JP3090468B2 - 気道圧力システム - Google Patents

気道圧力システム

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 1.発明の分野 本発明は、患者の呼吸を容易にする装置および方法に
関し、特に呼吸障害、いびき、混合閉鎖睡眠時呼吸停止
（無呼吸）およびある心臓血管の睡眠時症状の処置にお
いて有効である。特に、本発明は、吸入の開始直前に患
者の気道に正圧を加えて、その後気道にかかる圧力を減
少して呼出努力を軽減するための装置および方法に関す
る。本発明の別の特質は、患者の呼吸と関連する音を監
視してこの音に従って患者の呼吸気に与えられる気体圧
力を制御することに関する。
2.従来技術の説明 閉塞性睡眠時呼吸停止は、睡眠中の頤舌筋の咽喉筋組
織を含む気道の弛緩を特徴とする睡眠障害である。この
状態が生じると、弛緩した筋肉は部分的あるいは完全に
患者の気道を閉塞することがあり得、これは肥満患者に
おいてより顕著である。部分的な閉塞はいびきを結果と
して生じ得る。完全な閉塞は睡眠時呼吸停止を結果とし
て生じ得る。
完全な閉塞が生じると、患者の吸入努力が空気の吸入
をもたらす結果とならず、患者は酸欠状態となる。これ
に反応して、患者は覚醒状態になり始める。略々覚醒状
態に達すると、頤舌筋は通常の緊張を取戻し、これが気
道を開放して吸入ができるようになる。その時、患者は
より深い睡眠状態に戻って、これと同時に頤舌筋が再び
弛緩し、呼吸停止サイクルが繰返す。
中枢性呼吸停止は、呼吸努力が生じないかあるいは遅
れる時である。中枢性呼吸停止は、閉塞性呼吸停止との
組合わせであり得、混合呼吸停止として知られる。チェ
イン−ストークス（Cheynes Stockes）呼吸の如き他の
呼吸不整は、吸気が停止する時呼吸停止間隙を生じ得
る。
ある患者の場合、睡眠時呼吸停止の状態は、一続きの
睡眠中に何回も生じ得る。その結果、略々目覚めた状態
への反復的な覚醒の故に患者は決して完全に弛緩した深
い睡眠を持たない。患者はまた、レム（REM 急速眼球
運動）睡眠を奪われる。睡眠時呼吸停止に苦しむ人達
は、例え明らかに正常な夜間睡眠の後でも常に疲労状態
にある。
閉塞性睡眠時呼吸停止を処置するため、いわゆる連続
正圧気道（CPAP）システムが開発され、これにおいては
予め定めたレベルの気道正圧が患者の気道に連続的に加
えられる。気道におけるこのような正圧の存在は、組織
位置を維持することにより開放状態の患者の気道を維持
するするため負の吸入圧力を相殺する圧力補助を生じ
る。患者との正の気道接続は、典型的には、参考のため
本文に引用される米国特許第4,782,832号に開示された
如き鼻のピローが患者の鼻孔を封止して気道正圧を鼻腔
にかける。
しかし、患者は正圧に抗して息を吐かねばならないた
め、CPAPシステムは患者のひんしゅくを買った。このシ
ステムは、息を出す労力を増す。ある患者は、このシス
テムに慣れることができず、その結果、療法をやめるお
それがある。室内の空気の連続的な循環による鼻と気道
の乾燥もまた苦情となる。また、吐き出された二酸化炭
素はCPAP療法における鼻マスクに残留する傾向がある。
CPAP療法の処方に際しては、患者が睡眠時呼吸停止の
如き呼吸障害を持つかどうかが最初に決定される治療室
で１晩または２晩過ごすことが通常必要である。もしそ
うであれば、患者はCPAP装置を装着され、これと同時に
気道の開通性を維持するため必要な補気を供給するため
必要なガス圧力が決定される。
開通性を維持するため必要な圧力は、患者が側位で睡
眠する時よりも上を向いて睡眠する時のほうが通常高
い。このより高い圧力は、あらゆる睡眠姿勢での充分な
圧力を保証するために通常予め定められる。しかし、こ
の高い圧力は全ての状態では不要である。例えば、患者
が眠りに落ちる前、および眠りの早期段階では、この高
い圧力は必要でない。更に、この高い圧力は、患者が側
位で深い眠りにある間はしばしば不必要である。更にま
た、ある患者は、非常に疲れている時かあるいはアルコ
ールもしくは睡眠誘導剤の影響下にある如きある条件下
でのみ睡眠時呼吸停止となる。その結果、患者は例え不
必要でも高い処方圧力の不快な状態に置かれる。
発明の要約 本発明の呼吸気道加圧システムは、先に要約した如き
従来技術の諸問題を解決する。更に、本発明の望ましい
システムは、負の吸気圧を相殺して頤舌筋の正常位置を
維持した後、呼出を容易にするため圧力を減少すること
によって、開放された患者の気道を確保する補助圧を提
供するため、吸気の直前に吸入鼻腔圧力を開始する。
望ましい装置は、患者に接続されたガス供給装置に接
続することができ、患者の鼻腔の如き呼吸路の少なくと
も一部に、呼吸可能なガス（酸素を補充可能な周囲空気
であることが望ましい）を制御可能なガス圧で供給す
る。本装置は、吸気位相（段階）の開始前でかつ前の吸
気位相の後に患者の呼吸サイクルにおけるある点を決定
するための手段を含み、また更に呼吸サイクルの決定さ
れた時点において選定されかつ望ましくは処方された高
圧レベルにガス圧力を増加することを開始するガス制御
手段を含んでいる。このガス制御手段は更に、吸入位相
の少なくとも一部においてより高いレベルにガス圧力を
制御し、その後次の呼出位相の少なくとも一部において
比較的低い圧力レベルを生じるためにガス圧力を下げ
る。
望ましい実施態様においては、本装置は患者の呼吸サ
イクルを追跡し、これにより呼吸サイクルの呼出の終り
を決定し、また呼吸サイクルにおけるこの点における圧
力の増加を開始する。あるいはまた、本装置は、前の呼
吸速度および吸入および呼出間隔の関数として吸気圧力
を増加するための呼吸サイクルにおける点としての間隔
時間を決定する。
本装置は、周囲圧力より高い周囲空気を供給するため
の制御可能な可変速ブロワ、患者の鼻孔と接続するため
の鼻ピロー、ブロワと鼻ピローを相互に接続する管路、
および空気を通気させるため管路と接続された制御可能
な位置可変の通気弁を含むことが望ましい。この望まし
い装置はまた、ブロワおよび通気弁と作用的に接続され
たコントローラ、および患者の鼻腔圧力を検出するため
の圧力トランスジューサをも含む。
動作においては、前記コントローラは、患者の呼出お
よび吸入と対応して管路からの空気の通気量を増減する
ため通気弁の位置を変更することにより設定圧力を維持
する。このコントローラは更に、通気弁の位置を追跡す
ることにより、患者の呼吸サイクルを追跡する。即ち、
患者が吸入サイクルの間に吸気すると、患者が吸入する
時周囲空気の圧力を維持するように通気弁は部分的に閉
じなければならない。このように、弁の運動は患者の吸
入と対応する。同様に、望ましい低圧力設定点における
呼出の間、通気弁は、患者の呼出位相を追跡する管路か
らの周囲空気の更に大きな量を通気しなければならな
い。このような追跡により、例え異なる設定圧力でも、
本システムは、吸入の開始前に予測的に設定圧力を増加
し、その後次の呼出位相においては圧力を下げことがで
きる。
本発明の別の特徴によれば、患者の呼吸路と関連する
音および圧力の変化が監視され、患者気道に送られるガ
スの設定圧力が監視された音に従って変化させられる。
本発明のこのような特徴は、閉塞性睡眠時呼吸停止の開
始にいびき音が典型的に先行する事実を利用する。即
ち、睡眠時呼吸停止およびいびき音は、上部気道筋が徐
々に弛緩して部分的に弛緩した呼吸路の振動を結果とし
て生じ、次いで上部気道筋が完全に弛緩する時呼吸路の
閉塞に進む、同じ現象の変動する程度を考察できる。気
道の音、特にいびき音を監視することにより、加えられ
る圧力を呼吸停止事態が生じる前に上げることができ、
これにより事態の発生を防止する。
吸気気道圧力システムの他の望ましい特徴について
は、以下本文において更に説明する。
図面の簡単な説明 図１は、本発明で使用される望ましい患者接続ヘッド
・ギアを装着した状態で示される睡眠中の患者の頭部の
平面図、 図２は、本発明の２重管路の望ましいハウジング筺体
と接続された状態で示される図１の患者頭部とヘッド・
ギアの側面図、 図３は、本発明の単一管路の実施例の概略図、 図４は、図２の２重管路の実施例の概略図、 図５は、図４の２重管路実施例の通気端部の位置にあ
る望ましい通気弁要素の立面図、 図６は、吸入位相および呼出位相を含む典型的な呼吸
サイクル、呼吸サイクルにおける患者の気道に加えられ
る鼻腔圧力、および設定点圧力を維持するため必要な通
気弁位置を示す圧力グラフ、 図７は、本発明のマイクロコントローラおよび関連す
る構成要素を示す電気回路図、 図８は、ブロワ・モータ制御の電気的回路図、 図９は、通気弁に対するステッピング・モータ制御の
電気的回路図、 図10は、圧力トランスジューサ回路の概略図、 図11は、主ルーチンの始動位置を示すコンピュータ・
プログラムのフローチャート、 図12は、主ルーチンの主ループ部分のコンピュータ・
プログラムのフローチャート、 図13は、弁位置サブルーチンのコンピュータ・プログ
ラムのフローチャート、 図14は、ADC割込みのコンピュータ・プログラムのフ
ローチャート、 図15は、ブロワ速度検査サブルーチンのコンピュータ
・プログラムのフローチャート、 図16は、スペクタクル音分析回路を示す電気的ブロッ
ク図、および 図17は、音分析サブルーチンのコンピュータ・プログ
ラム・フローチャートである。
実施例 図面において、図３は、一般に、大径の可撓性ホース
即ち管路12と、管路12の一端部と接続された鼻ピロー14
と、管路12の反対側の開口した通気端部に隣接して配置
された通気弁組立体16と、鼻ピロー14と通気弁組立体16
間の管路12と流通自由に接続されたブロワ装置18と、鼻
ピロー14と空圧的に接続しかつ通気弁組立体16とブロワ
装置18と電気的に接続するためのコントローラ20とを含
む、望ましい呼吸路圧力装置10の単一管路実施例を略図
的に示している。
望ましい実施例においては、通気弁組立体16、ブロワ
装置18およびコントローラ20は、図２において２重管路
実施例に関して示されるものの如き筺体22内部に収容さ
れる。このため、管路12は、筺体22内部に収容された内
部と、筺体から鼻ピロー14まで伸びる外部26とを提供す
