JP2832812B2 - 検出装置 - Google Patents
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- A61M2016/0018—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical
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- A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
- A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
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- A61M2016/0036—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the breathing tube and used in both inspiratory and expiratory phase
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- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/35—Communication
- A61M2205/3546—Range
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明はガス流の検出装置、
特に睡眠中に起きる呼吸停止（以下、睡眠無呼吸症候群
という）を治療する治療装置に使用されるものに関す
る。
特に睡眠中に起きる呼吸停止（以下、睡眠無呼吸症候群
という）を治療する治療装置に使用されるものに関す
る。
【０００２】
【従来の技術】睡眠時無呼吸症候群、特に閉鎖性睡眠時
無呼吸症候群は、全人口の４〜９％の人が悩まされてい
ると推定され、睡眠中に上側気道が偶然的に閉塞するも
のである。これは、臨床的に昼間の眠気、心臓不整脈、
肺動脈高血圧、鬱血性心臓病、知覚障害等の原因となっ
ている。睡眠時無呼吸症候群患者における上側気道閉塞
の病理学上の詳細は究明されておらず、一般的には、上
側気道の解剖学上あるいは機能的異常性で、空気抵抗の
増大によるものと考えられている。そのような異常性
は、吸入中の吸引力、重力による咽頭壁に舌が引かれる
こと、および上側気道拡張筋の不十分な筋力によって、
上側気道が狭くなると思われる。また、肥満と睡眠時無
呼吸症候群との知られた関連付けに応答する機構は、気
道を狭くする内部構造上に充分な圧力を加える首の前面
および側面で組織が過度にやわらかいという仮説も言わ
れている。睡眠時無呼吸症候群に対する治療は、外科手
術があり、口蓋垂咽頭形成術、肥満のための外科手術や
あごの成形手術がある。睡眠時無呼吸症候群の治療のた
めの外科手術他の例としては、気管切開手術がある。こ
れら治療方法は、もし助かったとしても、手術後に病的
状態になる恐れが大きい。薬理学上の治療は、一般にか
んばしくなく、特に軽い呼吸停止より重い患者にはかん
ばしくない。さらに、副作用が周期的であることであ
る。開業医は、高い成功率で、かつ例えば肥満に関する
場合、食事治療や通常のダイエットなどのように患者か
ら高い確率で承諾を得られて、睡眠時無呼吸症候群を治
療する不可侵の方法を探している。睡眠時無呼吸症候群
の最近の治療方法として、患者の気道を睡眠中に開口状
態に連続的に保つ連続正気道圧（CPAP:Continuous Posi
tive Airway Pressure）の使用がある。例えば、米国特
許第4,655,213号やオーストラリア特許AU-B-83901/82に
は、患者の気道内に加えられた連続的正気道圧に基づく
治療法が示されている。米国特許第4,773,411号には、
通気式治療方法および装置が示されている。この方法で
は、実質的に一定昇圧気道圧力を供給し、周期的に短時
間だけ大気圧より低くない圧力に減らしている。
無呼吸症候群は、全人口の４〜９％の人が悩まされてい
ると推定され、睡眠中に上側気道が偶然的に閉塞するも
のである。これは、臨床的に昼間の眠気、心臓不整脈、
肺動脈高血圧、鬱血性心臓病、知覚障害等の原因となっ
ている。睡眠時無呼吸症候群患者における上側気道閉塞
の病理学上の詳細は究明されておらず、一般的には、上
側気道の解剖学上あるいは機能的異常性で、空気抵抗の
増大によるものと考えられている。そのような異常性
は、吸入中の吸引力、重力による咽頭壁に舌が引かれる
こと、および上側気道拡張筋の不十分な筋力によって、
上側気道が狭くなると思われる。また、肥満と睡眠時無
呼吸症候群との知られた関連付けに応答する機構は、気
道を狭くする内部構造上に充分な圧力を加える首の前面
および側面で組織が過度にやわらかいという仮説も言わ
れている。睡眠時無呼吸症候群に対する治療は、外科手
術があり、口蓋垂咽頭形成術、肥満のための外科手術や
あごの成形手術がある。睡眠時無呼吸症候群の治療のた
めの外科手術他の例としては、気管切開手術がある。こ
れら治療方法は、もし助かったとしても、手術後に病的
状態になる恐れが大きい。薬理学上の治療は、一般にか
んばしくなく、特に軽い呼吸停止より重い患者にはかん
ばしくない。さらに、副作用が周期的であることであ
る。開業医は、高い成功率で、かつ例えば肥満に関する
場合、食事治療や通常のダイエットなどのように患者か
ら高い確率で承諾を得られて、睡眠時無呼吸症候群を治
療する不可侵の方法を探している。睡眠時無呼吸症候群
の最近の治療方法として、患者の気道を睡眠中に開口状
態に連続的に保つ連続正気道圧（CPAP:Continuous Posi
tive Airway Pressure）の使用がある。例えば、米国特
許第4,655,213号やオーストラリア特許AU-B-83901/82に
は、患者の気道内に加えられた連続的正気道圧に基づく
治療法が示されている。米国特許第4,773,411号には、
通気式治療方法および装置が示されている。この方法で
は、実質的に一定昇圧気道圧力を供給し、周期的に短時
間だけ大気圧より低くない圧力に減らしている。
【０００３】睡眠時無呼吸症候群の治療におけるCPAPの
適用に関する出版物は、次の通りである。 １．Lindsay, DA, Issa FG, and Sullivan C.E. "Mecha
nisms of Sleep Desaturation in Chronic Airflow Lim
itation Studied with Nasal Continuous Positive Air
way Pressure (CPAP)", Am Rev Respir Dis, 1982; 12
5: p.112. ２．Sanders MH, Moore SE, Eveslage J. "CPAP via na
sal mask: A treatmentfor occlisive sleep apnea", C
hest, 1983; 83: pp. 144-145. ３．Sullivan CE, Berthon-Jones M, Issa FG. "Remiss
io of severe obesity-hypoventilation Syndrome afte
r short-term treatment during sleep with continuou
s positive airway pressure", Am Rev Respir, 1983;
128: pp. 177-181. ４．Sullivan CE, Issa FG, Berthon-Jones M, Eveslag
e. "Reversal of obstructive sleep apnea by continu
ous positive airway pressure applied throughthe na
res", Lancet, 1981; 1: pp. 862-865. ５．Sullivan CE, Berthon-Jones M. Issa FG. "Treatm
ent of obstructive apnea with continuous positive
airway pressure applied through the nose", Am Rev
Respir Dis, 1982; 125: p. 107. Annual Meeting Abst
racts. ６．Rapoport DM, Sorkin B, Garay SM, Goldring RM.
"Reversal of the' Pickwickian Syndrome' by long-t
erm use of nocturnal nasal-airway pressure",N Engl
J. Med, 1982; 307: pp. 931-933. ７．Sanders MH, Holzer BC, Pennock BE. "The effect
of nasal CPAP on various sleep apnea patterns", C
hest, 1983; 84: p. 336. Presented at the Annual Me
eting of the American College of Chest Physicians,
Chicago, IL, October 1983.
適用に関する出版物は、次の通りである。 １．Lindsay, DA, Issa FG, and Sullivan C.E. "Mecha
nisms of Sleep Desaturation in Chronic Airflow Lim
itation Studied with Nasal Continuous Positive Air
way Pressure (CPAP)", Am Rev Respir Dis, 1982; 12
5: p.112. ２．Sanders MH, Moore SE, Eveslage J. "CPAP via na
sal mask: A treatmentfor occlisive sleep apnea", C
hest, 1983; 83: pp. 144-145. ３．Sullivan CE, Berthon-Jones M, Issa FG. "Remiss
io of severe obesity-hypoventilation Syndrome afte
r short-term treatment during sleep with continuou
s positive airway pressure", Am Rev Respir, 1983;
128: pp. 177-181. ４．Sullivan CE, Issa FG, Berthon-Jones M, Eveslag
e. "Reversal of obstructive sleep apnea by continu
ous positive airway pressure applied throughthe na
res", Lancet, 1981; 1: pp. 862-865. ５．Sullivan CE, Berthon-Jones M. Issa FG. "Treatm
ent of obstructive apnea with continuous positive
airway pressure applied through the nose", Am Rev
Respir Dis, 1982; 125: p. 107. Annual Meeting Abst
racts. ６．Rapoport DM, Sorkin B, Garay SM, Goldring RM.
"Reversal of the' Pickwickian Syndrome' by long-t
erm use of nocturnal nasal-airway pressure",N Engl
J. Med, 1982; 307: pp. 931-933. ７．Sanders MH, Holzer BC, Pennock BE. "The effect
of nasal CPAP on various sleep apnea patterns", C
hest, 1983; 84: p. 336. Presented at the Annual Me
eting of the American College of Chest Physicians,
Chicago, IL, October 1983.
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】CPAPは非常に有効であ
り、多くの人に認められているが、特に多数の睡眠時無
呼吸症候群患者はCPAPに対して耐性がない。このため、
他の実行可能な不可侵の治療方法が研究されてきた。し
たがって、本発明の目的は、睡眠中の呼吸停止に対する
新しい改良された治療方法およびそれに基づく治療装置
を提供することである。
り、多くの人に認められているが、特に多数の睡眠時無
呼吸症候群患者はCPAPに対して耐性がない。このため、
他の実行可能な不可侵の治療方法が研究されてきた。し
たがって、本発明の目的は、睡眠中の呼吸停止に対する
新しい改良された治療方法およびそれに基づく治療装置
を提供することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明においては、患者
の上側気道内に大気圧に対して変化した圧力を供給し、
気道の拡張筋を発達させて、睡眠中の上側気道閉鎖を和
らげている。本発明の実施例においては、正圧が比較的
高圧および低圧レベルで交互に患者の気道に供給され
る。それによって、患者の気道を拡張するために供給さ
れた圧力は、交互に大および小の拡張力である。高いお
よび低い正圧印加は患者の自然な呼吸によって開始さ
れ、高圧は吸入時に、低圧は吐出時に供給される。本発
明による治療装置においては、気流発生器および可変圧
力制御器、流量変換器と通して患者の気道に、予め定め
られたかつ調整可能な圧力を供給する。流量変換器は、
患者への瞬時流量に比例した信号をつくるのに使用され
る出力信号を発生する。瞬時流量信号は、低域濾波器に
供給され、低域濾波器は長時間での平均流量を示す信号
のみを通す。平均流量信号は、システムが患者回路から
最小排出量（すなわち、患者に付けられた呼吸マスクの
周辺からの小さな排気）を持つように正の流量を示す値
である。平均流量信号は、そのような排出量を示す。な
ぜなら、他のすべての流量の和は、長時間では量的に零
になる。というのは、吸入流量は長時間では、吐出流量
と等しくならなければならない。すなわち、長時間で
は、吸入された空気量は吐出されたガスの容量に等し
い。瞬時流量信号および平均流量信号の双方は、吸入／
吐出決定回路へ供給される。決定回路は最も単純な形態
では比較器であり、両信号を比較し、圧力制御器への駆
動信号を発生する。一般に、瞬時流量信号が平均流量を
超えると、患者は吸入し、圧力制御器へ供給される駆動
信号は、圧力制御器が予め定められた昇圧で空気を患者
の気道に供給するように設定する。同様にして、瞬時流
量が平均流量より小さいと、患者は吐出し、決定回路
は、圧力制御器が患者の気道に比較的低圧を供給するよ
うな駆動信号を発生する。このようにして、患者の気道
は、吸入および吐出中に交互になる高圧と低圧とによっ
て、開口状態に保たれる。前述のとおり、多くの睡眠時
無呼吸症候群患者は、標準のCPAPに対して耐性がない。
特に患者の２５％は付随する不便さのためにCPAPが有効
でない。CPAPは、吸入と吐出中に等しい圧力を使用す
る。呼吸の両モード中の昇圧は吐出および膨張させられ
た胸部の感度で困難性がある。しかしながら、気道での
吸入および吐出空気抵抗は、呼吸停止の始めから前の睡
眠中には上昇しており、気道流抵抗は吐出時が吸入時よ
り小さい。本発明の両レベルCPAP治療は、吐出時の圧力
は吸入時に喉頭を解放するのに必要なほど高くない場合
でさえ、吐出中で喉頭を解放に保つに十分である。さら
に、ある患者は吸入中に上側気道抵抗が増大する。本発
明において、吸入時のみ昇圧を供給し、気道圧のグロー
バルな（吸入および吐出）増大の必要性をなくしてい
る。吐出中に供給される比較的低圧は、多くの場合、大
気圧に近いか、同じである。吐出中に気道に供給される
低圧は、通常CPAPに対応した不快の状態のいくつかを和
らげることによって、患者の適用性を増大させる。従来
のCPAP治療では、２０cmH2O 程度の圧力が要求され、ナ
ザルCPAPで、不必要に高い吐出圧にさらされる。本発明
は、低い吐出気道圧に関して高い吸入気道圧を独立に供
給でき、CPAP治療ができなかった２５％の患者にも有効
であり、残りの７５％の患者にも適用できる。高圧およ
び低圧間のスイッチングは、患者の自然呼吸によって制
御され、患者は呼吸率および容量を独立に扱える。本発
明においては、システム排出を自動的に補償し、鼻マス
クをつけシステムの空気流を従来例より小さくできる。
さらに、自動排出補償に加え、患者への低圧気道圧力、
安全性の向上等が得られる。
の上側気道内に大気圧に対して変化した圧力を供給し、
気道の拡張筋を発達させて、睡眠中の上側気道閉鎖を和
らげている。本発明の実施例においては、正圧が比較的
高圧および低圧レベルで交互に患者の気道に供給され
る。それによって、患者の気道を拡張するために供給さ
れた圧力は、交互に大および小の拡張力である。高いお
よび低い正圧印加は患者の自然な呼吸によって開始さ
れ、高圧は吸入時に、低圧は吐出時に供給される。本発
明による治療装置においては、気流発生器および可変圧
力制御器、流量変換器と通して患者の気道に、予め定め
られたかつ調整可能な圧力を供給する。流量変換器は、
患者への瞬時流量に比例した信号をつくるのに使用され
る出力信号を発生する。瞬時流量信号は、低域濾波器に
供給され、低域濾波器は長時間での平均流量を示す信号
のみを通す。平均流量信号は、システムが患者回路から
最小排出量（すなわち、患者に付けられた呼吸マスクの
周辺からの小さな排気）を持つように正の流量を示す値
である。平均流量信号は、そのような排出量を示す。な
ぜなら、他のすべての流量の和は、長時間では量的に零
になる。というのは、吸入流量は長時間では、吐出流量
と等しくならなければならない。すなわち、長時間で
は、吸入された空気量は吐出されたガスの容量に等し
い。瞬時流量信号および平均流量信号の双方は、吸入／
吐出決定回路へ供給される。決定回路は最も単純な形態
では比較器であり、両信号を比較し、圧力制御器への駆
動信号を発生する。一般に、瞬時流量信号が平均流量を
超えると、患者は吸入し、圧力制御器へ供給される駆動
信号は、圧力制御器が予め定められた昇圧で空気を患者
の気道に供給するように設定する。同様にして、瞬時流
量が平均流量より小さいと、患者は吐出し、決定回路
は、圧力制御器が患者の気道に比較的低圧を供給するよ
うな駆動信号を発生する。このようにして、患者の気道
は、吸入および吐出中に交互になる高圧と低圧とによっ
て、開口状態に保たれる。前述のとおり、多くの睡眠時
無呼吸症候群患者は、標準のCPAPに対して耐性がない。
特に患者の２５％は付随する不便さのためにCPAPが有効
でない。CPAPは、吸入と吐出中に等しい圧力を使用す
る。呼吸の両モード中の昇圧は吐出および膨張させられ
た胸部の感度で困難性がある。しかしながら、気道での
吸入および吐出空気抵抗は、呼吸停止の始めから前の睡
眠中には上昇しており、気道流抵抗は吐出時が吸入時よ
り小さい。本発明の両レベルCPAP治療は、吐出時の圧力
は吸入時に喉頭を解放するのに必要なほど高くない場合
でさえ、吐出中で喉頭を解放に保つに十分である。さら
に、ある患者は吸入中に上側気道抵抗が増大する。本発
明において、吸入時のみ昇圧を供給し、気道圧のグロー
バルな（吸入および吐出）増大の必要性をなくしてい
る。吐出中に供給される比較的低圧は、多くの場合、大
気圧に近いか、同じである。吐出中に気道に供給される
低圧は、通常CPAPに対応した不快の状態のいくつかを和
らげることによって、患者の適用性を増大させる。従来
のCPAP治療では、２０cmH2O 程度の圧力が要求され、ナ
ザルCPAPで、不必要に高い吐出圧にさらされる。本発明
は、低い吐出気道圧に関して高い吸入気道圧を独立に供
給でき、CPAP治療ができなかった２５％の患者にも有効
であり、残りの７５％の患者にも適用できる。高圧およ
び低圧間のスイッチングは、患者の自然呼吸によって制
御され、患者は呼吸率および容量を独立に扱える。本発
明においては、システム排出を自動的に補償し、鼻マス
クをつけシステムの空気流を従来例より小さくできる。
さらに、自動排出補償に加え、患者への低圧気道圧力、
安全性の向上等が得られる。
【０００６】
【発明の実施の形態】次に本発明の実施形態例を示した
図面を参照して説明する。図１を参照すると、本発明の
第一の実施例による呼吸停止治療装置１０が、機能ブロ
ック図で示されている。治療装置１０は、新規な方法で
動作する。すなわち、睡眠中の呼吸停止として知られる
状態の治療のために、患者１２に対して空気などの呼吸
ガスを、比較的低圧と高圧（すなわち、大気圧と等しい
か高くして）とで、交互に与えている。治療装置１０
は、他の適当なソース例えば圧力ボトル１６や大気圧か
ら呼吸ガスを受ける気流発生器１４（例えばブロワー）
を有している。気流発生器１４からのガス流は、伝達管
２０を通って患者１２に取り付けられたマスク２２など
の呼吸器具に与えられる。マスク２２としては、鼻用マ
スクや図示のような全顔用マスクがよい。マスクの代わ
りに使える器具としては、nasal cannulae、endotrache
alや呼吸ガス源と患者との間のインタフェイス動作を行
うものであればよい。マスク２２は、呼吸中の呼吸ガス
の排気を行う適当な排気口２４を有している。排気口２
４は連続的に開放されている。圧力制御器２６が、気流
発生部１４とマスク２２との間の伝達管２０に直線的に
配置され、伝達管２０内、すなわち患者１２の気道内の
気流の圧力を制御する。例えば、排気口２４は、約１５
リットル／分の連続排気が可能な断面流域を有する。排
気口２４を通る流れは、一要素であるが、システム動作
の重要なパラメータである全システム排出の主要要素で
ある。以下に述べる他の実施例では、連続的な開放口２
４の代わりに非再呼吸バルブが使われる。圧力制御器２
６は、伝達管２０内、ひいては患者の気道内の呼吸ガス
の圧力を制御する。圧力制御器２６は、好ましくは気流
発生器１４の下流に配置され、制限された開口を通して
大気中に開かれた流路を提供する可動バルブの形式がよ
い。可動バルブは、すべての流量が開口で一定の圧力低
下を保つように調整可能であり、これにより伝達管２０
内の圧力を一定にする。伝達管２０と並んで、好ましく
は圧力制御器２６の下流に、適当な流量変換器２８が設
けられる。流量変換器２８の出力信号２９は、伝達管２
０内の患者への呼吸ガスの瞬時流量に比例した信号を発
生する流量信号調整器３０に供給される。気流発生器１
４は、必ずしも絶対的な置換構成要素ではない。例え
ば、ブロワーがある。ブロワーは、伝達管２０内に圧力
ヘッドをつくり、前述のとおり、患者の呼吸サイルの存
在、排気口２４および圧力制御器２６の作動において、
その圧力ヘッドを保つような量だけの空気流をつくる。
したがって、患者が息を吐き出すとき、肺からのピーク
排気流量値は、排気口２４の流量容量をはるかに超え
る。その結果、排気ガスは流量変換器２８を通して伝達
管２０内から圧力制御器２６へ逆流する。このようにし
て、変換器２８からの瞬時流量信号は、比較的大きな正
流（すなわち、患者への方向）から比較的大きな負流
（すなわち、患者から）の範囲内を幅広く変化する。信
号調整回路３０からの瞬時流量信号は、参照番号３２で
示したように、例えば比較回路等の決定回路３４へ供給
されるとともに、参照番号３６で示すように、低域濾波
器３８にも供給される。低域濾波器３８は、通常の呼吸
によって起こる信号中の大部分の変化分を瞬時流量入力
信号から除去するに充分低いカットオフ周波数を有して
いる。低域濾波器３８は、偽信号、異常流パターンおよ
びピーク瞬時流量バルブがシステムの平均流量に劇的な
影響を与えないように、十分長い時定数を有している。
すなわち、低域濾波器３８の時定数は、瞬時流量信号入
力に対してゆっくり応答するのに十分長いように選ばれ
る。したがって、システムの平均流量に流量に短時間に
大きなインパクトをあたえる最も急峻な流量入力信号
は、長時間にわたってより小さなインパクトとなる。こ
れは、そのような急峻な流量信号要素が、長い時間でキ
ャンセルされるためである。例えば、瞬時流量ピーク値
は、通常の自然呼吸中に患者が行うピーク吸入および吐
き出し量に対応する比較的大きな正および負の流量値に
交互になる。このようにして、低域濾波器３８の出力
は、システムにおける平均流量に比例した信号となる。
吸入および吐き出し量は、前述のとおり、実際には相殺
されるので、この信号はシステムの平均排出量（排気口
２４からの流量を含む）に対応した正流量である。
図面を参照して説明する。図１を参照すると、本発明の
第一の実施例による呼吸停止治療装置１０が、機能ブロ
ック図で示されている。治療装置１０は、新規な方法で
動作する。すなわち、睡眠中の呼吸停止として知られる
状態の治療のために、患者１２に対して空気などの呼吸
ガスを、比較的低圧と高圧（すなわち、大気圧と等しい
か高くして）とで、交互に与えている。治療装置１０
は、他の適当なソース例えば圧力ボトル１６や大気圧か
ら呼吸ガスを受ける気流発生器１４（例えばブロワー）
を有している。気流発生器１４からのガス流は、伝達管
２０を通って患者１２に取り付けられたマスク２２など
の呼吸器具に与えられる。マスク２２としては、鼻用マ
スクや図示のような全顔用マスクがよい。マスクの代わ
りに使える器具としては、nasal cannulae、endotrache
alや呼吸ガス源と患者との間のインタフェイス動作を行
うものであればよい。マスク２２は、呼吸中の呼吸ガス
の排気を行う適当な排気口２４を有している。排気口２
４は連続的に開放されている。圧力制御器２６が、気流
発生部１４とマスク２２との間の伝達管２０に直線的に
配置され、伝達管２０内、すなわち患者１２の気道内の
気流の圧力を制御する。例えば、排気口２４は、約１５
リットル／分の連続排気が可能な断面流域を有する。排
気口２４を通る流れは、一要素であるが、システム動作
の重要なパラメータである全システム排出の主要要素で
ある。以下に述べる他の実施例では、連続的な開放口２
４の代わりに非再呼吸バルブが使われる。圧力制御器２
６は、伝達管２０内、ひいては患者の気道内の呼吸ガス
の圧力を制御する。圧力制御器２６は、好ましくは気流
発生器１４の下流に配置され、制限された開口を通して
大気中に開かれた流路を提供する可動バルブの形式がよ
い。可動バルブは、すべての流量が開口で一定の圧力低
下を保つように調整可能であり、これにより伝達管２０
内の圧力を一定にする。伝達管２０と並んで、好ましく
は圧力制御器２６の下流に、適当な流量変換器２８が設
けられる。流量変換器２８の出力信号２９は、伝達管２
０内の患者への呼吸ガスの瞬時流量に比例した信号を発
生する流量信号調整器３０に供給される。気流発生器１
４は、必ずしも絶対的な置換構成要素ではない。例え
ば、ブロワーがある。ブロワーは、伝達管２０内に圧力
ヘッドをつくり、前述のとおり、患者の呼吸サイルの存
在、排気口２４および圧力制御器２６の作動において、
その圧力ヘッドを保つような量だけの空気流をつくる。
したがって、患者が息を吐き出すとき、肺からのピーク
排気流量値は、排気口２４の流量容量をはるかに超え
る。その結果、排気ガスは流量変換器２８を通して伝達
管２０内から圧力制御器２６へ逆流する。このようにし
て、変換器２８からの瞬時流量信号は、比較的大きな正
流（すなわち、患者への方向）から比較的大きな負流
（すなわち、患者から）の範囲内を幅広く変化する。信
号調整回路３０からの瞬時流量信号は、参照番号３２で
示したように、例えば比較回路等の決定回路３４へ供給
されるとともに、参照番号３６で示すように、低域濾波
器３８にも供給される。低域濾波器３８は、通常の呼吸
によって起こる信号中の大部分の変化分を瞬時流量入力
信号から除去するに充分低いカットオフ周波数を有して
いる。低域濾波器３８は、偽信号、異常流パターンおよ
びピーク瞬時流量バルブがシステムの平均流量に劇的な
影響を与えないように、十分長い時定数を有している。
すなわち、低域濾波器３８の時定数は、瞬時流量信号入
力に対してゆっくり応答するのに十分長いように選ばれ
る。したがって、システムの平均流量に流量に短時間に
大きなインパクトをあたえる最も急峻な流量入力信号
は、長時間にわたってより小さなインパクトとなる。こ
れは、そのような急峻な流量信号要素が、長い時間でキ
ャンセルされるためである。例えば、瞬時流量ピーク値
は、通常の自然呼吸中に患者が行うピーク吸入および吐
き出し量に対応する比較的大きな正および負の流量値に
交互になる。このようにして、低域濾波器３８の出力
は、システムにおける平均流量に比例した信号となる。
吸入および吐き出し量は、前述のとおり、実際には相殺
されるので、この信号はシステムの平均排出量（排気口
２４からの流量を含む）に対応した正流量である。
【０００７】低域濾波器３８からの平均流量信号は、参
照番号４０で示されるように、決定回路３４に供給され
る。決定回路３４においては、瞬時流量信号が、システ
ムの平均流量信号と連続的に比較される。決定回路３４
の出力は、駆動信号４２として、圧力制御器２６を制御
する。伝達管２０内の呼吸ガスの圧力値は、次に述べる
ようにして、患者１２の自然呼吸と対応付けられる。患
者が息を吸い始めると、瞬時流量信号は、正の平均流量
信号値より高い正の値となる。決定回路２４は、この増
加を患者の吸入開始として検出する。決定回路３４から
の出力しんごうは、圧力制御器２６に供給される。これ
に呼応して、圧力制御器２６は、伝達管２０内に高圧ガ
ス流を送り、患者１２の気道内の圧力を高める。これ
は、両レベルCPAPシステムの高圧力値であり、IPAP（In
halationPositive Airway Pressure：正の吸入気道圧
）と称される。吸入期間中、伝達管２０内の流量は最
大値まで増加し、その後吸入終了とともに減少する。吐
き出しの開始時には、患者の肺への空気流は、皆無であ
る。この結果、瞬時流量信号は、比較的一定な正の流量
値である平均流量信号より小さくなる。決定回路３４
は、この状態を吐き出しのかいしとして検出し、圧力制
御器２６へ駆動信号を供給する。圧力制御器２６は、こ
れに応じて、低圧のガス流を伝達管２０内に供給する。
この低圧は、両れべるCPAPシステムにおける低レベル圧
力値であり、EPAP（正の排気気道圧力）と称される。前
述の用に、EPAP圧力の範囲は、大気圧を含む。患者が再
び自然吸入を始めると、瞬時流量信号は再び増大し、平
均流量信号を超える。決定回路は再び駆動信号を圧力制
御器２６へ供給してIPAP圧力が再び加えられる。上述の
動作は、決定回路３４において、少なくとも入力信号３
２及び４０の定期的な比較が必要である。この動作や他
の動作では、連続的として説明されているが、連続的な
もの（すなわち、中断することがないもの）および定期
的なもの（すなわち、離れたもの）の両方が含まれる。
前述のように、システム１０は排気口２４を経由する固
有の制御排気量を有し、これにより平均排気量信号が少
なくとも小さい正流を保証している。吸入の間、流量変
換器で検出された流量は、排気口２４を通る排気僚およ
び変換器２８の下流からの他のシステム排出量と患者１
２の気道内の吸入量との和である。したがって、吸入の
間、調整回路３０によって調整された瞬時流量信号は、
平均流量信号を超える吸入流を正確に反映している。吐
き出し時には、伝達管２０内の流量は、排気口２４の流
量容量をはるかに超えて、患者の肺から排出流として逆
流する。したがって、排出空気は、伝達管２０内を変換
器２８を経て圧力制御器２６の方へ逆流する。圧力変換
器２６は、設定された圧力を保つように動作するので、
患者１２および気流発生器１４の双方からの流れに応じ
て動作し、付加流量を収容するに十分なように出力口へ
開く。これによって、決定回路３４の動作によって決ま
る圧力を保つことができる。
照番号４０で示されるように、決定回路３４に供給され
る。決定回路３４においては、瞬時流量信号が、システ
ムの平均流量信号と連続的に比較される。決定回路３４
の出力は、駆動信号４２として、圧力制御器２６を制御
する。伝達管２０内の呼吸ガスの圧力値は、次に述べる
ようにして、患者１２の自然呼吸と対応付けられる。患
者が息を吸い始めると、瞬時流量信号は、正の平均流量
信号値より高い正の値となる。決定回路２４は、この増
加を患者の吸入開始として検出する。決定回路３４から
の出力しんごうは、圧力制御器２６に供給される。これ
に呼応して、圧力制御器２６は、伝達管２０内に高圧ガ
ス流を送り、患者１２の気道内の圧力を高める。これ
は、両レベルCPAPシステムの高圧力値であり、IPAP（In
halationPositive Airway Pressure：正の吸入気道圧
）と称される。吸入期間中、伝達管２０内の流量は最
大値まで増加し、その後吸入終了とともに減少する。吐
き出しの開始時には、患者の肺への空気流は、皆無であ
る。この結果、瞬時流量信号は、比較的一定な正の流量
値である平均流量信号より小さくなる。決定回路３４
は、この状態を吐き出しのかいしとして検出し、圧力制
御器２６へ駆動信号を供給する。圧力制御器２６は、こ
れに応じて、低圧のガス流を伝達管２０内に供給する。
この低圧は、両れべるCPAPシステムにおける低レベル圧
力値であり、EPAP（正の排気気道圧力）と称される。前
述の用に、EPAP圧力の範囲は、大気圧を含む。患者が再
び自然吸入を始めると、瞬時流量信号は再び増大し、平
均流量信号を超える。決定回路は再び駆動信号を圧力制
御器２６へ供給してIPAP圧力が再び加えられる。上述の
動作は、決定回路３４において、少なくとも入力信号３
２及び４０の定期的な比較が必要である。この動作や他
の動作では、連続的として説明されているが、連続的な
もの（すなわち、中断することがないもの）および定期
的なもの（すなわち、離れたもの）の両方が含まれる。
前述のように、システム１０は排気口２４を経由する固
有の制御排気量を有し、これにより平均排気量信号が少
なくとも小さい正流を保証している。吸入の間、流量変
換器で検出された流量は、排気口２４を通る排気僚およ
び変換器２８の下流からの他のシステム排出量と患者１
２の気道内の吸入量との和である。したがって、吸入の
間、調整回路３０によって調整された瞬時流量信号は、
平均流量信号を超える吸入流を正確に反映している。吐
き出し時には、伝達管２０内の流量は、排気口２４の流
量容量をはるかに超えて、患者の肺から排出流として逆
流する。したがって、排出空気は、伝達管２０内を変換
器２８を経て圧力制御器２６の方へ逆流する。圧力変換
器２６は、設定された圧力を保つように動作するので、
患者１２および気流発生器１４の双方からの流れに応じ
て動作し、付加流量を収容するに十分なように出力口へ
開く。これによって、決定回路３４の動作によって決ま
る圧力を保つことができる。
【０００８】吸入および吐き出しサイクルの双方におい
て、伝達管２０内のガス圧力は、患者の気道内に圧力を
与えて開気道をつくり、これによって気道の締め付けを
和らげることができる。実際には、平均流量信号に関し
て、決定回路３４内のスイッチングレベルをわずかにオ
フセットすることが望ましい。これによって、システム
は低圧排気モードから高圧吸入モードへ早まってスイッ
チすることがない。すなわち、患者が予め定められた最
小量の十分に自然な吸入を実際に行うまで、システムIP
APモードにスイッチしないように、システムの平均流量
から正の方向へオフセットされたスイッチング決定点が
設定されている。これは、吸入の初期が完全に自然であ
り、気道の圧力の人工的な増大によっていないことを示
している。IPAPモードにおいても、患者の肺への空気の
流量が零になる前に、低圧EPAPモードへの変換が確実に
なるように（すなわち、患者が吸入を止める少し前にEP
APへのスイッチングが起こるように）、同様なスイッチ
ング設定点のオフセットが設けられている。これによ
り、患者の自然な吐き出しに対して過度の初期抵抗を起
こさない。上述の説明から明らかなように、睡眠中の呼
吸停止の新しい治療法が提案されており、それにしたが
うと、患者の気道圧力が、患者の自然な呼吸を妨害する
ことが全くなく、吸入中には正の高圧に保持され、吐き
出し中には比較的低圧に保持される。説明された装置
は、患者への呼吸ガス流を正圧にし、患者の自然な吸入
および吐き出しに呼応して患者の軌道内を交互に高圧お
よび低圧にする空気流を流すことによって、睡眠中の呼
吸停止の患者の治療を行う。説明されたシステムは、米
国特許第5,107,830号に示された比例気道圧システムの
ような圧力サポートシステムとともに使用できる。圧力
を制御するために、患者への呼吸ガスの流量は、システ
ムにおける瞬時呼吸ガス流に、比例した信号を得るよう
に、検出され連続的に処理される。瞬時流量信号は、通
常の患者の呼吸や他の原因に起因する変化を除去するよ
うに処理され、システムの平均ガス流に比例した信号が
発生される。平均流量信号は、患者の自然な呼吸とシス
テムの平均流量との関係を除去するために、瞬時流量信
号と連続的に比較される。瞬時流量が平均流量を超す
と、患者は吸入を行い、それに応じて患者へのガス圧力
が選ばれた正の圧力に決定され、患者の気道内に対応す
る圧力を供給する。瞬時流量信号と平均流量信号との比
較が、患者が息を吐き出していることを示していると
き、すなわち瞬時流量信号が平均流量と等しいか小さい
ときには、患者の気道内に対応する低圧が与えられるよ
うに、患者への呼吸ガスの圧力は選ばれた低圧に調整さ
れる。図２および図３に示された本発明の第二の実施例
においては、低域濾波器３８が、図３に示すように、低
域濾波器や他の要素を含む予測排出量コンピュータを入
れ換えられている。図２の他の要素は、図１に示したシ
ステムと同様である。したがって、同じ要素は同じ参照
番号で示されており、図１の実施例での説明は図２に一
般的に適用できる。後述のように、予測排出量コンピュ
ータ５０の機能を使用することによって、長期間システ
ムの平均流量を単に供給するだけでなく、呼吸ごとに決
定回路３４に供給される基準信号を調整することができ
る。この新しい基準信号を平均流量と区別するため、以
後の説明では、予測排出量信号または単に予測排出信号
と称する。
て、伝達管２０内のガス圧力は、患者の気道内に圧力を
与えて開気道をつくり、これによって気道の締め付けを
和らげることができる。実際には、平均流量信号に関し
て、決定回路３４内のスイッチングレベルをわずかにオ
フセットすることが望ましい。これによって、システム
は低圧排気モードから高圧吸入モードへ早まってスイッ
チすることがない。すなわち、患者が予め定められた最
小量の十分に自然な吸入を実際に行うまで、システムIP
APモードにスイッチしないように、システムの平均流量
から正の方向へオフセットされたスイッチング決定点が
設定されている。これは、吸入の初期が完全に自然であ
