には、演算増幅器２
０７は、ダイオードを通じて電流を流す。従って、コンデンサーの電圧は、その
入力の最低レベルにまで急速に減少する。
電されることについて考えてみよう。もしポイントＢにおける電位がコンデンサ
ーの電位以上に上昇した場合、演算増幅器２０７の出力における電位は、コンデ
ンサーの電位よりも大きくなり、ダイオード２０７に逆バイアスがかかるであろ
う。コンデンサーの電位はポイントＢにおける電位まで抵抗器２０５を通じてゆ
っくり上昇するが、この間に、何回かの呼吸が行われる。しかし、もしポイント
Ｂにおける入力がコンデンサーのレベル以下に低下した場合には、演算増幅器２
０７は、ダイオードを通じて電流を流す。従って、コンデンサーの電圧は、その
入力の最低レベルにまで急速に減少する。
【００２３】
ポイントＤにおける出力が一番下の追跡記録に示されていて、これは、ポイン
トＢにおける信号と、ポイントＣに対する追跡記録で示されている太線との（減
算器２０３で形成された）差である。その純正な結果（net result）は、ポイン
トＤにおける最終出力信号が、体位の変化により光出力が変化したときでさえ、
ゼロ努力に対してはゼロ（この追跡記録の水平軸に沿った状態）となり、そして
、努力が高まると共にその信号が増大することである。
トＢにおける信号と、ポイントＣに対する追跡記録で示されている太線との（減
算器２０３で形成された）差である。その純正な結果（net result）は、ポイン
トＤにおける最終出力信号が、体位の変化により光出力が変化したときでさえ、
ゼロ努力に対してはゼロ（この追跡記録の水平軸に沿った状態）となり、そして
、努力が高まると共にその信号が増大することである。
【００２４】
また、上述の機能性は、センサー出力信号をサンプリングし、一呼吸に比べる
と長いが、身体の運動する間の間隔に比べると短い（１０秒等の）移動時間ウィ
ンドー（moving time window）にわたって最小信号を追跡し、そして、上述のセ
ンサー出力信号からその最小信号を減算して努力信号を生成するプログラムを実
行するマイクロプロセッサーで果たすこともできる。
と長いが、身体の運動する間の間隔に比べると短い（１０秒等の）移動時間ウィ
ンドー（moving time window）にわたって最小信号を追跡し、そして、上述のセ
ンサー出力信号からその最小信号を減算して努力信号を生成するプログラムを実
行するマイクロプロセッサーで果たすこともできる。
【００２５】
２． 胸骨上切痕センサーを用いるトリガリング
この光学式センサーから得られる信号を、従来の換気装置における通常のトリ
ガリング手段の代わりに、その従来の換気装置をトリガーするために使用しても
よい。一つの実施態様では、本努力センサーが先行技術の自発様式複レベル式換
気制御装置と組み合わされ、マスク圧は、その努力信号がある閾値を超えた場合
に高圧（２０ｃｍＨ２Ｏ等）に設定され、それ以外の場合には、低圧（４ｃｍＨ２ Ｏ等）に設定される。そのような配列の一つのブロックダイアグラムが図５に
示されている。努力センサー３００（図１−４の装置）は、ゼロ及び体位補正努
力信号３０１をトリガー回路３０３に供給し、そのトリガー回路は、圧力要求出
力信号３０４を生成する。この図面に描かれている２つの関数で示されているよ
うに、上述の圧力要求信号は、もし入力が導線の閾値３０２を超えた場合には高
値に設定され、それ以外の場合には低値に設定される。これらの２つの値が、従
来の換気装置における２種類の圧力を制御する。
ガリング手段の代わりに、その従来の換気装置をトリガーするために使用しても
よい。一つの実施態様では、本努力センサーが先行技術の自発様式複レベル式換
気制御装置と組み合わされ、マスク圧は、その努力信号がある閾値を超えた場合
に高圧（２０ｃｍＨ２Ｏ等）に設定され、それ以外の場合には、低圧（４ｃｍＨ２ Ｏ等）に設定される。そのような配列の一つのブロックダイアグラムが図５に
示されている。努力センサー３００（図１−４の装置）は、ゼロ及び体位補正努
力信号３０１をトリガー回路３０３に供給し、そのトリガー回路は、圧力要求出
力信号３０４を生成する。この図面に描かれている２つの関数で示されているよ
うに、上述の圧力要求信号は、もし入力が導線の閾値３０２を超えた場合には高
値に設定され、それ以外の場合には低値に設定される。これらの２つの値が、従
来の換気装置における２種類の圧力を制御する。
【００２６】
図６は、同一の圧力要求出力信号３０４で制御されるサーボ制御式圧力発生器
と空気送給システムのブロックダイアグラムを示している。その圧力要求信号は
、サーボ４０１の圧力要求入力４００へ供給され、このサーボ４０１の出力４０
２が、制御可能な圧力ソース４０３（可変速電動機または制御弁を伴う送風機、
あるいは、圧縮ガスと制御弁、等）を制御するために使用される。制御可能な圧
力ソースからの空気（酸素が富化されていてもよい）は、ホース４０４を介して
マスク４０５へ供給され、最終的には、排気口４０６を通じて排気される。圧力
センサー（変換器）４０８は、ホース４０７を介してマスク圧を測定し、その圧
力センサーからの電気的出力４０９がサーボ４０１へフィードバックされる。
と空気送給システムのブロックダイアグラムを示している。その圧力要求信号は
、サーボ４０１の圧力要求入力４００へ供給され、このサーボ４０１の出力４０
２が、制御可能な圧力ソース４０３（可変速電動機または制御弁を伴う送風機、
あるいは、圧縮ガスと制御弁、等）を制御するために使用される。制御可能な圧
力ソースからの空気（酸素が富化されていてもよい）は、ホース４０４を介して
マスク４０５へ供給され、最終的には、排気口４０６を通じて排気される。圧力
センサー（変換器）４０８は、ホース４０７を介してマスク圧を測定し、その圧
力センサーからの電気的出力４０９がサーボ４０１へフィードバックされる。
【００２７】
患者が吸息性努力を開始すると、胸膜腔の圧力が下がり、これにより、努力信
号が閾値を超え、上述の高圧が供給される。比較的高い圧力を必要とする閉塞性
肺疾患を有する患者の場合には、すぐにはマスク圧が肺胞に伝わらないため、患
者の吸息中、胸内圧は負のままであろう。吸息の終末で患者が吸息性努力を休止
すると、胸内圧は、急に上昇し、努力信号をゼロに戻すか、あるいは、能動的に