る。管路12は更に、鼻ピロー14と接続された接続端部28
と、望ましくは周囲空気である呼吸可能なガスの供給を
受取るためブロワ装置18と接続された流入端部30と、通
気弁組立体16に隣接して配置された通気端部32とを提供
する。
鼻ピロー14は、望ましい患者接続装置であり、参考の
ため本文に引用される米国特許第4,782,832号に更に示
されている。ヘッド・ギア34は、患者36の呼吸路と、望
ましくは患者の鼻孔と流通自由に接続するため鼻ピロー
14を患者36の頭部に保持する。鼻ピロー14は、管路12内
部を通ることが望ましい空圧管路40によりコントローラ
20と接続される圧力センサ取付け部38を持つように構成
され、このため管路40が経路から充分に離れて装置10の
使用中患者につぶされあるいは挟搾されにくいようにな
っている。鼻ピロー14はまた内部に画成された通気ポー
ト42も有し、これは湿気が形成して後で内部で凝結する
ことを防止するため、鼻ピロー14から少量の圧力を連続
的に通気する。
通気弁組立体16は、ステッピング・モータ44と、この
モータの出力軸と結合された弁要素46とを含む。弁要素
46は、図５に示される如き２個の対向する円弧カム状の
縁部48a、48bを提供するように構成された平坦板から作
られることが望ましい。要素46は、管路12の通気端部32
と隣接して配置され、ステッピング・モータ44が弁要素
46を図５における時計方向に回転させると、縁部48aが
覆うことにより通気端部32を狭搾するようになってい
る。反対に、モータ44は要素46を反時計方向に回転させ
ると、縁部48aは通気端部32の領域を徐々に露出させて
これからガスを更に通気させる。
図４は、望ましい装置10の２重管路の第２の実施例を
示している。この実施例は図３の実施例と似ており、対
応する構成要素は同じ番号が付されている。第２の実施
例は、更に接合点56で管路の外部と流通自在に接続され
た接続端部54を提供する排気ホース52を含み、通気端部
32が弧状縁部48aを呈するため、弧状縁部48aと同じ開閉
位置関係に弁要素46と隣接して配置された排気端部58を
提供する。このような形態により、管路12は更に接合部
56とブロワ装置18間に吸入ホース60を提供する。２重ホ
ース・モデルにおいては、鼻ピロー14は通気ポート42を
含まず、接続端部54および28間のチューブはこれを２つ
の別個の通路に分かれた分岐部61を含む。第２の実施例
はまた、接合部56に隣接する吸入ホース60内に配置され
た吸入逆止弁62と、これも接合部56に隣接する排気ホー
ス52内に配置された呼出逆止弁64をも含む。吸入逆止弁
62は、通気端部32に対する患者の呼出の通過を阻止し、
これにより患者の呼出が排気端部58を通ってシステムか
ら出ることを必要とする。空圧管路66および68は、それ
ぞれコントローラ20を吸入ホース60および排気ホース52
と接続する。
概説すれば、コントローラ20は、吸入直前の患者の呼
吸サイクルにおけるある時点に患者に対して与えられる
ガス圧力を上昇させ、その後呼出を容易にするため圧力
を降下させるため装置10を制御する。図６の上のグラフ
は、典型的な呼吸サイクルの気流を示している。吸入の
間、患者に対するガスの流量は徐々に最大値まで増加
し、次いで減少する。吸入の終りに、典型的には患者は
呼出が始まる前に短い休止状態を経験する。呼出の間、
患者からの呼出ガス流はじょじょにそれぞれ最大値まで
増加し、次いで再び減少する。典型的に吸入後の休止よ
りやや長い呼出後の休止は、呼出に続く。呼出後の休止
の後、患者は再び吸入を開始する。
図６の中のグラフは、装置10の作動中患者36に与えら
れる鼻腔圧力を示している。患者が睡眠時呼吸停止状態
にあると、頤舌筋組織を位置決めすることにより気道を
開放状態に維持するために、気道圧力を補うよう吸入の
直前に鼻腔圧力を上昇させることが望ましい。従って、
この真中のグラフは、包囲する組織を押しのけてこの気
道を開くのに充分な選定された処方圧力レベルまで吸入
の直前に鼻腔圧力における上昇を示している。吸入の完
了後、鼻腔圧力に対して与えられる設定点圧力は、周囲
に対して低い圧力あるいは更にゼロ圧力に抗して呼出が
生じるように降下される。呼出の終りに、次の吸入位相
に先立ち鼻腔圧力は再び上昇される。
これらの圧力変動を達成するため、本発明の一実施例
におけるブロワ装置18は、通気端部32を介して選択的に
通気される呼吸可能ガスの単位時間当たり略々一定量を
生じる。通気されたガス量は、通気弁組立体16により制
御される。
図６の下のグラフは、中のグラフに示した所要の鼻腔
圧力特性を達成するため、通気端部32に対する弁要素46
の種々の位置をグラフ的に示している。例えば、呼出後
の休止中、コントローラ20は、空圧管路40を介してコン
トローラ20により検出される如き所要の設定点まで鼻腔
圧力を上昇させるため、ステッピング・モータ44を付勢
して弁要素46を時計方向（図５における）に回転させ
る。患者が吸入し始めると、ブロワ装置18からのガス出
力が患者により吸入される。設定点圧力を維持するた
め、コントローラが弁要素46を更に時計方向に段階的に
回転させて通気されるガス量を減少させる。吸入がその
ピーク流量を越えると、コントローラ20は弁要素46の位
置を反転させ始め、設定点圧力を維持するためガスを更
に通気する。
吸入の終りに、下方の圧力設定点が要求され、コント
ローラ20は、段階的に弁要素46を反時計方向に回転し続
けて、新たなより低い設定点圧力を達成するため更なる
量のガスを通気する。
吸入後の休止の終りに、患者は呼出を始める。所要の
低い設定点圧力を維持するため、患者からの更なる排出
ガスが通気端部32を介して通気されねばならない。従っ
て、コントローラ20は、弁要素46を更に時計方向に回転
させて通気端部32を更に開く。呼出の流量が減少するに
伴い、より低い設定点圧力を維持するためコントローラ
20は弁要素46を時計方向に回転させて通気を減少させ
る。次に、呼出の終りに、コントローラ20は弁要素46を
更に時計方向に回転させて圧力を更に高い設定点まで上
昇させる。これは、頤舌筋における緊張を惹起させて気
道を次の吸入休止に備えて開放する。
上および下のグラフを調べると、カーブの輪郭の似た
点が判る。即ち、コントローラ20は、設定点圧力を維持
するため必要な弁要素46の段階的位置を追跡することに
より患者の呼吸サイクルを追跡することができる。この
ように、コントローラ20は、吸入／呼出位相の各々の終
りを判定して呼出および吸入間隔時間を予測することが
できる。
次にコントローラ20については、これはブロワ装置18
の速度およびステッピング・モータ44の位置を制御する
ため電気的出力を生じる。コントローラ20は、ブロワ装
置18からその速度を表わす電気的フィードバックを受取
り、また鼻ピロー14、従って患者の鼻腔気道における圧
力を示す空圧管路40による空圧入力を受取る。
コントローラ20は、鼻ピロー14における圧力を表わす
電気的入力をマイクロコントローラ回路（図８）に対し
て与えるための圧力トランスジューサ回路（図７）を含
み、このマイクロコントローラ回路は更に出力をブロワ
・モータ回路（図９）およびステッピング・モータ回路
（図10）へ与える。更に、コントローラ20は、通常の12
0vacから＋5vdc、＋12vdc、および＋24vdc電源（図示せ
ず）を含む。
図７に示される圧力トランスジューサ回路は、典型的
には本発明の単一および２重管路の両実施例に対する圧
力トランスジューサ回路である。即ち、図３の単一管路
実施例は唯１つの圧力トランスジューサを使用するが、
図４に概略を示した実施例は図７に示した如き回路を用
いて２つの圧力トランスジューサ双方を使用する。
望ましい圧力トランスジューサは、ゼロから70−cmの
水中動作範囲を持つSENSYM社の形式SX01DNを含む。望ま
しいトランスジューサは、それぞれ公称4650オームの歪
みゲージX1、X2、X3、X4を備えた周知のホイートストー
ン・ブリッジ701に構成された４個の歪みゲージを含
む。ブリッジ701は、＋12vdcと接続された励起端子702
および図示の如く接地された反対の励起端子704を提供
する。ブリッジ701は、端子706、708において出力を生
じる。ゼロ調整ポテンショメータ710は、端子704および
706を相互に接続する。
端子708からの出力は、演算増幅器712の正の入力端子
（形式LT1014の半分）と接続されている。演算増幅器71
2の出力は、その負の入力端子に対してフィードバック
を与え、また抵抗R1（1Kオーム）を介して増幅器714の
正の入力端子に給電する。この出力はまた、抵抗R2（75
0Kオーム）を介して接地されている。
歪みゲージ・ブリッジ出力端子706は、演算増幅器716
の正の入力端子（装置LT1014の他の半分）と接続され
る。増幅器716からの出力は、その負の入力端子にフィ
ードバックを与え、抵抗R3（1Kオーム）を介して増幅器
714の負の入力端子と接続されている。
増幅器714からの出力は、抵抗R4（750Kオーム）を介
してその負の入力端子にフィードバックを与える。増幅
器714からの出力はまた、抵抗R5（Ｘオーム）を介して
出力端子718と接続され、この端子は先述の回路を介し
て、０乃至25cm水の圧力と対応する０乃至＋5vcd間の出
力を与える。
第２の圧力トランスジューサが使用されるならば、同
様な出力が対応する端子720で与えられる。２重管路実
施例においては、２つのトランスジューサが患者の吸入
および呼出ガス流の更に正確な追跡を可能にし、これに
より更に正確なサイクル追跡を可能にする別の圧力情報
を与える。
図８は、マイクロコントローラ回路の概略回路図であ
り、この回路はマイクロコントローラ802（Intel社のタ
イプ8097BH）、プログラム可能アレイ・ロジック（PA
L）（タイプPC16L8）、プログラム可能読出し専用メモ
リー（EPROM）（タイプ27256）、アドレス・ラッチ808
（タイプ74HC373）、ランダム・アクセス・メモリー（R
AM）（タイプ6264P）、入出力直列データ・インターフ
ェース（RS232タイプMAX232）、処方（RX）スイッチ・
アレイ814、および入力データ・ラッチ816を含む。