り、気道の圧力の人工的な増大によっていないことを示
している。IPAPモードにおいても、患者の肺への空気の
流量が零になる前に、低圧EPAPモードへの変換が確実に
なるように（すなわち、患者が吸入を止める少し前にEP
APへのスイッチングが起こるように）、同様なスイッチ
ング設定点のオフセットが設けられている。これによ
り、患者の自然な吐き出しに対して過度の初期抵抗を起
こさない。上述の説明から明らかなように、睡眠中の呼
吸停止の新しい治療法が提案されており、それにしたが
うと、患者の気道圧力が、患者の自然な呼吸を妨害する
ことが全くなく、吸入中には正の高圧に保持され、吐き
出し中には比較的低圧に保持される。説明された装置
は、患者への呼吸ガス流を正圧にし、患者の自然な吸入
および吐き出しに呼応して患者の軌道内を交互に高圧お
よび低圧にする空気流を流すことによって、睡眠中の呼
吸停止の患者の治療を行う。説明されたシステムは、米
国特許第5,107,830号に示された比例気道圧システムの
ような圧力サポートシステムとともに使用できる。圧力
を制御するために、患者への呼吸ガスの流量は、システ
ムにおける瞬時呼吸ガス流に、比例した信号を得るよう
に、検出され連続的に処理される。瞬時流量信号は、通
常の患者の呼吸や他の原因に起因する変化を除去するよ
うに処理され、システムの平均ガス流に比例した信号が
発生される。平均流量信号は、患者の自然な呼吸とシス
テムの平均流量との関係を除去するために、瞬時流量信
号と連続的に比較される。瞬時流量が平均流量を超す
と、患者は吸入を行い、それに応じて患者へのガス圧力
が選ばれた正の圧力に決定され、患者の気道内に対応す
る圧力を供給する。瞬時流量信号と平均流量信号との比
較が、患者が息を吐き出していることを示していると
き、すなわち瞬時流量信号が平均流量と等しいか小さい
ときには、患者の気道内に対応する低圧が与えられるよ
うに、患者への呼吸ガスの圧力は選ばれた低圧に調整さ
れる。図２および図３に示された本発明の第二の実施例
においては、低域濾波器３８が、図３に示すように、低
域濾波器や他の要素を含む予測排出量コンピュータを入
れ換えられている。図２の他の要素は、図１に示したシ
ステムと同様である。したがって、同じ要素は同じ参照
番号で示されており、図１の実施例での説明は図２に一
般的に適用できる。後述のように、予測排出量コンピュ
ータ５０の機能を使用することによって、長期間システ
ムの平均流量を単に供給するだけでなく、呼吸ごとに決
定回路３４に供給される基準信号を調整することができ
る。この新しい基準信号を平均流量と区別するため、以
後の説明では、予測排出量信号または単に予測排出信号
と称する。
【０００９】上に述べたように、システムの平均流量基
準信号は、低域濾波器３８の長時定数により非常にゆっ
くり変化する。この動作上の特徴は、不規則な呼吸パタ
ーンのような異常な瞬時流量信号入力により基準信号へ
の妨害を避けるために、意識的に採用されたものであ
る。平均流量基準信号上の異常性のインパクトを最小に
することが可能であったときは、小さな増大および妨害
に対応して非常に小さくはあるが、平均流量は変化す
る。低域濾波器の長時定数により、基準信号におけるそ
のような変化は長期間続く。さらに、基準信号中に小さ
な変化でさえ、システムのトリガ作用には非常に重大な
影響を与える。例えば、吸入流が正になり始めたとき、
システムをIPAPモードにトリガするので、基準信号中の
小さな変化は、システムをIPAPモードにトリガするのに
必要な呼吸活動における比較的大きな変化をもたらす。
多くの場合、基準信号中の変化は、患者が通常の呼吸活
動でシステムをトリガできない程大きい。例えば、患者
の顔にマスクを置く前にシステムがオンになると、装着
されていないマスクからの初期の自由空気流は、システ
ムの初期平均流に非常に大きな正の値をもたらす。も
し、そのような値が、患者の自然呼吸における最大吸入
流量を超えると、システムはIPAPモードとEPAPモードと
の間でトリガを行えない。それは、動作中の実際のシス
テム排出量により近い値まで基準信号を下げるために患
者にマスクを装着後、少なくと十分な通常呼吸サイクル
になるまでは、決定回路が平均流量信号より大きい瞬時
流量信号を検出できないためである。前述のとおり、低
域濾波器では、ある程度長い時間を取っており、この期
間に患者は均一な正圧に対して呼吸を自然に行える。こ
れは、従来のCPAPと同等であり、本発明を限定するもの
ではない。患者の自然な呼吸によって全体的に制御され
た呼吸ごとに予測排出量から得られる基準信号に基づい
た実施例に加えて、さらに二つの動作モードがある。一
つは、自然／時限動作であり、もしシステムが吐き出し
が始まった後、決められた期間内に吸入を吐き出しなく
ても、患者の吸入を始めるに十分長くIPAPモードへ自動
的にトリガする。これを合成するために、タイマが設け
られ、タイマは、吸入サイクルが自然にトリガされたと
きあるいはタイマ自身によってリセットされる。このよ
うにして、吸入の開始だけがタイマによって起動され
る。このモードにおいて、動作サイクルの他の部分は、
患者の自然な呼吸およびシステムの回路によって制御さ
れている。他のモードは、患者の自然な呼吸活動ではな
く、システムの瞬時動作のみに基づき、患者の自然な呼
吸に調和した時限サイクルに応答している。
準信号は、低域濾波器３８の長時定数により非常にゆっ
くり変化する。この動作上の特徴は、不規則な呼吸パタ
ーンのような異常な瞬時流量信号入力により基準信号へ
の妨害を避けるために、意識的に採用されたものであ
る。平均流量基準信号上の異常性のインパクトを最小に
することが可能であったときは、小さな増大および妨害
に対応して非常に小さくはあるが、平均流量は変化す
る。低域濾波器の長時定数により、基準信号におけるそ
のような変化は長期間続く。さらに、基準信号中に小さ
な変化でさえ、システムのトリガ作用には非常に重大な
影響を与える。例えば、吸入流が正になり始めたとき、
システムをIPAPモードにトリガするので、基準信号中の
小さな変化は、システムをIPAPモードにトリガするのに
必要な呼吸活動における比較的大きな変化をもたらす。
多くの場合、基準信号中の変化は、患者が通常の呼吸活
動でシステムをトリガできない程大きい。例えば、患者
の顔にマスクを置く前にシステムがオンになると、装着
されていないマスクからの初期の自由空気流は、システ
ムの初期平均流に非常に大きな正の値をもたらす。も
し、そのような値が、患者の自然呼吸における最大吸入
流量を超えると、システムはIPAPモードとEPAPモードと
の間でトリガを行えない。それは、動作中の実際のシス
テム排出量により近い値まで基準信号を下げるために患
者にマスクを装着後、少なくと十分な通常呼吸サイクル
になるまでは、決定回路が平均流量信号より大きい瞬時
流量信号を検出できないためである。前述のとおり、低
域濾波器では、ある程度長い時間を取っており、この期
間に患者は均一な正圧に対して呼吸を自然に行える。こ
れは、従来のCPAPと同等であり、本発明を限定するもの
ではない。患者の自然な呼吸によって全体的に制御され
た呼吸ごとに予測排出量から得られる基準信号に基づい
た実施例に加えて、さらに二つの動作モードがある。一
つは、自然／時限動作であり、もしシステムが吐き出し
が始まった後、決められた期間内に吸入を吐き出しなく
ても、患者の吸入を始めるに十分長くIPAPモードへ自動
的にトリガする。これを合成するために、タイマが設け
られ、タイマは、吸入サイクルが自然にトリガされたと
きあるいはタイマ自身によってリセットされる。このよ
うにして、吸入の開始だけがタイマによって起動され
る。このモードにおいて、動作サイクルの他の部分は、
患者の自然な呼吸およびシステムの回路によって制御さ
れている。他のモードは、患者の自然な呼吸活動ではな
く、システムの瞬時動作のみに基づき、患者の自然な呼
吸に調和した時限サイクルに応答している。
【００１０】図３を参照すると、予測排出量コンピュー
タ５０は、各患者呼吸解析に基づき予測排出信号に対し
て修正するように動作する回路に加えて、低域濾波器３
８’を有している。マスクが患者に装着される前にブロ
ワーがすでに動作してシステム流量に大きな変化やシス
テムがすでに動作開始しているか停止してしまった大き
な排出の後、予測排出流量信号を急速に調整する回路も
設けられている。低域濾波器３８’は、作用を後述する
データ記憶機能を有している。低域濾波器３８’は、図
１を参照して行った説明と同じように動作する。それ
は、排気口２４の流量容量を含むシステムの固定排出量
と同等の長期間の平均流量を提供する。この長期間平均
は、図３の実施例においては、システムの流量状態が非
常にゆるやかに変化するときだけ、予測排出基準信号を
調整するように働く。呼吸ごとの解析および基準信号の
調整のために、差動増幅器２５は、参照番号５４で示す
ように瞬時流量信号を受け、参照番号５６で示すように
低域濾波器３８’から予測排出量信号を受ける。差動増
幅器５２の出力は、瞬時流量と予測排出量特許の差、す
なわち予測瞬時患者流量である。これは、瞬時流量が、
患者への流量と実際のシステム排出との和であることを
考慮すれば明らかである。差動増幅器５２からの予測患
者流量信号は、参照番号５８で示されるように、流量積
分器６０に供給される。流量積分器６０は、IPAPへのト
リガで呼吸ごとに開始と終了の予測患者流量を積分す
る。積分器０への他の入力は、参照番号６２で示すよう
に、IPAP／EPAP状態信号である。IPAP／EPAP状態信号
は、圧力制御器２６に供給される駆動信号である。すな
わち、IPAP／EPAPとの間のように圧力状態を示す信号で
ある。状態信号は、積分器６０による呼吸ごとの積分の
ため、各呼吸の開始と終了とを示すのに使用される。低
域濾波器３８’からの予測排出量信号は、真のシステム
の排出量と等しい。もし患者の吸入および排気量が呼吸
と同じであれば（すなわち、患者の全正流が全負流に等
しければ）、積分器６０によって計算された積分値は零
になり、予測排出量の調整は必要ない。積分器６０によ
る積分値が零でなければ、積分器６０からの出力中の積
分値は、参照番号６４で示すように、サンプル・ホール
ド回路６６へ供給される。勿論、積分値が零でも出力信
号は回路６６へ供給されるが、予測排出量信号の調整は
行わない。
タ５０は、各患者呼吸解析に基づき予測排出信号に対し
て修正するように動作する回路に加えて、低域濾波器３
８’を有している。マスクが患者に装着される前にブロ
ワーがすでに動作してシステム流量に大きな変化やシス
テムがすでに動作開始しているか停止してしまった大き
な排出の後、予測排出流量信号を急速に調整する回路も
設けられている。低域濾波器３８’は、作用を後述する
データ記憶機能を有している。低域濾波器３８’は、図
１を参照して行った説明と同じように動作する。それ
は、排気口２４の流量容量を含むシステムの固定排出量
と同等の長期間の平均流量を提供する。この長期間平均
は、図３の実施例においては、システムの流量状態が非
常にゆるやかに変化するときだけ、予測排出基準信号を
調整するように働く。呼吸ごとの解析および基準信号の
調整のために、差動増幅器２５は、参照番号５４で示す
ように瞬時流量信号を受け、参照番号５６で示すように
低域濾波器３８’から予測排出量信号を受ける。差動増
幅器５２の出力は、瞬時流量と予測排出量特許の差、す
なわち予測瞬時患者流量である。これは、瞬時流量が、
患者への流量と実際のシステム排出との和であることを
考慮すれば明らかである。差動増幅器５２からの予測患
者流量信号は、参照番号５８で示されるように、流量積
分器６０に供給される。流量積分器６０は、IPAPへのト
リガで呼吸ごとに開始と終了の予測患者流量を積分す
る。積分器０への他の入力は、参照番号６２で示すよう
に、IPAP／EPAP状態信号である。IPAP／EPAP状態信号
は、圧力制御器２６に供給される駆動信号である。すな
わち、IPAP／EPAPとの間のように圧力状態を示す信号で
ある。状態信号は、積分器６０による呼吸ごとの積分の
ため、各呼吸の開始と終了とを示すのに使用される。低
域濾波器３８’からの予測排出量信号は、真のシステム
の排出量と等しい。もし患者の吸入および排気量が呼吸
と同じであれば（すなわち、患者の全正流が全負流に等
しければ）、積分器６０によって計算された積分値は零
になり、予測排出量の調整は必要ない。積分器６０によ
る積分値が零でなければ、積分器６０からの出力中の積
分値は、参照番号６４で示すように、サンプル・ホール
ド回路６６へ供給される。勿論、積分値が零でも出力信
号は回路６６へ供給されるが、予測排出量信号の調整は
行わない。
【００１１】回路６６からの零でない積分値は、参照番
号６８で示すように、回路３８’にも、参照番号７０で
示される回路６６へのIPAP／EPAP状態信号に応じて、患
者の呼吸ごとに、供給される。回路３８’への非零の積
分値の供給は、予測流量信号が積分値に比例し、かつ他
の条件が同じであれば次の呼吸で零になるように積分値
を減らすように、調整するためである。このシステム
で、患者の全呼吸サイクル値が零であり、さらにシステ
ム排出量が変化すれば、積分回路は、患者の約１０呼吸
内に予測排出量に対する調整により排出量を補正する。
積分回路６０は、患者の呼吸サイクル中に非零値に応じ
て予測排出量を調整する。患者の呼吸値が非零になるこ
とは、例外的なものではない。例えば、患者は、吐出を
数呼吸サイクル行うより少し多く吸入し、その後深く十
分に吐出を行う。この場合、積分回路は、真のシステム
排出量が変化しても予測排出量を調整する。しなしなが
ら、基準信号補正は、一呼吸で要求される全補正量の約
１０分の１だけであるので、基準信号は一または二呼吸
だけで目立って変化しない。このようにして、積分回路
は、システム排出量および患者の通常の呼吸での変化分
の双方に応答する。積分回路は、通常、例えば患者の早
い呼吸時には、アクティブである。吐出回路７４は、次
に述べるように、システム排出量を予測するのに使用さ
れる他のデータ要素を計算する。回路７４は、瞬時流量
波形のスロープを監視している。スロープ値が吐出時
（状態信号入力７６として示される）零付近であれば、
流量は変化しないことを示している。もし、瞬時流量波
形のスロープが呼吸の２分の１より小さければ、吐出が
終了し、その時点の全流量が排出量であることを示して
いる。しかしながら、予測流量が非零であれば、瞬時流
量信号の一要素は患者の流量でなければならない。この
ような条件が得られれば、回路は予測排出量をゆっくり
調整して、予測患者流量が零になる方向に動かし、吐出
端で患者の瞬時流量が希望値になる。予測排出量への調
整は、参照番号８０で示すように、回路７４の出力とし
て得られる。この制御機構が働けば、積分回路６０の呼
吸ごとの補正性能を呼吸だけにすることができる。
号６８で示すように、回路３８’にも、参照番号７０で
示される回路６６へのIPAP／EPAP状態信号に応じて、患
者の呼吸ごとに、供給される。回路３８’への非零の積
分値の供給は、予測流量信号が積分値に比例し、かつ他
の条件が同じであれば次の呼吸で零になるように積分値
を減らすように、調整するためである。このシステム
で、患者の全呼吸サイクル値が零であり、さらにシステ
ム排出量が変化すれば、積分回路は、患者の約１０呼吸
内に予測排出量に対する調整により排出量を補正する。
積分回路６０は、患者の呼吸サイクル中に非零値に応じ
て予測排出量を調整する。患者の呼吸値が非零になるこ
とは、例外的なものではない。例えば、患者は、吐出を
数呼吸サイクル行うより少し多く吸入し、その後深く十
分に吐出を行う。この場合、積分回路は、真のシステム
排出量が変化しても予測排出量を調整する。しなしなが
ら、基準信号補正は、一呼吸で要求される全補正量の約
１０分の１だけであるので、基準信号は一または二呼吸
だけで目立って変化しない。このようにして、積分回路
は、システム排出量および患者の通常の呼吸での変化分
の双方に応答する。積分回路は、通常、例えば患者の早
い呼吸時には、アクティブである。吐出回路７４は、次
に述べるように、システム排出量を予測するのに使用さ
れる他のデータ要素を計算する。回路７４は、瞬時流量
波形のスロープを監視している。スロープ値が吐出時
（状態信号入力７６として示される）零付近であれば、
流量は変化しないことを示している。もし、瞬時流量波
形のスロープが呼吸の２分の１より小さければ、吐出が
終了し、その時点の全流量が排出量であることを示して
いる。しかしながら、予測流量が非零であれば、瞬時流
量信号の一要素は患者の流量でなければならない。この
ような条件が得られれば、回路は予測排出量をゆっくり
調整して、予測患者流量が零になる方向に動かし、吐出
端で患者の瞬時流量が希望値になる。予測排出量への調
整は、参照番号８０で示すように、回路７４の出力とし
て得られる。この制御機構が働けば、積分回路６０の呼
吸ごとの補正性能を呼吸だけにすることができる。
【００１２】回路７４の出力は、低域濾波器３８’への
時定数制御信号であり、瞬時排出量が瞬時流量信号に近
づくのに十分な期間がつくられるように、一時的に時定
数を短くする。低域濾波器の時定数を短くすることは、
低域濾波器出力（システム平均値）が、瞬時流量信号入
力に近づくように高速化することである。予測排出流量
制御の他の要素は、グロスエラー検出器８２である。こ
の検出器は、参照番号８４で示される予測患者流量が零
から約５秒離れたとき動作する。そのような状態はよく
起こり、例えば気流発生器１４がマスクを患者に装着す
る前に動作を開始すると起こる。システムのこの部分
は、排出量の大きな変化が起こったときに動作を早急に
安定させるのに使用される。上述の説明によれば、低域
濾波器３８’は瞬時流量信号がシステム排出量であるシ
ステム流量値に対応する出力になるように働く。システ
ム排出量がシステム流量である理由は、時間を通して見
た患者の吸入および吐出は、正の流量零となるからであ
る。前述のように、システム平均値は、排出流量の予測
値となる。差動増幅器５２は、瞬時流量信号および瞬時
排出流量信号を処理し、予測患者流量信号をつくる。こ
れは、積分され、積分の非零値は回路３８’へフィード
バックされ、呼吸ごとに予測排出流量信号を調整する。
積分器６０はライン６２を介してIPAP／EPAP状態信号に
よってリセットされる。積分回路を無効化する二つの回
路が設けられており、吐出端検出器７４は、低域濾波器
３８’の時定数を調整する出力を発生し、参照番号８６
で示されるように、積分器６０をリセットする。グロス
エラー検出器８２は、予測患者流量を処理し、上述の条
件の下で予測排出流量を調整する。回路８２の出力は、
参照番号８６として示されているように、積分器リセッ
ト信号として使用される。積分器６０は、患者のある呼
吸中に回路７４または８２によって無効化されれば、患
者の各呼吸でリセットされる。したがって、積分器６０
のマルチリセット機能が必要である。
時定数制御信号であり、瞬時排出量が瞬時流量信号に近
づくのに十分な期間がつくられるように、一時的に時定
数を短くする。低域濾波器の時定数を短くすることは、
低域濾波器出力（システム平均値）が、瞬時流量信号入
力に近づくように高速化することである。予測排出流量
制御の他の要素は、グロスエラー検出器８２である。こ
の検出器は、参照番号８４で示される予測患者流量が零
から約５秒離れたとき動作する。そのような状態はよく
起こり、例えば気流発生器１４がマスクを患者に装着す
る前に動作を開始すると起こる。システムのこの部分
は、排出量の大きな変化が起こったときに動作を早急に
安定させるのに使用される。上述の説明によれば、低域
濾波器３８’は瞬時流量信号がシステム排出量であるシ
ステム流量値に対応する出力になるように働く。システ
ム排出量がシステム流量である理由は、時間を通して見
た患者の吸入および吐出は、正の流量零となるからであ
る。前述のように、システム平均値は、排出流量の予測
値となる。差動増幅器５２は、瞬時流量信号および瞬時
排出流量信号を処理し、予測患者流量信号をつくる。こ
れは、積分され、積分の非零値は回路３８’へフィード
バックされ、呼吸ごとに予測排出流量信号を調整する。
積分器６０はライン６２を介してIPAP／EPAP状態信号に
よってリセットされる。積分回路を無効化する二つの回
路が設けられており、吐出端検出器７４は、低域濾波器
３８’の時定数を調整する出力を発生し、参照番号８６
で示されるように、積分器６０をリセットする。グロス
エラー検出器８２は、予測患者流量を処理し、上述の条
件の下で予測排出流量を調整する。回路８２の出力は、
参照番号８６として示されているように、積分器リセッ
ト信号として使用される。積分器６０は、患者のある呼
吸中に回路７４または８２によって無効化されれば、患
者の各呼吸でリセットされる。したがって、積分器６０
のマルチリセット機能が必要である。
【００１３】動作においては、システムは自然トリガモ
ード、自然／時限モードあるいは単に時限モードだけで
使用される。自然モードでは、決定回路３４は、瞬時流
量を予測排出流量と連続的に比較する。システムがEPAP
モードであれば、瞬時流量が予測排出流量を約４０CC／
秒だけ超えるまでそのままの状態である。変換が起これ
ば、決定回路３４はシステムをIPAPモードに１５０ミリ
秒トリガする。その後、システムは通常IPAPモードにあ
り、患者の自然な活動による吸入中に患者への流量を増
大させ、増大したIPAP圧力を保持させる。各呼吸でIPAP
モードへの変換後、一時的オフセットが予測排出流量基
準信号に加えられる。オフセットは、吸入呼吸の初期に
おける予測患者流量の積分値に比例する、これによっ
て、患者の吸入流量に比例して時間とともに徐々に増大
する。したがって、吸入中にシステムをIPAPモードに保
持するのに必要な予測排出流量以上の流量レベルは、吸
入流量に比例して、吸入の始めから時間とともに減少す
る。これにより、吸入サイクルが長くなれば、EPAPモー
ドをトリガするために減少させなければならない瞬時流
量の基準信号を増大する。例えば、吸入の終わりまで５
００CC／秒の一定値で患者が吸入すると、EPAPへの変換
は、患者の流量が１秒後に約１６７CC／秒まで下がった
とき、２秒後に３３３CC／秒下がったとき、３秒後に５
００CC／秒まで下がったとき…起こる。患者の吸入が２
５０CC／秒であれば、トリガは１，２および３秒IPAPで
あると、８３，１６７および２５０CC/秒で起こる。こ
のようにして、EPAPトリガの閾値が吸入流量に一致した
場合、以下の利点を有している。まず、時間の増大とと
もに吸入サイクルを終わらせるのが容易にである。次
に、システムをIPAPモードにトリガするのに十分な瞬時
流量を増大させるため排出を行うと、システムは患者の
呼吸に関係なく、３．０秒後に自動的にEPAPモードに戻
る。これにより、容量に基づいて排出補正回路（すなわ
ち、積分器６０）が、IPAPモードへの各変換によって起
動される。このようにして、もし排出が突然行われる
と、数呼吸の間に自然動作から自動トリガに向かう。回
路はIPAPモードにロックされない。EPAPモードに戻る
と、トリガ閾値は、約５００ミリ秒間予測排出流量以上
に保たれ、それにより流量が変化しても変換することな
く、システムをEPAPモードに安定に保持する。５００ミ
リ秒後、トリガ閾値オフセットは零にリセットされ、次
の吸入活動を待つ。
ード、自然／時限モードあるいは単に時限モードだけで
使用される。自然モードでは、決定回路３４は、瞬時流
量を予測排出流量と連続的に比較する。システムがEPAP
モードであれば、瞬時流量が予測排出流量を約４０CC／
秒だけ超えるまでそのままの状態である。変換が起これ
ば、決定回路３４はシステムをIPAPモードに１５０ミリ
秒トリガする。その後、システムは通常IPAPモードにあ
り、患者の自然な活動による吸入中に患者への流量を増
大させ、増大したIPAP圧力を保持させる。各呼吸でIPAP
モードへの変換後、一時的オフセットが予測排出流量基
準信号に加えられる。オフセットは、吸入呼吸の初期に
おける予測患者流量の積分値に比例する、これによっ
て、患者の吸入流量に比例して時間とともに徐々に増大
する。したがって、吸入中にシステムをIPAPモードに保
持するのに必要な予測排出流量以上の流量レベルは、吸
入流量に比例して、吸入の始めから時間とともに減少す
る。これにより、吸入サイクルが長くなれば、EPAPモー
ドをトリガするために減少させなければならない瞬時流
量の基準信号を増大する。例えば、吸入の終わりまで５
００CC／秒の一定値で患者が吸入すると、EPAPへの変換
は、患者の流量が１秒後に約１６７CC／秒まで下がった
とき、２秒後に３３３CC／秒下がったとき、３秒後に５
００CC／秒まで下がったとき…起こる。患者の吸入が２
５０CC／秒であれば、トリガは１，２および３秒IPAPで
あると、８３，１６７および２５０CC/秒で起こる。こ
のようにして、EPAPトリガの閾値が吸入流量に一致した
場合、以下の利点を有している。まず、時間の増大とと
もに吸入サイクルを終わらせるのが容易にである。次
に、システムをIPAPモードにトリガするのに十分な瞬時
流量を増大させるため排出を行うと、システムは患者の
呼吸に関係なく、３．０秒後に自動的にEPAPモードに戻
る。これにより、容量に基づいて排出補正回路（すなわ
ち、積分器６０）が、IPAPモードへの各変換によって起
動される。このようにして、もし排出が突然行われる
と、数呼吸の間に自然動作から自動トリガに向かう。回
路はIPAPモードにロックされない。EPAPモードに戻る
と、トリガ閾値は、約５００ミリ秒間予測排出流量以上
に保たれ、それにより流量が変化しても変換することな
く、システムをEPAPモードに安定に保持する。５００ミ
リ秒後、トリガ閾値オフセットは零にリセットされ、次
の吸入活動を待つ。
【００１４】回路の通常状態は、吸入活動が患者によっ
て行われるまで、EPAPモードに保つ。基準信号に対する
自動補正および調整は、システムをIPAPモードにロック
し続けるのに有効であり、同時に自動トリガが阻止され
る。このＴき、吸入活動および排出状態および吸入パタ
ーンを変化させる調整に対しては非常に敏感である。自
然／時限モードでは、自然動作に追加する最小呼吸率を
選択できることを除いては、システムは自然動作で説明
したのと全く同様に動作する。もし、患者が決められた
時間内に吸入活動を行わなければ、システムは自動的に
２００ミリ秒間IPAPモードにトリガする。２００ミリ秒
間増大した起動圧は、患者吸入を始め、サイクルの残り
に前述の自然モードで動作するように患者の自動流量が
基準信号を超える十分な時間を提供する。毎分呼吸タイ
マは、変換が患者によってあるいはタイマ自身でトリガ
されるように、各トリガによってIPAPにリセットされ
る。時限動作モードでは、IPAPとEPAPとの間のトリガは
タイマによって制御され、毎分呼吸制御は、例えば３〜
３０呼吸／分からの希望した呼吸率を選ぶのに使用され
る。できるならば、選ばれる呼吸率は患者の自然呼吸率
と調和させるのがよい。部分IPAP制御では、使用される
各呼吸サイクルの部分をIPAPモードに設定するのに使用
される。例えば、毎分呼吸制御が、１０呼吸／分（６秒
／呼吸）に制定され、部分IPAP制御が３３％であれば、
気流発生器は、各呼吸サイクルで、IPAP２秒間、EPAP４
秒間となる。図４は、上述のシステムを制御するコント
ロールパネルを示し、上述の自然／時限および時限動作
モードの三つの動作モードを設定するファンクション・
セレクタ・スイッチが含まれている。自然モード用制御
スイッチは、IPAPおよびEPAP圧力調整スイッチ９０およ
び９２を含んでいる。これは、それぞれIPAPおよびEPAP
圧力レベルに制定するのに使用される。自然／時限モー
ドにおいては、制御スイッチ９０および９２は、IPAPお
よびEPAPレベルに制定するのに使用され、毎分呼吸率ス
イッチ９４は、毎分呼吸数を最小希望呼吸率に設定する
のに使用される。時限モードにおいては、制御スイッチ
９０，９２および９４は有効であり、さらに部分IAP制
御スイッチ９６はIPAPモードで使用される各呼吸野時間
パーセンテージを制定するのに使用される。発光ダイオ
ード９６，９８および１００によるインディケータは、
システムがIPAPかEPAP状態かを示すのに、また自然／時
限モードではシステムが自然モードか時限モードである
かを示すのに使用される。本発明の他の実施例は、図５
に示すような患者の流量率波形を参照して、吸入と吐出
との開始を検出する。瞬時流量率と上述の平均流量率と
の比較は、患者が吸入状態か吐出状態であるかを決める
方法として十分である。しかしながら、瞬時流量率を求
める他の方法も使用できる。これらは平均流量率と独立
にあるいは協働して使用できる。図５は、代表的な患者
の流量率波形を示す。この図において、吸入は基本線Ｂ
上側に正流として示されており、吐出は基本線Ｂの下側
に負流として示されている。流量波形は、離散した時間
間隔でサンプリングされる。現在のサンプル値は、それ
以前に得られたものと比較される。この方法は、上述の
ように、予測されるシステム漏洩の誤差をより少なくす
るように、患者の呼吸動作のより高い感度を提供する。
て行われるまで、EPAPモードに保つ。基準信号に対する
自動補正および調整は、システムをIPAPモードにロック
し続けるのに有効であり、同時に自動トリガが阻止され
る。このＴき、吸入活動および排出状態および吸入パタ
ーンを変化させる調整に対しては非常に敏感である。自
然／時限モードでは、自然動作に追加する最小呼吸率を
選択できることを除いては、システムは自然動作で説明
したのと全く同様に動作する。もし、患者が決められた
時間内に吸入活動を行わなければ、システムは自動的に
２００ミリ秒間IPAPモードにトリガする。２００ミリ秒
間増大した起動圧は、患者吸入を始め、サイクルの残り
に前述の自然モードで動作するように患者の自動流量が
基準信号を超える十分な時間を提供する。毎分呼吸タイ
マは、変換が患者によってあるいはタイマ自身でトリガ
されるように、各トリガによってIPAPにリセットされ
る。時限動作モードでは、IPAPとEPAPとの間のトリガは
タイマによって制御され、毎分呼吸制御は、例えば３〜
３０呼吸／分からの希望した呼吸率を選ぶのに使用され
る。できるならば、選ばれる呼吸率は患者の自然呼吸率
と調和させるのがよい。部分IPAP制御では、使用される
各呼吸サイクルの部分をIPAPモードに設定するのに使用
される。例えば、毎分呼吸制御が、１０呼吸／分（６秒
／呼吸）に制定され、部分IPAP制御が３３％であれば、
気流発生器は、各呼吸サイクルで、IPAP２秒間、EPAP４
秒間となる。図４は、上述のシステムを制御するコント
ロールパネルを示し、上述の自然／時限および時限動作
モードの三つの動作モードを設定するファンクション・
セレクタ・スイッチが含まれている。自然モード用制御
スイッチは、IPAPおよびEPAP圧力調整スイッチ９０およ
び９２を含んでいる。これは、それぞれIPAPおよびEPAP
圧力レベルに制定するのに使用される。自然／時限モー
ドにおいては、制御スイッチ９０および９２は、IPAPお
よびEPAPレベルに制定するのに使用され、毎分呼吸率ス
イッチ９４は、毎分呼吸数を最小希望呼吸率に設定する
のに使用される。時限モードにおいては、制御スイッチ
９０，９２および９４は有効であり、さらに部分IAP制
御スイッチ９６はIPAPモードで使用される各呼吸野時間
パーセンテージを制定するのに使用される。発光ダイオ
ード９６，９８および１００によるインディケータは、
システムがIPAPかEPAP状態かを示すのに、また自然／時
限モードではシステムが自然モードか時限モードである
かを示すのに使用される。本発明の他の実施例は、図５
に示すような患者の流量率波形を参照して、吸入と吐出
との開始を検出する。瞬時流量率と上述の平均流量率と
の比較は、患者が吸入状態か吐出状態であるかを決める
方法として十分である。しかしながら、瞬時流量率を求
める他の方法も使用できる。これらは平均流量率と独立
にあるいは協働して使用できる。図５は、代表的な患者
の流量率波形を示す。この図において、吸入は基本線Ｂ
上側に正流として示されており、吐出は基本線Ｂの下側
に負流として示されている。流量波形は、離散した時間
間隔でサンプリングされる。現在のサンプル値は、それ
以前に得られたものと比較される。この方法は、上述の
ように、予測されるシステム漏洩の誤差をより少なくす
るように、患者の呼吸動作のより高い感度を提供する。
【００１５】標準的には、予測された吸入および吐出流
量率波形は、吸入および吐出のそれぞれのフェーズで数
百ミリ秒後に始まりそれぞれのフェーズのほぼ終わりま
での期間ゆっくり変化する。流量率波形の現在のサンプ
ル値は、周期的に取られる。現在のサンプル値は、以前
のサンプル値と繰り返し比較される。吸入の間、現在の
サンプル値の大きさが比較サンプル値のある部分値より
小さければ、吸入フェーズは終了したものとされる。こ
の状態は、希望する吐出フェーズ圧力に変化させるため
のトリガーとして使用される。同じ操作が吐出期間中で
も使用され、これにより吸入圧力への変更のためのトリ
ガー状態を提供する。図６は、１１０で示されるように
時間間隔Δｔで患者流量率波形を繰り返しサンプリング
するフローと、例えば１１２として示されるように時刻
ｔー４における流れのような以前のサンプル値と現在時
刻における値との繰り返しの比較のフローとを示す適当
なアルゴリズムのフロー図である。もちろん、連続する
サンプリング間での時間増加は十分に小さく、第四の以
前のサンプルでの値との比較が流量率波形の適当に小さ
な部分をカバーする。例えば、図５に示すように、時刻
ｔにおける流量値、時刻ｔー４における以前の四つのサ
ンプル値および時間間隔Δｔは、Δｔと患者呼吸の時間
期間との間の適当な比例関係を説明している。しかしな
がら、これは単なる例示にすぎない。事実、上述したよ
うな電子技術は、より小さなΔｔ間隔を使ってこのアル
ゴリズムを達成できる。その場合、比較サンプルおよび
／または比較されたサンプル間の比例関係のようなアル
ゴリズムの他のパラメータは調整される。図６のフロー
図を参照すると、患者の呼吸状態が吸入であると（１１
４）、現在の流量サンプル値は以前のｔー４におけるサ
ンプル値と比較される。もし、現在の流量サンプル値が
例えば比較流量値の７５％より小さければ（１１６）、
システムは吐出フェーズへの状態変化をトリガーする
（１１８）。もし現在の流量サンプル値が比較値の７５
％よりちいさくなければ（１２０）、呼吸状態の変化は
トリガーされない。呼吸状態が吸入でなく、現在流量サ
ンプル値が洗濯された比較値の７５％よりちいさければ
（１２２）、吸入フェーズよりむしろ吐出フェーズが完
成し、システムは呼吸の状態を吸入に変化させるように
トリガーする（１２４）。特定された流量状態と一致し
なければ、呼吸フェーズにおける変化はトリガーされな
い（１２６）。図６のルーチンは、１２８で示されるよ
うに、連続的に繰り返され、現在の流量サンプル値が四
番目の（または他の適当な）以前のサンプル値と比較さ
れるごとに、システムがある呼吸フェーズから他のフェ
ーズへトリガーすべきかどうかが決められる。
量率波形は、吸入および吐出のそれぞれのフェーズで数
百ミリ秒後に始まりそれぞれのフェーズのほぼ終わりま
での期間ゆっくり変化する。流量率波形の現在のサンプ
ル値は、周期的に取られる。現在のサンプル値は、以前
のサンプル値と繰り返し比較される。吸入の間、現在の
サンプル値の大きさが比較サンプル値のある部分値より
小さければ、吸入フェーズは終了したものとされる。こ
の状態は、希望する吐出フェーズ圧力に変化させるため
のトリガーとして使用される。同じ操作が吐出期間中で
も使用され、これにより吸入圧力への変更のためのトリ
ガー状態を提供する。図６は、１１０で示されるように
時間間隔Δｔで患者流量率波形を繰り返しサンプリング
するフローと、例えば１１２として示されるように時刻
ｔー４における流れのような以前のサンプル値と現在時
刻における値との繰り返しの比較のフローとを示す適当
なアルゴリズムのフロー図である。もちろん、連続する
サンプリング間での時間増加は十分に小さく、第四の以
前のサンプルでの値との比較が流量率波形の適当に小さ
な部分をカバーする。例えば、図５に示すように、時刻
ｔにおける流量値、時刻ｔー４における以前の四つのサ
ンプル値および時間間隔Δｔは、Δｔと患者呼吸の時間
期間との間の適当な比例関係を説明している。しかしな
がら、これは単なる例示にすぎない。事実、上述したよ
うな電子技術は、より小さなΔｔ間隔を使ってこのアル
ゴリズムを達成できる。その場合、比較サンプルおよび
／または比較されたサンプル間の比例関係のようなアル
ゴリズムの他のパラメータは調整される。図６のフロー
図を参照すると、患者の呼吸状態が吸入であると（１１
４）、現在の流量サンプル値は以前のｔー４におけるサ
ンプル値と比較される。もし、現在の流量サンプル値が
例えば比較流量値の７５％より小さければ（１１６）、
システムは吐出フェーズへの状態変化をトリガーする
（１１８）。もし現在の流量サンプル値が比較値の７５
％よりちいさくなければ（１２０）、呼吸状態の変化は
トリガーされない。呼吸状態が吸入でなく、現在流量サ
ンプル値が洗濯された比較値の７５％よりちいさければ
（１２２）、吸入フェーズよりむしろ吐出フェーズが完
成し、システムは呼吸の状態を吸入に変化させるように
トリガーする（１２４）。特定された流量状態と一致し
なければ、呼吸フェーズにおける変化はトリガーされな
い（１２６）。図６のルーチンは、１２８で示されるよ
うに、連続的に繰り返され、現在の流量サンプル値が四
番目の（または他の適当な）以前のサンプル値と比較さ
れるごとに、システムがある呼吸フェーズから他のフェ
ーズへトリガーすべきかどうかが決められる。
【００１６】もちろん、図５および図６を参照して説明
した実施例は、この明細書で説明したような本発明の内
容の範囲で呼吸の変化をトリガーしない。むしろ、図５
および図６の実施例は、単に患者の瞬時呼吸における吸
入と吐出との間の変化を検出し、上述のように特定の高
圧および低圧の気道圧力が供給されるようにシステムを
トリガーする。不十分な通気装置トリガー感度に基づく
共通な問題点は、患者吸入時に通気装置をIPAPにトリガ
ーできないこと、および患者の吸入の終わりに通気装置
をトリガーオフまたはEPAPにできないことである。患者
の呼吸動作は、一次的には、呼吸サイクルの吸入部分に
関する。というのは、一般的には、サイクルの吸入部分
だけがアクティブであるからである。呼吸サイクルの吐
出部分は一般的には受動的である。呼吸サイクルの他の
特徴は、吐出流量率が通常零に近づき、次の吸入フェー
ズが始まるまえには瞬間的に零に保たれる。そのため、
患者によってトリガーされる通気装置の安定状態は、吐
出状態であり、これは本明細書ではEPAPである。上述の
装置は、IPAPおよびEPAPモード間で感度のよいトリガー
を与えるが、トリガーはさらに改良できる。トリガー感
度の改良の基本的目的は、患者の吸入動作がない場合に
EPAPからIPAPに自動的にトリガーできるシステムの特徴
を減少すること、および患者の吸入動作の終了でのシス
テム感度を増加させることである。これらは矛盾した目
的ではない。自動トリガー感度の減少は、患者に対する