呼息する患者のケースでは、尚も負のままであろう。この時点で、努力信号は閾
値以下に再び下がり、装置は低圧を選定し、呼息が行えるようになる。
号が閾値を超え、上述の高圧が供給される。比較的高い圧力を必要とする閉塞性
肺疾患を有する患者の場合には、すぐにはマスク圧が肺胞に伝わらないため、患
者の吸息中、胸内圧は負のままであろう。吸息の終末で患者が吸息性努力を休止
すると、胸内圧は、急に上昇し、努力信号をゼロに戻すか、あるいは、能動的に
呼息する患者のケースでは、尚も負のままであろう。この時点で、努力信号は閾
値以下に再び下がり、装置は低圧を選定し、呼息が行えるようになる。
【００２８】
同じタイプの努力センサー信号を、自発的プラス時間管理バックアップ様式の
複レベル式換気として知られている換気手段を呈示する、更に別の先行技術によ
る制御式換気装置をトリガーするために使用することもできる。そのような換気
装置では、マスク圧は、以上で説明されているように、努力信号が能動的吸息の
開始を指示する閾値以上に上昇したときに高圧側に切り換えられ、そして、努力
信号が能動的吸息の終了を指示する閾値以下に下がったときに再び低圧側に切り
換えられるが、前の能動的吸息の開始からある特定の時間内に（あるいは、代替
的に、能動的吸息の終了からもっと短いある特定の時間内に）能動的吸息の開始
が検出されなかった場合には、ある特定の期間、高圧側に切り換えることにより
、機械で創出された「時間管理」呼吸が送給される。
複レベル式換気として知られている換気手段を呈示する、更に別の先行技術によ
る制御式換気装置をトリガーするために使用することもできる。そのような換気
装置では、マスク圧は、以上で説明されているように、努力信号が能動的吸息の
開始を指示する閾値以上に上昇したときに高圧側に切り換えられ、そして、努力
信号が能動的吸息の終了を指示する閾値以下に下がったときに再び低圧側に切り
換えられるが、前の能動的吸息の開始からある特定の時間内に（あるいは、代替
的に、能動的吸息の終了からもっと短いある特定の時間内に）能動的吸息の開始
が検出されなかった場合には、ある特定の期間、高圧側に切り換えることにより
、機械で創出された「時間管理」呼吸が送給される。
【００２９】
一般的に、トリガー３０２の出力は、努力信号が閾値以上に上昇したときに、
換気装置を呼息性サブ−サイクルから吸息性サブ−サイクルへ切り換えるか、あ
るいは、努力信号が閾値以下に下がったときに呼息性サブ−サイクルから吸息性
サブ−サイクルへ切り換えるか、もしくは、それらの両方の切り換えを行う、あ
らゆる既知クラスの換気装置のトリガーに取って代わるものとして使用すること
ができる。そのような換気装置は、これらに限定するものではないが、容量サイ
クル式換気装置、圧力支援式換気装置、容量サーボ式換気装置、及び比例補助様
式換気装置を含む。
換気装置を呼息性サブ−サイクルから吸息性サブ−サイクルへ切り換えるか、あ
るいは、努力信号が閾値以下に下がったときに呼息性サブ−サイクルから吸息性
サブ−サイクルへ切り換えるか、もしくは、それらの両方の切り換えを行う、あ
らゆる既知クラスの換気装置のトリガーに取って代わるものとして使用すること
ができる。そのような換気装置は、これらに限定するものではないが、容量サイ
クル式換気装置、圧力支援式換気装置、容量サーボ式換気装置、及び比例補助様
式換気装置を含む。
【００３０】
３． 努力センサーを用いて直接的に測定される努力信号に比例した支援の程
度：努力低減式換気支援 これまで説明してきたことは、吸息状態と呼息状態との間における従来の制御
手段のトリガリングである。本発明の更なる態様は、努力信号に比例すべく支援
の程度を調整する方法に関するものである。
度：努力低減式換気支援 これまで説明してきたことは、吸息状態と呼息状態との間における従来の制御
手段のトリガリングである。本発明の更なる態様は、努力信号に比例すべく支援
の程度を調整する方法に関するものである。
【００３１】
図５における努力センサー３００からの導線３０１上の出力Ｅ（ｔ）は、以下
の如き圧力要求信号を発生する増幅器へ送給することができる： Ｐ（ｔ）＝Ｐ０＋ＫＥ（ｔ） （式１） これが必要な圧力であり、バイアスレベルＰ０に、患者の努力に比例した圧力を
加えたものに等しい。この圧力要求信号Ｐ（ｔ）は、次いで、図６の圧力要求入
力４００へ加えられる。（本発明のこの実施態様を実現するための実際の回路は
、トリガー回路３０３が式１の関数を発生させるための回路で置き換えられてい
る違いはあるが、図５の回路と同様である。）
の如き圧力要求信号を発生する増幅器へ送給することができる： Ｐ（ｔ）＝Ｐ０＋ＫＥ（ｔ） （式１） これが必要な圧力であり、バイアスレベルＰ０に、患者の努力に比例した圧力を
加えたものに等しい。この圧力要求信号Ｐ（ｔ）は、次いで、図６の圧力要求入
力４００へ加えられる。（本発明のこの実施態様を実現するための実際の回路は
、トリガー回路３０３が式１の関数を発生させるための回路で置き換えられてい
る違いはあるが、図５の回路と同様である。）
【００３２】
本発明のこの実施態様（努力低減式換気支援）を従来の比例補助様式換気と比
較することは有益であろう。比例補助様式換気は、以下の如く、空気流ｆ（ｔ）
の関数である瞬間圧力を提供する。 ｆ（ｔ）＞０の場合：Ｐ（ｔ）＝Ｐ０＋Ｒｆ（ｔ）＋Ｅ∫ｆ（ｔ）ｄｔ （式
２） それ以外の場合：Ｐ（ｔ）＝Ｐ０＋Ｒｆ（ｔ） （式３） これらの式中、Ｒは患者の気道の抵抗であり、そして、積Ｒｆ（ｔ）は、気道が
空気の流れを妨げる点を補償するのに必要な圧力成分を表している。また、項Ｅ
∫ｆ（ｔ）ｄｔは、患者の肺の弾性反跳を補償するのに必要な圧力成分を表して
いる。
較することは有益であろう。比例補助様式換気は、以下の如く、空気流ｆ（ｔ）
の関数である瞬間圧力を提供する。 ｆ（ｔ）＞０の場合：Ｐ（ｔ）＝Ｐ０＋Ｒｆ（ｔ）＋Ｅ∫ｆ（ｔ）ｄｔ （式
２） それ以外の場合：Ｐ（ｔ）＝Ｐ０＋Ｒｆ（ｔ） （式３） これらの式中、Ｒは患者の気道の抵抗であり、そして、積Ｒｆ（ｔ）は、気道が
空気の流れを妨げる点を補償するのに必要な圧力成分を表している。また、項Ｅ
∫ｆ（ｔ）ｄｔは、患者の肺の弾性反跳を補償するのに必要な圧力成分を表して