マイクロコントローラ802は、図示の如く、端子VCC、
VPD、BW、RDY、VPPおよびVREFにおいて＋5vdcの電力（V
CC）を受取る。グラウンドは端子NM1、VSS、EAおよびAN
GNDと接続される。クリスタル802は、図示の如く端子XT
AL1とXTAL2間に接続され、これに対して各接地コンデン
サC1、C2（それぞれ、33pF）が12MHzのタイミング信号
に対してそれぞれ接続される。
マイクロコントローラ802は、リセット・サブ回路820
から端子RESETにおいてリセット信号を受取る。パワー
アップと同時に、電力は抵抗R5（100Kオーム）を介して
接地コンデンサC3（22μＦ）およびSCHMITT（シュミッ
ト）トリガーNANDゲート822の入力端子へ供給される。
最初、NANDゲート822に対する結果として生じる入力電
圧は低く、その出力は論理的ハイの状態である。この論
理的ハイ出力は出力端子824へ与えられ、これが更に以
下に述べるようにリセット信号をブロワ・モータ回路90
0に与える。NANDゲート822からの初期的な論理的ハイ出
力は、インバータ826により反転されて、論理的ロー信
号をマイクロコントローラ端子RESETに与え、この端子
が、コンデンサC3における電荷がNANDゲート822のトリ
ガー・レベルになるまで、マイクロコントローラ802を
リセット状態に保持する。これは、システムが初期化し
遷移状態を抑制させる時間を提供する。通過コンデンサ
C3における電荷がトリガー・レベルまで増加すると、リ
セット信号が出力端子824およびマイクロコントローラ8
02から除去される。インバータ826からの出力もまた、
プル・アップ抵抗R6（10Kオーム）の一方の側に接続さ
れ、その他の側はVCCと接続されている。
リセット回路820もまた、手動リセットを可能にする
コンデンサC3と接続された常開リセット・スイッチ828
を含む。ダイオードD1は、抵抗R5の両端に接続されてパ
ワーオフ時にC5に対する放電経路を提供する。
マイクロコントローラ802はまた、第２のトランスジ
ューサが２重管路実施例におけるように使用されるなら
ば、端子ACH0、およびACH1でも圧力トランスジューサ入
力を受取る。過渡状態の抑制を行うため、また圧力トラ
ンスジューサ回路700からのアナログ電圧を平滑するた
めに、コンデンサC4（0.005μＦ）の片側がダイオードD
2のアノードおよびダイオードD3のカソードと共に端子7
18に接続される。コンデンサC4の他の側およびダイオー
ドD3のアノードは、図示の如く接地され、ダイオードD2
のカソードは電源電圧VCCと接続される。ダイオードD
4、D5およびコンデンサC5を用いる端子720に対して同じ
回路が提供される。マイクロコントローラ802は、内部
アナログ／ディジタル・コンバータ（ADC）を含み、こ
れは各アナログ入力を端子ACH0およびACH1で受取り、こ
れらをマイクロコントローラ802における内部使用のた
めディジタル形態に変換する。
マイクロコントローラ802はまた、以下本文において
更に論述するブロワ装置18の速度を表わすブロワ・モー
タ回路900からのパルス信号である入力を端子HS1.0で受
取る。
マイクロコントローラ802はまた、図８に示される如
き端子において、データおよびアドレス情報フローのた
め、マイクロコントローラ802をPAL804、EPROM806、ア
ドレス・ラッチ808、RAM810、およびデータ・ラッチ816
と相互に接続する共通アドレス／データ・バス830を使
用する。図８はまた、これらの図示の如き構成要素間の
他の従来の相互接続を示している。
マイクロコントローラ802は、インターフェース812の
端子TXDから端子11へ直列データ出力を与え、その端子1
2からのデータをマイクロコントローラ端子RXDにおいて
受取る。インターフェース端子14および13は、出入りす
るRS232データを受取り、これがマイクロコントローラ8
02、従ってこれにより装置10の遠隔読出しおよび制御を
可能にする。このような特徴は、睡眠研究室において、
例えば、最適の療法を達成するため処方圧力を調整する
ために特に有効である。
スイッチ・アレイ814は、吸入および呼出のための所
要の処方設定点圧力を表わす入力データを与えるための
８個の選択自在なスイッチを含む。特に、上部の４個の
スイッチは、処方吸入圧力を設定するため使用され、下
部の４個のスイッチは処方呼出圧力に使用される。各設
定点毎に４個のスイッチを用いて、吸入に対する３乃至
16cm水柱から呼出に対する０乃至14cm水柱までの範囲の
16通りのあり得る設定が可能である。データ・ラッチ81
6は、図示の如くスイッチ・アレイ814と接続され、PAL8
04の端子12からのラッチ信号の受取りと同時に処方デー
タをラッチする。この処方データは、バス830上に送ら
れる。
マイクロコントローラ802はまた、２つの別の出力を
生じる。これらの第１は、マイクロコントローラの端子
P1.0〜1.5から出力端子834に至る６線の出力バス832を
介するステッピング・モータ回路1000に対するデータで
ある。第２の別の出力は、線834および出力端子836を介
するブロワ・モータ回路900へのパルス幅変調された信
号（PWM）である。
図９は、ブロワ・モータ回路900を示す概略回路図で
あり、この回路はマイクロコントローラ802から端子836
においてパルス幅変調信号を受取り、またリセット回路
820から端子824において反転リセット信号を受取る。ブ
ロワ・モータ回路900はまた、端子902におけるブロワ・
モータ904の速度を表わすパルス出力信号をマイクロコ
ントローラ802に対して与える。
端子824において受取られたリセット信号は、モータ
・ドライバ906（タイプUC3524A）の端子10に接続され
る。端子836におけるマイクロコントローラ802からのパ
ルス幅変調信号は、低域フィルタC6（1.0μＦ）および
抵抗R7（24.9Kオーム）を介してモータ・ドライバ906の
端子２に与えられる。
ドライバ端子７は、コンデンサC7（0.003μＦ）を介
して接地され、また端子６は抵抗R8（49.9Kオーム）を
介して接地されている。端子８は接地され、端子15は＋
12vdcの電源電圧を受取る。ドライバ端子12、13、16は
＋5vdcのVCCと接続される。
モータ・ドライバ906は、０〜5vdcの入力パルス幅変
調信号を、プログラム可能アレイ・ロジック（PAL）
（タイプ16L8）端子に対するその端子11および14におけ
る０乃至＋12vdcの対応する出力へ変換する。これら端
子はまた、抵抗R9（0.5オーム）を介して接地される。P
AL908は、ブラシレスDCブロワ・モータ904（Fasco社タ
イプ70000−S517）のステータおよびロータに対する２
つの位相として端子19および18に各出力を生じる。PAL9
08の出力は、電圧レベルを＋５乃至＋12vdcにシフトす
るレベル・コンバータ910、912（MC14504）に対する各
入力である。レベル・コンバータ910、912からの＋12vd
c出力は更に電界効果トランジスタ（SENSFET）（Motoro
la SENSFETタイプMTP40N06M）914および916の各ゲート
に対して送出される。SENSFET914および916の各ドレー
ン端子は、それぞれブロワ・モータ904の端子0Aおよび0
Bに接続され、各位相入力をそのステータおよびロータ
へ与える。
＋12vdcの電力は更にレベル・コンバータ910、912、
およびブロワ・モータ904の共通電力端子CPへ与えられ
る。
各SENSFET914、916のソース端子は図示の如くグラウ
ンドに接続される。
SENSFET914、916はそれぞれ、各SENSFETを介して電流
のサンプリングを行う線918および920に別の対の出力を
含む。これら出力は、抵抗R10（100オーム）の両端に接
続されて電流サンプルに対する電流経路を提供し、これ
によりこれを表わす電圧をモータ・ドライバ906の端子
３および４に与える。ドライバ906は、ブロワ・モータ9
04に流れる電流を表わすこの入力電圧に応答して、モー
タの過大電流の際に端子11および14に出力のデューティ
・サイクルを生じる。
ブロワ・モータ904は更に、モータのステータの磁極
を流れる度に電圧パルスを生じるように動作可能なホー
ル効果トランスジューサを備えている。これら出力パル
スは、モータ904の速度を表わし、モータ端子HALLにお
いて線922を介して出力端子902へ与えられ、またフィー
ドバックとしてモータ・ドライバ906へ与えられる。端
子902におけるモータ・ブロワの速度を表わす出力パル
スは、その端子HS1.0においてマイクロコントローラ802
へ与えられる。
モータ・ブロワ速度を表わすパルスは、モータ・ドラ
イバ端子１および９に対する入力前に典型的な電圧に変
換される。図９に示されるように、線922はコンデンサC
8（0.01μＦ）の片側と接続され、その他方の側は抵抗R
11（10Kオーム）の片側およびダイオードD6のアノード
に接続される。抵抗R11の他の側は接地される。
ダイオードD6のカソードは、接地されたコンデンサC9
（0.1μＦ）の片側、接地された抵抗R12（1Mオーム）お
よび抵抗R13（100Kオーム）の片側に接続される。抵抗R
12の他の側は、コンデンサC1（0.22μＦ）の片側、抵抗
R14（10Mオーム）の片側、およびモータ・ドライバ１と
それに対する入力として接続される。コンデンサC10お
よび抵抗R14の他の側はドライバ端子９と接続されてい
る。
構成要素C8〜C10、R11〜R14およびドライバD6のこの
ようなネットワークは、線922における周波数パルスを
それを表わす電圧に変換する。即ち、このネットワーク
は、長い時定数を生じるコンデンサC9（0.1μＦ）の大
きな容量により周波数／電圧コンバータとして働く。モ
ータ・ドライバ端子１および９に与えられる電圧値は内
部コンパレータへフィードバックを与え、これはこの電
圧を端子２で受取ったパルス幅変調信号から得た設定点
と比較する。
図10は、端子834におけるマイクロコントローラ802か
ら受取ったデータに従って弁要素46を位置決めするため
ステッピング・モータ44を付勢するステッピング・モー