トリガー感度を必然的に減少させない。一般に、通気駆
動装置が正常に動作している患者にとって、理想的な通
気トリガー感度は、患者の呼吸（吸入と吐出との間）時
の状態変化と通気装置の対応する状態変化との間の密接
な同期で表せる。特定の流量または圧力しきい値に基づ
いてトリガーする多くの従来の圧力サポート通気装置
は、ある限定された条家のもとでのみそのような密接な
同期に近づけることができる。予測された患者の流量率
の特定のレベルに基づいて足りがーが行われる上述のシ
ステムにおいては、システム状態変化と患者の呼吸状態
変化との間の密接な同期は容易に得られる。吐出制限の
ない患者の流量率反転が患者の呼吸動作における変化に
十分に対応できるので、このことはこのような患者の場
合には特に真実となる。しかしながら、流量率反転は、
すべての患者の呼吸動作に於ける変化には正確には対応
できない。例えば、呼吸困難を経験している患者や圧力
サポートされた通気装置を使用している患者じゃ、患者
の動作と呼吸ガス供給率反転との間には望まれる密接な
対応関係はない。流量率に基づく同期されたトリガーの
改良は、少なくとも三つの異なる呼吸サイクルが考えら
れる。第一のサイクルは、患者呼吸サイクルである。患
者が何らかの動作を行えば、吸入動作が含まれる。患者
の吐出はアクティブであるか、能動的である。
した実施例は、この明細書で説明したような本発明の内
容の範囲で呼吸の変化をトリガーしない。むしろ、図５
および図６の実施例は、単に患者の瞬時呼吸における吸
入と吐出との間の変化を検出し、上述のように特定の高
圧および低圧の気道圧力が供給されるようにシステムを
トリガーする。不十分な通気装置トリガー感度に基づく
共通な問題点は、患者吸入時に通気装置をIPAPにトリガ
ーできないこと、および患者の吸入の終わりに通気装置
をトリガーオフまたはEPAPにできないことである。患者
の呼吸動作は、一次的には、呼吸サイクルの吸入部分に
関する。というのは、一般的には、サイクルの吸入部分
だけがアクティブであるからである。呼吸サイクルの吐
出部分は一般的には受動的である。呼吸サイクルの他の
特徴は、吐出流量率が通常零に近づき、次の吸入フェー
ズが始まるまえには瞬間的に零に保たれる。そのため、
患者によってトリガーされる通気装置の安定状態は、吐
出状態であり、これは本明細書ではEPAPである。上述の
装置は、IPAPおよびEPAPモード間で感度のよいトリガー
を与えるが、トリガーはさらに改良できる。トリガー感
度の改良の基本的目的は、患者の吸入動作がない場合に
EPAPからIPAPに自動的にトリガーできるシステムの特徴
を減少すること、および患者の吸入動作の終了でのシス
テム感度を増加させることである。これらは矛盾した目
的ではない。自動トリガー感度の減少は、患者に対する
トリガー感度を必然的に減少させない。一般に、通気駆
動装置が正常に動作している患者にとって、理想的な通
気トリガー感度は、患者の呼吸（吸入と吐出との間）時
の状態変化と通気装置の対応する状態変化との間の密接
な同期で表せる。特定の流量または圧力しきい値に基づ
いてトリガーする多くの従来の圧力サポート通気装置
は、ある限定された条家のもとでのみそのような密接な
同期に近づけることができる。予測された患者の流量率
の特定のレベルに基づいて足りがーが行われる上述のシ
ステムにおいては、システム状態変化と患者の呼吸状態
変化との間の密接な同期は容易に得られる。吐出制限の
ない患者の流量率反転が患者の呼吸動作における変化に
十分に対応できるので、このことはこのような患者の場
合には特に真実となる。しかしながら、流量率反転は、
すべての患者の呼吸動作に於ける変化には正確には対応
できない。例えば、呼吸困難を経験している患者や圧力
サポートされた通気装置を使用している患者じゃ、患者
の動作と呼吸ガス供給率反転との間には望まれる密接な
対応関係はない。流量率に基づく同期されたトリガーの
改良は、少なくとも三つの異なる呼吸サイクルが考えら
れる。第一のサイクルは、患者呼吸サイクルである。患
者が何らかの動作を行えば、吸入動作が含まれる。患者
の吐出はアクティブであるか、能動的である。
【００１７】第二のサイクルは、通気装置の呼吸サイク
ル、すなわち通気装置によるサイクルである。このサイ
クルは、吸入フェーズと、吐出フェーズとを有している
が、通気装置は患者呼吸サイクルの対応するフェーズと
同期が取られ得るかまたは取られ得ない。第三のサイク
ルは、患者の気道へまたはからの流れの方向によって示
される呼吸流サイクルである。流れは吸入時に通気装置
から患者へ流れ、吐出時には患者から流れる。吸入／吐
出変化は、正流と負流との間の流れの零交差部分で示さ
れる。患者の呼吸駆動が有効であれば、呼吸流サイクル
は、通気装置の助けによって、患者の呼吸サイクルに同
期する。ここで説明したトリガーの重要な目的は、通気
装置のサイクルを患者のサイクルに同期させることであ
る。これにより、流れのサイクルが患者の吸入動作に対
応できる。流れのトリガーによって、患者自身の動作に
よる効果に加えて、通気装置による圧力がこの流れに影
響を与える。これは、流れの零交差が患者の動作の変化
を必然的によく表していないからである。上述のよう
に、流れのトリガーは、通気装置トリガーの他のいくつ
かのモードに関係のないある効果をもたらす。例えば、
トリガー用に圧力変化を使用する通気装置の場合、患者
が吸入動作を行えば、肺の容量は増加し始める。この肺
の容量変化は圧力降下をもたらし、従来の閉回路通気装
置において呼吸ガス供給を示すために、通気装置トリガ
ーシステムによって検出される。流れのトリガーによっ
て、呼吸回路における圧力降下が必要なくなる。トリガ
ーアルゴリズムは、なお肺の容量の増加を必要とする
が、通気装置内の圧力は降下しないので、患者は吸入動
作時により少ないエネルギーで十分で容量変化を達成で
きる。
ル、すなわち通気装置によるサイクルである。このサイ
クルは、吸入フェーズと、吐出フェーズとを有している
が、通気装置は患者呼吸サイクルの対応するフェーズと
同期が取られ得るかまたは取られ得ない。第三のサイク
ルは、患者の気道へまたはからの流れの方向によって示
される呼吸流サイクルである。流れは吸入時に通気装置
から患者へ流れ、吐出時には患者から流れる。吸入／吐
出変化は、正流と負流との間の流れの零交差部分で示さ
れる。患者の呼吸駆動が有効であれば、呼吸流サイクル
は、通気装置の助けによって、患者の呼吸サイクルに同
期する。ここで説明したトリガーの重要な目的は、通気
装置のサイクルを患者のサイクルに同期させることであ
る。これにより、流れのサイクルが患者の吸入動作に対
応できる。流れのトリガーによって、患者自身の動作に
よる効果に加えて、通気装置による圧力がこの流れに影
響を与える。これは、流れの零交差が患者の動作の変化
を必然的によく表していないからである。上述のよう
に、流れのトリガーは、通気装置トリガーの他のいくつ
かのモードに関係のないある効果をもたらす。例えば、
トリガー用に圧力変化を使用する通気装置の場合、患者
が吸入動作を行えば、肺の容量は増加し始める。この肺
の容量変化は圧力降下をもたらし、従来の閉回路通気装
置において呼吸ガス供給を示すために、通気装置トリガ
ーシステムによって検出される。流れのトリガーによっ
て、呼吸回路における圧力降下が必要なくなる。トリガ
ーアルゴリズムは、なお肺の容量の増加を必要とする
が、通気装置内の圧力は降下しないので、患者は吸入動
作時により少ないエネルギーで十分で容量変化を達成で
きる。
【００１８】さらに、吐出ガスがシステムから流れ出る
開回路では、患者の小さな吸入動作によるトリガーに基
づく圧力のために所望の圧力降下を発生することは困難
である。すなわち、開回路では、非常に小さな圧力降下
をもたらすために必要な患者の動作の大きさを考慮しな
ければならない。このように、開回路とともに使用され
る場合には、信頼性の高いトリガーを得るためには、圧
力に基づくトリガーシステムでは十分な感度を達成する
ことは非常に難しい。一般、開回路は排気バルブと排気
管とを別々にもつものよりシンプルであり、簡単に使用
できコストも安い。このため、あるいは他の理由によ
り、閉回路よりよいとされる。上述の流量率トリガーシ
ステム用に現在良好と思われるものにおいては、流量率
信号は、システムをIPAPにトリガーするためには、３５
ミリ秒連続的に４０CC／秒に等価なしきい値を超えなけ
ればならない。流量率信号が特定の時間間隔の間に上記
しきい値以下になったら、しきい値タイマーが零にリセ
ットされる。これらのしきい値は、たった１．４CCの患
者の最小容量変化でトリガーできる。これは他の従来の
圧力トリガー通気装置ようりおおいに改良された感度で
ある。しかしながら、実際には、そのような最小容量変
化は、過度に敏感なトリガーとなり、実用的ではない。
流量率信号中のノイズは、患者の流量率が４０CC／秒に
極めて近い場合には、その期間中にしきい値タイマーを
連続的にリセットする。それため、上述のシステムの矛
盾のないトリガーのためには最小容量変化は約３CCであ
るが、この値も非常に感度の高いトリガーレベルではあ
る。しかしながら、この圧力信号ノイズは、従来の圧力
トリガー通気装置にも現れトリガー感度異常を起こす。
上述および他の動作のため、そのような従来の通気装置
の理論的最大感度は、動作中に実際に達成できる感度よ
り良好でなければならない。従来の通気装置において感
度に悪影響を与える動作の一例として、通気装置応答時
間がゆっくりである場合、トリガー時間要求が満足され
た時の時刻とガス供給圧力が実質的に上昇し始めたとき
の時刻との間の時間遅れが感度に悪影響を与える。時間
遅れの間、患者は吸入動作を続けさせられ、これにより
通気装置をトリガーするのに必要なものより非常に多く
の動作を行わねばならない。通気装置がより早く応答す
る場合より多くの動作が必要である。他の例は、吐出流
量率が零に降下する前に患者が吸入動作を開始すると、
高速呼吸期間に起こる。この場合、流れが反転し、吐出
バルブが閉塞するための時間になるまでさらなる遅れが
起こる。
開回路では、患者の小さな吸入動作によるトリガーに基
づく圧力のために所望の圧力降下を発生することは困難
である。すなわち、開回路では、非常に小さな圧力降下
をもたらすために必要な患者の動作の大きさを考慮しな
ければならない。このように、開回路とともに使用され
る場合には、信頼性の高いトリガーを得るためには、圧
力に基づくトリガーシステムでは十分な感度を達成する
ことは非常に難しい。一般、開回路は排気バルブと排気
管とを別々にもつものよりシンプルであり、簡単に使用
できコストも安い。このため、あるいは他の理由によ
り、閉回路よりよいとされる。上述の流量率トリガーシ
ステム用に現在良好と思われるものにおいては、流量率
信号は、システムをIPAPにトリガーするためには、３５
ミリ秒連続的に４０CC／秒に等価なしきい値を超えなけ
ればならない。流量率信号が特定の時間間隔の間に上記
しきい値以下になったら、しきい値タイマーが零にリセ
ットされる。これらのしきい値は、たった１．４CCの患
者の最小容量変化でトリガーできる。これは他の従来の
圧力トリガー通気装置ようりおおいに改良された感度で
ある。しかしながら、実際には、そのような最小容量変
化は、過度に敏感なトリガーとなり、実用的ではない。
流量率信号中のノイズは、患者の流量率が４０CC／秒に
極めて近い場合には、その期間中にしきい値タイマーを
連続的にリセットする。それため、上述のシステムの矛
盾のないトリガーのためには最小容量変化は約３CCであ
るが、この値も非常に感度の高いトリガーレベルではあ
る。しかしながら、この圧力信号ノイズは、従来の圧力
トリガー通気装置にも現れトリガー感度異常を起こす。
上述および他の動作のため、そのような従来の通気装置
の理論的最大感度は、動作中に実際に達成できる感度よ
り良好でなければならない。従来の通気装置において感
度に悪影響を与える動作の一例として、通気装置応答時
間がゆっくりである場合、トリガー時間要求が満足され
た時の時刻とガス供給圧力が実質的に上昇し始めたとき
の時刻との間の時間遅れが感度に悪影響を与える。時間
遅れの間、患者は吸入動作を続けさせられ、これにより
通気装置をトリガーするのに必要なものより非常に多く
の動作を行わねばならない。通気装置がより早く応答す
る場合より多くの動作が必要である。他の例は、吐出流
量率が零に降下する前に患者が吸入動作を開始すると、
高速呼吸期間に起こる。この場合、流れが反転し、吐出
バルブが閉塞するための時間になるまでさらなる遅れが
起こる。
【００１９】吐出でのEPAPへのトリガーにも問題があ
る。代表的な従来の圧力サポート通気装置は、例えば流
量しきい値を減少する患者からの流れやタイマーからの
タイミングに基づいて吸入の終わりにトリガーオフす
る。吐出へのトリガーのための流量しきい値は、固定値
かまたは例えばピーク流量の２５％のようにピーク流量
の一部にできる。従来の通気装置において吐出へのトリ
ガーに影響する問題の一例として、適度に厳密なCOPD
（Chronic Obstructive Pulmonary Disease：慢性の閉
塞性肺疾病）の患者は比較的高い吸入システム抵抗とお
そらく低い吸入システムエラスタンスとを有している。
このことは、患者用に比較的長い時定数をもたらす。時
定数は、吐出流量がピーク流量の１／４に、またはピー
ク流量の適当に選択された部分値に減衰するまでの時間
である。COPD患者の長時定数は、流量が吸入期間にゆっ
くり減衰していくことを意味する。この患者が通気装置
を吐出にトリガーできる唯一の方法は、吐出動作を増大
させることである。すなわち、吐出にトリガーするため
に呼吸筋動作によって、患者は流量率を積極的に減少さ
せなければならない。さらに、患者の長時定数のため
に、患者の吸入サイクルが開始するとき相当な吐出があ
り、これによりIPAPへのトリガーが遅れ、通気装置感度
が劣化する。本発明の改良された実施例において患者動
作に対する感度を増大させるために、このシステムは、
構成要素８２に関係する上記説明で表されるような単一
状態だけをモニターするよりむしろ複数状態を連続的に
モニターする装置を備えている。改良された実施例にお
いては、吸入時間は通常状態で約３秒より長くないよう
に制限されており、通常の吐出流量率は、吐出の開始後
約５秒間にほぼ零になるように要求されている。これら
の状態の第一の状態を使用するため、システムは予測さ
れた患者の流量をモニターし、その値を少なくとも５秒
毎にほぼ１回零になるように要求される。この状態をモ
ニターするため、患者の流量率を零値と比較する比較器
からの出力が必要となる。比較器は、患者流量が零より
大きいとき一方の出力（例えば、真値）を、患者流量が
零以下であるとき他方の出力（例えば、偽値）を提供す
る双安定デバイスである。比較器出力が真値であるか約
５秒間より長く連続的に偽値であれば、システムをEPAP
にトリガーする信号を発生する。第二の状態は、約５秒
間以上EPAPであるかどうかを見るためのIPAP／EPAP状態
のモニターである。もしそうであれば、IPAPへの他の有
効なトリガーがあるまで、容量は零に保たれる。この機
能は、無呼吸であるとき容量信号が零からの変移を防止
する。EPAPにおいて５秒後、容量は正常に零になる。
る。代表的な従来の圧力サポート通気装置は、例えば流
量しきい値を減少する患者からの流れやタイマーからの
タイミングに基づいて吸入の終わりにトリガーオフす
る。吐出へのトリガーのための流量しきい値は、固定値
かまたは例えばピーク流量の２５％のようにピーク流量
の一部にできる。従来の通気装置において吐出へのトリ
ガーに影響する問題の一例として、適度に厳密なCOPD
（Chronic Obstructive Pulmonary Disease：慢性の閉
塞性肺疾病）の患者は比較的高い吸入システム抵抗とお
そらく低い吸入システムエラスタンスとを有している。
このことは、患者用に比較的長い時定数をもたらす。時
定数は、吐出流量がピーク流量の１／４に、またはピー
ク流量の適当に選択された部分値に減衰するまでの時間
である。COPD患者の長時定数は、流量が吸入期間にゆっ
くり減衰していくことを意味する。この患者が通気装置
を吐出にトリガーできる唯一の方法は、吐出動作を増大
させることである。すなわち、吐出にトリガーするため
に呼吸筋動作によって、患者は流量率を積極的に減少さ
せなければならない。さらに、患者の長時定数のため
に、患者の吸入サイクルが開始するとき相当な吐出があ
り、これによりIPAPへのトリガーが遅れ、通気装置感度
が劣化する。本発明の改良された実施例において患者動
作に対する感度を増大させるために、このシステムは、
構成要素８２に関係する上記説明で表されるような単一
状態だけをモニターするよりむしろ複数状態を連続的に
モニターする装置を備えている。改良された実施例にお
いては、吸入時間は通常状態で約３秒より長くないよう
に制限されており、通常の吐出流量率は、吐出の開始後
約５秒間にほぼ零になるように要求されている。これら
の状態の第一の状態を使用するため、システムは予測さ
れた患者の流量をモニターし、その値を少なくとも５秒
毎にほぼ１回零になるように要求される。この状態をモ
ニターするため、患者の流量率を零値と比較する比較器
からの出力が必要となる。比較器は、患者流量が零より
大きいとき一方の出力（例えば、真値）を、患者流量が
零以下であるとき他方の出力（例えば、偽値）を提供す
る双安定デバイスである。比較器出力が真値であるか約
５秒間より長く連続的に偽値であれば、システムをEPAP
にトリガーする信号を発生する。第二の状態は、約５秒
間以上EPAPであるかどうかを見るためのIPAP／EPAP状態
のモニターである。もしそうであれば、IPAPへの他の有
効なトリガーがあるまで、容量は零に保たれる。この機
能は、無呼吸であるとき容量信号が零からの変移を防止
する。EPAPにおいて５秒後、容量は正常に零になる。
【００２０】トリガー感度のさらなる改良は、適当なト
リガーしきい値を決定するために流量率レベルのさらな
る考慮を要求する。特に、患者の流量率波形の形状また
は傾斜の変更は、通気システムを患者の呼吸動作により
よく同期させるため使用される。このような考慮が図５
および図６を参照して、上記で検討された。リラックス
した状態での患者の呼吸の代表的な流量率波形が図７に
示されている。通気装置トリガーを患者の瞬時呼吸に同
期させるための最も簡単なアプローチは、EPAPとIPAPと
の間のトリガー用の基準として零流量点１２９を使用す
ることである。しかしながら、このアプローチは、潜在
的な問題を扱わない。上述のように、第一には、流量率
反転は、すべての患者の瞬時呼吸動作における変化に必
然的には対応しない。第二に、流量率信号は、必然的に
均一ではない。特にこの問題に関連し、電子信号におけ
るノイズに対応する小さな流量変化は、システムのラン
ダムな変動、および圧力制御装置における流れの乱れや
ランダムな変動によって起きる気道圧力に起因して発生
する。付加的な流量率ノイズは、心臓の鼓動とともに起
こる患者の胸部キャビティー内の血液容量の変化に基づ
く呼吸ガス流量率の小さな発振に起因する。第三には、
圧力サポートは通気のオール・オア・ナッシングモード
であり、すべての患者の呼吸システムはエラスタンス要
素があるので、不適当なIPAPへのトリガーは、患者の気
道が完全に閉塞されなければ、ある容量の呼吸ガスの発
生をもたらす。このようにして、トリガーのための零流
量または流量反転は、多くの場合、患者の吸入動作と呼
吸ガスの通気装置からの供給との間の同期の失敗をもた
らす。
リガーしきい値を決定するために流量率レベルのさらな
る考慮を要求する。特に、患者の流量率波形の形状また
は傾斜の変更は、通気システムを患者の呼吸動作により
よく同期させるため使用される。このような考慮が図５
および図６を参照して、上記で検討された。リラックス
した状態での患者の呼吸の代表的な流量率波形が図７に
示されている。通気装置トリガーを患者の瞬時呼吸に同
期させるための最も簡単なアプローチは、EPAPとIPAPと
の間のトリガー用の基準として零流量点１２９を使用す
ることである。しかしながら、このアプローチは、潜在
的な問題を扱わない。上述のように、第一には、流量率
反転は、すべての患者の瞬時呼吸動作における変化に必
然的には対応しない。第二に、流量率信号は、必然的に
均一ではない。特にこの問題に関連し、電子信号におけ
るノイズに対応する小さな流量変化は、システムのラン
ダムな変動、および圧力制御装置における流れの乱れや
ランダムな変動によって起きる気道圧力に起因して発生
する。付加的な流量率ノイズは、心臓の鼓動とともに起
こる患者の胸部キャビティー内の血液容量の変化に基づ
く呼吸ガス流量率の小さな発振に起因する。第三には、
圧力サポートは通気のオール・オア・ナッシングモード
であり、すべての患者の呼吸システムはエラスタンス要
素があるので、不適当なIPAPへのトリガーは、患者の気
道が完全に閉塞されなければ、ある容量の呼吸ガスの発
生をもたらす。このようにして、トリガーのための零流
量または流量反転は、多くの場合、患者の吸入動作と呼
吸ガスの通気装置からの供給との間の同期の失敗をもた
らす。
【００２１】図７を参照すると、瞬時呼吸する人の呼吸
流量についての流量対時間形跡が示されている。時間は
水平軸に沿って左から右へ進む。流量率は垂直軸で零値
基本線を中心に変化する。もちろん、図７を参照した以
下の説明では、図示された流量率対時間形跡は、患者に
よる瞬時呼吸のアナログ値であり、時間の関数として患
者の流量を検出する機械的、電子的あるいは他の手段に
よる検出器またはセンサーから得られる。図７におい
て、患者の吸入動作が始まるときや終わるときには、比
較的シャープな断絶や傾斜変化が現れる。このように、
流楼率形跡の傾斜は、患者の抵抗値やエラスタンス値に
よって患者ごとに大きく変動するが、その患者について
は、吸入と吐出との間では比較的コンスタントである。
吸入動作が始まる時の流量率傾斜の比較的急な増加およ
び吸入動作の終わりでの対応する比較的急な減少は、IP
APおよびEPAPトリガー点を特定するのに使用できる。吸
入の始めと終わりでの流量率傾斜の突然の変化は、呼吸
動作の始めと終わりとに対応するので、流量率傾斜また
は形状は、比較的固定された流量しきい値よりむしろ、
患者の動作の変化に基づいてIPAP状態とEPAP状態との間
でシステムをトリガーするのに使用される。この改良さ
れたトリガーシステムの動作の基本的アルゴリズムを次
に説明する。システムへの入力は、流量形跡上の任意の
点、例えば図７において点１３０における現在の流量率
である。流量値は、時刻Ｔにおける流量関数の対応する
現在の傾斜１３２を得るため微分される。もちろん、傾
斜は、流量率の変化におけＲ瞬時率に対応する。傾斜１
３２は、時間ファクターΔｔで計測され、その後現在の
流量値に加えられる。これにより、流量形跡の現在の傾
斜１３２に基づいてその後の時刻ｔ＋Δｔにおける予測
流量１３４が得られる。既に述べたように、時間間隔Δ
ｔの大きさは、傾斜１３２が計測された選択されたスケ
ールファクターで決定される。得られた予測流量は、期
間Δｔを通した流量について均一な変化であると仮定さ
れる。図７において、時間間隔Δｔの大きさは誇張され
ており、説明を簡単にするために、吸入の終わりと吸入
の始めとでは異なっている。実際には、Δｔは例えば大
体３００ミリ秒である。
流量についての流量対時間形跡が示されている。時間は
水平軸に沿って左から右へ進む。流量率は垂直軸で零値
基本線を中心に変化する。もちろん、図７を参照した以
下の説明では、図示された流量率対時間形跡は、患者に
よる瞬時呼吸のアナログ値であり、時間の関数として患
者の流量を検出する機械的、電子的あるいは他の手段に
よる検出器またはセンサーから得られる。図７におい
て、患者の吸入動作が始まるときや終わるときには、比
較的シャープな断絶や傾斜変化が現れる。このように、
流楼率形跡の傾斜は、患者の抵抗値やエラスタンス値に
よって患者ごとに大きく変動するが、その患者について
は、吸入と吐出との間では比較的コンスタントである。
吸入動作が始まる時の流量率傾斜の比較的急な増加およ
び吸入動作の終わりでの対応する比較的急な減少は、IP
APおよびEPAPトリガー点を特定するのに使用できる。吸
入の始めと終わりでの流量率傾斜の突然の変化は、呼吸
動作の始めと終わりとに対応するので、流量率傾斜また
は形状は、比較的固定された流量しきい値よりむしろ、
患者の動作の変化に基づいてIPAP状態とEPAP状態との間
でシステムをトリガーするのに使用される。この改良さ
れたトリガーシステムの動作の基本的アルゴリズムを次
に説明する。システムへの入力は、流量形跡上の任意の
点、例えば図７において点１３０における現在の流量率
である。流量値は、時刻Ｔにおける流量関数の対応する
現在の傾斜１３２を得るため微分される。もちろん、傾
斜は、流量率の変化におけＲ瞬時率に対応する。傾斜１
３２は、時間ファクターΔｔで計測され、その後現在の
流量値に加えられる。これにより、流量形跡の現在の傾
斜１３２に基づいてその後の時刻ｔ＋Δｔにおける予測
流量１３４が得られる。既に述べたように、時間間隔Δ
ｔの大きさは、傾斜１３２が計測された選択されたスケ
ールファクターで決定される。得られた予測流量は、期
間Δｔを通した流量について均一な変化であると仮定さ
れる。図７において、時間間隔Δｔの大きさは誇張され
ており、説明を簡単にするために、吸入の終わりと吸入
の始めとでは異なっている。実際には、Δｔは例えば大
体３００ミリ秒である。
【００２２】予測された近未来の流量率１３４の精度
は、推定された均一傾斜１３２に比較して、時間間隔Δ
ｔの間に流量形跡の変化する傾斜に依存している。時間
間隔Δｔの間に流量形跡が傾斜１３２から変移する範囲
で、時間間隔Δｔの終わりにおける実際の流量値１３６
は予測流量値１３４からずれている。したがって、この
アルゴリズムの効力は、ある時間間隔Δｔの間の実際の
流量形跡の傾斜１３２からの変移に依存するが、この変
移は患者が呼吸動作で急激な変化を起こさない限り小さ
い。予測流量１３４をさらに変更するために、オフセッ
トファクターが加えられ、オフセット予測値１３８が得
られる。オフセットは、吸入時には負方向である。これ
により、時刻ｔ＋Δｔにおける予測流量値は、流量形跡
が流量を減らす方向に変化している場合を除いて、実際
の流量値より小さい。流量を減らす方向に変化するの
は、患者の動作が止まったり反対方向になったとき吸入
の終わりに起こる。上記の説明は、EPAPへの吸入終了時
のトリガーを参照する。図７に１４０で示されているよ
うに、全く同様な方法で、IPAPへのトリガーが近未来の
流量の予測で行える。すなわち、瞬時流量率１３９の微
分およびオフセットファクターの印加によって、予測流
量率１４２が得られる。なお、流量率が急激に増加する
ので、この場合のオフセットファクターは正方向オフセ
ットである。この場合、例えば１４４として示されるよ
うに、実際の流量率が期間Δｔの間に予測値１４２を越
えて十分に増加すると、システムはIPAPにトリガーす
る。予め定められた時間間隔Δｔ形跡後の実際の流量
が、時刻Ｔでの流量形跡に基づいて予測されオフセット
された流量値から大きく異なるような流量サイクルの任
意の時点で、実際の流量が予測流量から変化する正方向
または負方向かに基づいて、システムはIPAPまたはEPAP
にトリガーされる。現在の流量形跡傾斜に基づく流量率
の予測および予測流量率と実際の流量率との比較が高速
に繰り返され、実際の流量対予測流量による流量比較の
連続するまたはほぼ連続する流れが得られる。例えば、
アナログシステムでは処理は連続的であり、ディジタル
システムでは処理は１０ミリ秒ごとにあるいはそれより
高速で繰り返される。予測流量点から得られた軌跡にお
いて、実際の流量率は予測率から大幅には変移しないの
で、さらなる実際の流量対予測流量による流量比較はト
リガーに結びつかない。吸入／吐出変化の場合だけこれ
が起きる。流量予測に基づいているので、患者の瞬時呼
吸と同期したトリガーを達成するために、トリガー方法
は患者の吸入における変化を必要としない。もちろん、
説明された流量予測の微分技術は適当な流量率波形のト
リガーアルゴリズムの一例にすぎない。
は、推定された均一傾斜１３２に比較して、時間間隔Δ
ｔの間に流量形跡の変化する傾斜に依存している。時間
間隔Δｔの間に流量形跡が傾斜１３２から変移する範囲
で、時間間隔Δｔの終わりにおける実際の流量値１３６
は予測流量値１３４からずれている。したがって、この
アルゴリズムの効力は、ある時間間隔Δｔの間の実際の
流量形跡の傾斜１３２からの変移に依存するが、この変
移は患者が呼吸動作で急激な変化を起こさない限り小さ
い。予測流量１３４をさらに変更するために、オフセッ
トファクターが加えられ、オフセット予測値１３８が得
られる。オフセットは、吸入時には負方向である。これ
により、時刻ｔ＋Δｔにおける予測流量値は、流量形跡
が流量を減らす方向に変化している場合を除いて、実際
の流量値より小さい。流量を減らす方向に変化するの
は、患者の動作が止まったり反対方向になったとき吸入
の終わりに起こる。上記の説明は、EPAPへの吸入終了時
のトリガーを参照する。図７に１４０で示されているよ
うに、全く同様な方法で、IPAPへのトリガーが近未来の
流量の予測で行える。すなわち、瞬時流量率１３９の微
分およびオフセットファクターの印加によって、予測流
量率１４２が得られる。なお、流量率が急激に増加する
ので、この場合のオフセットファクターは正方向オフセ
ットである。この場合、例えば１４４として示されるよ
うに、実際の流量率が期間Δｔの間に予測値１４２を越
えて十分に増加すると、システムはIPAPにトリガーす
る。予め定められた時間間隔Δｔ形跡後の実際の流量
が、時刻Ｔでの流量形跡に基づいて予測されオフセット
された流量値から大きく異なるような流量サイクルの任
意の時点で、実際の流量が予測流量から変化する正方向
または負方向かに基づいて、システムはIPAPまたはEPAP
にトリガーされる。現在の流量形跡傾斜に基づく流量率
の予測および予測流量率と実際の流量率との比較が高速
に繰り返され、実際の流量対予測流量による流量比較の
連続するまたはほぼ連続する流れが得られる。例えば、
アナログシステムでは処理は連続的であり、ディジタル
システムでは処理は１０ミリ秒ごとにあるいはそれより
高速で繰り返される。予測流量点から得られた軌跡にお
いて、実際の流量率は予測率から大幅には変移しないの
で、さらなる実際の流量対予測流量による流量比較はト
リガーに結びつかない。吸入／吐出変化の場合だけこれ
が起きる。流量予測に基づいているので、患者の瞬時呼
吸と同期したトリガーを達成するために、トリガー方法
は患者の吸入における変化を必要としない。もちろん、
説明された流量予測の微分技術は適当な流量率波形のト
リガーアルゴリズムの一例にすぎない。
【００２３】上述した改良されたトリガーシステムを実
現するアナログ回路が図８に示されている。入力信号１
４６は、患者流量と推定するが、トータル流量でもよ
い。上述したように本発明の他の形態によれば、システ
ムが知られざる漏洩要素を含んでいれば、推定流量の使
用はさらに改良されたトリガーを可能にする。入力信号
１４６は反転微分器１４８において微分される。ダイオ
ードとスイッチと演算増幅器とからなるグループが１５
０として示されている。これらは、吸入の開始時点での
流量形跡の大きな正方向への変移および吐出の開始時点
での負方向への大きな変移をクリップするためのスイッ
チ可能な極性のダイオードを形成している。これらの変
移は特に通気装置圧力変化が起きると通常大きい。大き
な変移がクリップされないと、各呼吸フェーズの早い時
点におけるトリガー回路動作に悪影響を与える。微分さ
れた入力信号は、帰還抵抗器１５２および入力キャパシ
ター１５４によって計測される。これらは、回路の遅延
部分における遅延時間である３００ミリ秒と等しい時定
数を有している。直列入力抵抗器１５６は、呼吸周波数
の帯域外の高周波ノイズを制限する。微分された入力信
号は、変移回路出力が反転されており和が必要であるの
で、差分増幅器１７２で流量信号から減算される。必須
遅延が二つの五次スイッチド・キャパシター型ベッセル
低域通過フィルター１５８を使って生成される。ベッセ
ル・フィルターは時間遅延の効果を持つ周波数に対して
線形位相シフトを持っている。時間遅延は、周波数応答
と同様にフィルターの次数に依存するので、二つのフィ
ルター部分は３００ミリ秒時間遅延に対して十分高いカ
ットオフ周波数を提供する必要がある。３００ミリ秒遅
延は、実験的に決定される。この値は、呼吸筋活動の時
定数が５０〜１００ミリ秒である場合には適当な値であ
る。このように、５０〜１００ミリ秒より長い遅延は、
呼吸筋活動における変化によって起きる流量変化をつか
むのに必要である。
現するアナログ回路が図８に示されている。入力信号１
４６は、患者流量と推定するが、トータル流量でもよ
い。上述したように本発明の他の形態によれば、システ
ムが知られざる漏洩要素を含んでいれば、推定流量の使
用はさらに改良されたトリガーを可能にする。入力信号
１４６は反転微分器１４８において微分される。ダイオ
ードとスイッチと演算増幅器とからなるグループが１５
０として示されている。これらは、吸入の開始時点での
流量形跡の大きな正方向への変移および吐出の開始時点
での負方向への大きな変移をクリップするためのスイッ
チ可能な極性のダイオードを形成している。これらの変
移は特に通気装置圧力変化が起きると通常大きい。大き
な変移がクリップされないと、各呼吸フェーズの早い時
点におけるトリガー回路動作に悪影響を与える。微分さ
れた入力信号は、帰還抵抗器１５２および入力キャパシ
ター１５４によって計測される。これらは、回路の遅延
部分における遅延時間である３００ミリ秒と等しい時定
数を有している。直列入力抵抗器１５６は、呼吸周波数
の帯域外の高周波ノイズを制限する。微分された入力信
号は、変移回路出力が反転されており和が必要であるの
で、差分増幅器１７２で流量信号から減算される。必須
遅延が二つの五次スイッチド・キャパシター型ベッセル
低域通過フィルター１５８を使って生成される。ベッセ
ル・フィルターは時間遅延の効果を持つ周波数に対して
線形位相シフトを持っている。時間遅延は、周波数応答
と同様にフィルターの次数に依存するので、二つのフィ
ルター部分は３００ミリ秒時間遅延に対して十分高いカ
ットオフ周波数を提供する必要がある。３００ミリ秒遅
延は、実験的に決定される。この値は、呼吸筋活動の時
定数が５０〜１００ミリ秒である場合には適当な値であ
る。このように、５０〜１００ミリ秒より長い遅延は、
呼吸筋活動における変化によって起きる流量変化をつか
むのに必要である。
【００２４】５５５型タイマーチップ１６０は、１ＫＨ
ｚ発振器として設定される。フィルター入力におけるＲ
Ｃ結合１７４に沿って、要素１６０はスイッチド・キャ
パシター・フィルター１５８のカットオフ周波数を制御
する。ヒステリシスを持つ比較器１６２は、入力抵抗器
１７６と帰還抵抗器１６６および１６４とともに、入力
流量率信号と処理された流量率信号信号との間の差に依
存してその状態を変化させる。抵抗器１６６による吸入
フェーズの間は、固定のヒステリシスである。説明した
回路のヒステリシス特性は吸入の間は負のオフセット
を、吐出の間は正のオフセットを提供する。吐出フェー
ズの間、ヒステリシスは吸入の間より始めは大きく、抵
抗器１６４およびダイオード１７８によって設定された
流量信号Ｎ大きさに依存する。流量信号が３０リットル
／分の流量に相当する０．５ボルトより大きい場合に飽
和するように、反転増幅器１８０は利得計数１０を有し
ている。そのため、８２Ｋ抵抗器１６６に並列な１００
Ｋ抵抗器１６４による吐出フェーズの最初の部分で、ヒ
ステリシスは２倍にされる。これに対して、吸入の間は
８２Ｋ抵抗器１６６は単独で動作する。すなわち、吐出
の間は反転器１８０の出力は正である、そのため、ダイ
オード１７８は順方向にバイアスされ、抵抗器１７６に
よる供給に加えて抵抗器１６４を通して電流を供給す
る。流量信号がひとたび０．５ボルトより下がると、ヒ
ステリシスは吸入の間と同じように流量率に線形的にに
減少する。この特徴は、吸入への早まったトリガーを防
止し、吐出の終了方向に向かってシステムの感度を徐々
に増加させる。流量信号が抵抗器１６４を通って供給さ
れるので、ヒステリシスは宇雨量信号に多少依存する。
説明した要素（８２Ｋ帰還抵抗器１６６、１，５Ｋ入力
抵抗器１５６）および＋５ボルトシステム電源供給（図
示せず）によって、ヒステリシスは零流量で約９０ミリ
ボルトである。これは、瞬時流量信号上での９０CC／秒
のトリガー・オフセットに相当する。
ｚ発振器として設定される。フィルター入力におけるＲ
Ｃ結合１７４に沿って、要素１６０はスイッチド・キャ
パシター・フィルター１５８のカットオフ周波数を制御
する。ヒステリシスを持つ比較器１６２は、入力抵抗器
１７６と帰還抵抗器１６６および１６４とともに、入力
流量率信号と処理された流量率信号信号との間の差に依
存してその状態を変化させる。抵抗器１６６による吸入
フェーズの間は、固定のヒステリシスである。説明した
回路のヒステリシス特性は吸入の間は負のオフセット
を、吐出の間は正のオフセットを提供する。吐出フェー
ズの間、ヒステリシスは吸入の間より始めは大きく、抵
抗器１６４およびダイオード１７８によって設定された
流量信号Ｎ大きさに依存する。流量信号が３０リットル
／分の流量に相当する０．５ボルトより大きい場合に飽
和するように、反転増幅器１８０は利得計数１０を有し
ている。そのため、８２Ｋ抵抗器１６６に並列な１００
Ｋ抵抗器１６４による吐出フェーズの最初の部分で、ヒ
ステリシスは２倍にされる。これに対して、吸入の間は
８２Ｋ抵抗器１６６は単独で動作する。すなわち、吐出
の間は反転器１８０の出力は正である、そのため、ダイ
オード１７８は順方向にバイアスされ、抵抗器１７６に
よる供給に加えて抵抗器１６４を通して電流を供給す
る。流量信号がひとたび０．５ボルトより下がると、ヒ
ステリシスは吸入の間と同じように流量率に線形的にに
減少する。この特徴は、吸入への早まったトリガーを防
止し、吐出の終了方向に向かってシステムの感度を徐々
に増加させる。流量信号が抵抗器１６４を通って供給さ
れるので、ヒステリシスは宇雨量信号に多少依存する。
説明した要素（８２Ｋ帰還抵抗器１６６、１，５Ｋ入力
抵抗器１５６）および＋５ボルトシステム電源供給（図
示せず）によって、ヒステリシスは零流量で約９０ミリ
ボルトである。これは、瞬時流量信号上での９０CC／秒
のトリガー・オフセットに相当する。
【００２５】図９は流量形跡波形トリガー回路の動作を
示し、太線１６８は−入力での流量信号を示し、細線１
７０はシステム比較器１６２への＋入力における流量信
号を示している。線１７０は、吐出期間に流量が零に近
づくにつれヒステリシスが減少することを示している。
この直前に説明したトリガー・アルゴリズムは、以前に
説明した流量トリガーと区別して、形状トリガー（すな
わち、流量形跡の形状または傾斜の変化に応答）として
引用されている。図１０（ａ）および図１０（ｂ）は、
大きな呼吸時定数を持つ自然に呼吸する患者をシミュレ
ーションする場合に使用される二つの通気装置トリガー
・アルゴリズムを説明する。図１０（ａ）および図１０