いる。
【００３３】
本発明の努力低減式換気支援と先行技術の比例補助様式換気との第一の相違点
は、漏れの問題を随伴する呼吸性空気流ｆ（ｔ）の測定を必要としないことであ
る。
は、漏れの問題を随伴する呼吸性空気流ｆ（ｔ）の測定を必要としないことであ
る。
【００３４】
第二の相違点は、努力低減式換気支援の場合には積分項がないのに対し、一方
の比例補助様式換気の場合にはそのような積分項が含まれていることである。
の比例補助様式換気の場合にはそのような積分項が含まれていることである。
【００３５】
部分的には上述の第二の相違点から導かれる第三の決定的な相違点は、努力低
減式換気支援の場合には２つの状態間でのトリガリングがないのに対し、一方の
比例補助様式換気（及び、殆どの他の既知の換気支援の形態）の場合にはそのよ
うなトリガリングが含まれていることである。詳細には、比例補助様式換気の場
合、式２と式３が２つのトリガリング条件を定めている。例えば、１００％の比
例補助を用いる吸息の終末における状態について考えてみよう。式中、Ｒは患者
の気道の抵抗に等しく、Ｅは、患者の肺及び胸部壁の弾性に等しい。この時、項
Ｒｆ（ｔ）はゼロ（空気流ｆ（ｔ）がゼロであるため）であるが、項Ｅ∫ｆ（ｔ
）ｄｔは非ゼロであり、患者の肺の弾性反跳と正確に釣り合っている。呼息は受
動的であるため、何も起こらない。空気流は全くなく、その患者は息を吐き出す
ことができない。患者が息を吐き出せるようにするためには、式３に切り換える
必要がある。これに反して、努力低減式換気支援（式１）の場合には、吸息状態
と呼息状態の２つの状態間でトリガリングするという概念はない。同じく、吸息
の終末における状態について考えてみよう。送給される圧力は、患者が吸息性努
力を低減し始めるとすぐに、筋肉の努力と正確に並行して低減し始めるであろう
。吸息性努力がゼロになる時には、マスク圧は最小レベルＰ０まで戻っており、
そして、支援の程度も、望ましいことに、トリガーを必要とすることなく、ゼロ
に復帰しているであろう。努力低減式換気支援の場合、その望ましい圧力制御機
能が急峻に変わることはなく、寧ろ、その機能は、患者の努力に比例して連続的
に変化する（即ち、トリガー制御による不連続性がない）。
減式換気支援の場合には２つの状態間でのトリガリングがないのに対し、一方の
比例補助様式換気（及び、殆どの他の既知の換気支援の形態）の場合にはそのよ
うなトリガリングが含まれていることである。詳細には、比例補助様式換気の場
合、式２と式３が２つのトリガリング条件を定めている。例えば、１００％の比
例補助を用いる吸息の終末における状態について考えてみよう。式中、Ｒは患者
の気道の抵抗に等しく、Ｅは、患者の肺及び胸部壁の弾性に等しい。この時、項
Ｒｆ（ｔ）はゼロ（空気流ｆ（ｔ）がゼロであるため）であるが、項Ｅ∫ｆ（ｔ
）ｄｔは非ゼロであり、患者の肺の弾性反跳と正確に釣り合っている。呼息は受
動的であるため、何も起こらない。空気流は全くなく、その患者は息を吐き出す
ことができない。患者が息を吐き出せるようにするためには、式３に切り換える
必要がある。これに反して、努力低減式換気支援（式１）の場合には、吸息状態
と呼息状態の２つの状態間でトリガリングするという概念はない。同じく、吸息
の終末における状態について考えてみよう。送給される圧力は、患者が吸息性努
力を低減し始めるとすぐに、筋肉の努力と正確に並行して低減し始めるであろう
。吸息性努力がゼロになる時には、マスク圧は最小レベルＰ０まで戻っており、
そして、支援の程度も、望ましいことに、トリガーを必要とすることなく、ゼロ
に復帰しているであろう。努力低減式換気支援の場合、その望ましい圧力制御機
能が急峻に変わることはなく、寧ろ、その機能は、患者の努力に比例して連続的
に変化する（即ち、トリガー制御による不連続性がない）。
【００３６】
比例補助様式換気との第四の相違点は、比例補助様式換気の場合には、式２に
おけるＲとＥの値、即ち、それぞれ、患者の気道抵抗と肺及び胸部壁の弾性を知
っているか、あるいは経験的に決定する必要がある。特に、対応する生理学的な
値の１００％より大きなＲまたはＥの値を使用すると、制御アルゴリズムの不安
定な暴走の原因となる。これに反して、努力低減式換気支援の場合には、どんな
パラメーターも知っておいたり、決定したりする必要がなく、そして、明らかに
なるものと思われるが、式１におけるパラメーターＫの値は、任意に高い場合で
あっても、原則的に、不安定性や暴走を引き起こすことなく使用することができ
る。
おけるＲとＥの値、即ち、それぞれ、患者の気道抵抗と肺及び胸部壁の弾性を知
っているか、あるいは経験的に決定する必要がある。特に、対応する生理学的な
値の１００％より大きなＲまたはＥの値を使用すると、制御アルゴリズムの不安
定な暴走の原因となる。これに反して、努力低減式換気支援の場合には、どんな
パラメーターも知っておいたり、決定したりする必要がなく、そして、明らかに
なるものと思われるが、式１におけるパラメーターＫの値は、任意に高い場合で
あっても、原則的に、不安定性や暴走を引き起こすことなく使用することができ
る。
【００３７】
本発明を、制御式として以下の式、
Ｐ（ｔ）＝Ｐ０＋Ｋｆ（ｔ） （式４）
を使用する、Estesの米国特許第5,794,615号で教示されているようなＰＰＡＰ（
比例式気道陽圧）と比較することが有益であろう。ここでは、望まれる変動性圧
力コンポーネントは空気流のみの関数である。式４にトリガーはないが、圧力は
、努力に比例するのではなく、尚も流量に比例する。ＰＰＡＰと努力低減式換気
支援との相違点は、式４に流量の積分に比例する項が全くないため、呼吸の高弾
性作用の存在下において特に明らかである。これは、ＰＰＡＰの場合、弾性作用
に対立するものとしての抵抗作用のみが負荷軽減（unloaded）されるのに対し、
一方の本発明の場合には、抵抗作用と弾性作用の両方が負荷軽減されることを意
味している。加えて、ＰＰＡＰは、尚も、重大な漏れまたは変動性の漏れが存在
する状況下では不正確に作動するという問題を抱えているのに対し、一方の努力
低減式換気支援は漏れの影響を受けない。また、ＰＡＶ（式２及び式３）の場合
と同様、ＰＰＡＰ（式４）の場合も、患者に合わせてＫを特定しなければならず