タ回路を示している。ステッピング・モータ44は、Orie
ntal Motor社から得られるVEXTAモデルであることが望
ましく、400「ステップ」で１回転を生じることがで
き、また必要に応じて、半分のステップも可能である。
当業者は理解するように、モータ44は出力バス832上で
端子834に入力として与えられる次の逐次電圧段階パタ
ーンの印加と同時にシフトするように動作可能である。
特に、バス832は、ドライバ・チップに対するパターン
・データである６つの線を含む。
この段階的パターン・データは、それぞれマイクロコ
ントローラ802の端子P1.0乃至1.3からの端子Ａ、Ｂ、Ｃ
およびＤにおけるステッピング・モータ・ドライバ・チ
ップ1002（タイプ「SGS」のL298N）に与えられる。ドラ
イバ1002は、ステッピング・モータ44と接続される端子
２、３、13および14における対応する出力に対して入力
データ電圧を＋5vdcから＋12vdcへシフトする。ダイオ
ードD7、８、９および10のアノードはドライバ1002の４
つの出力線の各々と接続され、そのカソードは電圧プル
アップのため＋12vdcと接続される。それに対応して、
ダイオードD11、12、13および14のカソードはそれぞれ
出力線と接続され、各ダイオードのカソードは電圧プル
アップのため図示の如く接地されている。
図10に示されるように、＋5vdcがドライバ端子９に、
＋12vdcがドライバ端子４に与えられ、また端子１、８
および15は全て接地される。
図11乃至14は、マイクロコントローラ802に対する作
動プログラムを示すコンピュータ・プログラム・フロー
チャートである。
図11は、マイクロコントローラ802を動作させるため
のコンピュータ・プログラムの主ルーチンの始動部分を
示す。論理的ローのリセット信号が論理的にハイになっ
た後、プログラムはステップ1102に入り、これがコント
ローラ20に通気弁組立体16をその「ホーム」ポジション
へシフトさせる。特に、このステップは、マイクロコン
トローラ802に線832および端子834を介してステッピン
グ・モータ回路に対する逐次パターン出力のデータを生
じさせる。これは、ステッピング・モータ44を中間位置
へシフトさせ、ここで弁要素46は図５に示されるように
管路端部32および58を略々半分閉鎖し、あるいは単一管
路実施例においては管路端部32のみを閉鎖する。
次に、プログラムはステップ1104へ進み、スイッチ・
アレイ814に設定された如き吸入および呼出処方圧力値
を読出し、またアドレス／データ・バス830を介して読
出しを行う。ステップ1104はまた、マイクロコントロー
ラ802をしてスイッチ814に設定された圧力の処方に従っ
てブロワ・モータ904の動作速度を設定させる。このブ
ロワ速度は、処方圧力レベルが最大吸入時に得ることが
できるように、充分な周囲空気量が管路12に供給される
ことを保証するのに充分に早いレベルに設定されるべき
である。処方設定値と対応するブロワ・モータの速度デ
ータは、望ましくは索引（ルックアップ）テーブルに記
憶されることが望ましい。ステップ1104はまた、マイク
ロコントローラ端子HS1.0において内部バッファに記憶
されたどの値もクリヤする。
次いで、プログラムはステップ1106へ進んで、プログ
ラムの調時された割込みがタイミングを開始することを
可能にする。
ステップ1108において、プログラムはソフトウエア・
フラッグ「フェーズ（phase）」を吸入「Ｉ」に等しく
設定し、これがプログラムを患者の呼吸サイクルの吸入
位相から初期化する。このステップはまた、ブロワ検査
カウンタをゼロに初期化する。以下本文に更に述べるよ
うに、主ループを128回実行した後プログラムはブロワ
速度を読出す。
次に、プログラムはステップ1110へ進み、これがマイ
クロコントローラの入力端子ACH0およびACH1と接続され
た内部アナログ／ディジタル・コンバータ（ADC）を始
動する。
ステップ1112は、索引テーブルにおけるデータに従っ
てスイッチ・アレイ814に設定された吸入処方値に従う
吸入位相に対する圧力設定点を設定する。このステップ
はまた、装置の始動モードを連続的な正の気道圧力（CP
AP）として定義する。即ち、以下に更に述べるように、
プログラムは、患者の最初の８回の呼吸に対する吸入設
定点圧力で連続的な正の圧力を生じるように装置10を作
動させる。ステップ1112はまた、患者の呼吸サイクルの
カウントに備えて呼吸カウンタをゼロに初期化する。
ステップ1112の完了後、プログラムは図12に示される
如き主ルーチン「MAIN LOOP」1200へ進む。ステップ12
02はこのルーチンの最初のステップであり、これにおい
てプログラムは８回のADC変換にわたって圧力トランス
ジューサ701により検出される如き平均圧力を計算す
る。即ち、マイクロコントローラ802は、マイクロコン
トローラ端子ACH0（および、２重管路実施例においては
ACH1も）で受取られた８つの最近の圧力の読みを記憶す
る内部の「リング」バッファを含む。更に以下に述べる
ように、ADCの割込みルーチンは、22μ秒毎に入力アナ
ログ値をディジタル形態へ変換し、最近のディジタル値
をリング・バッファに連続的に記憶する。ステップ1020
は、累積バッファ値を８で除すことにより平均値を計算
する。ステップ1202もまた、圧力設定点から平均圧力に
おける偏差即ち誤差を計算する。
次に、プログラムはステップ1204へ進み、これがステ
ップ1202において計算された誤差NO大きさが許容最大誤
差より大きいかどうか質問する。これは、いわゆる「デ
ッド・バンド」を提供してシステムが「ハンチング」す
ることを防止する。
ステップ1204における回答がYESであれば、プログラ
ムはステップ1206へ進み、圧力偏差を正すため必要なス
テッピング・モータ44のステップ数および方向を計算す
る。即ち、ブロワにより生じる空気量、システムの流体
容量およびシステムからの漏れに応じて、索引テーブル
に以前に記憶されたデータを参照することにより要求さ
れるステップ数を略々決定することができる。
次に、プログラムはステップ1208へ進んで、図13に示
され更に以下において論述するルーチン「VALVE STE
P」を実行する。VALVE STEPルーチン1300は、ステップ
1206で決定された方向の要求されるステップ数だけ弁を
歩進させるのに必要なデータ・パターンを逐次提示す
る。
サブルーチン1300の実行後、即ちステップ1204の後、
パターンはステップ1210へ戻る。このステップは、ステ
ッピング・モータ44の前の８回の運動を連続的に記憶す
る内部弁バッファに実際に実現された弁のステップ動作
回数および方向を記憶する。この情報により、弁運動の
勾配（スロープ）は、弁勾配のバッファの和を８で除す
ことにより計算することができる。８つの値が等しい時
間間隔で記憶され、このため８で除されたバッファの和
が値の運動の最初の導関数を表わすため、これは勾配を
示す。
例えば、図６において、呼出後の休止の後、また所要
の設定点圧力を達成した後、圧力対設定点における大き
な誤差は存在しない。このため、値の位置の変更は不要
であり、従って前の８つの値のステップはゼロに等しく
勾配ゼロを示し、このことは図６における弁位置のカー
ブの平坦部分により示される。対照的に、患者が吸入を
開始する時は、値の位置は最初迅速に管路32内の圧力を
維持する閉鎖位置へ移動しなければならない。ステッピ
ング・モータ44において多数の正のステップが実行され
ると、勾配バッファに記憶された値は高い正の勾配を示
す。反対に、吸入の終り付近では、弁は、管路32内の圧
力を維持して大きな負の勾配を示すため負の方向に多数
ステップ実行しなければならない。この勾配情報は、以
下に更に論述するように、患者の呼吸サイクルにおける
色々な点を決定するために使用される。
次いで、プログラムはステップ1212へ進み、呼出に対
するフェーズ・フラッグが設定されるかどうかを質問す
る。プログラムは、フェーズ・フラッグが吸入に対して
設定されると初期化されており、そのため主ループ1200
の最初の数回のパス中、1212における回答はNOであり、
プログラムはステップ1214へ進んで、フェーズ・フラッ
グが吸入に対して設定されるかどうかを質問する。この
フラッグが吸入として初期化されるため、ステップ1214
における回答はYESとなり、プログラム1216へ進む。
ステップ1216は、変数「タイマー・カウンタ」が変数
「吸入終了時点」に対する値より大きいか、またステッ
プ1210で計算される如き勾配が0.5より小さいかこれと
等しいかどうかを質問する。変数「タイマー・カウン
タ」（TMR CNT）は、ゼロにおいて初期化されたソフト
ウエア・カウンタであり、13m秒毎に増分する。変数
「吸入終了時間」は、予め定めた平均値と等価である吸
入時間を表わすデフォールト値において初期化された。
以下に更に論述するように、変数「吸入終了時間」は、
初期の８回のパスが主ループ1200を通った毎に呼吸サイ
クル毎に再計算される。ステップ1216は、図６における
吸入の終りにおける値位置のカーブ勾配により示される
如き−５より小さな値の勾配により更に確認される如く
正常な吸入が完了するため充分な時間が経過したかどう
かを判定するように動作する。
最初のパスが主ループ1200にある間、ステップ1216に
おける回答はNOであり、プログラムは、これがゼロに初
期化されたブロワの検査カウンタが128と等しいかどう
かを質問するステップ1218へ進む。それまでは、ステッ
プ1218における回答はNOであり、プログラムはステップ
1220へ進んでブロワ検査カウンタを増分する。次いで、
プログラムはステップ1202へ戻り、ステップ1218におけ
る回答がYESとなるまでステップ1202〜1220を反復的に
実行し、YESになると同時に、プログラムはステップ122
2へ進み、図15に示される如きサブルーチン「CHECK BL
OWER SPEED」1200を実行する。以下本文において更に
論述されるように、このステップはブロワ速度を監視し
て、このブロワが処方の設定値に従ってステップ1104に
おいて初めに設定された設定点速度で実行中であること