（ｂ）の各々において、最上部の形跡は推定された流量
を示し、中間の形成は患者の呼吸動作を示し、下の形跡
は患者の気道に面したマスクで発生された通気装置圧力
を示している。文字Ｉは各呼吸サイクルにおける患者の
吸入動作を示している。図１０（ａ）は、上述しかつ実
際の患者で起きることが知られているトリガーの問題を
説明する。患者の動作と推定された流量とマスクでの圧
力との間の不一致として示されているように、患者の吸
入動作は通気装置を堅実にはトリガーしない。これに対
して、図１０（ｂ）は、上述の形状トリガー・アルゴリ
ズムを使用し他のセッティングを変えることなく、同様
にシミュレーションされた患者に対する通気装置応答が
示されている。図１０（ａ）と図１０（ｂ）との比較に
より、自然な患者の動作で圧力がの同期関係が改善され
たことがわかる。図１０（ａ）および図１０（ｂ）の元
ととなるシミュレーションされた患者は、吸入動作の始
めにおいて大きな吐出流を見せている。図１０（ｂ）か
ら、未だ吐出流がある間に吸入動作が始まった時でさ
え、吸入の各々および毎の始めと終わりに、形状トリガ
ー・アルゴリズムは適正にトリガーすることがわかる。
このようにして、形状トリガー・アルゴリズムは通気装
置のトリガーを患者の活動と同期的に行うことができ
る。図１１（ａ）および図１１（ｂ）は、それぞれ図１
０（ａ）および図１０（ｂ）と同様な図であるが、シミ
ュレーションされた患者はより短い呼吸システム時定数
を持っている。図１１（ａ）は、上から下へ、推定され
た患者流量、患者の呼吸動作、およびあるトリガーアル
ゴリズム用のマスクにおける圧力を示している。図１１
（ｂ）は上記流量形状トリガーアルゴリズム用と同じパ
ラメータを示している。図１１（ａ）から、患者の動作
が止まったとき流量の実質的低下でさえ、流量低下がピ
ーク流量の２５％を下まわるまではEPAPへトリガーしな
いことがわかる。このようにして、吸入の終了が患者の
吸入動作の終了に同期しない。これに対して、図１１
（ｂ）の形状トリガー・アルゴリズムは、同じ患者に対
して、患者の吸入動作の終了で堅実に同期したトリガー
を作り出す。
示し、太線１６８は−入力での流量信号を示し、細線１
７０はシステム比較器１６２への＋入力における流量信
号を示している。線１７０は、吐出期間に流量が零に近
づくにつれヒステリシスが減少することを示している。
この直前に説明したトリガー・アルゴリズムは、以前に
説明した流量トリガーと区別して、形状トリガー（すな
わち、流量形跡の形状または傾斜の変化に応答）として
引用されている。図１０（ａ）および図１０（ｂ）は、
大きな呼吸時定数を持つ自然に呼吸する患者をシミュレ
ーションする場合に使用される二つの通気装置トリガー
・アルゴリズムを説明する。図１０（ａ）および図１０
（ｂ）の各々において、最上部の形跡は推定された流量
を示し、中間の形成は患者の呼吸動作を示し、下の形跡
は患者の気道に面したマスクで発生された通気装置圧力
を示している。文字Ｉは各呼吸サイクルにおける患者の
吸入動作を示している。図１０（ａ）は、上述しかつ実
際の患者で起きることが知られているトリガーの問題を
説明する。患者の動作と推定された流量とマスクでの圧
力との間の不一致として示されているように、患者の吸
入動作は通気装置を堅実にはトリガーしない。これに対
して、図１０（ｂ）は、上述の形状トリガー・アルゴリ
ズムを使用し他のセッティングを変えることなく、同様
にシミュレーションされた患者に対する通気装置応答が
示されている。図１０（ａ）と図１０（ｂ）との比較に
より、自然な患者の動作で圧力がの同期関係が改善され
たことがわかる。図１０（ａ）および図１０（ｂ）の元
ととなるシミュレーションされた患者は、吸入動作の始
めにおいて大きな吐出流を見せている。図１０（ｂ）か
ら、未だ吐出流がある間に吸入動作が始まった時でさ
え、吸入の各々および毎の始めと終わりに、形状トリガ
ー・アルゴリズムは適正にトリガーすることがわかる。
このようにして、形状トリガー・アルゴリズムは通気装
置のトリガーを患者の活動と同期的に行うことができ
る。図１１（ａ）および図１１（ｂ）は、それぞれ図１
０（ａ）および図１０（ｂ）と同様な図であるが、シミ
ュレーションされた患者はより短い呼吸システム時定数
を持っている。図１１（ａ）は、上から下へ、推定され
た患者流量、患者の呼吸動作、およびあるトリガーアル
ゴリズム用のマスクにおける圧力を示している。図１１
（ｂ）は上記流量形状トリガーアルゴリズム用と同じパ
ラメータを示している。図１１（ａ）から、患者の動作
が止まったとき流量の実質的低下でさえ、流量低下がピ
ーク流量の２５％を下まわるまではEPAPへトリガーしな
いことがわかる。このようにして、吸入の終了が患者の
吸入動作の終了に同期しない。これに対して、図１１
（ｂ）の形状トリガー・アルゴリズムは、同じ患者に対
して、患者の吸入動作の終了で堅実に同期したトリガー
を作り出す。
【００２６】上記説明からわかるように、通気装置は、
患者の呼吸動作でおける変化に対応した流量信号の形状
の変化に基づいて、トリガーできる。このトリガー・ア
ルゴリズムは、標準の圧力サポートトリガーのような従
来のトリガー・アルゴリズムの使用を制限するやっかい
な問題点を解決する。上述の流量信号形状トリガー・ア
ルゴリズムはシステム漏洩の推定により信頼性高く動作
するが、形状トリガー・アルゴリズムはシステム漏洩の
計算には応答しない。上述の形状トリガー・アルゴリズ
ムはIPAPへ、およびEPAPへの双方へトリガーするように
動作するが、普通には患者呼吸動作においてより大きな
かつより急激な変化が吸入の開始より終了で起こるの
で、EPAPへのトリガーには最良に働く。さらに、上述の
形状トリガー・アルゴリズムは前に述べた流量トリガー
・アルゴリズムと並行に使用して、デュアル・トリガー
・システムを提供することができる。これにより、副ト
リガー・アルゴリズムは、主アルゴリズムの不調時に機
能することができる。この種のデュアル・トリガー・シ
ステムは、連続的な呼吸毎の動作を可能にする、すなわ
ち、主トリガー・アルゴリズムがトリガーしなくても、
所望のトリガー・ポイントで副トリガー・アルゴリズム
が通気装置をトリガーする。
患者の呼吸動作でおける変化に対応した流量信号の形状
の変化に基づいて、トリガーできる。このトリガー・ア
ルゴリズムは、標準の圧力サポートトリガーのような従
来のトリガー・アルゴリズムの使用を制限するやっかい
な問題点を解決する。上述の流量信号形状トリガー・ア
ルゴリズムはシステム漏洩の推定により信頼性高く動作
するが、形状トリガー・アルゴリズムはシステム漏洩の
計算には応答しない。上述の形状トリガー・アルゴリズ
ムはIPAPへ、およびEPAPへの双方へトリガーするように
動作するが、普通には患者呼吸動作においてより大きな
かつより急激な変化が吸入の開始より終了で起こるの
で、EPAPへのトリガーには最良に働く。さらに、上述の
形状トリガー・アルゴリズムは前に述べた流量トリガー
・アルゴリズムと並行に使用して、デュアル・トリガー
・システムを提供することができる。これにより、副ト
リガー・アルゴリズムは、主アルゴリズムの不調時に機
能することができる。この種のデュアル・トリガー・シ
ステムは、連続的な呼吸毎の動作を可能にする、すなわ
ち、主トリガー・アルゴリズムがトリガーしなくても、
所望のトリガー・ポイントで副トリガー・アルゴリズム
が通気装置をトリガーする。
【００２７】漏洩補償技術におけるさらなる改善は、本
発明により実現できる。漏洩補償の説明で述べたよう
に、説明したアルゴリズムは次の二つの要求に依存す
る。（１）患者の吸入および吐出容量がおなじであるこ
と（吸入の始めの直前の患者の残りの容量は呼吸毎に同
じであり、個々の呼吸の吸入および吐出容量もまた同じ
である）；（２）患者が吸入するとき、全流量は漏洩流
量より大きく、患者が吐出するときには全流量は漏洩流
量より小さいこと。漏洩に関する上記説明において、患
者の全回路流量が患者流量および漏洩流量の二つの要素
からなる場合でも、全流量だけが実際に計測される。さ
らに、漏洩に関する上記説明において、漏洩は圧力の関
数として推定されない。また、平均漏洩が全流量を積算
することにより計算される。患者の吸入容量および吐出
容量は、実質的に同じであるので、完全な呼吸サイクル
での平均流量はサイクルごとの平均漏洩と等しい。さら
に、漏洩要素それ自身は二つの要素を持っている。すな
わち、吐出部分の既知の漏洩と、マスクを通す漏洩や管
との接続部での漏洩等のような一つまたはそれ以上の未
知の不注意による漏洩とがある。未知のまたは不注意に
よる漏洩は、圧力と時間との双方の関数であるようには
正確に決定することは極めて困難である。そのため、こ
の漏洩要素を決定する必要がある範囲では、その値が推
定されるが、重要な漏洩管理の改善によって、漏洩を既
知のものと未知のものとに分けることなく得られる。す
べての漏洩が時間や圧力の関数として特徴付けることが
できるかどうかに関係なく、積算呼吸サイクルにわたっ
て漏洩の平均値が実際の漏洩の平均値を同じになるよう
に、漏洩の推定を調整することが目的である。もちろ
ん、平均全流量の患者の流量要素は零であるから、実際
の漏洩の平均は全流量の平均として得られる。WHISPER
SWIVEL（商標）からの漏洩のように漏洩を圧力の関数と
仮定すれば、EPAPでの漏洩はIPAPでのそれより小さくEP
APとIPAPとの間の圧力に相当する平均値で仮定できる。
換言すれば、圧力の関数である漏洩の場合、低圧での漏
洩率は高圧での漏洩率より小さい。漏洩流のこの特性
は、システム漏洩を補償するものよりアルゴリズムで利
用できる。説明したすべてのシステムにおいて、漏洩を
決定する目的は、開システムにおいて患者流量を決定す
ることである。閉システムは理想的には漏洩はないが、
実際には不注意による漏洩がある。しかしながら、開シ
ステムにおいて、吐出点での調整された漏洩か、管の接
続部分および密閉部分から不注意による漏洩かによっ
て、システムからのガス流は全システム流量の重要な部
分である。したがって、開システムの患者回路における
漏洩は、呼吸計（pneumotach）によって検出された善流
量を使って計算できる。未処理の流量として引用される
パラメータは、患者回路を通してガス流源（例えば、ブ
ロワー）から出るまたは入るすべての流量を含む。その
ため、未処理の流量は、患者流量とシステム漏洩との両
方を含んでいる。説明した漏洩管理アルゴリズムの目的
は、未処理の流量を患者流量と漏洩要素とに分けること
である。
発明により実現できる。漏洩補償の説明で述べたよう
に、説明したアルゴリズムは次の二つの要求に依存す
る。（１）患者の吸入および吐出容量がおなじであるこ
と（吸入の始めの直前の患者の残りの容量は呼吸毎に同
じであり、個々の呼吸の吸入および吐出容量もまた同じ
である）；（２）患者が吸入するとき、全流量は漏洩流
量より大きく、患者が吐出するときには全流量は漏洩流
量より小さいこと。漏洩に関する上記説明において、患
者の全回路流量が患者流量および漏洩流量の二つの要素
からなる場合でも、全流量だけが実際に計測される。さ
らに、漏洩に関する上記説明において、漏洩は圧力の関
数として推定されない。また、平均漏洩が全流量を積算
することにより計算される。患者の吸入容量および吐出
容量は、実質的に同じであるので、完全な呼吸サイクル
での平均流量はサイクルごとの平均漏洩と等しい。さら
に、漏洩要素それ自身は二つの要素を持っている。すな
わち、吐出部分の既知の漏洩と、マスクを通す漏洩や管
との接続部での漏洩等のような一つまたはそれ以上の未
知の不注意による漏洩とがある。未知のまたは不注意に
よる漏洩は、圧力と時間との双方の関数であるようには
正確に決定することは極めて困難である。そのため、こ
の漏洩要素を決定する必要がある範囲では、その値が推
定されるが、重要な漏洩管理の改善によって、漏洩を既
知のものと未知のものとに分けることなく得られる。す
べての漏洩が時間や圧力の関数として特徴付けることが
できるかどうかに関係なく、積算呼吸サイクルにわたっ
て漏洩の平均値が実際の漏洩の平均値を同じになるよう
に、漏洩の推定を調整することが目的である。もちろ
ん、平均全流量の患者の流量要素は零であるから、実際
の漏洩の平均は全流量の平均として得られる。WHISPER
SWIVEL（商標）からの漏洩のように漏洩を圧力の関数と
仮定すれば、EPAPでの漏洩はIPAPでのそれより小さくEP
APとIPAPとの間の圧力に相当する平均値で仮定できる。
換言すれば、圧力の関数である漏洩の場合、低圧での漏
洩率は高圧での漏洩率より小さい。漏洩流のこの特性
は、システム漏洩を補償するものよりアルゴリズムで利
用できる。説明したすべてのシステムにおいて、漏洩を
決定する目的は、開システムにおいて患者流量を決定す
ることである。閉システムは理想的には漏洩はないが、
実際には不注意による漏洩がある。しかしながら、開シ
ステムにおいて、吐出点での調整された漏洩か、管の接
続部分および密閉部分から不注意による漏洩かによっ
て、システムからのガス流は全システム流量の重要な部
分である。したがって、開システムの患者回路における
漏洩は、呼吸計（pneumotach）によって検出された善流
量を使って計算できる。未処理の流量として引用される
パラメータは、患者回路を通してガス流源（例えば、ブ
ロワー）から出るまたは入るすべての流量を含む。その
ため、未処理の流量は、患者流量とシステム漏洩との両
方を含んでいる。説明した漏洩管理アルゴリズムの目的
は、未処理の流量を患者流量と漏洩要素とに分けること
である。
【００２８】未処理の流量の患者流量または漏洩流量を
直接的に計測する必要はないが、結果として漏洩計算の
結果は推定値として考慮されるべきである。漏洩管理の
一つのモードについては、図１〜図５を参照して上記で
説明された。次のアルゴリズムの説明は、漏洩管理への
他のアプローチである。圧力に関係のない漏洩は、患者
の吸入が始まったとき、決定する。患者の呼吸サイクル
のこの点を呼吸トリガーとして引用し、患者の吸入およ
び吐出容量を比較するための基準点として使用する。吸
入の始めを呼吸トリガー点として使用することによっ
て、漏洩計算は、計算毎にほぼ同じレベルで患者の開始
肺容量を使って行われる。呼吸トリガー基準点は、次の
二つの状態を満足することによって決定される。 （１）平均漏洩率より大きい未処理の流量、および
（２）患者は吸入の準備完了であること。これらの状態
の第一に関して、未処理の流量と平均漏洩率との比較は
患者が吸入中か、吐出中であるかがわかる。というの
は、前述のとおり、未処理の流量要素の性質では、患者
の吸入の間は未処理の流量がシステム漏洩を越え、患者
の吐出の間ではシステム漏洩より少ないからである。患
者が吸入の準備ができたかどうかを決定する第二の状態
は、次の二つの状態のいずれかを参照して決められる。
（１）患者が吐出容量の予め決められた量、例えば吐出
容量の１／４を吐出すること、または（２）患者が予め
決められた時間、例えば３００ミリ秒間以上の吐出する
こと。これらの状態の第一の代替は、患者の吐出容量が
少なくとも吸入容量の重要な部分であることである。第
二の状態に関して、吐出の間では未処理の流量は推定さ
れた平均漏洩率より小さいので、３００ミリ秒以上の吐
出時間は、未処理の流量と推定された平均漏洩率との比
較によって検出できる。未処理の流量が平均漏洩率より
３００ミリ秒以上小さければ、その状態と一致する。直
前述べた状態１および２のいずれかが得られれば、患者
は吸入の準備ができたことになる。そのため、状態のい
ずれかが一致し、さらに未処理の流量が平均漏洩より大
きければ、呼吸トリガーの状態は満足され説明した状態
が呼吸サイクルで通気装置をトリガーするのに使用でき
る。
直接的に計測する必要はないが、結果として漏洩計算の
結果は推定値として考慮されるべきである。漏洩管理の
一つのモードについては、図１〜図５を参照して上記で
説明された。次のアルゴリズムの説明は、漏洩管理への
他のアプローチである。圧力に関係のない漏洩は、患者
の吸入が始まったとき、決定する。患者の呼吸サイクル
のこの点を呼吸トリガーとして引用し、患者の吸入およ
び吐出容量を比較するための基準点として使用する。吸
入の始めを呼吸トリガー点として使用することによっ
て、漏洩計算は、計算毎にほぼ同じレベルで患者の開始
肺容量を使って行われる。呼吸トリガー基準点は、次の
二つの状態を満足することによって決定される。 （１）平均漏洩率より大きい未処理の流量、および
（２）患者は吸入の準備完了であること。これらの状態
の第一に関して、未処理の流量と平均漏洩率との比較は
患者が吸入中か、吐出中であるかがわかる。というの
は、前述のとおり、未処理の流量要素の性質では、患者
の吸入の間は未処理の流量がシステム漏洩を越え、患者
の吐出の間ではシステム漏洩より少ないからである。患
者が吸入の準備ができたかどうかを決定する第二の状態
は、次の二つの状態のいずれかを参照して決められる。
（１）患者が吐出容量の予め決められた量、例えば吐出
容量の１／４を吐出すること、または（２）患者が予め
決められた時間、例えば３００ミリ秒間以上の吐出する
こと。これらの状態の第一の代替は、患者の吐出容量が
少なくとも吸入容量の重要な部分であることである。第
二の状態に関して、吐出の間では未処理の流量は推定さ
れた平均漏洩率より小さいので、３００ミリ秒以上の吐
出時間は、未処理の流量と推定された平均漏洩率との比
較によって検出できる。未処理の流量が平均漏洩率より
３００ミリ秒以上小さければ、その状態と一致する。直
前述べた状態１および２のいずれかが得られれば、患者
は吸入の準備ができたことになる。そのため、状態のい
ずれかが一致し、さらに未処理の流量が平均漏洩より大
きければ、呼吸トリガーの状態は満足され説明した状態
が呼吸サイクルで通気装置をトリガーするのに使用でき
る。
【００２９】ある呼吸トリガー状態を満足するために平
均漏洩率より大きな未処理の流量の必要性のうわべの否
定、および第二の呼吸トリガー状態を満足することので
きる一つのパラメータとしての平均漏洩率より小さな未
処理の流量について、次に説明する。未処理の流量が平
均漏洩率より小さい状態は、患者が吸入サイクルを開始
したことを示している。すなわち、患者は、未処理の流
量が平均システム漏洩を越えることによって、患者は初
期の吸入動作を行ったことがわかる。しかしながら、上
述のとおり、未処理の流量は、未処理の流量信号中の不
法なノイズにより平均漏洩率信号とクロスするので、未
処理の流量が平均漏洩より大きいことが患者の吸入動作
の開始を示すとは限らない。事実、未処理の流量信号中
のノイズは、未処理の流量信号と平均漏洩信号との間で
複数のクロスを起こす。実際の大半の状態では実際の吸
入から吐出への遷移に基づいて流量が零クロスを行う
が、特に厄介な問題は瞬間的な遷移を起こすノイズがあ
ることである。患者の吸入の初期動作を示さない信号ク
ロスのこれらの点における複数回のトリガーをさけるた
めに、さらに吸入準備状態が採用される。この状態で、
患者の呼吸が直前に吐出状態出あったことを示す二つの
状態の一つだけを満足した場合、平均漏洩状態より大き
な未処理の流量は有効化される。これらの状態の第二の
場合には、未処理の流量が平均漏洩より小さな３００ミ
リ秒期間は、患者の吐出期間に対応する。このようにし
て、時間要素は、説明した呼吸トリガー・アルゴリズム
における役目を行う。平均漏洩より小さい未処理の流量
は吸入準備完了出力を提供する。平均漏洩より大きい値
への未処理の流量の変更は、患者の吸入動作の検出を示
す。このようにして、呼吸トリガーは、自然な患者の呼
吸に同期して、堅実に吸入サイクルを開始させる。
均漏洩率より大きな未処理の流量の必要性のうわべの否
定、および第二の呼吸トリガー状態を満足することので
きる一つのパラメータとしての平均漏洩率より小さな未
処理の流量について、次に説明する。未処理の流量が平
均漏洩率より小さい状態は、患者が吸入サイクルを開始
したことを示している。すなわち、患者は、未処理の流
量が平均システム漏洩を越えることによって、患者は初
期の吸入動作を行ったことがわかる。しかしながら、上
述のとおり、未処理の流量は、未処理の流量信号中の不
法なノイズにより平均漏洩率信号とクロスするので、未
処理の流量が平均漏洩より大きいことが患者の吸入動作
の開始を示すとは限らない。事実、未処理の流量信号中
のノイズは、未処理の流量信号と平均漏洩信号との間で
複数のクロスを起こす。実際の大半の状態では実際の吸
入から吐出への遷移に基づいて流量が零クロスを行う
が、特に厄介な問題は瞬間的な遷移を起こすノイズがあ
ることである。患者の吸入の初期動作を示さない信号ク
ロスのこれらの点における複数回のトリガーをさけるた
めに、さらに吸入準備状態が採用される。この状態で、
患者の呼吸が直前に吐出状態出あったことを示す二つの
状態の一つだけを満足した場合、平均漏洩状態より大き
な未処理の流量は有効化される。これらの状態の第二の
場合には、未処理の流量が平均漏洩より小さな３００ミ
リ秒期間は、患者の吐出期間に対応する。このようにし
て、時間要素は、説明した呼吸トリガー・アルゴリズム
における役目を行う。平均漏洩より小さい未処理の流量
は吸入準備完了出力を提供する。平均漏洩より大きい値
への未処理の流量の変更は、患者の吸入動作の検出を示
す。このようにして、呼吸トリガーは、自然な患者の呼
吸に同期して、堅実に吸入サイクルを開始させる。
【００３０】呼吸トリガーがあると、吸入準備完了パラ
メータがリセットされ、吸入準備完了の有効化を提供す
る上述の二つの状態の一つが満足されるのを待つ。呼吸
トリガー処理は、未処理の流量が再び平均システム漏洩
を越えると患者の次の吸入動作の出現に応じて繰り返さ
れる。ある呼吸呼吸トリガーと次の呼吸の呼吸トリガー
との間の時間間隔が得られ、各呼吸の未処理の容量ある
いは全容量を見つけるため時間間隔にわたって未処理の
流量信号が積算される。未処理の容量は、呼吸トリガー
の間の時間間隔、例えば連続する呼吸トリガー対の間の
時間間隔によって分割される。これにより、漏洩の最近
の時間率が得られる。未処理の流量信号の積算で表され
るようなある呼吸トリガーから次の呼吸トリガーまでの
患者の呼吸は、零容量から吸入の間の吸入容量と漏洩容
量とからなる最大値へ上昇する。呼吸サイクルが吐出を
通して継続するにつれ、負の流量の連続する積算は、吐
出容量が減算されるにしたがって未処理の容量パラメー
タを累進的に減らす。このようにして、次の呼吸トリガ
ーで、前の呼吸からの未処理の容量パラメータは漏洩容
量および患者の残りの容量変化だけに等しい。しかし、
後者の値は通常は零と仮定される。未処理の容量パラメ
ータが実際に漏洩容量だけであると、呼吸の期間の時間
による分割は、最も最近の呼吸の漏洩率の推定をもたら
す。時間にわたって最近の漏洩率を平均化することによ
って、平均漏洩率が決められてより安定な信号が得られ
る。これにより、患者の残りの容量における呼吸間変化
の起因する呼吸間容量変化の影響を減少させる。平均の
漏洩率を決めるために最近の漏洩が平均化される呼吸サ
イクルの数は、信号の安定性と早いエラー訂正との間の
バランスに基づいて１から無限大間での任意の値に決定
できる。長い期間の平均化は高い安定性が得られるが、
エラー訂正が遅くなる。短い期間の平均化は、安定性は
悪いが早いエラー訂正が得られる。計算方法が説明され
た平均漏洩率は呼吸トリガーを初期化する状態の一つの
中のアルゴリズムで最初に使用されている。呼吸トリガ
ーを初期化する状態で使用されたパラメータは、連続的
に更新され、呼吸トリガー状態を満足するのに使用され
る。継続する呼吸トリガーはこれらのパラメータを順次
更新するのに使用される。
メータがリセットされ、吸入準備完了の有効化を提供す
る上述の二つの状態の一つが満足されるのを待つ。呼吸
トリガー処理は、未処理の流量が再び平均システム漏洩
を越えると患者の次の吸入動作の出現に応じて繰り返さ
れる。ある呼吸呼吸トリガーと次の呼吸の呼吸トリガー
との間の時間間隔が得られ、各呼吸の未処理の容量ある
いは全容量を見つけるため時間間隔にわたって未処理の
流量信号が積算される。未処理の容量は、呼吸トリガー
の間の時間間隔、例えば連続する呼吸トリガー対の間の
時間間隔によって分割される。これにより、漏洩の最近
の時間率が得られる。未処理の流量信号の積算で表され
るようなある呼吸トリガーから次の呼吸トリガーまでの
患者の呼吸は、零容量から吸入の間の吸入容量と漏洩容
量とからなる最大値へ上昇する。呼吸サイクルが吐出を
通して継続するにつれ、負の流量の連続する積算は、吐
出容量が減算されるにしたがって未処理の容量パラメー
タを累進的に減らす。このようにして、次の呼吸トリガ
ーで、前の呼吸からの未処理の容量パラメータは漏洩容
量および患者の残りの容量変化だけに等しい。しかし、
後者の値は通常は零と仮定される。未処理の容量パラメ
ータが実際に漏洩容量だけであると、呼吸の期間の時間
による分割は、最も最近の呼吸の漏洩率の推定をもたら
す。時間にわたって最近の漏洩率を平均化することによ
って、平均漏洩率が決められてより安定な信号が得られ
る。これにより、患者の残りの容量における呼吸間変化
の起因する呼吸間容量変化の影響を減少させる。平均の
漏洩率を決めるために最近の漏洩が平均化される呼吸サ
イクルの数は、信号の安定性と早いエラー訂正との間の
バランスに基づいて１から無限大間での任意の値に決定
できる。長い期間の平均化は高い安定性が得られるが、
エラー訂正が遅くなる。短い期間の平均化は、安定性は
悪いが早いエラー訂正が得られる。計算方法が説明され
た平均漏洩率は呼吸トリガーを初期化する状態の一つの
中のアルゴリズムで最初に使用されている。呼吸トリガ
ーを初期化する状態で使用されたパラメータは、連続的
に更新され、呼吸トリガー状態を満足するのに使用され
る。継続する呼吸トリガーはこれらのパラメータを順次
更新するのに使用される。
【００３１】漏洩の解析に対するアプローチは、患者回
路圧力の関数であるか関数と仮定される漏洩要素の使用
を含む。この種の漏洩解析は、例えば米国特許第5,107,
830号に示されている比例援助通気装置などのような通
気管理で有効である。比例支援通気装置においては、シ
ステムの平均漏洩率と瞬時漏洩の双方を知ることが重要
である。しかしながら、比例支援通気装置は、患者によ
って瞬間的に要求される通気支援のレベルに応じた圧力
の変動を含んでいる。少なくともシステム漏洩のいくつ
かの要素が圧力の関数にできるので、これらの要素は患
者の通気要望の変化に同期して多少変化する。比例支援
通気装置や適当と考えられる他のシステムに使用できる
漏洩解析の他のアルゴリズムは、上述の通り患者流量が
既知の任意の漏洩要素や任意の圧力依存漏洩要素より小
さい未処理の流量と等しいという要求に基づいている。
既知の漏洩は、既知の流量特性を持った漏洩、例えばWH
ISPER SWIVEL（商標）やプラトー型吐出バルブを通した
任意の漏洩であり得る。知られた漏洩は必然的には固定
漏洩ではないが、圧力の関数であり得る。既知の特性の
漏洩は未知の特性を持つ漏洩と一緒にでき、圧力の関数
と仮定するので、次の解析が既知の特性の漏洩で行え
る。全漏洩または全漏洩の一要素からなる圧力依存漏洩
は、未処理の流量信号の解析からシステム圧力の関数と
して計算できる。圧力依存漏洩要素が圧力に関係する関
数は、加圧システムと低圧環境との間の圧力低下を決め
る穴用の関数であり、この穴からの流量は、定数ｋ倍さ
れた穴にかかる圧力差の平方根に比例する。この定数
は、例えばサイズ、表面のなめらかさ等の穴自身の機械
的特徴によって決まる。圧力依存漏洩を見つけるため
に、すべての圧力依存漏洩源を表すように一つの仮定的
な穴を特徴付けることだけが必要である。仮定的な穴を
見つけるには、上記で規定された呼吸トリガーが、患者
の呼吸サイクルの始点と終了点とをマークために使用さ
れる。平均患者回路圧力は各呼吸毎に計測される。上記
で計算されたような平均漏洩率は、前回の呼吸の時間に
よって乗算されて呼吸毎に圧力依存漏洩容量が決められ
る。圧力依存漏洩要素が既知の漏洩要素から分離されれ
ば、平均漏洩率が圧力依存漏洩容量を決めるために使用
される前に、既知の漏洩要素もまた平均漏洩率から分離
される。
路圧力の関数であるか関数と仮定される漏洩要素の使用
を含む。この種の漏洩解析は、例えば米国特許第5,107,
830号に示されている比例援助通気装置などのような通
気管理で有効である。比例支援通気装置においては、シ
ステムの平均漏洩率と瞬時漏洩の双方を知ることが重要
である。しかしながら、比例支援通気装置は、患者によ
って瞬間的に要求される通気支援のレベルに応じた圧力
の変動を含んでいる。少なくともシステム漏洩のいくつ
かの要素が圧力の関数にできるので、これらの要素は患
者の通気要望の変化に同期して多少変化する。比例支援
通気装置や適当と考えられる他のシステムに使用できる
漏洩解析の他のアルゴリズムは、上述の通り患者流量が
既知の任意の漏洩要素や任意の圧力依存漏洩要素より小
さい未処理の流量と等しいという要求に基づいている。
既知の漏洩は、既知の流量特性を持った漏洩、例えばWH
ISPER SWIVEL（商標）やプラトー型吐出バルブを通した
任意の漏洩であり得る。知られた漏洩は必然的には固定
漏洩ではないが、圧力の関数であり得る。既知の特性の
漏洩は未知の特性を持つ漏洩と一緒にでき、圧力の関数
と仮定するので、次の解析が既知の特性の漏洩で行え
る。全漏洩または全漏洩の一要素からなる圧力依存漏洩
は、未処理の流量信号の解析からシステム圧力の関数と
して計算できる。圧力依存漏洩要素が圧力に関係する関
数は、加圧システムと低圧環境との間の圧力低下を決め
る穴用の関数であり、この穴からの流量は、定数ｋ倍さ
れた穴にかかる圧力差の平方根に比例する。この定数
は、例えばサイズ、表面のなめらかさ等の穴自身の機械
的特徴によって決まる。圧力依存漏洩を見つけるため
に、すべての圧力依存漏洩源を表すように一つの仮定的
な穴を特徴付けることだけが必要である。仮定的な穴を
見つけるには、上記で規定された呼吸トリガーが、患者
の呼吸サイクルの始点と終了点とをマークために使用さ
れる。平均患者回路圧力は各呼吸毎に計測される。上記
で計算されたような平均漏洩率は、前回の呼吸の時間に
よって乗算されて呼吸毎に圧力依存漏洩容量が決められ
る。圧力依存漏洩要素が既知の漏洩要素から分離されれ
ば、平均漏洩率が圧力依存漏洩容量を決めるために使用
される前に、既知の漏洩要素もまた平均漏洩率から分離
される。
【００３２】圧力依存漏洩容量は前の呼吸の圧力の平均
平方根よって分割され、対応する穴の特性ｋが得られ
る。次の呼吸では、圧力依存漏洩は計算された穴の特性
ｋを瞬時圧力で乗算することによって得られる。これに
より、圧力依存漏洩率は呼吸を通した圧力の関数とな
る。これは、上記の比例支援通気装置のような通気管理
においては重要なパラメータである。さらに、セラピス
ト（治療専門家）にとっては、システム漏洩についての
信頼できる情報を持つことが重要である。このため、圧
力依存漏洩率は、種々の通気装置において漏洩を特徴付
けるのに有効である。最後に述べた漏洩計算のいずれで
も、患者の呼吸において未処理の流量信号が平均漏洩率
信号とクロスことができなかったことによって呼吸トリ
ガーが発生しなかった場合には、これらの計算を処理す
るために再生ルーチンが望まれる。システム漏洩が変化
すると、漏洩が増加すると未処理の流量信号は増加し、
漏洩が減少すると未処理の流量信号は減少する。未処理
の流量信号が平均漏洩率を決してクロスしないように、
この増加または減少を十分に大きくすることは可能であ
る。このようなことが起これば、呼吸トリガーは発生せ
ず、新しいまたは更新された漏洩の計算は行われない。
そのようなことを回復するために、アルゴリズムは再び
漏洩計算を始める必要がある。これにより、計算された
平均漏洩がラインに戻されてシステムが機能するように
なる。再生アルゴリズムの開始は、四つの既知の生理学
上の事例の任意の一つが発生するかどうかによって決め
られる。すなわち、（１）吐出が５秒間以上続く。
（２）吸入が５秒間以上続く。（３）吸入容量が５リッ
トル以上である。（４）吐出容量が−１リットル以下で
ある。通気装置は、これらの事例の任意の一つの出現を
検出する動作をモニターする要素を含まねばならない。
そのような事例の一つが検出されると、漏洩の最発見
が、未処理の流量と平均漏洩との差のパーセンテージを
平均漏洩率に徐々に加えることによって未処理の流量信
号に対する平均漏洩率を変化させて開始される。望まし
くは、加えられた差のパーセンテージはほぼ１秒の時定
数を持つように選ばれなければならない。再生アルゴリ
ズムに応じて平均漏洩率が徐々に増加することによっ
て、平均漏洩率が未処理の流量値に近づくので、増加す
る平均漏洩率は最終的には前述のトリガー・アルゴリズ
ムの一つにしたがって呼吸トリガーをもたらし、漏洩計
算の繰り返しが各呼吸サイクルで再開する。
平方根よって分割され、対応する穴の特性ｋが得られ
る。次の呼吸では、圧力依存漏洩は計算された穴の特性
ｋを瞬時圧力で乗算することによって得られる。これに
より、圧力依存漏洩率は呼吸を通した圧力の関数とな
る。これは、上記の比例支援通気装置のような通気管理
においては重要なパラメータである。さらに、セラピス
ト（治療専門家）にとっては、システム漏洩についての
信頼できる情報を持つことが重要である。このため、圧
力依存漏洩率は、種々の通気装置において漏洩を特徴付
けるのに有効である。最後に述べた漏洩計算のいずれで
も、患者の呼吸において未処理の流量信号が平均漏洩率
信号とクロスことができなかったことによって呼吸トリ
ガーが発生しなかった場合には、これらの計算を処理す
るために再生ルーチンが望まれる。システム漏洩が変化
すると、漏洩が増加すると未処理の流量信号は増加し、
漏洩が減少すると未処理の流量信号は減少する。未処理
の流量信号が平均漏洩率を決してクロスしないように、
この増加または減少を十分に大きくすることは可能であ
る。このようなことが起これば、呼吸トリガーは発生せ
ず、新しいまたは更新された漏洩の計算は行われない。
そのようなことを回復するために、アルゴリズムは再び
漏洩計算を始める必要がある。これにより、計算された
平均漏洩がラインに戻されてシステムが機能するように
なる。再生アルゴリズムの開始は、四つの既知の生理学
上の事例の任意の一つが発生するかどうかによって決め
られる。すなわち、（１）吐出が５秒間以上続く。
（２）吸入が５秒間以上続く。（３）吸入容量が５リッ
トル以上である。（４）吐出容量が−１リットル以下で
ある。通気装置は、これらの事例の任意の一つの出現を
検出する動作をモニターする要素を含まねばならない。
そのような事例の一つが検出されると、漏洩の最発見
が、未処理の流量と平均漏洩との差のパーセンテージを
平均漏洩率に徐々に加えることによって未処理の流量信
号に対する平均漏洩率を変化させて開始される。望まし
くは、加えられた差のパーセンテージはほぼ１秒の時定
数を持つように選ばれなければならない。再生アルゴリ
ズムに応じて平均漏洩率が徐々に増加することによっ
て、平均漏洩率が未処理の流量値に近づくので、増加す
る平均漏洩率は最終的には前述のトリガー・アルゴリズ
ムの一つにしたがって呼吸トリガーをもたらし、漏洩計
算の繰り返しが各呼吸サイクルで再開する。
【００３３】上述の漏洩管理アルゴリズムから、アルゴ
リズムは推定された患者流量と零値との比較に基づいて
おり、圧力の関数として未知の漏洩だけを計算する。上
述の漏洩管理アルゴリズムと同様な方法で、呼吸インデ
ィケータまたはトリガーが患者の吸入開始のためのマー
カーとして利用される。二つの状態になったとき呼吸ト
リガーが発生する。すなわち、（１）推定された患者流
量が零より大きい。（２）患者が吸入準備できている。
吸入準備完了状態は次の場合に満足される。（１）患者
が決められた部分量（例えば、２５％）を吐出した。
（２）推定された患者流量が零より小さい。（３）吸入
容量が零で表された定数または小さい正の値より大き
い。上述のアルゴリズムで、吸入容量が吐出容量のある
パーセンテージより小さくかつ小さな正の値より大きい
ことを要求する状態は、これらの測定は異なった時点に
行われるので、両立しないことはない。吸入準備完了状
態は、推定された患者流量が零より小さいことの検出を
含む特定のパラメータによって満足される。その後、推
定された患者流量が正になったとき、呼吸トリガーが発
生できる。なせなら、零より大きな推定された患者流量
は最初の患者吸入動作を示すからである。未処理の流量
はある呼吸トリガーから次のトリガーへ積算され、圧力
の平方根もまた積算される。その後、次の呼吸トリガー
で、圧力の平方根の積算から得られた値による未処理の
流量積算で得られた値を分割することによって、未知の
穴が計算され、未知の穴の特性ｋが得られる。上述のと
おり、未知の穴は、すべての圧力依存漏洩源からの漏洩
の特性を説明すべき仮定的な漏洩源である。未知の穴の
特性がひとたび計算されると、次の呼吸の間の任意の時
刻にかんじゃ回路圧力の平方根によって乗算され、瞬時
の未知の漏洩の計算がなされる。推定された患者流量
は、未処理の流量から瞬時の未知の漏洩を減算すること
によって得られる。
リズムは推定された患者流量と零値との比較に基づいて
おり、圧力の関数として未知の漏洩だけを計算する。上
述の漏洩管理アルゴリズムと同様な方法で、呼吸インデ
ィケータまたはトリガーが患者の吸入開始のためのマー
カーとして利用される。二つの状態になったとき呼吸ト
リガーが発生する。すなわち、（１）推定された患者流
量が零より大きい。（２）患者が吸入準備できている。
吸入準備完了状態は次の場合に満足される。（１）患者
が決められた部分量（例えば、２５％）を吐出した。
（２）推定された患者流量が零より小さい。（３）吸入
容量が零で表された定数または小さい正の値より大き
い。上述のアルゴリズムで、吸入容量が吐出容量のある
パーセンテージより小さくかつ小さな正の値より大きい
ことを要求する状態は、これらの測定は異なった時点に
行われるので、両立しないことはない。吸入準備完了状
態は、推定された患者流量が零より小さいことの検出を
含む特定のパラメータによって満足される。その後、推
定された患者流量が正になったとき、呼吸トリガーが発
生できる。なせなら、零より大きな推定された患者流量
は最初の患者吸入動作を示すからである。未処理の流量
はある呼吸トリガーから次のトリガーへ積算され、圧力
の平方根もまた積算される。その後、次の呼吸トリガー
で、圧力の平方根の積算から得られた値による未処理の
流量積算で得られた値を分割することによって、未知の
穴が計算され、未知の穴の特性ｋが得られる。上述のと
おり、未知の穴は、すべての圧力依存漏洩源からの漏洩
の特性を説明すべき仮定的な漏洩源である。未知の穴の
特性がひとたび計算されると、次の呼吸の間の任意の時
刻にかんじゃ回路圧力の平方根によって乗算され、瞬時
の未知の漏洩の計算がなされる。推定された患者流量
は、未処理の流量から瞬時の未知の漏洩を減算すること
によって得られる。
【００３４】特性ｋの仮定的な穴をガスが流れるに応じ
てシステム漏洩を処理するアルゴリズムの双方において
も、定数ｋは実質的に同じ方法で計算される。計算式は
二つの方法で異なっているが、結果は同じである。ま
ず、計算式の一つは式（１）によって表される。本発明