、そして、大きな値のＫは不安定性を導くのに対し、本発明の場合には、そのよ
うなことは起こらない。
比例式気道陽圧）と比較することが有益であろう。ここでは、望まれる変動性圧
力コンポーネントは空気流のみの関数である。式４にトリガーはないが、圧力は
、努力に比例するのではなく、尚も流量に比例する。ＰＰＡＰと努力低減式換気
支援との相違点は、式４に流量の積分に比例する項が全くないため、呼吸の高弾
性作用の存在下において特に明らかである。これは、ＰＰＡＰの場合、弾性作用
に対立するものとしての抵抗作用のみが負荷軽減（unloaded）されるのに対し、
一方の本発明の場合には、抵抗作用と弾性作用の両方が負荷軽減されることを意
味している。加えて、ＰＰＡＰは、尚も、重大な漏れまたは変動性の漏れが存在
する状況下では不正確に作動するという問題を抱えているのに対し、一方の努力
低減式換気支援は漏れの影響を受けない。また、ＰＡＶ（式２及び式３）の場合
と同様、ＰＰＡＰ（式４）の場合も、患者に合わせてＫを特定しなければならず
、そして、大きな値のＫは不安定性を導くのに対し、本発明の場合には、そのよ
うなことは起こらない。
【００３８】
トリガーを包含するすべての形態の換気支援では、呼吸性努力とは無関係のフ
ァクター、例えばセンサーのノイズや、心拍動による胸膜内圧の振動等が、換気
装置の吸息性状態（典型的には、高圧または吸息性流量）と換気装置の呼息性状
態（典型的には、低圧または呼息性流量）との間の誤った切り換え、または早発
の切り換えを引き起こしかねない。一方、努力低減式換気支援の場合には、その
ような問題はない。代わりに、そのような心原性（cardiogenic）の圧力振動は
、心拍動により引き起こされる胸内圧の変化を略相殺する、マスク圧における小
さな一過性の変化をもたらすだけである。注目すべき二次的な効果は、これが、
心臓の作用の負荷を幾分軽減すると考えられることであり、これは、心不全を患
っている患者にとって有益であろう。
ァクター、例えばセンサーのノイズや、心拍動による胸膜内圧の振動等が、換気
装置の吸息性状態（典型的には、高圧または吸息性流量）と換気装置の呼息性状
態（典型的には、低圧または呼息性流量）との間の誤った切り換え、または早発
の切り換えを引き起こしかねない。一方、努力低減式換気支援の場合には、その
ような問題はない。代わりに、そのような心原性（cardiogenic）の圧力振動は
、心拍動により引き起こされる胸内圧の変化を略相殺する、マスク圧における小
さな一過性の変化をもたらすだけである。注目すべき二次的な効果は、これが、
心臓の作用の負荷を幾分軽減すると考えられることであり、これは、心不全を患
っている患者にとって有益であろう。
【００３９】
４． 努力がゼロ近辺になるようにサーボ制御すべく調整される支援の程度：
努力消去式（canceling）換気支援 努力低減式換気支援のゲインＫが充分に高い場合には、制御アルゴリズムは単
純比例サーボ制御装置になり、そこでは、患者の呼吸性努力が被制御変数であり
、努力が正の場合にはマスク圧を増加し、そして、努力が負の場合にはマスク圧
を減少させることにより、その呼吸性努力がゼロ近辺になるようにサーボ制御さ
れる（努力を単に低減するのではなく、努力消去式の換気支援）。
努力消去式（canceling）換気支援 努力低減式換気支援のゲインＫが充分に高い場合には、制御アルゴリズムは単
純比例サーボ制御装置になり、そこでは、患者の呼吸性努力が被制御変数であり
、努力が正の場合にはマスク圧を増加し、そして、努力が負の場合にはマスク圧
を減少させることにより、その呼吸性努力がゼロ近辺になるようにサーボ制御さ
れる（努力を単に低減するのではなく、努力消去式の換気支援）。
【００４０】
実際には、適度なゲイン（例えば、胸膜内圧が１ｃｍＨ２Ｏ変化する毎に１０
ｃｍＨ２Ｏの圧力を発生するゲイン）の単純比例制御装置で充分であるが、更に
幾分良好な制御をもたらすために、ＰＩＤ制御装置、ファジー制御装置、適応制
御装置、ファジー適応制御装置、あるいは、他の既知のあらゆる制御装置も使用
することができよう。どのケースにおいても、制御装置には被制御変数または入
力変数として努力信号Ｅ（ｔ）が単純に供給され、必要な瞬間出力圧Ｐ（ｔ）を
得るため、その制御装置からの出力がＰ０に加算され、そして、瞬間マスク圧Ｐ
（ｔ）を発生させるため、適当な圧力要求信号が送風機に送られる。
ｃｍＨ２Ｏの圧力を発生するゲイン）の単純比例制御装置で充分であるが、更に
幾分良好な制御をもたらすために、ＰＩＤ制御装置、ファジー制御装置、適応制
御装置、ファジー適応制御装置、あるいは、他の既知のあらゆる制御装置も使用
することができよう。どのケースにおいても、制御装置には被制御変数または入
力変数として努力信号Ｅ（ｔ）が単純に供給され、必要な瞬間出力圧Ｐ（ｔ）を
得るため、その制御装置からの出力がＰ０に加算され、そして、瞬間マスク圧Ｐ
（ｔ）を発生させるため、適当な圧力要求信号が送風機に送られる。
【００４１】
先述の如く、この方法の一つの利点は、努力信号Ｅ（ｔ）が線形である必要は
なく、また、校正される必要さえなく、そして、有用な操作に支障を来すことな
く、高い努力で飽和できることである。本装置が有効に機能を果たすための唯一
の要件は、その努力信号が、ゼロ努力に対しては略ゼロであり、すべての正の努
力に対してはゼロより大きく、そして、すべての負の努力に対してはゼロ未満で
なければならない、ということである。
なく、また、校正される必要さえなく、そして、有用な操作に支障を来すことな
く、高い努力で飽和できることである。本装置が有効に機能を果たすための唯一
の要件は、その努力信号が、ゼロ努力に対しては略ゼロであり、すべての正の努
力に対してはゼロより大きく、そして、すべての負の努力に対してはゼロ未満で
なければならない、ということである。
【００４２】
努力センサーの出力がゼロ努力で実質的に非ゼロの場合には、マスク圧が、望
ましい休止時圧力（resting pressure）Ｐ０から逸脱するであろう。図３の回路
は、一回の呼吸に比べれば長いが、努力センサーに対するゼロ値におけるあらゆ
るドリフトに比べれば短い時定数を有するトラフ検出器を通じて努力信号を通過
させ、そして、そのトラフ信号を減算して努力センサーのゼロドリフトを補正す