を保証する。プログラムは次にステップ1224へ戻ってブ
ロワ検査カウンタをゼロにリセットする。
吸入終了時間に対して設定されたデフォールト時間を
越える充分な時間が経過した後、また弁位置カーブの勾
配が患者の吸入の終りを示す−５と等しいかあるいはこ
れより小さい時、ステップ1216における回答はYESとな
り、プログラムはステップ1218へ進み、これが動作モー
ドが呼吸の鼻腔圧力（INAP）に対して設定されるかどう
か質問する。これは、ステップ1112におけるCPAPモード
で初期化された。最初の８回の呼吸サイクルの間、ステ
ップ1226における回答はNOであり、プログラムはステッ
プ1228へ進み、これが呼吸カウンタが８より小さいかあ
るいはこれに等しいかを質問する。呼吸カウンタはゼロ
で初期化され、プログラムの最初のパスの間、ステップ
1220における回答はYESとなり、プログラムはステップ1
230へ進んで呼吸カウンタを増分する。
次にプログラムはステップ1232へ進み、これが変数
「サイクル時間」をタイマー・カウンタに存在するその
時の値に等しく設定する。このステップは、各吸入位相
の終りに入り、１つの呼吸サイクルの終りおよび別のサ
イクルの初めをマークする。このため、１つの呼吸サイ
クルの時間、即ちサイクル時間は、これもステップ1232
における各呼吸サイクルの終りにゼロにリセットされる
タイマー・カウンタに存在する時間値と等しい。
ステップ1232はまた、３で除された新たなサイクル時
間と等しい新たな吸入間隔時間を設定する。統計的に
は、吸入時間の平均は、典型的な呼吸サイクルの約40％
である。しかし、ステップ1232は、この値がステップ12
16において早期に、即ち予期される実際の吸入時間の終
りにクロック・アウトすることを保証するため、吸入間
隔を最近のサイクル時間の33％に等しく設定する。
ステップ1232もまた、変数「吸入開始時間」を２で除
した新しいサイクル時間に等しく設定する。吸入位相の
終りとマークされたサイクルの初めに、次の吸入開始時
間は通常サイクル時間の60％が経過した後に生じること
が予期される。しかし、ステップ1232は、吸入が開始す
ることが予期される前に鼻腔圧力における増加を保証す
るため、吸入開始時間を予期される吸入時間より早い50
％に設定する。
主ループ1200が呼吸カウンタに示される如き８つの呼
吸サイクルを検出した後、ステップ1228における回答は
NOであり、プログラムはステップ1234へ進み、これが動
作モードをINAPとして設定する。INAPモードの設定にお
けるこの８サイクルの遅れは、呼吸サイクルの追跡にお
ける信頼し得るデータを保証する。
モードがINAPとして設定されると、ステップ1226にお
ける次のパスの間の回答はYESとなり、プログラムはス
テップ1236へ進んで圧力の設定点を排気処方に等しく設
定する。即ち、吸入位相はステップ1216において決定さ
れる如く終了し、８回の呼吸がステップ1228において決
定された如く追跡され、モードはINAPとして設定され、
これが呼出の間の圧力の減少を許容する。これらの条件
が満たされると、制御された圧力の設定点が予め定めた
排気処方設定点まで下げられる。
通常は、排気圧力はゼロ即ち周囲圧力に予め定めら
れ、その結果患者は正常に呼出が可能となる。しかし、
ある状況では、施療者は、スイッチ・アレイ814（図
８）のより低い４回の切換え点に設定される呼出の間、
僅かな正圧を要求することがある。
ステップ1236はまた、呼出に対するフェーズ・フラッ
グを設定する。
主ループ1200の次のパスの間、ステップ1212における
回答はYESであり、即ち位相が「呼出」であり、プログ
ラムはステップ1238へ進み、タイマー・カウンタにおけ
るその時の値がステップ1232において前に設定された吸
入開始時間より大きいかあるいはこれと等しいかを質問
する。あるいはまた、ステップ1238は、弁位置の勾配が
呼出の終りを独立的に示す７より大きいかどうか質問す
る。図６において、呼出の終りに、設定点圧力を維持す
るように通気端部32を狭搾するため、弁は正の方向に迅
速に段階的動作しなければならない。この急激な変化
は、70より大きな正の勾配を示す。
もしステップ1238における回答がNOならば、プログラ
ムは回答がYESとなるまでループし続け、この時プログ
ラムはステップ1240へ進んで吸入に対するフェーズ・フ
ラッグを設定し、圧力設定点を吸入処方値に設定し、変
数「吸入の終了時」に対する値をその時存在するタイマ
ー・カウントに吸入間隔時間を加えたものに等しく設定
する。タイマー・カウントのその時の値は、前の吸入位
相の終りをマークしたその時の呼吸サイクルの初めから
の経過時間と対応する。開始直前の吸入位相は、その時
のタイマー・カウント値に吸入間隔時間を加えたものと
同時に、あるいはその後に終らねばならない。このた
め、ステップ1240は、ステップ1216において使用される
吸入間隔時間として新しい値を提供する。通常、この値
は実際の吸入の終り前に達して、遷移勾配の読みが誤っ
て吸入位相の終りをマークしないことを保証するため使
用される。このため、ステップ1216における要件は、吸
入終了時間の満了と−0.5より小さいかこれと等しい勾
配との両方に対するものである。
当業者には明らかなように、ステップ1238は、動作す
るプログラムの残部と共働して、患者の吸入の開始前に
吸入設定点圧力が増加することを保証する。最初に、弁
位置の勾配が７を越えるかどうかを監視することによ
り、呼出の終りを検出することができる。呼出位相の終
りをマークすることで、これが次の吸入位相の初めに先
立つ呼吸サイクルにおける点であることを保証する。更
に、吸入に先立つ圧力の増加は、タイマー・カウントが
ステップ1238における予め定めた吸入開始時間より大き
いかこれに等しいかどうかを監視することにより確保さ
れる。このため、もし偶発的あるいは誤った勾配の読み
が検出されたならば、吸入開始時間がステップ1232にお
いて予期される開始時間よりやや短く設定されたことを
思い出せば、タイマー・カウントが予め定めた吸入開始
時間を越える時、鼻腔圧力における上昇は、依然として
吸入に先立って保証される。
図13は、ステッピング・モータ回路を介してステッピ
ング・モータ44に対して所要のステップ・パターンを逐
次印加するように動作するVALVE STEPサブルーチン130
0を示す。サブルーチン1300は、変数「最終弁位置」を
その時の弁位置にステップ1206（図２）において決定さ
れたように要求される弁の補正を加えたもの（あるい
は、差し引いたもの）に等しく設定することにより、ス
テップ1302において入る。ステップ1302はまた、変数
「弁位置」をその時の弁位置に等しく設定する。
次いで、プログラムはステップ1304へ進み、これが補
正の方向がゼロより大きい、即ち通気端部32を狭搾する
正の方向であるか、あるいは反対方向であるかを質問す
る。ステップ1304における回答がYESならば、プログラ
ムはステップ1306へ進み、これがステップ1302における
決定された如き最終位置がステップ160を越えるかどう
かを質問する。即ち、このステップは、要求された即ち
所要の最終弁位置が最大許容位置を越えるかどうかを判
定する。もしそうであれば、プログラムはステップ1308
へ進み、これが最終弁位置を160に等しく設定する。
ステップ1306における回答がNOならば、あるいはステ
ップ1308の後ならば、プログラムはステップ1310へ進ん
で変数「弁位置」を「弁位置」プラス１に等しく設定す
る。換言すれば、プログラムは、最終位置に達するまで
ステッピング・モータ44を一時に１ステップずつ増分さ
せる。
次いで、プログラムはステップ1312へ進み、これが新
しい弁位置がステップ1302において決定された如き最終
弁位置より小さいかあるいは等しいかを質問する。所要
の最終弁位置に達したことを示すNOならば、プログラム
は主ループ1210へ戻る。
ステップ1312における回答が最終弁位置にまだ達しな
いことを示すYESならば、プログラムはステップ1314へ
進み、これはメモリーから次のブロワ・モータの歩進動
作のための歩進パターンを検索する。次いで、プログラ
ムは、この歩進パターンをステッピング・モータ回路
へ、従ってステッピング・モータ4434へ送るため、バス
832の線を付勢する。
このプログラムはステップ1310へ再び戻り、最終位置
が得られるまで逐次一時に１つずつ歩進パターンを実行
し続ける。
補正のための回転方向がステップ1304において決定さ
れる如く負であれば、プログラムは図示の如くステップ
1316〜1324へ進み、より多くの空気を通気することによ
り圧力を降下させるように弁を「負の」方向にシフトさ
せるため所要数の歩進パターンを実行する。ステップ13
16は、ステップ1302において決定された最終位置がゼロ
より小さく移動許容限度を越えた弁位置を示すかどうか
質問する。もしそうであれば、プログラムはステップ13
18において最終位置をゼロに設定する。
ステップ1320は、変数「弁位置」を減分し、ステップ
1322が新たに決定された「弁位置」が所要の最終位置よ
り大きいかあるいは等しいかを質問する。もしYESであ
れば、ステップはプログラム1324へ進み、次いで再びス
テップ1322へ戻る。ステップ1322における回答がNOなら
ば、プログラムは主ループ1210へ戻る。
図14は、圧力トランスジューサ回路から受取る圧力デ
ータへのアナログ／ディジタル変換を行い、このデータ
をメモリーに記憶するためＸμ秒毎に実行されるその割
込みを有するADC割込みサブルーチン1400を示す。サブ
ルーチン1400は、その時のデータをマイクロコントロー
ラ802の内部のADCレジスタから検索するステップ1402に
おいて入る。このデータは、主ループのステップ1202
（図12）において使用されるようにADCバッファに記憶
される。このデータは、８つのバッファ場所（ロケーシ
ョン）の１つである場所「Ｌ」に記憶される。次いで、
プログラムはステップ1404に進んで、ADCデータの次の
セットが次のバッファ場所に置かれるように場所変数
「Ｌ」を増分する。プログラムは、ステップ1406へ進
み、これが「Ｌ」がADCバッファに設けられた場所数よ