の一形態として、漏洩が圧力の関数として計算される。
したがって、定数ｋの計算式は次の数２式のように一般
的に表すことができる。
てシステム漏洩を処理するアルゴリズムの双方において
も、定数ｋは実質的に同じ方法で計算される。計算式は
二つの方法で異なっているが、結果は同じである。ま
ず、計算式の一つは式（１）によって表される。本発明
の一形態として、漏洩が圧力の関数として計算される。
したがって、定数ｋの計算式は次の数２式のように一般
的に表すことができる。
【００３５】
【数２】 上述のように、プラトー型バルブやWHISPER SWIVEL（商
標）の使用による漏洩のような既知の漏洩要素がシステ
ムに含まれる場合には、計算は変更され得る。これによ
り、未知の穴を決めるための未処理の流量の積算の前、
さらに推定された患者流量を決めるための未処理の流量
の使用の前に、未処理の流量から既知の要素を減算する
ことによってより高い精度が得られる。この場合、未処
理の流量マイナス既知の漏洩の積算および患者回路圧力
の平方根の積算による分割は、未知の漏洩だけに対応す
る未知の穴を特徴付けるパラメータｋを提供する。穴の
特性ｋは、次の呼吸期間に患者回路圧力の平方根で乗算
され、未知の漏洩要素の測定が得られる。その後、任意
の時点での推定された患者流量は、未処理の流量信号か
ら既知の漏洩と計算された未知の漏洩とを減算すること
によって得られる。変更されたアルゴリズムも、早期に
述べたと実質的に同じ理由で、再生ルーチンを含んでい
る。この変更されたアルゴリズムでの呼吸トリガーは、
患者の呼吸時に零値とクロスする推定された患者流量に
依存する。漏洩値が変化すると、未処理の流量および推
定された患者流量の双方は、漏洩が増加すれば増加し、
漏洩が減少すれば減少する。推定された患者流量が零値
を決してクロスしないように、この増加または減少を十
分に大きくすることは可能である。このようなことが起
これば、再生ルーチンが動作するまでは、呼吸トリガー
は発生せず、新しいまたは更新された漏洩の計算は行わ
れない。この状態を更正するため、次の二つの制限され
たパラメータに応じて漏洩計算が制御できない時を検出
ために、再生アルゴリズムが使用できる。（１）吸入容
量が生理学上の値、例えば４．５リットルより大きい。
（２）吸入容量が−１リットルのように非生理学的値よ
り小さい。これらの非生理学的事象のいずれかが発生す
ると、計算された漏洩は制御できなくなり、呼吸トリガ
ーを人工的に導入することによってシステム漏洩を得な
ければならない。特定の制限された吸入容量値を検出
し、呼吸トリガー基準点を提供するために、システムは
検出装置を必要とする。他のアルゴリズムを参照して上
で述べた方法と実質的に同じ方法でシステム動作を再開
始し、新しい漏洩計算を行う。これらの連続計算で使用
されたデータは、未知の漏洩の推定が改良されるよう
に、漏洩量の変化後のデータを含む。新しい未知の漏洩
値が不正であっても、引き続き行われる繰り返し計算
は、漏洩量の変化後のデータに基づいている。このよう
にして、未知の漏洩の推定値計算は信頼性の高い値に早
期に近づくよう続けられる。図１２は、非常に大きな漏
洩を故意に持ち込んで作動中の漏洩管理アルゴリズム説
明する。図１２において、四つの形跡は、上から下へ、
圧力、推定された患者流量、推定された吸入容量、およ
び推定された漏洩（既知と未知漏洩とを加えたもの）で
ある。Ｘ軸は時間経過であり、左から右へ進む。図１２
からわかるように、最初の三つの呼吸サイクルでは、ア
ルゴリズムは圧力の関数として漏洩を決定できる。各吸
入の開始点では、未知の穴特性ｋがか計算される。推定
漏洩形跡上の点１および２は、ある未知の穴特性ｋと更
新された未知の穴特性である次のものとの間の変遷を示
す。推定漏洩形跡上の点２は、旧と新穴特性間で点１の
に比較してよりスムーズになっていることを示してい
る。点２が実質的に同じ値の未知の穴特性間の変遷であ
ることを示している。
標）の使用による漏洩のような既知の漏洩要素がシステ
ムに含まれる場合には、計算は変更され得る。これによ
り、未知の穴を決めるための未処理の流量の積算の前、
さらに推定された患者流量を決めるための未処理の流量
の使用の前に、未処理の流量から既知の要素を減算する
ことによってより高い精度が得られる。この場合、未処
理の流量マイナス既知の漏洩の積算および患者回路圧力
の平方根の積算による分割は、未知の漏洩だけに対応す
る未知の穴を特徴付けるパラメータｋを提供する。穴の
特性ｋは、次の呼吸期間に患者回路圧力の平方根で乗算
され、未知の漏洩要素の測定が得られる。その後、任意
の時点での推定された患者流量は、未処理の流量信号か
ら既知の漏洩と計算された未知の漏洩とを減算すること
によって得られる。変更されたアルゴリズムも、早期に
述べたと実質的に同じ理由で、再生ルーチンを含んでい
る。この変更されたアルゴリズムでの呼吸トリガーは、
患者の呼吸時に零値とクロスする推定された患者流量に
依存する。漏洩値が変化すると、未処理の流量および推
定された患者流量の双方は、漏洩が増加すれば増加し、
漏洩が減少すれば減少する。推定された患者流量が零値
を決してクロスしないように、この増加または減少を十
分に大きくすることは可能である。このようなことが起
これば、再生ルーチンが動作するまでは、呼吸トリガー
は発生せず、新しいまたは更新された漏洩の計算は行わ
れない。この状態を更正するため、次の二つの制限され
たパラメータに応じて漏洩計算が制御できない時を検出
ために、再生アルゴリズムが使用できる。（１）吸入容
量が生理学上の値、例えば４．５リットルより大きい。
（２）吸入容量が−１リットルのように非生理学的値よ
り小さい。これらの非生理学的事象のいずれかが発生す
ると、計算された漏洩は制御できなくなり、呼吸トリガ
ーを人工的に導入することによってシステム漏洩を得な
ければならない。特定の制限された吸入容量値を検出
し、呼吸トリガー基準点を提供するために、システムは
検出装置を必要とする。他のアルゴリズムを参照して上
で述べた方法と実質的に同じ方法でシステム動作を再開
始し、新しい漏洩計算を行う。これらの連続計算で使用
されたデータは、未知の漏洩の推定が改良されるよう
に、漏洩量の変化後のデータを含む。新しい未知の漏洩
値が不正であっても、引き続き行われる繰り返し計算
は、漏洩量の変化後のデータに基づいている。このよう
にして、未知の漏洩の推定値計算は信頼性の高い値に早
期に近づくよう続けられる。図１２は、非常に大きな漏
洩を故意に持ち込んで作動中の漏洩管理アルゴリズム説
明する。図１２において、四つの形跡は、上から下へ、
圧力、推定された患者流量、推定された吸入容量、およ
び推定された漏洩（既知と未知漏洩とを加えたもの）で
ある。Ｘ軸は時間経過であり、左から右へ進む。図１２
からわかるように、最初の三つの呼吸サイクルでは、ア
ルゴリズムは圧力の関数として漏洩を決定できる。各吸
入の開始点では、未知の穴特性ｋがか計算される。推定
漏洩形跡上の点１および２は、ある未知の穴特性ｋと更
新された未知の穴特性である次のものとの間の変遷を示
す。推定漏洩形跡上の点２は、旧と新穴特性間で点１の
に比較してよりスムーズになっていることを示してい
る。点２が実質的に同じ値の未知の穴特性間の変遷であ
ることを示している。
【００３６】漏洩に対するアルゴリズムの応答をテスト
するため、推定患者流量形跡上の点０で示されるよう
に、非常に大きな漏洩が導入されている。予測的には、
推定された患者流量および推定された吸入容量は非常に
急激に上昇してスケールアウトする。時刻Ｔにおいて、
推定吸入容量は４，５リットルに達し、呼吸トリガーが
発生する。得られた計算は、図１２の推定漏洩部分では
スケールアウトするほど非常に大きな値の漏洩を推定し
ている。得られた推定患者流量は、ほぼ５０リットル／
分であるが、実際には零であるはずである。点３で示し
たように吸入容量は急速に増加し続け、最終的には４，
５リットルの制限値に達したとき他の呼吸トリガーを発
生する。大きなシステム漏洩は時刻Ｔ’で取り除かれ、
それにより吸入容量の上昇は停止する。システムから取
り除かれた漏洩により、推定患者流量および推定吸入容
量は急激に下がりスケール内になる。このようにして、
吸入容量が−１リットルの再生制限値になると、他の呼
吸トリガーが発生して新しい漏洩計算に導かれ、前回の
漏洩計算より小さな推定漏洩が得られる。これにより、
推定患者流量がスケール内に戻る。新しい漏洩計算は前
回のものより良好であるが、完全ではない。この新しい
未知漏洩穴特性に基づいた推定患者流量では、点４で示
すように容量が再び−１リットル制限以下に低下し、他
の呼吸トリガーを発生する。もう一度新しい未知漏洩穴
計算が行われ、未知漏洩計算に使用されて非常に良好な
値が得られる。これにより、システムは動作の通常状態
に戻る。このように、システムは漏洩の非常に大きな変
化からの再生にも信頼性が高い。通常よく起こるより小
さな漏洩量変化には、このアルゴリズムで通常の計算か
再生計算により容易に対応できる。もちろん、上述の実
施例は良好なモードで動作するが、他の実施例や変形も
本発明の範囲内で実現できることは、当業技術者には自
明のことである。したがって本発明は広く、特許請求の
範囲で制限されるだけである。
するため、推定患者流量形跡上の点０で示されるよう
に、非常に大きな漏洩が導入されている。予測的には、
推定された患者流量および推定された吸入容量は非常に
急激に上昇してスケールアウトする。時刻Ｔにおいて、
推定吸入容量は４，５リットルに達し、呼吸トリガーが
発生する。得られた計算は、図１２の推定漏洩部分では
スケールアウトするほど非常に大きな値の漏洩を推定し
ている。得られた推定患者流量は、ほぼ５０リットル／
分であるが、実際には零であるはずである。点３で示し
たように吸入容量は急速に増加し続け、最終的には４，
５リットルの制限値に達したとき他の呼吸トリガーを発
生する。大きなシステム漏洩は時刻Ｔ’で取り除かれ、
それにより吸入容量の上昇は停止する。システムから取
り除かれた漏洩により、推定患者流量および推定吸入容
量は急激に下がりスケール内になる。このようにして、
吸入容量が−１リットルの再生制限値になると、他の呼
吸トリガーが発生して新しい漏洩計算に導かれ、前回の
漏洩計算より小さな推定漏洩が得られる。これにより、
推定患者流量がスケール内に戻る。新しい漏洩計算は前
回のものより良好であるが、完全ではない。この新しい
未知漏洩穴特性に基づいた推定患者流量では、点４で示
すように容量が再び−１リットル制限以下に低下し、他
の呼吸トリガーを発生する。もう一度新しい未知漏洩穴
計算が行われ、未知漏洩計算に使用されて非常に良好な
値が得られる。これにより、システムは動作の通常状態
に戻る。このように、システムは漏洩の非常に大きな変
化からの再生にも信頼性が高い。通常よく起こるより小
さな漏洩量変化には、このアルゴリズムで通常の計算か
再生計算により容易に対応できる。もちろん、上述の実
施例は良好なモードで動作するが、他の実施例や変形も
本発明の範囲内で実現できることは、当業技術者には自
明のことである。したがって本発明は広く、特許請求の
範囲で制限されるだけである。
【図１】本発明の方法により動作する本発明の第一の実
施例の機能ブロック図である。
施例の機能ブロック図である。
【図２】本発明の他の実施例の機能ブロック図である。
【図３】図２に示した実施例中の予測排出コンピュータ
の機能ブロック図である。
の機能ブロック図である。
【図４】本実施例のコントロールパネルの平面図であ
る。
る。
【図５】本発明の他の実施例に関係する患者流量率対時
間経過の形跡を示す図である。
間経過の形跡を示す図である。
【図６】図５に示した実施例のフロー図である。
【図７】本発明の他の実施例を説明するための患者流量
率対時間経過の形跡を示す図である。
率対時間経過の形跡を示す図である。
【図８】本発明の他の実施例に応じた回路の回路図であ
る。
る。
【図９】処理済みおよび未処理の流量率信号を示す流量
率対時間経過の形跡を示す図である。
率対時間経過の形跡を示す図である。
【図１０】本発明のさらに他の実施例に応じた制御アル
ゴリズムの動作を説明する図である。
ゴリズムの動作を説明する図である。
【図１１】本発明のさらに他の実施例に応じた他の制御
アルゴリズムの動作を説明する図である。
アルゴリズムの動作を説明する図である。
【図１２】本発明に応じたさらに他の制御アルゴリズム
の動作を説明する図である。
の動作を説明する図である。
１０ 治療装置 １２ 患者 １４ 気流発生器 １６ 圧力ボトル ２０ 伝達管 ２２ マスク ２４ 排気口 ２６ 圧力制御器 ３０ 流量信号調整回路 ３４ 決定回路 ３８ 低域濾波器
フロントページの続き (73)特許権者 595170524 1001 Ｍｕｒｒｙ Ｒｉｄｇｅ Ｒｏａ ｄ，Ｍｕｒｒｙｓｖｉｌｌｅ，Ｐｅｎｎ ｓｙｌｖａｎｉａ 15668−8550，Ｕ. Ｓ．Ａ. (56)参考文献 特開 平６−343623（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−205761（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−189941（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−189940（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−16555（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−199122（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−38435（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−95034（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/08 A61M 16/00
Claims (11)
- 【請求項１】 吸入と吐出との間の患者の呼吸状態の変
化を検出する装置において、 前記患者の呼吸ガス流をモニターする手段と、 前記モニター動作から、予め定められた時間間隔で患者
呼吸ガス流特性を決定する手段と、 予め選択された対の前記呼吸ガス流を比較する比較手段
と、 前記比較動作から、吸入と吐出力との間の患者呼吸にお
ける変化を特定する手段とを有する検出装置。 - 【請求項２】 請求項１記載の検出装置において、前記
比較手段が、後で決定された呼吸ガス流特性をすでに決
定されていた呼吸ガス流特性の一部と比較する手段を含
む検出装置。 - 【請求項３】 請求項２記載の検出装置において、前記
呼吸ガス流特性が患者の呼吸ガス流率である検出装置。 - 【請求項４】 請求項１記載の検出装置において、予め
選択された対の呼吸ガス流の各々が、予め定められた時
刻における患者呼吸ガス流率の予測値と、前記予め定め
られた時刻における患者の実際の呼吸ガス流率とを含む
検出装置。 - 【請求項５】 請求項４記載の検出装置において、既知
の患者呼吸ガス流率の変移を取り込み、前記変移を処理
して患者呼吸ガス量率の前記予測値を決定する処理手段
をさらに有する検出装置。 - 【請求項６】 請求項５記載の検出装置において、前記
処理手段が、前記変移を時間ファクターに関して計測
し、計測された変移をオフセット・ファクターで変更し
て前記呼吸ガス流率の前記予測値を決定する手段をさら
に有する検出装置。 - 【請求項７】 呼吸ガスを患者へ供給する呼吸ガス供給
システムにおけるガス流の漏洩要素を決定する決定装置
において、 各々が吸入フェーズと吐出フェーズとからなる複数個の
患者呼吸の開始と終了とを決定する手段と、 前記患者呼吸の少なくともいくつかを通して患者ガス流
率を積算し、前記患者呼吸の少なくともいくつかの全呼
吸ガス容量を決定する手段と、 それぞれの患者呼吸の時間区間によって前記患者呼吸の
少なくともいくつかの全呼吸ガス容量を分割し、前記患
者呼吸の少なくともいくつかの漏洩率を決定する手段と
を有する決定装置。 - 【請求項８】 請求項７記載の決定装置において、前記
患者呼吸の少なくともいくつかの戦記漏洩率を平均化
し、前記呼吸ガス供給システムからの呼吸ガス漏洩の平
均率を決定する決定装置。 - 【請求項９】 予め決められた流量率および圧力で患者
へ呼吸ガスを供給する呼吸ガス供給システムからの漏洩
率を決定する決定装置において、 前記漏洩率を、次の数１式で表される定数ｋで圧力の平
方根に比例する漏洩として決定する手段を有する決定装
置。 【数１】 ただし、式（１）において、分子は平均漏洩流量を表
し、分母は漏洩と圧力との関係を表している。 - 【請求項１０】 呼吸ガスを患者へ供給する呼吸ガス供
給システムにおけるガス漏洩を決定する決定装置におい
て、 少なくとも一つの患者呼吸の時間間隔を決定する手段
と、 前記少なくとも一つの患者呼吸の平均漏洩率を決定する
手段と、 前記平気漏洩率を前記少なくとも一つの呼吸の時間間隔
で乗算し、前記少なくとも一つの呼吸の全漏洩流量を決
定する手段と、 前記少なくとも一つの呼吸のガス圧力の与えられた関数
の平均を決定する手段と、 前記少なくとも一つの呼吸の全漏洩を、前記少なくとも
一つの呼吸ガス圧力の与えられた関数の前記平均で分割
して前記漏洩率に対する前記平均圧力に関する定数を決
定する手段と、 前記少なくとも一つの呼吸に引き続く他の患者呼吸の期
間に発生する瞬時圧力を周期的に決定する手段と、 前記周期的に決定された瞬時圧力の前記与えられた関数
を前記定数で乗算し、前記他の患者呼吸の漏洩率を、前
記他の患者呼吸期間の圧力の関数として決定する手段と
を有する決定装置。 - 【請求項１１】 予め決められた流量率および圧力で患
者へ呼吸ガスを供給する呼吸ガス供給システムからの漏
洩率を決定する決定装置において、 前記漏洩率を、次の数２式で表される定数ｋで圧力の与
えられた関数に比例する漏洩として決定する手段を有す
る決定装置。 【数２】 ただし、式（２）において、分子は平均漏洩流量を表
し、分母は漏洩と圧力との関係を表している。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/349634 | 1994-12-02 | ||
| US08/349,634 US5632269A (en) | 1989-09-22 | 1994-12-02 | Breathing gas delivery method and apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08257016A JPH08257016A (ja) | 1996-10-08 |
| JP2832812B2 true JP2832812B2 (ja) | 1998-12-09 |
Family
ID=23373301
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7315672A Expired - Lifetime JP2832812B2 (ja) | 1994-12-02 | 1995-12-04 | 検出装置 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
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| EP (4) | EP0714670B1 (ja) |
| JP (1) | JP2832812B2 (ja) |
| AU (1) | AU698519B2 (ja) |
| CA (1) | CA2162981C (ja) |
| DE (4) | DE69535564T2 (ja) |
| ES (3) | ES2291170T3 (ja) |
Families Citing this family (346)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| DE69232480T2 (de) * | 1991-12-20 | 2002-11-21 | Resmed Ltd | Beatmungsgerät zur Erzeugung von kontinuierlichem positiven Atemwegdruck (CPAP) |
| US20050062609A9 (en) * | 1992-08-19 | 2005-03-24 | Lynn Lawrence A. | Pulse oximetry relational alarm system for early recognition of instability and catastrophic occurrences |
| US7758503B2 (en) | 1997-01-27 | 2010-07-20 | Lynn Lawrence A | Microprocessor system for the analysis of physiologic and financial datasets |
| EP0920845B1 (en) | 1993-11-05 | 2004-04-21 | ResMed Limited | Detection of apnea |
| US6675797B1 (en) | 1993-11-05 | 2004-01-13 | Resmed Limited | Determination of patency of the airway |
| DE69422900T2 (de) | 1993-12-01 | 2000-06-08 | Resmed Ltd | Vorrichtung zur Erzeugung eines kontinuierlichen positiven Atemwegdruckes (CPAP) |
| US6237593B1 (en) | 1993-12-03 | 2001-05-29 | Resmed Limited | Estimation of flow and detection of breathing CPAP treatment |
| US6932084B2 (en) | 1994-06-03 | 2005-08-23 | Ric Investments, Inc. | Method and apparatus for providing positive airway pressure to a patient |
| AUPN236595A0 (en) | 1995-04-11 | 1995-05-11 | Rescare Limited | Monitoring of apneic arousals |
| AUPN344195A0 (en) | 1995-06-08 | 1995-07-06 | Rescare Limited | Monitoring of oro-nasal respiration |
| AUPN394895A0 (en) | 1995-07-03 | 1995-07-27 | Rescare Limited | Auto-calibration of pressure transducer offset |
| AUPN547895A0 (en) | 1995-09-15 | 1995-10-12 | Rescare Limited | Flow estimation and compenstion of flow-induced pressure swings cpap treatment |
| WO1997010868A1 (en) | 1995-09-18 | 1997-03-27 | Resmed Limited | Pressure control in cpap treatment or assisted respiration |
| AUPN616795A0 (en) * | 1995-10-23 | 1995-11-16 | Rescare Limited | Ipap duration in bilevel cpap or assisted respiration treatment |
| US6158432A (en) | 1995-12-08 | 2000-12-12 | Cardiopulmonary Corporation | Ventilator control system and method |
| US6463930B2 (en) * | 1995-12-08 | 2002-10-15 | James W. Biondi | System for automatically weaning a patient from a ventilator, and method thereof |
| AUPN973596A0 (en) | 1996-05-08 | 1996-05-30 | Resmed Limited | Control of delivery pressure in cpap treatment or assisted respiration |
| AUPO163896A0 (en) | 1996-08-14 | 1996-09-05 | Resmed Limited | Determination of respiratory airflow |
| AU2002306200B2 (en) * | 1996-08-14 | 2004-12-23 | Resmed Limited | Determination of Leak and Respiratory Airflow |
| AU756622B2 (en) * | 1996-08-14 | 2003-01-16 | Resmed Limited | Determination of leak and respiratory airflow |
| AU746101B2 (en) * | 1996-09-23 | 2002-04-18 | Resmed Limited | Assisted ventilation to match patient respiratory need |
| AUPO247496A0 (en) | 1996-09-23 | 1996-10-17 | Resmed Limited | Assisted ventilation to match patient respiratory need |
| AUPO301796A0 (en) * | 1996-10-16 | 1996-11-07 | Resmed Limited | A vent valve apparatus |
| AUPO418696A0 (en) | 1996-12-12 | 1997-01-16 | Resmed Limited | A substance delivery apparatus |
| US5896857A (en) * | 1996-12-20 | 1999-04-27 | Resmed Limited | Valve for use in a gas delivery system |
| US5884622A (en) * | 1996-12-20 | 1999-03-23 | University Of Manitoba | Automatic determination of passive elastic and resistive properties of the respiratory system during assisted mechanical ventilation |
| US20060155207A1 (en) * | 1997-01-27 | 2006-07-13 | Lynn Lawrence A | System and method for detection of incomplete reciprocation |
| US9042952B2 (en) | 1997-01-27 | 2015-05-26 | Lawrence A. Lynn | System and method for automatic detection of a plurality of SPO2 time series pattern types |
| US8932227B2 (en) | 2000-07-28 | 2015-01-13 | Lawrence A. Lynn | System and method for CO2 and oximetry integration |
| US20060161071A1 (en) * | 1997-01-27 | 2006-07-20 | Lynn Lawrence A | Time series objectification system and method |
| AUPO511397A0 (en) | 1997-02-14 | 1997-04-11 | Resmed Limited | An apparatus for varying the flow area of a conduit |
| DE19706092C2 (de) * | 1997-02-17 | 2000-02-24 | Map Gmbh | Verfahren für das Schalten in die Ein- oder Ausatmungsphase bei einem CPAP-Therapiegerät |
| US5881717A (en) * | 1997-03-14 | 1999-03-16 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | System and method for adjustable disconnection sensitivity for disconnection and occlusion detection in a patient ventilator |
| EP1009464A4 (en) | 1997-05-16 | 2006-08-02 | Peter Craig Farrell | NASAL VENTILATION AS TREATMENT OF CARDIAC. |
| AUPO742297A0 (en) | 1997-06-18 | 1997-07-10 | Resmed Limited | An apparatus for supplying breathable gas |
| US9521971B2 (en) | 1997-07-14 | 2016-12-20 | Lawrence A. Lynn | System and method for automatic detection of a plurality of SPO2 time series pattern types |
| US20070191697A1 (en) * | 2006-02-10 | 2007-08-16 | Lynn Lawrence A | System and method for SPO2 instability detection and quantification |
| AUPP026997A0 (en) | 1997-11-07 | 1997-12-04 | Resmed Limited | Administration of cpap treatment pressure in presence of apnea |
| SE9704643D0 (sv) * | 1997-12-12 | 1997-12-12 | Astra Ab | Inhalation apparatus and method |
| US6017315A (en) | 1998-02-25 | 2000-01-25 | Respironics, Inc. | Patient monitor and method of using same |
| US6588423B1 (en) * | 1998-02-27 | 2003-07-08 | Universite De Montreal | Method and device responsive to myoelectrical activity for triggering ventilatory support |
| DE69927139T2 (de) * | 1998-03-05 | 2006-06-14 | Zivena Inc | Lungendosiersystem |
| USD421298S (en) * | 1998-04-23 | 2000-02-29 | Resmed Limited | Flow generator |
| AUPP370198A0 (en) * | 1998-05-25 | 1998-06-18 | Resmed Limited | Control of the administration of continuous positive airway pressure treatment |
| AU5737399A (en) * | 1998-08-19 | 2000-03-14 | Map Medizintechnik Fur Arzt Und Patient Gmbh & Co. Kg | Method and device for switching the inspiration or expiration phase during cpap therapy |
| AUPP693398A0 (en) | 1998-11-05 | 1998-12-03 | Resmed Limited | Fault diagnosis in CPAP and NIPPV devices |
| US6253767B1 (en) | 1998-12-10 | 2001-07-03 | Robert F. Mantz | Gas concentrator |
| AUPP783198A0 (en) | 1998-12-21 | 1999-01-21 | Resmed Limited | Determination of mask fitting pressure and correct mask fit |
| US6920875B1 (en) * | 1999-06-15 | 2005-07-26 | Respironics, Inc. | Average volume ventilation |
| SE9902709D0 (sv) * | 1999-07-15 | 1999-07-15 | Siemens Elema Ab | Förfarande för styrning av en exspirationsventil i en ventilator |
| EP1229956B1 (en) * | 1999-09-15 | 2007-01-10 | Resmed Ltd. | Patient-ventilator synchronization using dual phase sensors |
| US6758216B1 (en) * | 1999-09-15 | 2004-07-06 | Resmed Limited | Ventilatory assistance using an external effort sensor |
| EP1810708B1 (en) * | 1999-09-15 | 2009-11-18 | Resmed Ltd. | Patient-ventilator synchronization using dual phase sensors |
| US6910480B1 (en) * | 1999-09-15 | 2005-06-28 | Resmed Ltd. | Patient-ventilator synchronization using dual phase sensors |
| US7063086B2 (en) * | 1999-09-23 | 2006-06-20 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Breathing assistance apparatus |
| AU778777B2 (en) | 1999-09-23 | 2004-12-23 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Breathing assistance apparatus |
| US7225809B1 (en) * | 1999-11-01 | 2007-06-05 | Ric Investments, Llc | Method and apparatus for monitoring and controlling a medical device |
| SE9904382D0 (sv) * | 1999-12-02 | 1999-12-02 | Siemens Elema Ab | High Frequency Oscillation Patient Ventilator System |
| DE19961253C1 (de) * | 1999-12-18 | 2001-01-18 | Draeger Medizintech Gmbh | Beatmungsgerät für unterschiedliche Beatmungsformen |
| US6938619B1 (en) * | 2000-06-13 | 2005-09-06 | Scott Laboratories, Inc. | Mask free delivery of oxygen and ventilatory monitoring |
| US6439229B1 (en) * | 2000-08-08 | 2002-08-27 | Newport Medical Instruments, Inc. | Pressure support ventilation control system and method |
| US6814073B2 (en) | 2000-08-29 | 2004-11-09 | Resmed Limited | Respiratory apparatus with improved flow-flattening detection |
| US6752151B2 (en) * | 2000-09-25 | 2004-06-22 | Respironics, Inc. | Method and apparatus for providing variable positive airway pressure |
| NZ524990A (en) * | 2000-09-28 | 2005-02-25 | Invacare Corp | Carbon dioxide-based BI-level CPAP control |
| US6626175B2 (en) * | 2000-10-06 | 2003-09-30 | Respironics, Inc. | Medical ventilator triggering and cycling method and mechanism |
| US6622726B1 (en) * | 2000-10-17 | 2003-09-23 | Newport Medical Instruments, Inc. | Breathing apparatus and method |
| US7574368B2 (en) * | 2000-12-15 | 2009-08-11 | Ric Investments, Llc | System and method for upgrading a pressure generating system |