ることにより、この問題を解決する。
ましい休止時圧力（resting pressure）Ｐ０から逸脱するであろう。図３の回路
は、一回の呼吸に比べれば長いが、努力センサーに対するゼロ値におけるあらゆ
るドリフトに比べれば短い時定数を有するトラフ検出器を通じて努力信号を通過
させ、そして、そのトラフ信号を減算して努力センサーのゼロドリフトを補正す
ることにより、この問題を解決する。
【００４３】
また、個々の患者に対してパラメーターをカスタマイズする必要性がないこと
や、心原性の圧力振動に由来する誤ったトリガリングの心配がないこと、及び、
拍動する心臓の作用の負荷をある程度軽減できることを含む、努力低減式換気支
援の他の利点も保持される。
や、心原性の圧力振動に由来する誤ったトリガリングの心配がないこと、及び、
拍動する心臓の作用の負荷をある程度軽減できることを含む、努力低減式換気支
援の他の利点も保持される。
【００４４】
５． 他の努力センサー、及び、他の換気支援ソース
以上で説明した実施態様では、努力センサーは、胸骨上切痕の皮膚の運動を検
出する光学式センサーである。しかし、他のあらゆる形態の努力センサーも使用
することができ、例えば、侵襲的に測定される胸腔内圧または経横隔膜圧差、横
隔筋、肋間筋、または副呼吸筋（accessory respiratory muscle）から得られる
筋電図信号、あるいは、これらの筋肉への電気神経図信号等も使用することがで
きよう。
出する光学式センサーである。しかし、他のあらゆる形態の努力センサーも使用
することができ、例えば、侵襲的に測定される胸腔内圧または経横隔膜圧差、横
隔筋、肋間筋、または副呼吸筋（accessory respiratory muscle）から得られる
筋電図信号、あるいは、これらの筋肉への電気神経図信号等も使用することがで
きよう。
【００４５】
同様に、上述の圧力要求信号を、例えば肺ベルト（pneumobelt）や、ロッキン
グ・ベッド、胸当て、鉄の肺、ベンチュリ、または経気管換気装置等の、他のあ
らゆる種類の換気支援装置を制御するために使用することもできよう。
グ・ベッド、胸当て、鉄の肺、ベンチュリ、または経気管換気装置等の、他のあ
らゆる種類の換気支援装置を制御するために使用することもできよう。
【００４６】
一般的に、そして特に本発明の上述したすべての実施態様では、呼息終末にお
ける圧力Ｐ０は、共存する閉塞性睡眠時無呼吸を治療するために、充分に高く設
定することができる。そのような圧力は、何らかの通常の手操作式または自動式
のＣＰＡＰ滴定（titration）技術を用いて前もって決定することができる。代
替的に、本発明を用いて実際に治療している間に、適当な圧力を経験的に決定す
ることもできる。本出願で説明されているような努力消去式換気支援によれば、
部分的に狭まった上部気道を横切る何らかの付加的な圧力降下は、マスク圧にお
ける等量の増加により自動的に補償されることとなり、従って、Ｐ０は、受動的
虚脱を防ぐのに充分な高さに設定しさえすればよい。値Ｐ０は、例えば強制振動
法を用いて気道のコンダクタンスの測度を算出し、もしコンダクタンスが閾値以
下であればＰ０を高めることにより、共存する閉塞性睡眠時無呼吸を治療すべく
自動的に調節することができる。本発明を用いる換気支援によれば、努力信号を
調べることにより、閉塞性睡眠時無呼吸を、声帯の閉鎖を伴う中枢性睡眠時無呼
吸から識別することができる。もし、呼吸性空気流がゼロの期間（無呼吸）中に
、努力信号が吸息性努力の振る舞いを示した場合には、その無呼吸は閉塞性であ
り、呼息終末圧を高めるべきである。逆に、努力信号が努力の不在を示した場合
には、その無呼吸は中枢性であり、一般的には、圧力を高めるべきではない。無
呼吸中の呼吸性努力の存在または不在、及び、その後の呼息終末圧における増大
または非増大の決定は、自動的に行うことができる。最後に、努力信号と呼吸性
空気流量との比が、閉塞性呼吸低下を指示する閾値よりも大きくなった場合には
、値Ｐ０を自動的に高めることができる。
ける圧力Ｐ０は、共存する閉塞性睡眠時無呼吸を治療するために、充分に高く設
定することができる。そのような圧力は、何らかの通常の手操作式または自動式
のＣＰＡＰ滴定（titration）技術を用いて前もって決定することができる。代
替的に、本発明を用いて実際に治療している間に、適当な圧力を経験的に決定す
ることもできる。本出願で説明されているような努力消去式換気支援によれば、
部分的に狭まった上部気道を横切る何らかの付加的な圧力降下は、マスク圧にお
ける等量の増加により自動的に補償されることとなり、従って、Ｐ０は、受動的
虚脱を防ぐのに充分な高さに設定しさえすればよい。値Ｐ０は、例えば強制振動
法を用いて気道のコンダクタンスの測度を算出し、もしコンダクタンスが閾値以
下であればＰ０を高めることにより、共存する閉塞性睡眠時無呼吸を治療すべく
自動的に調節することができる。本発明を用いる換気支援によれば、努力信号を
調べることにより、閉塞性睡眠時無呼吸を、声帯の閉鎖を伴う中枢性睡眠時無呼
吸から識別することができる。もし、呼吸性空気流がゼロの期間（無呼吸）中に
、努力信号が吸息性努力の振る舞いを示した場合には、その無呼吸は閉塞性であ
り、呼息終末圧を高めるべきである。逆に、努力信号が努力の不在を示した場合
には、その無呼吸は中枢性であり、一般的には、圧力を高めるべきではない。無
呼吸中の呼吸性努力の存在または不在、及び、その後の呼息終末圧における増大
または非増大の決定は、自動的に行うことができる。最後に、努力信号と呼吸性
空気流量との比が、閉塞性呼吸低下を指示する閾値よりも大きくなった場合には
、値Ｐ０を自動的に高めることができる。
【００４７】
本発明を特定の実施態様を参照して説明してきたが、これらの実施態様は、本
発明における原理の適用の単なる例証に過ぎず、本発明の精神及び範囲から逸脱
することなく、そこに数多くの変更を為し得、且つ、他の配列を案出し得ること
を理解すべきである。
発明における原理の適用の単なる例証に過ぎず、本発明の精神及び範囲から逸脱
することなく、そこに数多くの変更を為し得、且つ、他の配列を案出し得ること
を理解すべきである。