り大きい８と等しいかどうかを質問する。もしそうであ
れば、プログラムは場所「Ｌ」をゼロにリセットし、こ
れがバッファにおける最初の場所となる。ステップ1408
の後、あるいはステップ1406における回答がNOならば、
プログラムはステップ1410へ進み、これがADCに別のデ
ータ変換を行うように教示する。次いで、プログラムは
割込みから主ループへ戻る。
図15は、主ループ1200のステップ1222から入り、ブロ
ワ・モータ94におけるホール効果トランスジューサから
マイクロコントローラの端子HS1.0で受取られる如きそ
の時のブロワ速度を読出すステップ1502へ進むCHECK B
LOWER SPEEDサブルーチン1500を示す。次にプログラム
はステップ1504へ進み、これが処方吸入圧力と対応する
ブロワ速度設定点を検索してこの設定点を検出された更
に低い速度と比較する。プログラムは次にステップ1506
へ進み、これがブロワ速度が設定点の最大誤差範囲内に
あるかどうかを質問する。もしそうでなければ、プログ
ラムは、ステップ1508においてマイクロコントローラ端
子PWMにおいて生じブロワ・モータ回路へ送られるパル
ス幅変調信号のパルス幅を調整する。ステップ1508の
後、あるいはステップ1506における回答がYESであれ
ば、プログラムは主ループへ戻る。
図16および図17は、患者の気道圧力変化、特に気道の
音が監視されて、応答して患者の気道圧力が制御される
本発明の別の特徴を示す。特に、図16は端子718を介し
て圧力トランスジューサ回路から入力を受取り、マイク
ロコントローラ802に対して出力を送る音分析回路1600
を示す電気的ブロック図である。当業者は理解するよう
に、音は圧力の変動であり、このため望ましい圧力セン
サ回路700もまた、気道の音を表わす圧力変動を検出し
て、端子718においてこれらの変動を典型的な信号に変
換するように作動可能である。
圧力センサ回路700からの信号は前置増幅器1602へ送
られ、この増幅器が低減（ローパス）フィルタ1604、帯
域（バンドパス）フィルタ1606、帯域フィルタ1608およ
び高域（ハイパス）フィルタ1610へ送るため信号レベル
を増幅する。低減フィルタ1604は、マイクロコントロー
ラ802に対して低い周波数（可聴周波数以下）の圧力変
動および鼻腔圧力を表わす出力「DC」を与えるため含ま
れる。
フィルタ1606〜1610は、可聴周波数スペクトルを３つ
の成分、即ちそれぞれ10〜200Hz、200〜800Hz、および8
00Hz以上に分割する。フィルタ1606〜1610からの出力は
各フィルタ1612、1614および1616を通り、これらが更に
整形された出力を低域フィルタ1618、1620および1622へ
送る。低域フィルタ1618〜1622は、各整形入力をそれぞ
れの可聴スペクトル成分を表わす等価のDC電圧出力「LO
W」、「MED」、「HI」に変換する。これら３つの出力
は、出力「DC」と共に入力としてマイクロコントローラ
802へ与えられ、これが内部のアナログ／ディジタル変
換を用いて３つのスペクトル成分を表わすディジタル・
データを生じる。
図17は、本発明の圧力変動特性と関連してマイクロコ
ントローラ802を作動させるプログラムの一部として含
まれることが望ましいSOUND ANALYSISサブルーチン170
0のコンピュータ・プログラム・フローチャートであ
る。サブルーチン1700は、ステップ1702において入り、
これが回路1600から受取るアナログ入力「DC」、「LO
W」、「MED」、「HI」のアナログ／ディジタル変換を開
始する。望ましい実施態様においては、ステップ1702が
平均化された各々の吸入および変換毎に多数回（例え
ば、10回）構成される。DC、LOW、MEDおよびHIのディジ
タル表示の平均値は、更に本文に論述されるようにステ
ップ1706〜1716に対して用いられる。
次に、プログラムはステップ1704へ進み、これがソフ
トウエア変数「古い状態」（OS）をプログラムの前のパ
スにおいて決定された変数「新しい状態」（NS）に等し
く設定する。このステップは、変数NSをゼロに等しく設
定する。
ステップ1706において、プログラムは入力「DC」が予
め定めた閾値より大きいかどうかを質問する。この閾値
は、検出可能な気道音が発生しつつあることを示すに充
分なレベルに設定される。もし回答がNOならば、プログ
ラムは主ループへ戻る。もしそうであれば、プログラム
はステップ1708へ進み、これが以後のステップと共に、
回路1600により決定される如き気道音のスペクトル分析
を行う。特に、ステップ1708は、入力LOWが予め定めた
閾値であるかどうかを質問する。もしYESならば、プロ
グラムはステップ1710へ進み、これが変数NSを１だけ増
分する。
ステップ1710における回答がNOならば、あるいはステ
ップ1710の後、プログラムはステップ1712へ進み、入力
MEDがその関連する閾値より大きいかどうかを質問す
る。もしそうであれば、プログラムはステップ1714へ進
み、これが変数NSを２だけ増分する。
ステップ1712における回答がNOならば、あるいはステ
ップ1714の後、プログラムはステップ1716へ進み、入力
HIがその予め定めた閾値より大きいかどうかを質問す
る。もしそうであれば、ステップ1718は変数NSを４だけ
増分する。
ステップ1716における回答がNOならば、あるいはステ
ップ1718の後、プログラムはステップ1720へ進む。ステ
ップ1720は、図17に示される如き変数OSおよびNSの関数
として変数「遷移」（Ｔ）を計算する。変数Ｔは、どの
動作（もしあれば）が患者の呼吸気に加えられるガス圧
力の上昇または降下に関して行われるべきかを決定する
際に使用される気道音のスペクトル特性を提供する。こ
の決定は、変数Ｔをポインタとして用いるメモリーに記
憶された索引テーブルであるいわゆる「動作（アクショ
ン）テーブル」の使用によりステップ1722において生じ
る。望ましい動作テーブルが、本文の開示の一部として
付属書Ｉとして添付される。
動作テーブルからの圧力の上昇、降下または維持を含
む適正な動作の決定と同時に、プログラムはステップ17
24へ進んでこの動作を実行する。望ましい実施態様にお
いては、動作が指示する圧力の変化は1.0cmの水圧の増
分単位である。
ステップ1722において決定された動作がいびき音を生
じないことを示す「なし」であれば、ステップ1724にお
いて患者に加えられる圧力が0.5cm水柱だけ降下される
ことが望ましい。このように、プログラムは、圧力が必
要以上に高いレベルに維持されないことを保証する。例
えば、もし検出された気道音が圧力の上昇を促した後気
道音が消えるならば、圧力は必要以上に僅かに上昇され
たことになる。従って、気道音が再び検出されるまでプ
ログラムは圧力を小さな増分時間にわたり自動的に降下
させることになる。
図16および図17に関して本文に記載した本発明の特徴
は、望ましい実施態様における気道音の監視である。し
かし、圧力トランスジューサ回路が気道音と関連するも
の以外の多くの形式の圧力の変化に感応することが明ら
かであろう。例えば、回路は、呼出および吸入と関連す
る可聴周波数以下の変動または圧力の変動を検出するた
め使用することができる。このような能力により、患者
の呼吸がリズミカルであるか、乱れているか、あるいは
呼吸停止症状ならびに呼吸速度、吸入および呼出持続時
間、および流速の如き患者の呼吸についての多くの情報
を集めることができる。従って、このような能力によ
り、患者の呼吸を適正に特徴付けることができ、呼吸の
特質を計量化できる。
更にまた、この情報は、例えば呼吸症状および処置の
効果の診断において外科医が使用するために後でダウン
ロードするためメモリーに記憶することができる。この
ように、睡眠研究施設において費やされる経費および時
間が避けられ、あるいは少なくとも最小限に抑えられ
る。更に、睡眠中あるいは患者が睡眠に入る前の双方に
おいて最小限に必要な圧力のみが加えられる故に、患者
の快適性が強化される。快適性が増せば、患者は処方さ
れた処置を続けて更に使用したいと思うようになり、こ
れによりこれから最大限の効用を得るようになる。
当業者には理解されるように、本発明は、本文に記載
した望ましい実施態様における多くの変更を網羅する。
例えば、本発明は睡眠時呼吸停止において有効である
が、その効用はこれに止まらず、本発明は容易化された
呼吸が処置における一因子である多くの状態において有
効である。例えば、吸入直前に始まる呼吸気圧の上昇は
他の方法よりも深い吸入を生じる。これは、少ない圧力
による容易な呼出が伴う時、深い吸入およびこれにより
血液の酸素飽和が増えることが有利となるある心臓血管
性症状の処置において有効である。更にまた、本発明は
麻酔または酸素添加雰囲気の如き呼吸可能なガスの使用
も包含する。
先に述べたように、患者の呼吸気に対して比較的高い
ガス圧力を加えるため鼻腔ピローは患者の接続のための
望ましい手段である。しかし、本発明はまた、先に述べ
たように呼吸可能ガスとして麻酔を使用する如きある状
況において要求され得る鼻腔マスクまたは全面マスクを
も網羅する。
本発明の望ましい実施態様においては、患者の呼吸路
に加えられる呼吸可能ガスの圧力を増減するために通気
弁組立体の位置が変更される。しかし、詳細な説明で判
るように、本装置は加えられる圧力を選択的に変化させ
る代わりに使用することができるブロワ装置の速度の変
更が可能であることを含む。このことは、通気弁および
ステッピング・モータの必要を省き、本発明の別の実施
態様として有利である製造コストを低減することにな
る。
本発明はまた、呼吸可能ガスが圧縮され、例えば貯蔵
容器内に蓄えられる変更例をも包含する。
先に述べたように、望ましいコントローラは、コンピ
ュータ・プログラムにより操作されるマイクロコントロ
ーラ802を含む。他の相当の制御手段は、コンピュータ
・プログラムのないハードウエアで実現される全ての機
能を持つ顧客の設計によるチップを含み得る。
図６およびその説明に開示されたように、患者の呼吸
サイクルを通気弁組立体16の運動を追跡することにより
追跡することが望ましい。当業者は、胸郭の伸縮、呼吸