| EP1228779A1 (en) | 2001-02-01 | 2002-08-07 | Instrumentarium Corporation | Method and apparatus for determining a zero gas flow state in a bidirectional gas flow conduit |
| US9053222B2 (en) | 2002-05-17 | 2015-06-09 | Lawrence A. Lynn | Patient safety processor |
| US7066175B2 (en) * | 2001-05-07 | 2006-06-27 | Emergent Respiratory Products, Inc. | Portable gas powered positive pressure breathing apparatus and method |
| US6851425B2 (en) | 2001-05-25 | 2005-02-08 | Respironics, Inc. | Exhaust port assembly for a pressure support system |
| CA2351217C (en) * | 2001-06-19 | 2008-12-02 | Teijin Limited | An apparatus for supplying a therapeutic oxygen gas |
| US6810877B2 (en) * | 2001-08-02 | 2004-11-02 | Medical Electronics Devices Corp. | High sensitivity pressure switch |
| US7938114B2 (en) * | 2001-10-12 | 2011-05-10 | Ric Investments Llc | Auto-titration bi-level pressure support system and method of using same |
| US7168429B2 (en) * | 2001-10-12 | 2007-01-30 | Ric Investments, Llc | Auto-titration pressure support system and method of using same |
| ES2471460T3 (es) * | 2001-10-17 | 2014-06-26 | Piramal Critical Care, Inc. | Sistema de suministro de medicamentos para sedación consciente |
| US6910482B2 (en) * | 2001-10-19 | 2005-06-28 | Chart Inc. | Self-calibrating supplemental oxygen delivery system |
| US20030140924A1 (en) * | 2001-11-06 | 2003-07-31 | Aylsworth Alonzo C. | Therapeutic gas conserver and control |
| DE10200183A1 (de) * | 2002-01-04 | 2003-07-17 | Heptec Gmbh | Verfahren zur Bestimmung eines Maskendrucks zur Druckregelung in einem CPAP-Gerät, Verfahren zur Bestimmung des Luftstroms und/oder Luftdrucks in einem CPAP-Gerät, CPAP-Gerät sowie Prüfapparatur dafür |
| CA2489108C (en) | 2002-06-27 | 2014-02-11 | Yrt Limited | Method and device for monitoring and improving patient-ventilator interaction |
| CA2512843A1 (en) * | 2003-01-09 | 2004-07-29 | The Research Foundation Of State University Of New York | Method of treating functional somatic syndromes and diagnosing sleep disorders based on functional somatic syndrome symptoms |
| AU2004208574B2 (en) * | 2003-01-30 | 2007-08-30 | Compumedics Limited | Algorithm for automatic positive air pressure titration |
| AU2003901042A0 (en) * | 2003-03-07 | 2003-03-20 | Resmed Limited | Back-up rate for a ventilator |
| US7565906B2 (en) * | 2003-04-28 | 2009-07-28 | Ric Investments, Inc. | Pressure/flow control valve and system using same |
| US7296571B2 (en) * | 2003-05-28 | 2007-11-20 | Foltz James W | Electrical cautery-oxygen safety device |
| US7588033B2 (en) | 2003-06-18 | 2009-09-15 | Breathe Technologies, Inc. | Methods, systems and devices for improving ventilation in a lung area |
| DE10337138A1 (de) * | 2003-08-11 | 2005-03-17 | Freitag, Lutz, Dr. | Verfahren und Anordnung zur Atmungsunterstützung eines Patienten sowie Luftröhrenprothese und Katheter |
| US8020555B2 (en) * | 2003-06-18 | 2011-09-20 | New York University | System and method for improved treatment of sleeping disorders using therapeutic positive airway pressure |
| AU2003903138A0 (en) * | 2003-06-20 | 2003-07-03 | Resmed Limited | Method and apparatus for improving the comfort of cpap |
| US7621270B2 (en) * | 2003-06-23 | 2009-11-24 | Invacare Corp. | System and method for providing a breathing gas |
| US7152598B2 (en) | 2003-06-23 | 2006-12-26 | Invacare Corporation | System and method for providing a breathing gas |
| US7066180B2 (en) * | 2003-07-09 | 2006-06-27 | Airmatrix Technologies, Inc. | Method and system for measuring airflow of nares |
| US7114497B2 (en) * | 2003-07-18 | 2006-10-03 | Acoba, Llc | Method and system of individually controlling airway pressure of a patient's nares |
| US7118536B2 (en) * | 2003-07-25 | 2006-10-10 | Ric Investments, Llc. | Apnea/hypopnea detection system and method |
| US6988994B2 (en) * | 2003-08-14 | 2006-01-24 | New York University | Positive airway pressure system and method for treatment of sleeping disorder in patient |
| AU2004266693B2 (en) | 2003-08-18 | 2011-03-10 | Breathe Technologies, Inc | Method and device for non-invasive ventilation with nasal interface |
| US7124057B2 (en) * | 2003-08-19 | 2006-10-17 | Festo Corporation | Method and apparatus for diagnosing a cyclic system |
| US7044129B1 (en) | 2003-09-03 | 2006-05-16 | Ric Investments, Llc. | Pressure support system and method |
| US20050056284A1 (en) * | 2003-09-15 | 2005-03-17 | Fred Rascoe | Electronic breathing system |
| US7343917B2 (en) * | 2003-09-22 | 2008-03-18 | Resmed Limited | Clear cycle for ventilation device |
| CA2443510C (en) * | 2003-09-30 | 2010-09-14 | Scott Technologies, Inc. | Automatic transfer regulator for hose-line respirator |
| US7007692B2 (en) * | 2003-10-29 | 2006-03-07 | Airmatrix Technologies, Inc. | Method and system of sensing airflow and delivering therapeutic gas to a patient |
| US7802571B2 (en) * | 2003-11-21 | 2010-09-28 | Tehrani Fleur T | Method and apparatus for controlling a ventilator |
| WO2005065757A1 (en) * | 2004-01-07 | 2005-07-21 | Resmed Ltd | Methods for providing expiratory pressure relief in positive airway pressure therapy |
| WO2005096729A2 (en) * | 2004-03-31 | 2005-10-20 | Resmed Limited | Methods and apparatus for monitoring the cardiovascular condition of patients with sleep disordered breathing |
| US7878198B2 (en) * | 2004-03-31 | 2011-02-01 | Michael Farrell | Methods and apparatus for monitoring the cardiovascular condition of patients with sleep disordered breathing |
| US7387608B2 (en) * | 2004-04-06 | 2008-06-17 | David A Dunlop | Apparatus and method for the treatment of sleep related disorders |
| US7276031B2 (en) * | 2004-05-12 | 2007-10-02 | New York University | System and method for classifying patient's breathing using artificial neural network |
| US20070208269A1 (en) * | 2004-05-18 | 2007-09-06 | Mumford John R | Mask assembly, system and method for determining the occurrence of respiratory events using frontal electrode array |
| US7575005B2 (en) * | 2004-05-18 | 2009-08-18 | Excel-Tech Ltd. | Mask assembly with integrated sensors |
| US8244340B2 (en) * | 2006-12-22 | 2012-08-14 | Natus Medical Incorporated | Method, system and device for sleep stage determination using frontal electrodes |
| US20060258930A1 (en) * | 2004-05-18 | 2006-11-16 | Jianping Wu | Device for use in sleep stage determination using frontal electrodes |
| US20060005834A1 (en) * | 2004-07-07 | 2006-01-12 | Acoba, Llc | Method and system of providing therapeutic gas to a patient to prevent breathing airway collapse |
| EP1778325B1 (en) * | 2004-07-08 | 2010-07-28 | Breas Medical AB | Delta flow pressure regulator |
| US20060011195A1 (en) * | 2004-07-14 | 2006-01-19 | Ric Investments, Llc. | Method and apparatus for non-rebreathing positive airway pressure ventilation |
| US7882834B2 (en) * | 2004-08-06 | 2011-02-08 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Autotitrating method and apparatus |
| US20060060198A1 (en) * | 2004-09-17 | 2006-03-23 | Acoba, Llc | Method and system of scoring sleep disordered breathing |
| US7717110B2 (en) * | 2004-10-01 | 2010-05-18 | Ric Investments, Llc | Method and apparatus for treating Cheyne-Stokes respiration |
| WO2006079152A1 (en) * | 2004-10-20 | 2006-08-03 | Resmed Limited | Method and apparatus for detecting ineffective inspiratory efforts and improving patient-ventilator interaction |
| US20060096596A1 (en) * | 2004-11-05 | 2006-05-11 | Occhialini James M | Wearable system for positive airway pressure therapy |
| US20060169281A1 (en) * | 2005-02-03 | 2006-08-03 | Aylsworth Alonzo C | Continuous flow selective delivery of therapeutic gas |
| US20060174885A1 (en) * | 2005-02-08 | 2006-08-10 | Acoba, Llc | Method and related system to control applied pressure in CPAP systems |
| ITMI20050491A1 (it) * | 2005-03-24 | 2006-09-25 | Paolo Licciulli | Apparato per la somministrazione di prodotti farmaceutici in forma di aerosol |
| ITRM20050217A1 (it) * | 2005-05-06 | 2006-11-07 | Ginevri S R L | Procedimento per ventilazione nasale e relativo apparato, in particolare per la ventilazione assistita flusso-sincronizzata neonatale. |
| WO2006133494A1 (en) * | 2005-06-14 | 2006-12-21 | Resmed Limited | Methods and apparatus for controlling mask leak in cpap treatment |
| ES2585642T3 (es) * | 2005-06-21 | 2016-10-07 | Breas Medical Ab | Aparato, método y programa informático para compensar las fugas de un ventilador |
| CN101454041B (zh) | 2005-09-20 | 2012-12-12 | 呼吸科技公司 | 对患者进行呼吸支持的系统、方法和装置 |
| US7886739B2 (en) * | 2005-10-11 | 2011-02-15 | Carefusion 207, Inc. | System and method for circuit compliance compensated volume control in a patient respiratory ventilator |
| US8545416B1 (en) * | 2005-11-04 | 2013-10-01 | Cleveland Medical Devices Inc. | Integrated diagnostic and therapeutic system and method for improving treatment of subject with complex and central sleep apnea |
| US8172766B1 (en) | 2005-11-04 | 2012-05-08 | Cleveland Medical Devices Inc. | Integrated sleep diagnosis and treatment device and method |
| US7942824B1 (en) | 2005-11-04 | 2011-05-17 | Cleveland Medical Devices Inc. | Integrated sleep diagnostic and therapeutic system and method |
| US9427540B2 (en) | 2005-11-08 | 2016-08-30 | Carefusion 207, Inc. | High frequency oscillator ventilator |
| JP2009519058A (ja) * | 2005-12-16 | 2009-05-14 | ハミルトン・メディカル・アーゲー | 人工呼吸器用チューブシステム |
| US20070151563A1 (en) * | 2005-12-23 | 2007-07-05 | Kenji Ozaki | Apparatus and method for controlling gas-delivery mechanism for use in respiratory ventilators |
| US8474455B2 (en) * | 2006-01-10 | 2013-07-02 | Carefusion 207, Inc. | System and method for circuit compliance compensated volume assured pressure control in a patient respiratory ventilator |
| US7706852B2 (en) | 2006-01-30 | 2010-04-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for detection of unstable oxygen saturation |
| US7668579B2 (en) | 2006-02-10 | 2010-02-23 | Lynn Lawrence A | System and method for the detection of physiologic response to stimulation |
| NZ607280A (en) | 2006-03-06 | 2014-06-27 | Resmed Ltd | Method and apparatus for improved flow limitation detection of obstructive sleep apnea |
| AU2015204360B2 (en) * | 2006-03-06 | 2017-09-14 | ResMed Pty Ltd | Method and Apparatus for Improved Flow Limitation Detection of Obstructive Sleep Apnea |
| NZ569976A (en) | 2006-03-06 | 2011-07-29 | Resmed Ltd | Determination of apnea/hypopnea during CPAP treatment |
| US7861716B2 (en) * | 2006-03-15 | 2011-01-04 | Carefusion 207, Inc. | Closed loop control system for a high frequency oscillation ventilator |
| US8152710B2 (en) * | 2006-04-06 | 2012-04-10 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Physiological parameter analysis for an implantable restriction device and a data logger |
| US7909033B2 (en) | 2006-05-03 | 2011-03-22 | Comedica Incorporated | Breathing treatment apparatus |
| CN101484202B (zh) * | 2006-05-12 | 2013-12-04 | Yrt有限公司 | 产生反映患者在供氧支持下呼吸工作的信号的方法和装置 |
| EP2023987B1 (en) | 2006-05-18 | 2016-11-09 | Breathe Technologies, Inc. | Tracheotomy device |
| DE102006027052B3 (de) * | 2006-06-10 | 2007-08-09 | Dräger Medical AG & Co. KG | Verfahren zur Messung des Anästhesiemittelverbrauchs in einem Beatmungssystem |
| EP2068992B1 (en) | 2006-08-03 | 2016-10-05 | Breathe Technologies, Inc. | Devices for minimally invasive respiratory support |
| JP2010501290A (ja) * | 2006-08-30 | 2010-01-21 | レスメド・リミテッド | Ｃｐａｐ治療中の漏出の判定 |
| US8051854B2 (en) | 2006-09-15 | 2011-11-08 | Comedica Incorporated | Continuous high-frequency oscillation breathing treatment apparatus |
| US8205615B1 (en) | 2006-09-29 | 2012-06-26 | Ric Investments, Llc | Self directing exhaust port assembly |
| FR2906450B3 (fr) | 2006-09-29 | 2009-04-24 | Nellcor Puritan Bennett Incorp | Systeme et procede de detection d'evenements respiratoires |
| US20080078392A1 (en) * | 2006-09-29 | 2008-04-03 | Pelletier Dana G | Breath detection system |
| US20080114689A1 (en) | 2006-11-03 | 2008-05-15 | Kevin Psynik | Patient information management method |
| US20080114618A1 (en) | 2006-11-03 | 2008-05-15 | Kevin Pysnik | Patient information management system |
| US8646447B2 (en) * | 2006-11-13 | 2014-02-11 | Resmed Limited | Systems, methods, and/or apparatuses for non-invasive monitoring of respiratory parameters in sleep disordered breathing |
| US7435225B2 (en) * | 2006-11-22 | 2008-10-14 | General Electric Company | Method and arrangement for measuring breath gases of a patient |
| US9586018B2 (en) | 2007-01-26 | 2017-03-07 | Cs Medical, Inc. | System for providing flow-targeted ventilation synchronized to a patients breathing cycle |
| US8020558B2 (en) * | 2007-01-26 | 2011-09-20 | Cs Medical, Inc. | System for providing flow-targeted ventilation synchronized to a patient's breathing cycle |
| US8789527B2 (en) * | 2007-02-12 | 2014-07-29 | Ric Investments, Llc | Pressure support system with automatic comfort feature modification |
| US20090139522A1 (en) * | 2007-02-21 | 2009-06-04 | Vortran Medical Technology 1, Inc. | Monitor for automatic resuscitator with optional gas flow control |
| US20080202521A1 (en) * | 2007-02-23 | 2008-08-28 | General Electric Company | Setting mandatory mechanical ventilation parameters based on patient physiology |
| US20080230062A1 (en) * | 2007-03-23 | 2008-09-25 | General Electric Company | Setting expiratory time in mandatory mechanical ventilation based on a deviation from a stable condition of exhaled gas volumes |
| EP2144674A4 (en) * | 2007-04-13 | 2012-12-26 | Invacare Corp | APPARATUS AND METHOD FOR PROVIDING POSITIVE AIRWAY PRESSURE |
| US9050434B2 (en) | 2007-05-18 | 2015-06-09 | Comedica Incorporated | Lung therapy device |
| WO2008144589A1 (en) | 2007-05-18 | 2008-11-27 | Breathe Technologies, Inc. | Methods and devices for sensing respiration and providing ventilation therapy |
| DE102007026035B3 (de) * | 2007-06-04 | 2008-03-27 | Dräger Medical AG & Co. KG | Verfahren zum Betreiben einer Beatmungs- und/oder Anästhesievorrichtung im APRV-Modus mit %PEF-Kriterium und entsprechend betriebene Vorrichtung |
| DE102007026036B3 (de) * | 2007-06-04 | 2008-03-27 | Dräger Medical AG & Co. KG | Verfahren zum Betreiben einer Beatmungs- und/oder Anästesievorrichtung und entsprechend betriebene Vorrichtung |
| US8794235B2 (en) * | 2007-06-08 | 2014-08-05 | Ric Investments, Llc | System and method for treating ventilatory instability |
| DE102007035977B4 (de) | 2007-08-01 | 2009-07-16 | Toptron Gmbh | Elektronischer Durchflusssensor |
| WO2009026582A1 (en) | 2007-08-23 | 2009-02-26 | Invacare Corporation | Method and apparatus for adjusting desired pressure in positive airway pressure devices |
| US20090078255A1 (en) * | 2007-09-21 | 2009-03-26 | Bowman Bruce R | Methods for pressure regulation in positive pressure respiratory therapy |
| US20090078258A1 (en) * | 2007-09-21 | 2009-03-26 | Bowman Bruce R | Pressure regulation methods for positive pressure respiratory therapy |
| CN101888868B (zh) | 2007-09-26 | 2014-01-22 | 呼吸科技公司 | 用于治疗睡眠呼吸暂停的方法和设备 |
| EP2200686A4 (en) | 2007-09-26 | 2017-11-01 | Breathe Technologies, Inc. | Methods and devices for providing inspiratory and expiratory flow relief during ventilation therapy |
| DE102007052897B4 (de) * | 2007-11-07 | 2013-02-21 | Dräger Medical GmbH | Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems sowie zugehöriges Beatmungssystem |
| US20170188940A9 (en) | 2007-11-26 | 2017-07-06 | Whispersom Corporation | Device to detect and treat Apneas and Hypopnea |
| BRPI0819992A8 (pt) * | 2007-12-04 | 2016-02-10 | Koninklijke Philips Nv | Métodos para operar um dispositivo médico e para habilitar numerosos aspectos operacionais de um dispositivo médico, e, dispositivo médico |
| US20090165795A1 (en) * | 2007-12-31 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for respiratory therapy |
| US20090188500A1 (en) * | 2008-01-29 | 2009-07-30 | Joseph Dee Faram | Combination breathing treatment method |
| US20090205660A1 (en) * | 2008-02-15 | 2009-08-20 | Vortran Medical Technology 1, Inc. | Monitor for automatic resuscitator with primary and secondary gas flow control |
| US8275553B2 (en) | 2008-02-19 | 2012-09-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for evaluating physiological parameter data |
| US8365730B2 (en) | 2008-03-24 | 2013-02-05 | Covidien Lp | Method and system for classification of photo-plethysmographically detected respiratory effort |
| EP2257328A2 (en) | 2008-03-27 | 2010-12-08 | Nellcor Puritan Bennett LLC | Breathing assistance systems with lung recruitment maneuvers |
| US20090247837A1 (en) * | 2008-03-27 | 2009-10-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System And Method For Diagnosing Sleep Apnea |
| US8746248B2 (en) | 2008-03-31 | 2014-06-10 | Covidien Lp | Determination of patient circuit disconnect in leak-compensated ventilatory support |
| US10207069B2 (en) | 2008-03-31 | 2019-02-19 | Covidien Lp | System and method for determining ventilator leakage during stable periods within a breath |
| US8272379B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-09-25 | Nellcor Puritan Bennett, Llc | Leak-compensated flow triggering and cycling in medical ventilators |
| EP2106819A1 (en) | 2008-03-31 | 2009-10-07 | Linde AG | Pressure support ventilation with a passive PEEP valve |
| US8267085B2 (en) | 2009-03-20 | 2012-09-18 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Leak-compensated proportional assist ventilation |