【図１】 出力信号が胸骨上切痕１０１の皮膚の運動により影響を受けるよ
うに、胸骨１０６上に取り付けられた光学式センサー１０７を描いている。
うに、胸骨１０６上に取り付けられた光学式センサー１０７を描いている。
【図２】 そのセンサーの前面から皮膚までの距離の関数として表した、商
品として入手可能な光学式センサーから得られる光電流（light current）のグ
ラフを示している。このグラフは、皮膚から約８ｍｍの距離にセンサーを配置し
た場合、吸息性努力で皮膚がセンサーから離れる方向に吸い込まれたときに、そ
の信号がどのように減少するのか、また、呼息性努力で皮膚がセンサーに向かっ
て盛り上がるときに、その信号がどのように増大するのかを示している。
品として入手可能な光学式センサーから得られる光電流（light current）のグ
ラフを示している。このグラフは、皮膚から約８ｍｍの距離にセンサーを配置し
た場合、吸息性努力で皮膚がセンサーから離れる方向に吸い込まれたときに、そ
の信号がどのように減少するのか、また、呼息性努力で皮膚がセンサーに向かっ
て盛り上がるときに、その信号がどのように増大するのかを示している。
【図３】 身体の運動が存在する場合であっても、光信号の変化を追跡する
ためのトラフ（trough）検出器と、信号からそのような変化を取り除くための減
算器とを含む信号処理エレクトロニクスのブロックダイアグラムである。
ためのトラフ（trough）検出器と、信号からそのような変化を取り除くための減
算器とを含む信号処理エレクトロニクスのブロックダイアグラムである。
【図４】 例えば身体の運動による最小の努力での上述の信号におけるシフ
トに対する、図３の信号処理エレクトロニクスの応答を示している。
トに対する、図３の信号処理エレクトロニクスの応答を示している。
【図５および６】 本発明の例証的な実施態様を包含しており、これらの図
面中、図５のブロックダイアグラム回路は、努力の増加関数である信号３０１を
生成すべく、図１〜４の好適な呼吸性努力センサー（参照番号３００で総体的に
示されている）を用いており、この信号３０１が、圧力要求出力信号３０４を生
成すべく、トリガー回路３０３で閾値３０２（信号３０１上に点線で示されてい
る）と比較される。そして、図６の圧力送給システムは、（図４から）サーボ４
０１への圧力要求入力４００を含んでおり、サーボ４０１の出力４０２は、ホー
ス４０７を介してマスク圧を測定する圧力センサー４０８を伴うマスク４０５及
び排気用通気孔４０６へホース４０４を介して呼吸可能なガスを送給する圧力ソ
ース４０３を制御し、そして、上述の圧力センサーからの出力４０９は、サーボ
４０１へのフィードバックを提供する。
面中、図５のブロックダイアグラム回路は、努力の増加関数である信号３０１を
生成すべく、図１〜４の好適な呼吸性努力センサー（参照番号３００で総体的に
示されている）を用いており、この信号３０１が、圧力要求出力信号３０４を生
成すべく、トリガー回路３０３で閾値３０２（信号３０１上に点線で示されてい
る）と比較される。そして、図６の圧力送給システムは、（図４から）サーボ４
０１への圧力要求入力４００を含んでおり、サーボ４０１の出力４０２は、ホー
ス４０７を介してマスク圧を測定する圧力センサー４０８を伴うマスク４０５及
び排気用通気孔４０６へホース４０４を介して呼吸可能なガスを送給する圧力ソ
ース４０３を制御し、そして、上述の圧力センサーからの出力４０９は、サーボ
４０１へのフィードバックを提供する。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，
ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ
Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ
，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，
ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ
Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ
，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，
ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，
ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＢＺ，Ｃ
Ａ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ
，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，
ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，Ｋ
Ｅ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ
，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，
ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，Ｒ
Ｕ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ
，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，
ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ
(72)発明者 ゴードン・ジョゼフ・マルーフ
オーストラリア2227ニュー・サウス・ウェ
ールズ州ギミア・ベイ、クーパーヌーク・
アベニュー43番
Claims (40)
- 【請求項１】 機械的換気装置を制御するための方法であって、当該方法が
、 患者に呼吸可能なガスを制御可能な圧力で供給するステップと、 胸骨上切痕の皮膚の運動から呼吸性努力の測度を導出するステップと、そして
、 前記呼吸性努力の測度に従って前記制御可能な圧力を調整するステップとを含