音の監視、頤舌筋の活動、あるいは呼吸サイクルを表わ
すある相等パラメータの直接的な検出等の他の手段によ
り、呼吸サイクルの追跡が可能であることを理解されよ
う。
最後の事例として、一部の医師は、呼吸サイクルが最
初に追跡される間装置が低い圧力またはゼロ圧力で始動
することを選好する。これは、本発明の使用に際して更
なる快適性を提供することができる。
フロントページの続き (72)発明者 スノック，ジェームズ・エイ アメリカ合衆国カンサス州66212，オー バーランド・パーク，ウエスト・ワンハ ンドレッドシックスス・ストリート 7575，ナンバー 189 (72)発明者 オールト，ユーリ・ジー アメリカ合衆国カンサス州66215，レネ クサ，ハウザー・ドライブ 8955 (72)発明者 レーセン，スティーヴン・ダブリュー アメリカ合衆国ミズーリ州64057，イン ディペンデンス，イースト・トゥエンテ ィシックスス・テラス 19300 (56)参考文献 特開 昭62−94175（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−165823（ＪＰ，Ａ) 特開 昭50−56090（ＪＰ，Ａ) 特表 昭62−501051（ＪＰ，Ａ) 米国特許4823788（ＵＳ，Ａ) 米国特許4239039（ＵＳ，Ａ) 国際公開88／10108（ＷＯ，Ａ１) 山村秀夫監修「新呼吸管理ハンドブッ ク」株式会社メデイカルセンター 昭和 60年12月10日発行 第179、180頁 (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61M 16/00

Claims (51)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】吸入および呼出位相を持つ反復的呼吸サイ
    クルを有し、かつ呼吸と関連する検出可能な音を生じる
    患者の呼吸を容易にする装置において、 吸入位相の開始前およびその前の吸入位相の後に呼吸サ
    イクルにおけるある時点を決定する手段と、 前記決定手段と作用的に接続されかつこれに応答し、制
    御可能なガス圧力における供給源からの呼吸可能ガスに
    より患者の呼吸路の少なくとも一部を加圧する手段を備
    えた患者と接続されるガス供給装置と接続し、 吸入位相の開始前および最後の吸入位相の後に、呼吸サ
    イクルにおける前記時点において前記ガス圧力の選択さ
    れたより高い圧力レベルへの上昇を開始し、 吸入位相の少なくとも一部において、前記ガス圧力を前
    記のより高いレベルに制御し、かつ 次いで、次の呼出位相の少なくとも一部においてより低
    い圧力レベルを生じるため、前記ガス圧力を降下させる
    手段を含むガス制御手段とを設け、 患者の呼吸音を検出する手段を更に設け、前記制御手段
    は、前記検出手段に応答して、前記検出された音に従っ
    て患者の呼吸器の少なくとも一部に送られる前記のより
    高い圧力レベルを制御する、装置。
  2. 【請求項２】前記呼吸可能ガスを圧力下で供給するガス
    供給手段と、 前記ガスを供給するため、患者の呼吸路の少なくとも一
    部と流通自在に接続する患者接続手段と、 前記ガス供給手段と前記患者接続手段とを流通自在に接
    続する管路手段と、 前記ガス圧力を制御するため、前記管路手段と流通自在
    に接続されてこれから前記ガスを選択的に通気する制御
    自在な弁手段とを更に設ける請求項１記載の装置。
  3. 【請求項３】前記呼吸可能ガスが周囲空気を含み、 前記供給手段が、周囲空気を圧力下で前記管路手段に対
    し、またこれにより呼吸路に対して供給するブロワ手段
    を含む請求項２記載の装置。
  4. 【請求項４】前記ブロワ手段が、前記管路手段に対する
    周囲空気の供給を選択的に変化させるよう作動可能なモ
    ータ駆動される可変速度のブロワを含む請求項３記載の
    装置。
  5. 【請求項５】前記患者接続手段が、前記ガスを患者の鼻
    腔呼吸路へ送るため、患者の鼻孔と封止係合する鼻孔接
    続手段を含む請求項２記載の装置。
  6. 【請求項６】前記管路手段が通気端部を含み、前記弁手
    段が、通気される前記ガス量を選択的に変化させるため
    前記通気端部に隣接したモータで変位可能な弁要素を含
    み、かつ該要素を変位させるためこれと接続される制御
    可能なモータを含む請求項２記載の装置。
  7. 【請求項７】前記モータが、ステッピング・モータを含
    む請求項６記載の装置。
  8. 【請求項８】前記管路手段が、患者による前記ガスの吸
    入のため前記ガスを前記供給手段から前記患者接続手段
    へ送る供給管路と、排出されたガスを前記患者接続手段
    から前記弁手段へ送る排気管路とを含む請求項２記載の
    装置。
  9. 【請求項９】前記供給および排気管路が各々ガス流の方
    向を制限する逆止弁を含む請求項８記載の装置。
  10. 【請求項１０】前記呼吸可能ガスが周囲空気を含む請求
    項１記載の装置。
  11. 【請求項１１】前記ガスが補充酸素を含む請求項10記載
    の装置。
  12. 【請求項１２】前記決定手段が更に、患者の呼吸サイク
    ルを追跡する追跡手段を含み、それぞれ前記吸入および
    呼出位相、および呼吸サイクルを表示するように、該追
    跡手段が、前記ガスの流速および呼吸サイクルの間患者
    により吸入され呼出される前記ガス流の方向を決定する
    手段を含む請求項１記載の装置。
  13. 【請求項１３】前記決定手段が更に、患者の呼吸サイク
    ルを追跡する追跡手段を含み、該追跡手段は、呼出位相
    の終りを決定する手段を含み、前記ガス制御手段が前記
    追跡手段に応答して前記ガス圧力の前記上昇を開始する
    請求項１記載の装置。
  14. 【請求項１４】前記決定手段が更に、患者の呼吸サイク
    ルを追跡する追跡手段を含み、該追跡手段が、少なくと
    も１つの前の呼吸サイクルと関連する予測吸入開始時間
    を決定し、かつこれと関連する呼吸サイクルにおけるあ
    る時点で前記ガス圧力の上昇を開始する手段を含む請求
    項１記載の装置。
  15. 【請求項１５】前記決定手段が更に患者の呼吸サイクル
    を追跡する追跡手段を含み、該追跡手段が、１つの呼吸
    サイクルの終りおよび別の呼吸サイクルの初めを表わす
    吸入位相の終りを決定する手段を含む請求項１記載の装
    置。
  16. 【請求項１６】前記呼吸可能ガスを圧力下で供給するガ
    ス供給手段と、 該ガスを供給するため患者の呼吸路の少なくとも一部と
    流通自在に接続する患者接続手段と、 前記ガス供給手段と前記患者接続手段とを流通自在に接
    続する管路手段と、 該管路手段と流通自在に接続されて、内部の前記ガス圧
    力、従って患者の呼吸路内部の前記ガスを選択的に通気
    する制御可能な弁手段とを設け、 前記ガスは周囲空気を含み、前記供給手段は、周囲空気
    を圧力下で前記管路手段に、従って呼吸路に対して供給
    するブロワ手段を含み、 前記管路手段は通気端部を含み、 前記弁手段は、前記通気端部に隣接して通気された前記
    ガス量を選択的に変更するモータで変位可能な弁要素を
    含み、かつ前記要素の選択的な位置決めを行うステッピ
    ング・モータを含み、 前記管路手段内部のガス圧力を検出する圧力検出手段を
    更に設け、 前記ガス制御手段は、前記圧力検出手段と接続されてこ
    れに応答し、かつ前記弁手段と接続されて、前記管路内
    部のガス圧力を実質的に一定の選択されたレベルに維持
    するため該弁手段を選択的に作動させる手段を含み、 前記ガス制御手段は、患者の呼吸サイクルおよび前記吸
    入および呼出位相をそれぞれ表示するように、前記弁手
    段の変化方向および速度を決定する手段を含む請求項１
    記載の装置。
  17. 【請求項１７】前記ガス制御手段がコンピュータ手段を
    含む請求項１記載のシステム。
  18. 【請求項１８】前記コンピュータ手段がマイクロコント
    ローラを含む請求項17記載のシステム。
  19. 【請求項１９】患者が、睡眠時呼吸停止状態となり、か
    つ該睡眠時呼吸停止を軽減するため呼吸路の少なくとも
    一部における加圧ガスの予め定めた圧力レベルの存在に
    応答する装置において、 前記選択的な圧力レベルが前記予め定めた圧力レベルと
    関連する請求項１記載の装置。
  20. 【請求項２０】呼吸と関連する検出可能な音を生じる患
    者の呼吸を容易化する装置において、 患者の呼吸と関連する音を検出する手段と、 供給源からの呼吸可能ガスにより患者の呼吸路の少なく
    とも一部を制御可能に加圧する手段を有するガス供給装
    置と作用的に接続する手段を含み、前記検出手段に応答
    するように接続され、前記検出された音に従って患者の
    呼吸路の少なくとも一部へ送られるガス圧力を制御する
    制御手段と、を備え、該制御手段は、 患者の呼吸音のスペクトル周波数分析を行うスペクトル
    分析手段と、 前記音のスペクトル分析と関連する圧力変化の情報を記
    憶するメモリー手段と、 前記スペクトル分析に応答して、前記メモリー手段から
    の関連する圧力変化情報を選択し、かつこの情報に従っ
    て前記ガス圧力を変化させる処理手段と、 を含む装置。
  21. 【請求項２１】前記検出手段が圧力トランスジューサを
    含む請求項20記載の装置。
  22. 【請求項２２】前記検出手段がマイクロフォンを含む請
    求項20記載の装置。
  23. 【請求項２３】前記検出手段が、前記音に応答しかつこ
    れを表わす検出信号を生じるように動作可能である請求
    項20記載の装置。
  24. 【請求項２４】前記音を構成する周波数のスペクトルを
    表わすスペクトル信号を生じる手段を更に含む請求項23
    記載の装置。
  25. 【請求項２５】前記制御手段が、前記スペクトル信号を