| EP2276535B1 (en) | 2008-04-18 | 2020-05-27 | Breathe Technologies, Inc. | Devices for sensing respiration and controlling ventilator functions |
| WO2009129506A1 (en) | 2008-04-18 | 2009-10-22 | Breathe Technologies, Inc. | Methods and devices for sensing respiration and controlling ventilator functions |
| US8251876B2 (en) | 2008-04-22 | 2012-08-28 | Hill-Rom Services, Inc. | Breathing exercise apparatus |
| EP2320791B1 (en) | 2008-06-06 | 2016-08-31 | Covidien LP | Systems for ventilation in proportion to patient effort |
| US8726902B2 (en) * | 2008-06-13 | 2014-05-20 | General Electric Company | System and method for smart delivery of backup breaths |
| CN102196837B (zh) | 2008-08-22 | 2015-09-09 | 呼吸科技公司 | 利用开放的气道界面提供机械通气的方法和装置 |
| US8398555B2 (en) | 2008-09-10 | 2013-03-19 | Covidien Lp | System and method for detecting ventilatory instability |
| US8047999B2 (en) * | 2008-09-19 | 2011-11-01 | Medtronic, Inc. | Filtering of a physiologic signal in a medical device |
| DE102008048824A1 (de) * | 2008-09-22 | 2010-03-25 | Borm, Hans-Jürgen | Verfahren und Einrichtung zur automatischen Ermittlung eines Beatmungsvolumens bei der maschinellen Beatmung, unter Berücksichtigung von Leckagen |
| US20100071696A1 (en) * | 2008-09-25 | 2010-03-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Model-predictive online identification of patient respiratory effort dynamics in medical ventilators |
| WO2010036816A1 (en) | 2008-09-25 | 2010-04-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Inversion-based feed-forward compensation of inspiratory trigger dynamics in medical ventilators |
| US8302602B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-11-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Breathing assistance system with multiple pressure sensors |
| EP2344791B1 (en) | 2008-10-01 | 2016-05-18 | Breathe Technologies, Inc. | Ventilator with biofeedback monitoring and control for improving patient activity and health |
| US9314579B2 (en) | 2008-10-17 | 2016-04-19 | Koninklijke Philips N.V. | Porting block for a medical ventilator |
| WO2010044036A1 (en) | 2008-10-17 | 2010-04-22 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Inlet airflow assembly in a medical ventilator |
| JP5400162B2 (ja) * | 2008-10-17 | 2014-01-29 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 医療ベンチレータの電力制御 |
| US10195391B2 (en) * | 2008-10-17 | 2019-02-05 | Koninklijke Philips N.V. | Volume control in a medical ventilator |
| WO2010054323A2 (en) * | 2008-11-10 | 2010-05-14 | Sequal Technologies, Inc. | Medical ventilator system and method using oxygen concentrators |
| US8082312B2 (en) * | 2008-12-12 | 2011-12-20 | Event Medical, Inc. | System and method for communicating over a network with a medical device |
| US9132250B2 (en) | 2009-09-03 | 2015-09-15 | Breathe Technologies, Inc. | Methods, systems and devices for non-invasive ventilation including a non-sealing ventilation interface with an entrainment port and/or pressure feature |
| US9675774B2 (en) | 2009-04-02 | 2017-06-13 | Breathe Technologies, Inc. | Methods, systems and devices for non-invasive open ventilation with gas delivery nozzles in free space |
| EP2391415A4 (en) | 2009-01-29 | 2014-06-18 | Yrt Ltd | METHOD FOR EVALUATING LEAKS OF FANS CIRCUITS |
| AU2010213352B2 (en) * | 2009-02-11 | 2013-04-04 | ResMed Pty Ltd | Acoustic detection for respiratory treatment apparatus |
| CN102333559B (zh) | 2009-02-25 | 2015-02-25 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 具有机器输送呼吸的压力支持系统 |
| AU2010217314B2 (en) | 2009-02-25 | 2014-11-27 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Patient-ventilator dyssynchrony detection |
| US8424521B2 (en) | 2009-02-27 | 2013-04-23 | Covidien Lp | Leak-compensated respiratory mechanics estimation in medical ventilators |
| US8418691B2 (en) | 2009-03-20 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Leak-compensated pressure regulated volume control ventilation |
| US9962512B2 (en) | 2009-04-02 | 2018-05-08 | Breathe Technologies, Inc. | Methods, systems and devices for non-invasive ventilation including a non-sealing ventilation interface with a free space nozzle feature |
| WO2010121313A1 (en) * | 2009-04-22 | 2010-10-28 | Resmed Ltd | Detection of asynchrony |
| US20100288283A1 (en) * | 2009-05-15 | 2010-11-18 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Dynamic adjustment of tube compensation factor based on internal changes in breathing tube |
| US8545231B2 (en) * | 2009-06-25 | 2013-10-01 | Charles Richard Lloyd | Obstructive sleep apnea demonstration model device |
| RU2543542C2 (ru) | 2009-07-24 | 2015-03-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Устройство и способ содействия откашливанию |
| US8789529B2 (en) * | 2009-08-20 | 2014-07-29 | Covidien Lp | Method for ventilation |
| CA2774902C (en) | 2009-09-03 | 2017-01-03 | Breathe Technologies, Inc. | Methods, systems and devices for non-invasive ventilation including a non-sealing ventilation interface with an entrainment port and/or pressure feature |
| US9151425B2 (en) | 2009-11-02 | 2015-10-06 | Comedica Incorporated | Multiple conduit connector apparatus and method |
| AU2010334488B2 (en) * | 2009-12-21 | 2014-07-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Automatic identification of a patient interface device in a pressure support system |
| US20120266884A1 (en) | 2009-12-28 | 2012-10-25 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Exhaust port assembly that minimizes noise |
| CN102711887B (zh) | 2010-01-14 | 2016-03-16 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 利用从基线的压降的伺服通气 |
| WO2011086435A2 (en) | 2010-01-14 | 2011-07-21 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Servo ventilation using negative pressure support |
| US8171094B2 (en) * | 2010-01-19 | 2012-05-01 | Event Medical, Inc. | System and method for communicating over a network with a medical device |
| WO2011089491A1 (en) | 2010-01-22 | 2011-07-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Automatically controlled ventilation system |
| US8707952B2 (en) | 2010-02-10 | 2014-04-29 | Covidien Lp | Leak determination in a breathing assistance system |
| US20110213215A1 (en) * | 2010-02-26 | 2011-09-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Spontaneous Breathing Trial Manager |
| US20130133646A1 (en) | 2010-03-02 | 2013-05-30 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Helmet-type of patient interface device and method use |
| AU2011251644B2 (en) * | 2010-05-11 | 2015-03-05 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Inductance compensation in a pressure support system |
| US20130109993A1 (en) | 2010-05-17 | 2013-05-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | System and method for estimating upper airway resistance and lung compliance employing induced central apneas |
| CN102933251A (zh) | 2010-06-04 | 2013-02-13 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 压力支持系统中的自动湿度控制 |
| CN102933247B (zh) | 2010-06-04 | 2016-04-20 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 患者回路中温度的自动控制 |
| US20130110416A1 (en) * | 2010-07-09 | 2013-05-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Leak estimation using leak model identification |
| WO2012014106A1 (en) * | 2010-07-27 | 2012-02-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Leak estimation using function estimation. |
| EP3821930B1 (en) | 2010-07-30 | 2024-04-17 | ResMed Pty Ltd | Methods and devices with leak detection |
| CN103096981B (zh) | 2010-08-16 | 2015-07-22 | 呼吸科技公司 | 使用lox来提供通气支持的方法、系统和装置 |
| CN102397609A (zh) * | 2010-09-07 | 2012-04-04 | 北京航天长峰股份有限公司 | 麻醉机、呼吸机容量保障压力限制通气方法 |
| CA3027061C (en) | 2010-09-30 | 2020-12-01 | Breathe Technologies, Inc. | Methods, systems and devices for humidifying a respiratory tract |
| DE102010055253B4 (de) * | 2010-12-20 | 2016-11-10 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät |
| DE102010055242B4 (de) * | 2010-12-20 | 2016-11-03 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät |
| US8991392B1 (en) | 2010-12-21 | 2015-03-31 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Pressure adjustment method for CPAP machine |
| CN102266614A (zh) * | 2010-12-31 | 2011-12-07 | 北京谊安医疗系统股份有限公司 | 吸气触发控制方法及装置、呼吸机 |
| FR2971163A1 (fr) | 2011-02-07 | 2012-08-10 | Air Liquide | Dispositif de detection d'une limitation de debit inspiratoire chez un patient souffrant d'apnee obstructive du sommeil |
| US8783250B2 (en) | 2011-02-27 | 2014-07-22 | Covidien Lp | Methods and systems for transitory ventilation support |
| US9084859B2 (en) | 2011-03-14 | 2015-07-21 | Sleepnea Llc | Energy-harvesting respiratory method and device |
| US8714154B2 (en) | 2011-03-30 | 2014-05-06 | Covidien Lp | Systems and methods for automatic adjustment of ventilator settings |
| US8776792B2 (en) | 2011-04-29 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Methods and systems for volume-targeted minimum pressure-control ventilation |
| CN103582507B (zh) | 2011-05-20 | 2016-05-18 | 皇家飞利浦有限公司 | 旋转电连接器及使用该旋转电连接器的呼吸气体输送系统 |
| WO2013042007A1 (en) | 2011-09-21 | 2013-03-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Upper airway resistance measurement device |
| US10085674B2 (en) | 2011-09-22 | 2018-10-02 | Koninklijke Philips N.V. | Method and apparatus for monitoring and controlling a pressure support device |
| US9364624B2 (en) | 2011-12-07 | 2016-06-14 | Covidien Lp | Methods and systems for adaptive base flow |
| US9498589B2 (en) | 2011-12-31 | 2016-11-22 | Covidien Lp | Methods and systems for adaptive base flow and leak compensation |
| US9022031B2 (en) | 2012-01-31 | 2015-05-05 | Covidien Lp | Using estimated carinal pressure for feedback control of carinal pressure during ventilation |
| DE102012003115A1 (de) * | 2012-02-16 | 2013-08-22 | Dräger Medical GmbH | Beatmungssystem |
| FR2987274A1 (fr) * | 2012-02-27 | 2013-08-30 | Air Liquide Medical Systems | Dispositif et procede de ventilation de patient |
| US11191914B2 (en) * | 2012-03-02 | 2021-12-07 | Breathe Techologies, Inc. | Dual pressure sensor continuous positive airway pressure (CPAP) therapy |
| US9399109B2 (en) * | 2012-03-02 | 2016-07-26 | Breathe Technologies, Inc. | Continuous positive airway pressure (CPAP) therapy using measurements of speed and pressure |
| US10179218B2 (en) * | 2012-03-02 | 2019-01-15 | Breathe Technologies, Inc. | Dual pressure sensor continuous positive airway pressure (CPAP) therapy |
| US9180271B2 (en) | 2012-03-05 | 2015-11-10 | Hill-Rom Services Pte. Ltd. | Respiratory therapy device having standard and oscillatory PEP with nebulizer |
| US8844526B2 (en) | 2012-03-30 | 2014-09-30 | Covidien Lp | Methods and systems for triggering with unknown base flow |
| US9327089B2 (en) | 2012-03-30 | 2016-05-03 | Covidien Lp | Methods and systems for compensation of tubing related loss effects |
| US9993604B2 (en) | 2012-04-27 | 2018-06-12 | Covidien Lp | Methods and systems for an optimized proportional assist ventilation |
| JP6396892B2 (ja) * | 2012-05-14 | 2018-09-26 | レスメド・モーター・テクノロジーズ・インコーポレーテッド | 呼吸の快適さのための圧力の制御 |
| EP2859482A2 (en) | 2012-06-08 | 2015-04-15 | Koninklijke Philips N.V. | Patient sleep therapy self management tool |
| US10362967B2 (en) | 2012-07-09 | 2019-07-30 | Covidien Lp | Systems and methods for missed breath detection and indication |
| US9375542B2 (en) | 2012-11-08 | 2016-06-28 | Covidien Lp | Systems and methods for monitoring, managing, and/or preventing fatigue during ventilation |
| US9795752B2 (en) | 2012-12-03 | 2017-10-24 | Mhs Care-Innovation, Llc | Combination respiratory therapy device, system, and method |
| EP2936854B1 (en) | 2012-12-20 | 2019-04-10 | Koninklijke Philips N.V. | Automatic pairing of wireless peripherals in a system such as pressure support respiratory therapy system |
| RU2676433C2 (ru) * | 2012-12-26 | 2018-12-28 | Конинклейке Филипс Н.В. | Система и способ для ограничения потока и/или компенсации давления в течение респираторной терапии по методу ограниченного потока |
| US9492629B2 (en) | 2013-02-14 | 2016-11-15 | Covidien Lp | Methods and systems for ventilation with unknown exhalation flow and exhalation pressure |
| US9358355B2 (en) | 2013-03-11 | 2016-06-07 | Covidien Lp | Methods and systems for managing a patient move |
| US9981096B2 (en) | 2013-03-13 | 2018-05-29 | Covidien Lp | Methods and systems for triggering with unknown inspiratory flow |
| US20140261426A1 (en) * | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Breathe Technologies, Inc. | Dual Pressure Sensor Patient Ventilator |
| US10342942B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-07-09 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Respiratory assistance device and method of controlling said device |
| US20160022936A1 (en) | 2013-03-21 | 2016-01-28 | Koninklijke Philips N.V. | A gas delivery system including a flow generator employing a continuously variable transmission |
| WO2014162283A1 (en) * | 2013-04-03 | 2014-10-09 | Koninklijke Philips N.V. | Critical care ventilator with mouth piece ventilation |
| WO2014203104A1 (en) * | 2013-06-19 | 2014-12-24 | Koninklijke Philips N.V. | Determining of subject zero flow using cluster analysis |
| US10322257B2 (en) | 2013-06-28 | 2019-06-18 | Koninklijke Philips N.V. | Humidifier assembly and method of providing moisture to supplied gas in a pressure support system |
| EP3033130B1 (en) | 2013-08-12 | 2017-10-11 | Koninklijke Philips N.V. | Detecting the fit of a patient interface device |
| FR3009788A1 (fr) * | 2013-08-23 | 2015-02-27 | Air Liquide | Equipement d'oxygenotherapie |
| AU2014316671B2 (en) | 2013-09-04 | 2019-12-19 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Improvements to flow therapy |
| US10183135B2 (en) | 2013-09-10 | 2019-01-22 | Breathe Technologies, Inc. | Zero pressure start continuous positive airway pressure therapy |
| US9987445B2 (en) | 2013-09-10 | 2018-06-05 | Breathe Technologies, Inc. | Continuous positive airway pressure therapy target pressure comfort signature |
| US9996954B2 (en) | 2013-10-03 | 2018-06-12 | Covidien Lp | Methods and systems for dynamic display of a trace of a physiological parameter |
| US9675771B2 (en) | 2013-10-18 | 2017-06-13 | Covidien Lp | Methods and systems for leak estimation |
| US10130726B2 (en) | 2013-12-18 | 2018-11-20 | Koninklijke Philips N.V. | Gas delivery system and method of sanitizing the gas flow path within a gas delivery system |
| CN104740735B (zh) * | 2013-12-26 | 2018-07-20 | 北京谊安医疗系统股份有限公司 | 呼气潮气量vte计算方法 |
| US11433198B2 (en) | 2014-05-16 | 2022-09-06 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Methods and apparatus for flow therapy |
| US9808591B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-11-07 | Covidien Lp | Methods and systems for breath delivery synchronization |
| US9950129B2 (en) | 2014-10-27 | 2018-04-24 | Covidien Lp | Ventilation triggering using change-point detection |
| US9925346B2 (en) | 2015-01-20 | 2018-03-27 | Covidien Lp | Systems and methods for ventilation with unknown exhalation flow |
| US11497870B2 (en) | 2015-02-24 | 2022-11-15 | Somnetics International, Inc. | Systems and methods for estimating flow in positive airway pressure therapy |
| EP3259001A4 (en) | 2015-03-31 | 2018-10-03 | Fisher&Paykel Healthcare Limited | Methods and apparatus for oxygenation and/or co2 removal |
| EP4186548A1 (en) | 2015-04-02 | 2023-05-31 | Hill-Rom Services PTE. LTD. | Mask leakage detection for a respiratory device |
| US20180133419A1 (en) | 2015-05-07 | 2018-05-17 | Koninklijke Philips N.V. | Monitoring the degradation of a component of a patient interface device |
| US10792458B2 (en) | 2015-06-03 | 2020-10-06 | Koninklijke Philips N.V. | Rainout control in a pressure support system |
| CN107847708B (zh) | 2015-06-29 | 2021-08-17 | 皇家飞利浦有限公司 | 可塌缩增湿器 |
| US20180185596A1 (en) | 2015-06-30 | 2018-07-05 | Koninklijke Philips N.V. | Barometric pressure sensor for variable resistance positive airway pressure device circuit compensation |
| EP3319672A1 (en) | 2015-07-07 | 2018-05-16 | Koninklijke Philips N.V. | Methods and systems for patient airway and leak flow estimation for non-invasive ventilation |
| CN106345020B (zh) * | 2015-07-15 | 2019-05-17 | 北京谊安医疗系统股份有限公司 | 一种呼吸机中压力控制容量模式的控制方法 |
| US11298074B2 (en) | 2015-12-08 | 2022-04-12 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Flow-based sleep stage determination |
| US20190001090A1 (en) | 2015-12-22 | 2019-01-03 | Koninklijke Philips N.V. | Pressure support device including sensor to detect non-sleep disordered breathing conditions |
| US11433211B2 (en) | 2016-03-17 | 2022-09-06 | Zoll Medical Corporation | Flow sensor for ventilation |
| DE102016206442A1 (de) * | 2016-04-15 | 2017-10-19 | Hamilton Medical Ag | Beatmungsgerät mit verbesserter Synchronität beim Übergang von exspiratorischem zu inspiratorischem Betrieb |
| WO2017189808A1 (en) * | 2016-04-28 | 2017-11-02 | Invent Medical Corporation | System and method for accurate estimation of intentional and unintentional leaks in flow generation systems |
| JP7120996B2 (ja) | 2016-09-19 | 2022-08-17 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 非侵襲的人工呼吸に対する患者気道流量及びリーク流量の推定のための方法及びシステム |
| CN110325110B (zh) | 2016-11-10 | 2022-08-09 | 纽约州立大学研究基金会 | 用于气道阻塞的系统、方法和生物标记 |
| US11351318B2 (en) | 2016-12-23 | 2022-06-07 | Koninklijke Philips N.V. | Pressure support device and method of determining changes in a patient circuit |