む、機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項２】 上記制御可能な圧力が、上記呼吸性努力が吸息性である場合
には高めの圧力に設定され、そして、それ以外の場合には低めの圧力に設定され
る、請求項１記載の機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項３】 上記制御可能な圧力が、上記呼吸性努力が吸息性である場合
か、あるいは、前の圧力遷移以来、予め定められた時間の間、低圧側から高圧側
への遷移が行われていない場合には、高めの圧力に設定され、そして、それ以外
の場合には低めの圧力に設定される、請求項１記載の機械的換気装置の制御方法
。 - 【請求項４】 上記制御可能な圧力が、上記呼吸性努力の増加関数となるべ
く設定されており、吸息性努力が正として算入され、そして、呼息性努力が負と
して算入される、請求項１記載の機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項５】 上記制御可能な圧力が、第一の圧力と上記呼吸性努力に比例
する第二の圧力の総和である、請求項１記載の機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項６】 上記制御可能な圧力が、上記呼吸性努力がゼロになるように
サーボ制御すべく動作可能なサーボ制御装置により設定される、請求項１記載の
機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項７】 患者が呼吸性努力を行っていないときには、上記制御可能な
圧力が、ある選定された陽圧に等しく為される、請求項６記載の機械的換気装置
の制御方法。 - 【請求項８】 光源と光電池を含むセンサーを、該光電池の出力が患者の胸
骨上切痕の深さの関数であるように配置することにより、前記呼吸性努力の測度
が導出される、請求項１ないし７のいずれかに記載の機械的換気装置の制御方法
。 - 【請求項９】 機械的換気装置を制御するための方法であって、当該方法が
、 患者に呼吸可能なガスを制御可能な圧力で供給するステップと、 該患者の皮膚の運動から呼吸性努力の測度を導出するステップと、そして、 第一の圧力と該呼吸性努力に比例する第二の圧力の総和になるように前記制御
可能な圧力を調整するステップとを含む、機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１０】 光源と光電池を含むセンサーを、該光電池の出力が患者の
胸骨上切痕の深さの関数であるように配置することにより、前記呼吸性努力の測
度が導出される、請求項９記載の機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１１】 機械的換気装置を制御するための方法であって、当該方法
が、 患者に呼吸可能なガスを制御可能な圧力で供給するステップと、 該患者の皮膚の運動から呼吸性努力の測度を導出するステップと、そして、 該呼吸性努力がゼロになるようにサーボ制御することにより、前記制御可能な
圧力を調整するステップとを含む、機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１２】 光源と光電池を含むセンサーを、該光電池の出力が患者の
胸骨上切痕の深さの関数であるように配置することにより、前記呼吸性努力の測
度が導出される、請求項１１記載の機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１３】 心臓の作用を低減するように機械的換気装置を制御するた
めの方法であって、当該方法が、 患者に呼吸可能なガスを制御可能な圧力で供給するステップと、 該患者の胸骨上切痕の皮膚の運動から胸内圧の測度を導出するステップと、そ
して、 前記皮膚の運動に従って前記制御可能な圧力を調整するステップとを含む、機
械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１４】 光源と光電池を含むセンサーを、該光電池の出力が患者の
胸骨上切痕の深さの関数であるように配置することにより、前記胸内圧の測度が
導出される、請求項１３記載の機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１５】 機械的換気装置を制御するための方法であって、当該方法
が、 患者に呼吸可能なガスを制御可能な圧力で供給するステップと、 該患者の呼吸性努力の単調関数であって、且つ、不連続性を呈さない信号を導
出するステップと、そして、 前記導出される信号に従って前記制御可能な圧力を調整するステップとを含む
、機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１６】 上記制御可能な圧力が、第一の圧力と、前記導出される信
号に比例する第二の圧力との総和に等しくなるように調整される、請求項１５記
載の機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１７】 上記導出される信号がゼロになるようにサーボ制御すべく
動作するサーボ制御装置により、上記制御可能な圧力が調整される、請求項１５
記載の機械的換気装置の制御方法。 - 【請求項１８】 上記導出される信号が、ゼロの吸息性努力に対しては略ゼ
ロである、請求項１５ないし１７のいずれかに記載の機械的換気装置の制御方法
。 - 【請求項１９】 上記導出される信号が、患者により呼吸された空気に関す
る測度の関数以外のものである、請求項１５ないし１７のいずれかに記載の機械
的換気装置の制御方法。 - 【請求項２０】 上記導出される信号が、ゼロの吸息性努力に対しては略ゼ
ロであり、且つ、該導出される信号が、患者により呼吸された空気に関する測度
の関数以外のものである、請求項１５ないし１７のいずれかに記載の機械的換気
装置の制御方法。 - 【請求項２１】 機械的換気装置であって、当該装置が、 制御可能な圧力における呼吸可能なガスのソースと、 胸骨上切痕の皮膚の運動から呼吸性努力を測定するための変換器と、そして、 前記変換器に応答し、且つ、該呼吸性努力の測度に従って前記制御可能な圧力