    受取り、該信号に応答してかつこれに従って前記ガス圧
    力を制御する手段を含む請求項24記載の装置。
  26. 【請求項２６】前記制御手段が更に、予め定めたスペク
    トル信号に対応する複数の制御動作を表わすデータを記
    憶する手段と、前記スペクトル信号に応答してこれに対
    応して前記制御動作を選択する手段と、前記選択された
    制御動作に従って前記ガス圧力を制御する手段とを含む
    請求項25記載の装置。
  27. 【請求項２７】前記制御手段がマイクロフォンを含む請
    求項26記載の装置。
  28. 【請求項２８】前記患者の音がいびき音を含む請求項20
    記載の装置。
  29. 【請求項２９】前記制御手段が、いびき音が検出されな
    くなるまでガス圧力を反復的に上昇させるよう作動可能
    である請求項28記載の装置。
  30. 【請求項３０】前記制御手段が、いびき音が存在しない
    時前記ガス圧力を降下させるよう作動可能である請求項
    28記載の装置。
  31. 【請求項３１】制御可能なガス圧力にある供給源からの
    呼吸可能なガスにより患者の呼吸路の少なくとも一部を
    加圧する手段を備えた患者と接続されるガス供給装置と
    の接続に適合する呼吸を容易化する装置であって、患者
    が吸入および呼出位相を持つ反復的な呼吸サイクルを有
    する装置において、 吸入位相の開始前および前の吸入位相の後に呼吸サイク
    ルにおけるある時点を決定する手段と、 前記決定手段と作用的に接続され、かつこれに応答し
    て、呼吸サイクルにおける前記時点において前記ガス圧
    力の選択されたより高い圧力レベルへの上昇を開始し、
    吸入位相の少なくとも一部において前記のより高い圧力
    レベルに前記ガス圧力を制御し、かつその後次の呼出位
    相の少なくとも一部においてより低い圧力レベルを生じ
    るため前記ガス圧力を降下させるガス制御手段と、 を含む装置。
  32. 【請求項３２】前記呼吸可能なガスを圧力下で供給する
    ガス供給手段と、 前記ガスを供給するため患者の呼吸路の少なくとも一部
    と流通自在に接続する患者接続手段と、 前記ガス供給手段と前記患者接続手段を流通自在に接続
    する管路手段と、 前記管路手段と流通自在に接続されて、前記ガス圧力を
    制御するため、前記ガスを選択的に通気する制御可能な
    弁手段とを更に設ける請求項31記載の装置。
  33. 【請求項３３】前記呼吸可能ガスが周囲空気を含み、 前記供給手段が、周囲空気を圧力下で前記管路手段、従
    って呼吸路へ供給するブロワ手段を含む請求項32記載の
    装置。
  34. 【請求項３４】前記ブロワ手段が、前記管路手段に対す
    る周囲空気の供給を選択的に変化させるよう作動可能な
    モータで駆動される可変速度のブロワを含む請求項33記
    載の装置。
  35. 【請求項３５】前記患者接続手段が、前記ガスを鼻腔呼
    吸路へ供給するため患者の鼻孔と封止係合する鼻孔接続
    手段を含む請求項32記載の装置。
  36. 【請求項３６】前記管路手段が通気端部を含み、前記弁
    手段が、通気された前記ガス量を選択的に変化させるた
    め前記通気端部に隣接するモータで変位可能な弁要素を
    含み、かつ該要素と接続されてこれを変位させる制御可
    能なモータを含む請求項32記載の装置。
  37. 【請求項３７】前記モータが、ステッピング・モータを
    含む請求項36記載の装置。
  38. 【請求項３８】前記管路手段が、患者による前記ガスの
    吸入のため該ガスを前記供給手段から前記患者接続手段
    に供給する供給管路と、排気されたガスを前記患者接続
    装置から前記弁手段へ送る排気管路とを含む請求項32記
    載の装置。
  39. 【請求項３９】前記供給および排気管路がそれぞれ、内
    部に流れるガス流の方向制限を行う逆止弁を含む請求項
    38記載の装置。
  40. 【請求項４０】前記呼吸可能ガスが周囲空気を含む請求
    項31記載の装置。
  41. 【請求項４１】前記ガスが補充酸素を含む請求項40記載
    の装置。
  42. 【請求項４２】前記決定手段が更に患者の呼吸サイクル
    を追跡する追跡手段を含み、該追跡手段が、吸入および
    呼出位相、および前記呼吸サイクを表わすように、呼吸
    サイクルの間患者により吸入され呼出された前記ガス流
    の前記流量および方向を決定する手段を更に含む請求項
    31記載の装置。
  43. 【請求項４３】前記決定手段が更に患者の呼吸サイクル
    を追跡する追跡手段を含み、該追跡手段が呼出位相の終
    りを決定する手段を含み、前記ガス制御手段がこれに応
    答して前記ガス圧力における前記上昇を開始する請求項
    31記載の装置。
  44. 【請求項４４】前記決定手段が更に患者の呼吸サイクル
    を追跡する追跡手段を含み、該追跡手段が、少なくとも
    １つの前の呼吸サイクルと関連する予即吸入開始時を決
    定し、かつこれと関連する呼吸サイクルにおけるある時
    点において前記ガス圧力の上昇を開始する手段を含む請
    求項31記載の装置。
  45. 【請求項４５】前記決定手段が更に患者の呼吸サイクル
    を追跡する追跡手段を含み、該追跡手段が、１つの呼吸
    サイクルの終りおよび別の呼吸サイクルの初めを表わす
    ように、吸入位相の終りを決定する手段を含む請求項31
    記載の装置。
  46. 【請求項４６】前記呼吸可能なガスを圧力下で供給する
    ガス供給手段と、 前記ガスを供給するため患者の呼吸路の少なくとも一部
    と流通自在に接続する患者接続手段と、 前記ガス供給手段と前記患者接続手段を流通自在に接続
    する管路手段と、 前記管路手段と流通自在に接続されて、内部の前記ガス
    圧力を、従って患者の呼吸路内のガス圧力を制御するた
    め、前記ガスを選択的に通気する制御可能な弁手段とを
    更に設け、 前記ガスが周囲空気を含み、前記供給手段が、周囲空気
    を圧力下で前記管路手段、従って呼吸路へ供給するブロ
    ワ手段を含み、 前記管路手段が通気端部を含み、 前記弁手段が、通気される前記ガス量を選択的に変化さ
    せるため前記通気端部に隣接するモータで変位可能な弁
    要素を含み、かつ該要素の選択的位置決めを行うステッ
    ピング・モータを含み、 前記管路手段内のガス圧力を検出する圧力検出手段を更
    に設け、 前記ガス制御手段が、前記圧力検出手段と接続されてこ
    れに応答し、かつ前記弁手段と接続されて、前記管路手
    段内のガス圧力を実質的に一定な選択されたレベルに維
    持するため前記弁手段を選択的に作動させる手段を含
    み、 前記ガス制御手段が、患者の呼吸サイクル、および前記
    吸入および呼出位相をそれぞれ表わすように、前記弁手
    段の変化方向および変化量を決定する手段を含む請求項
    31記載の装置。
  47. 【請求項４７】前記ガス制御手段がコンピュータ手段を
    含む請求項31記載の装置。
  48. 【請求項４８】前記コンピュータ手段がマイクロコント
    ローラを含む請求項47記載の装置。
  49. 【請求項４９】前記患者が睡眠時呼吸停止状態にあり、
    かつ該睡眠時呼吸停止状態を軽減するため呼吸路の少な
    くとも一部における加圧ガスの予め定めた圧力レベルの
    存在に応答し、 前記選択的圧力レベルが前記予め定めた圧力レベルと関
    連する請求項31記載の装置。
  50. 【請求項５０】吸入および呼出位相を持つ反復的呼吸サ
    イクルを有する患者の呼吸を容易化する装置において、 患者と接続して、患者の呼吸路の少なくとも一部を呼吸
    可能ガスで加圧する手段を備えたガス供給手段と、 前記ガス供給手段を前記呼吸可能ガスの供給源と接続す
    る手段とを設け、 前記ガス供給手段が、患者の呼吸サイクルを示すパラメ
    ータを検出することにより患者の呼吸サイクルを追跡
    し、該呼吸サイクルに応答してこれを表わすデータを記
    憶する手段と、前記呼吸サイクルが最初に追跡される間
    前記ガス圧力を第１の圧力で最初に供給する手段と、次
    いで以後の複数の逐次呼吸サイクルの間気道の開放を維
    持することにより呼吸を容易にするために、患者を刺激
    するのに充分な予め定めた第２の圧力で患者の呼吸路に
    前記呼吸可能ガスを供給するため前記圧力を第１の圧力
    より高い第２の圧力に上昇させる手段と、を含む装置。
  51. 【請求項５１】気道の開放を生じるため、吸入および呼
    出位相を持つ呼吸サイクルを有する患者の気道に対する
    圧力下の呼吸可能ガスの付加に応答して、睡眠時呼吸停
    止の如き呼吸状態を処置するため患者の気道を加圧する
    装置において、 実質的に気密で封止係合状態で患者の鼻孔のみと流通自
    在に接続して、患者鼻腔を介して供給源からの呼吸可能
    ガスによる患者の気道の加圧を可能にする手段を備えた
    ガス供給装置と、 患者の呼吸サイクルを示すパラメータを検出し、該呼吸
    サイクルに応答してこれを表わすデータを記憶すること
    により、患者の呼吸サイクルを追跡する手段と、 前記ガスの供給源と接続する手段を含み、前記追跡手段
    を持つ前記ガス供給装置と接続されるガス制御手段とを
    設け、該ガス制御手段は、 患者の呼吸サイクルの吸入位相の間、呼吸停止事象の発
    生を防止するため充分な吸入として予め定められた第１
    の圧力における前記ガス供給装置を介して患者の鼻孔の
    みにより患者の気道を加圧し、 患者の呼出を容易にするため、患者の呼吸サイクルの呼
    出位相において周囲空気より高くかつ前記第１の圧力よ
    り低い第２の圧力で患者の気道を加圧する手段を含む、
    装置。
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