| US11458268B2 (en) | 2017-03-31 | 2022-10-04 | Koninklijke Philips N.V. | Systems and methods for concurrent airway stabilization and pulmonary stretch receptor activation |
| CN110831649B (zh) | 2017-06-30 | 2023-02-10 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于并行气道稳定化和肺牵张受体激活的系统和方法 |
| CN111149174A (zh) | 2017-09-28 | 2020-05-12 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于在压力支持治疗期间在患者中检测中风的系统和方法 |
| EP3687609A1 (en) | 2017-09-29 | 2020-08-05 | Koninklijke Philips N.V. | Pressure support device and method of providing an alert for non-effective pressure compensation regimen |
| US10792449B2 (en) | 2017-10-03 | 2020-10-06 | Breathe Technologies, Inc. | Patient interface with integrated jet pump |
| DE102018008620A1 (de) * | 2017-11-07 | 2019-05-09 | Löwenstein Medical Technology S.A. | Vorrichtung zur Beatmung unter Berücksichtigung der Einflüsse eines Tubus |
| EP3525857B1 (en) | 2017-11-14 | 2020-01-29 | Covidien LP | Systems for drive pressure spontaneous ventilation |
| US11116931B2 (en) | 2017-12-18 | 2021-09-14 | Koninklijke Philips N.V. | System and method for controlling conduit heating |
| JP2021507746A (ja) | 2017-12-22 | 2021-02-25 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 圧力支援療法の改善された送達 |
| CN108245750A (zh) * | 2017-12-29 | 2018-07-06 | 湖南明康中锦医疗科技发展有限公司 | 一种氧疗仪输出气量的控制方法、装置和系统 |
| WO2019191814A1 (en) * | 2018-04-06 | 2019-10-10 | ResMed Pty Ltd | Methods and apparatus for treating a respiratory disorder |
| EP3793656A1 (en) | 2018-05-14 | 2021-03-24 | Covidien LP | Systems and methods for respiratory effort detection utilizing signal distortion |
| US11534568B2 (en) | 2018-06-28 | 2022-12-27 | Koninklijke Philips N.V. | Pressure support system and method of providing pressure support therapy to a patient |
| US11517691B2 (en) | 2018-09-07 | 2022-12-06 | Covidien Lp | Methods and systems for high pressure controlled ventilation |
| EP3852852A1 (en) | 2018-09-21 | 2021-07-28 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency powered airway pressure support device |
| US11752287B2 (en) | 2018-10-03 | 2023-09-12 | Covidien Lp | Systems and methods for automatic cycling or cycling detection |
| WO2020136035A1 (en) | 2018-12-24 | 2020-07-02 | Koninklijke Philips N.V. | Pressure support system and method of providing pressure support therapy to a patient |
| CN110038198B (zh) * | 2019-05-07 | 2021-09-21 | 濡新（北京）科技发展有限公司 | 一种自动滴定咳痰压力的闭环咳痰方法和系统 |
| US11324954B2 (en) | 2019-06-28 | 2022-05-10 | Covidien Lp | Achieving smooth breathing by modified bilateral phrenic nerve pacing |
| US11904094B2 (en) * | 2019-09-09 | 2024-02-20 | Koninklijke Philips N.V. | Pressure and oxygen mix control for single limb non-invasive ventilation |
| CN112969486B (zh) * | 2019-10-10 | 2023-02-28 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种通气切换控制方法及装置、医用通气设备、存储介质 |
| CN112999478A (zh) * | 2019-12-20 | 2021-06-22 | 广州和普乐健康科技有限公司 | 自适应潮气量计算方法、装置及呼吸机 |
| US11318276B2 (en) | 2020-08-05 | 2022-05-03 | Effortless Oxygen, Llc | Flow triggered gas delivery |
| US11420007B2 (en) | 2020-08-05 | 2022-08-23 | Effortless Oxygen, Llc | Flow triggered gas delivery |
| US11247008B1 (en) | 2020-08-05 | 2022-02-15 | Effortless Oxygen, Llc | Flow triggered gas delivery |
| CN111760146B (zh) * | 2020-08-11 | 2022-12-20 | 南通大学附属医院 | 一种基于simv通气模式下呼吸机流速波形的控制方法 |
| CN112284753B (zh) * | 2020-12-28 | 2021-03-12 | 中国航发上海商用航空发动机制造有限责任公司 | 压气机试验流量测量分析方法、装置和压气机试验系统 |
| WO2022175487A1 (en) | 2021-02-22 | 2022-08-25 | Koninklijke Philips N.V. | Method for providing comfort feature in a pressure support device and pressure support device including same |
| WO2022175503A1 (en) | 2021-02-22 | 2022-08-25 | Koninklijke Philips N.V. | Pressure support device |
| CN112915330B (zh) * | 2021-02-24 | 2023-02-14 | 浙江工业大学 | 一种机械通气平台压测量合规性评估方法 |
| WO2023059797A1 (en) * | 2021-10-06 | 2023-04-13 | Sleepres, Llc | Positive airway pressure systems and methods for delivering air to a patient |
| WO2024069315A1 (en) * | 2022-09-26 | 2024-04-04 | Covidien Lp | Hybrid single-limb medical ventilation |
Family Cites Families (90)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3191596A (en) * | 1960-09-19 | 1965-06-29 | Forrest M Bird | Respirator |
| US3267935A (en) * | 1961-05-04 | 1966-08-23 | Air Shield Inc | Respiratory assister |
| US3362404A (en) * | 1964-11-16 | 1968-01-09 | Bennett Respiration Products I | Respiration apparatus for administering intermittent positive pressure breathing therapy |
| US3485243A (en) * | 1965-08-02 | 1969-12-23 | Bird F M | Respirator with improved exhalation valve and control means |
| US3580051A (en) * | 1969-10-03 | 1971-05-25 | Us Army | Method for leak testing masks |
| US3669108A (en) * | 1969-10-20 | 1972-06-13 | Veriflo Corp | Ventilator |
| US3741208A (en) * | 1971-02-23 | 1973-06-26 | B Jonsson | Lung ventilator |
| US4036221A (en) * | 1972-05-01 | 1977-07-19 | Sutter Hospitals Medical Research Foundation | Respirator |
| US3972327A (en) * | 1973-03-22 | 1976-08-03 | Hoffmann-La Roche Inc. | Respirator |
| US3896800A (en) * | 1973-07-27 | 1975-07-29 | Airco Inc | Method and apparatus for triggering the inspiratory phase of a respirator |
| CH568756A5 (ja) * | 1973-09-07 | 1975-11-14 | Hoffmann La Roche | |
| US3946729A (en) * | 1974-10-17 | 1976-03-30 | Hewlett-Packard Company | Ventilator patient monitor |
| US4031885A (en) * | 1975-10-15 | 1977-06-28 | Puritan-Bennett Corporation | Method and apparatus for determining patient lung pressure, compliance and resistance |
| US4050458A (en) * | 1976-01-26 | 1977-09-27 | Puritan-Bennett Corporation | Respiration system with patient assist capability |
| US4323064A (en) * | 1976-10-26 | 1982-04-06 | Puritan-Bennett Corporation | Volume ventilator |
| US4207884A (en) * | 1976-12-20 | 1980-06-17 | Max Isaacson | Pressure controlled breathing apparatus |
| US4082093A (en) * | 1977-04-27 | 1978-04-04 | Bourns, Inc. | Compensator valve |
| GB1583273A (en) * | 1977-05-06 | 1981-01-21 | Medishield Corp Ltd | Lung ventilators |
| US4239039A (en) * | 1979-02-28 | 1980-12-16 | Thompson Harris A | Dual control valve for positive pressure artificial respiration apparatus |
| SE418456B (sv) * | 1979-06-21 | 1981-06-09 | Engstrom Medical Ab | Respiratoranordning |
| SE434799B (sv) * | 1980-06-18 | 1984-08-20 | Gambro Engstrom Ab | Sett och anordning for styrning av en lungventilator |
| US4457303A (en) * | 1980-11-26 | 1984-07-03 | Tritec Industries, Inc. | Respirating gas supply control method and apparatus therefor |
| WO1982003326A1 (en) * | 1981-03-26 | 1982-10-14 | Kiszel Janos | Respirator device particularly for use in perinatal medicine |
| US4592349A (en) * | 1981-08-10 | 1986-06-03 | Bird F M | Ventilator having an oscillatory inspiratory phase and method |
| WO1982003548A1 (en) * | 1981-04-24 | 1982-10-28 | Sullivan Colin Edward | Device for treating snoring sickness |
| CA1194318A (en) * | 1981-05-18 | 1985-10-01 | Edwin A. Pascoe | Dry grinding cemented carbide workpieces with silver- coated diamond grit |
| DE3119814C2 (de) * | 1981-05-19 | 1984-07-26 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | HFJ-Beatmungsgerät mit einer steuerbaren Atemgasquelle und Vorrichtung zur Unterdruckerzeugung |
| US4393869A (en) * | 1981-06-22 | 1983-07-19 | Canadian Patents & Development Limited | Electronically controlled respirator |
| DE3206482C2 (de) * | 1982-02-23 | 1984-03-15 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Beatmungsvorrichtung mit einer Einrichtung zur Sicherheitsüberwachung |
| US4448192A (en) * | 1982-03-05 | 1984-05-15 | Hewlett Packard Company | Medical ventilator device parametrically controlled for patient ventilation |
| EP0094533B1 (de) * | 1982-05-15 | 1986-03-12 | Fried. Krupp Gesellschaft mit beschränkter Haftung | Verfahren zur Leckprüfung von Rohren oder Rohrnetzen |
| FR2530148B1 (fr) * | 1982-07-13 | 1985-11-29 | France Prod Oxygenes Co | Dispositif pour le traitement de l'insuffisance respiratoire d'un patient |
| US4550726A (en) * | 1982-07-15 | 1985-11-05 | Mcewen James A | Method and apparatus for detection of breathing gas interruptions |
| US4462398A (en) * | 1982-12-03 | 1984-07-31 | Kircaldie, Randal and McNab, Trustee | Respirating gas supply method and apparatus therefor |
| WO1985001559A1 (en) * | 1983-09-30 | 1985-04-11 | Andy Roussos | Anaesthetic apparatus and a valve assembly therefor |
| US4655213A (en) * | 1983-10-06 | 1987-04-07 | New York University | Method and apparatus for the treatment of obstructive sleep apnea |
| JPS6099268A (ja) * | 1983-11-04 | 1985-06-03 | シャープ株式会社 | コンスタントフロ−制御方式 |
| DE3429345A1 (de) * | 1983-12-09 | 1985-06-13 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Kreislaufatemschutzgeraet fuer ueberdruckbetrieb |
| JPS60124940U (ja) * | 1984-02-02 | 1985-08-23 | シャープ株式会社 | 人工呼吸装置 |
| US4584996A (en) * | 1984-03-12 | 1986-04-29 | Blum Alvin S | Apparatus for conservative supplemental oxygen therapy |
| US4612928A (en) * | 1984-08-28 | 1986-09-23 | Tiep Brian L | Method and apparatus for supplying a gas to a body |
| US4527557A (en) * | 1984-11-01 | 1985-07-09 | Bear Medical Systems, Inc. | Medical ventilator system |
| FR2573311B1 (fr) * | 1984-11-20 | 1988-06-24 | Boc Sa Ohmeda | Appareil de ventilation artificielle pourvu d'un dispositif d'assistance inspiratoire volumetrique |
| IN166365B (ja) * | 1985-03-25 | 1990-04-21 | Plasser Bahnbaumasch Franz | |
| US4686975A (en) * | 1985-05-03 | 1987-08-18 | Applied Membrane Technology, Inc. | Electronic respirable gas delivery device |
| JPS6294175A (ja) * | 1985-10-18 | 1987-04-30 | 鳥取大学長 | 呼吸同調式ガス吹送装置および方法 |
| US4846166A (en) * | 1985-11-12 | 1989-07-11 | University Of Cincinnati | Non-invasive quantitative method for fit testing respirators and corresponding respirator apparatus |
| US4637385A (en) * | 1986-01-13 | 1987-01-20 | Tibor Rusz | Pulmonary ventilator controller |
| US4773411A (en) * | 1986-05-08 | 1988-09-27 | Downs John B | Method and apparatus for ventilatory therapy |
| US4674492A (en) * | 1986-07-25 | 1987-06-23 | Filcon Corporation | Alarm system for respirator apparatus and method of use |
| IT1200044B (it) * | 1986-12-31 | 1989-01-05 | Elmed Ginevri Srl | Respiratore pressumetrico a flusso costante e ventilazione controllata |
| GB8704104D0 (en) * | 1987-02-21 | 1987-03-25 | Manitoba University Of | Respiratory system load apparatus |
| US4830008A (en) * | 1987-04-24 | 1989-05-16 | Meer Jeffrey A | Method and system for treatment of sleep apnea |
| US5199424A (en) * | 1987-06-26 | 1993-04-06 | Sullivan Colin E | Device for monitoring breathing during sleep and control of CPAP treatment that is patient controlled |
| US5522382A (en) * | 1987-06-26 | 1996-06-04 | Rescare Limited | Device and method for treating obstructed breathing having a delay/ramp feature |
| US4823787A (en) * | 1987-07-09 | 1989-04-25 | Carmeli Adahan | Portable ventilator apparatus |
| US4807616A (en) * | 1987-07-09 | 1989-02-28 | Carmeli Adahan | Portable ventilator apparatus |
| US4941469A (en) * | 1987-11-12 | 1990-07-17 | Carmeli Adahan | Portable ventilator apparatus |
| US4838257A (en) * | 1987-07-17 | 1989-06-13 | Hatch Guy M | Ventilator |
| US4782832A (en) * | 1987-07-30 | 1988-11-08 | Puritan-Bennett Corporation | Nasal puff with adjustable sealing means |
| US4802485A (en) * | 1987-09-02 | 1989-02-07 | Sentel Technologies, Inc. | Sleep apnea monitor |
| US4889632A (en) * | 1987-12-10 | 1989-12-26 | Ceskoslovenska Akademie Ved | Macroporous polymeric membranes for the separation of polymers and a method of their application |
| FR2624744B1 (fr) * | 1987-12-18 | 1993-09-17 | Inst Nat Sante Rech Med | Procede de regulation d'un dispositif de ventilation artificielle et un tel dispositif |
| US5065756A (en) * | 1987-12-22 | 1991-11-19 | New York University | Method and apparatus for the treatment of obstructive sleep apnea |
| US4915103A (en) * | 1987-12-23 | 1990-04-10 | N. Visveshwara, M.D., Inc. | Ventilation synchronizer |
| US4823788A (en) * | 1988-04-18 | 1989-04-25 | Smith Richard F M | Demand oxygen controller and respiratory monitor |
| US4957107A (en) * | 1988-05-10 | 1990-09-18 | Sipin Anatole J | Gas delivery means |
| US4972842A (en) | 1988-06-09 | 1990-11-27 | Vital Signals, Inc. | Method and apparatus for precision monitoring of infants on assisted ventilation |
| US5259373A (en) * | 1989-05-19 | 1993-11-09 | Puritan-Bennett Corporation | Inspiratory airway pressure system controlled by the detection and analysis of patient airway sounds |
| AU662039B2 (en) * | 1989-05-19 | 1995-08-17 | Puritan-Bennett Corporation | Inspiratory airway pressure system |
| US5134995A (en) * | 1989-05-19 | 1992-08-04 | Puritan-Bennett Corporation | Inspiratory airway pressure system with admittance determining apparatus and method |
| JPH0390164A (ja) * | 1989-06-16 | 1991-04-16 | Manabu Akashi | 患者の呼吸流量に合わせて回路内流量と回路内圧を制御する人工呼吸器 |
| US5148802B1 (en) * | 1989-09-22 | 1997-08-12 | Respironics Inc | Method and apparatus for maintaining airway patency to treat sleep apnea and other disorders |
| US5632269A (en) * | 1989-09-22 | 1997-05-27 | Respironics Inc. | Breathing gas delivery method and apparatus |
| US5239995A (en) * | 1989-09-22 | 1993-08-31 | Respironics, Inc. | Sleep apnea treatment apparatus |
| US5161525A (en) * | 1990-05-11 | 1992-11-10 | Puritan-Bennett Corporation | System and method for flow triggering of pressure supported ventilation |
| US5117819A (en) * | 1990-09-10 | 1992-06-02 | Healthdyne, Inc. | Nasal positive pressure device |
| EP0491969B1 (de) * | 1990-12-20 | 1995-08-23 | Siemens-Elema AB | Beatmungsgerät mit vom Patientengasfluss abhängiger Triggerempfindlichkeit |
| US5458137A (en) * | 1991-06-14 | 1995-10-17 | Respironics, Inc. | Method and apparatus for controlling sleep disorder breathing |
| DE4122069A1 (de) * | 1991-07-04 | 1993-01-07 | Draegerwerk Ag | Verfahren zur erkennung der atemphasen eines patienten bei assistierenden beatmungsverfahren |
| DE69231157T2 (de) * | 1991-11-14 | 2001-02-15 | Univ Technologies Int | Automatisches system zum erzeugen eines kontinuierlichen positiven atemwegsdruck |
| US5490502A (en) * | 1992-05-07 | 1996-02-13 | New York University | Method and apparatus for optimizing the continuous positive airway pressure for treating obstructive sleep apnea |
| US5335654A (en) * | 1992-05-07 | 1994-08-09 | New York University | Method and apparatus for continuous adjustment of positive airway pressure for treating obstructive sleep apnea |
| US5645054A (en) * | 1992-06-01 | 1997-07-08 | Sleepnet Corp. | Device and method for the treatment of sleep apnea syndrome |
| FR2695320B1 (fr) * | 1992-09-04 | 1994-12-09 | Sefam | Procédé de régulation de la pression d'un flux d'air et dispositif d'assistance respiratoire mettant en Óoeuvre ledit procédé. |
| US5438980A (en) * | 1993-01-12 | 1995-08-08 | Puritan-Bennett Corporation | Inhalation/exhalation respiratory phase detection circuit |
| EP0920845B1 (en) * | 1993-11-05 | 2004-04-21 | ResMed Limited | Detection of apnea |
| US5540219A (en) * | 1995-01-26 | 1996-07-30 | Respironics, Inc. | Sleep apnea treatment apparatus |
| US5654053A (en) * | 1995-06-15 | 1997-08-05 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | High-energy-absorbing enclosure for internal explosion containment |
| AUPO163896A0 (en) | 1996-08-14 | 1996-09-05 | Resmed Limited | Determination of respiratory airflow |
-
1994
- 1994-12-02 US US08/349,634 patent/US5632269A/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-11-15 CA CA002162981A patent/CA2162981C/en not_active Expired - Lifetime
- 1995-11-30 AU AU39130/95A patent/AU698519B2/en not_active Expired
- 1995-12-04 JP JP7315672A patent/JP2832812B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 DE DE69535564T patent/DE69535564T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 EP EP95308735A patent/EP0714670B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 ES ES00200797T patent/ES2291170T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 DE DE69535791T patent/DE69535791D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 EP EP20060075125 patent/EP1649887A3/en not_active Withdrawn
- 1995-12-04 ES ES02078814T patent/ES2310581T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 EP EP02078814A patent/EP1270036B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 DE DE69534893T patent/DE69534893T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 DE DE0714670T patent/DE714670T1/de active Pending
- 1995-12-04 EP EP00200797A patent/EP1004325B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-04 ES ES95308735T patent/ES2088852T3/es not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-01-18 US US08/588,598 patent/US5803065A/en not_active Expired - Lifetime
-
1997
- 1997-03-25 US US08/823,855 patent/US6029664A/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-01-14 US US09/483,538 patent/US6305374B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2001
- 2001-09-26 US US09/966,547 patent/US6539940B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2003
- 2003-03-03 US US10/378,369 patent/US6948497B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2005
- 2005-05-27 US US11/139,235 patent/US7100607B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2006
- 2006-07-13 US US11/485,819 patent/US20070044796A1/en not_active Abandoned
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