を調整する制御装置とを含む、機械的換気装置。 - 【請求項２２】 上記制御装置は、上記呼吸性努力が吸息性の場合には上記
圧力を高レベルに調整し、そして、それ以外の場合には該圧力を低レベルに調整
する、請求項２１記載の機械的換気装置。 - 【請求項２３】 上記制御装置は、上記圧力を、上記呼吸性努力が吸息性で
ある場合か、あるいは、前の圧力遷移以来、予め定められた時間の間、低圧側か
ら高圧側への遷移が行われていない場合には高めに設定し、そして、それ以外の
場合には、該圧力を低めに設定する、請求項２１記載の機械的換気装置。 - 【請求項２４】 上記制御装置は、上記呼吸性努力の増加関数であるように
上記圧力を調整し、吸息性努力が正として算入され、そして、呼息性努力が負と
して算入される、請求項２１記載の機械的換気装置。 - 【請求項２５】 上記制御装置が、上記圧力を、第一の圧力と上記呼吸性努
力に比例する第二の圧力の総和に等しくなるように調整する、請求項２１記載の
機械的換気装置。 - 【請求項２６】 上記制御装置は、上記呼吸性努力がゼロになるようにサー
ボ制御するサーボ制御装置を作動させることにより上記圧力を調整する、請求項
２１記載の機械的換気装置。 - 【請求項２７】 上記制御装置は、患者が呼吸性努力を行っていないときに
は、ある選定された陽圧に等しくなるように上記圧力を調整する、請求項２６記
載の機械的換気装置。 - 【請求項２８】 光源と光電池を含むセンサーを、該光電池の出力が患者の
胸骨上切痕の深さの関数であるように配置することにより、上記呼吸性努力の測
度が導出される、請求項２１ないし２７のいずれかに記載の機械的換気装置。 - 【請求項２９】 機械的換気装置であって、当該装置が、 制御可能な圧力における呼吸可能なガスのソースと、 患者の皮膚の運動から呼吸性努力を測定するための変換器と、そして、 前記変換器に応答し、且つ、第一の圧力と該呼吸性努力に比例する第二の圧力
の総和になるように前記制御可能な圧力を調整する制御装置とを含む、機械的換
気装置。 - 【請求項３０】 光源と光電池を含むセンサーを、該光電池の出力が患者の
胸骨上切痕の深さの関数であるように配置することにより、前記呼吸性努力の測
度が導出される、請求項２９記載の機械的換気装置。 - 【請求項３１】 機械的換気装置であって、当該装置が、 制御可能な圧力における呼吸可能なガスのソースと、 患者の皮膚の運動から呼吸性努力を測定するための変換器と、そして、 前記変換器に応答し、且つ、該呼吸性努力がゼロになるようにサーボ制御する
ことにより前記制御可能な圧力を調整する制御装置とを含む、機械的換気装置。 - 【請求項３２】 光源と光電池を含むセンサーを、該光電池の出力が患者の
胸骨上切痕の深さの関数であるように配置することにより、前記呼吸性努力の測
度が導出される、請求項３１記載の機械的換気装置。 - 【請求項３３】 心臓の作用を低減する機械的換気装置であって、当該装置
が、 制御可能な圧力における呼吸可能なガスのソースと、 患者の胸骨上切痕の皮膚の運動から胸内圧の測度を導出するための変換器と、
そして、 前記導出される測度に応答し、且つ、前記皮膚の運動に従って前記制御可能な
圧力を調整する制御装置とを含む、機械的換気装置。 - 【請求項３４】 光源と光電池を含むセンサーを、該光電池の出力が患者の
胸骨上切痕の深さの関数であるように配置することにより、前記胸内圧の測度が
導出される、請求項３３記載の機械的換気装置。 - 【請求項３５】 機械的換気装置であって、当該装置が、 制御可能な圧力における呼吸可能なガスのソースと、 患者の呼吸性努力の単調関数であって、且つ、不連続性を呈さない信号を導出
するための変換器と、そして、 前記導出される信号に従って前記制御可能な圧力を調整する制御装置とを含む
、機械的換気装置。 - 【請求項３６】 前記制御装置が、上記圧力を、第一の圧力と上記導出され
る信号に比例する第二の信号の総和に等しくなるように調整する、請求項３５記
載の機械的換気装置。 - 【請求項３７】 前記制御装置が、上記圧力を、上記導出される信号がゼロ
になるようにサーボ制御することにより調整する、請求項３５記載の機械的換気
装置。 - 【請求項３８】 上記導出される信号が、ゼロの吸息性努力に対しては略ゼ
ロである、請求項３５ないし３７のいずれかに記載の機械的換気装置。 - 【請求項３９】 上記導出される信号が、患者により呼吸された空気に関す
る測度の関数以外のものである、請求項３５ないし３７のいずれかに記載の機械
的換気装置。 - 【請求項４０】 上記導出される信号が、ゼロの吸息性努力に対しては略ゼ
ロであり、且つ、上記導出される信号が、患者により呼吸された空気に関する測
度の関数以外のものである、請求項３５ないし３７のいずれかに記載の機械的換
気装置。
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| US09/396,031 | 1999-09-15 | ||
| US09/396,031 US6758216B1 (en) | 1999-09-15 | 1999-09-15 | Ventilatory assistance using an external effort sensor |
| PCT/AU2000/001121 WO2001019439A1 (en) | 1999-09-15 | 2000-09-15 | Ventilatory assistance using an external effort sensor |
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|---|---|---|---|
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|---|---|---|---|
| JP2011103165A Expired - Fee Related JP5512594B2 (ja) | 1999-09-15 | 2011-05-02 | 外部的努力センサーを用いる換気補助 |
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