JP3645470B2 - 患者の呼吸の必要性と調和する補助された換気方法及び装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
技術分野 本発明は、被験者の呼吸の必要性に調和した換気補助を提供するための方法及び装置に関する。換気補助は、自発呼吸又は非自発呼吸しているか、又はこれらの呼吸状態の間を動いている被験者に対するものである。本発明は、特に睡眠している間、長期の換気補助を必要とする自発呼吸している被験者に特に適切であるが、これに限定されない。
【０００２】背景技術 ひどい肺の病気、胸壁の病気、神経筋疾患、又は呼吸制御の病気にかかった被験者は、入院して機械的換気補助を必要とし、次に、特に睡眠している間、長期の家庭の機械的換気補助を必要とする。人工呼吸器は、吸気の間が高い圧力で、呼気の間が低い圧力で、ノーズマスクのようなインタフェースを通して、被験者に酸素リッチな空気又は空気を供給する。
【０００３】
目がさめた状態、及び、眠るのを待っている間、被験者の換気パターンは、速度及び深さが変化する。最も既知の換気デバイスは、マスク圧力の振幅及び相が被験者の自発的努力と正確に調和しておらず、不快状態又はパニック状態になってしまう。非同期の量が大きいと、デバイス効率が低減する。睡眠している間、被験者の気道、呼吸の筋肉、及び胸壁の仕組みと同様に呼吸の神経制御が変化して、実質的に増大した換気サポートが必要になる。したがって、デバイスがサポートの度合を自動的に調節することができない限り、送出圧力の振幅は、睡眠の間では不十分であるか、又は、目がさめた状態で過大であるに違いない。このことが、例えば、肥満の低換気症候群シンドロームのような、中枢神経系の低換気症候群の呼吸制御異常を持った被験者で特に重要である。あるいは、不十分な化学受容体駆動があり、ひどい心不全や発作のある患者のようなチェーンストークス呼吸には特に重要である。そこでは過大又は不安定な化学受容体駆動がある。
【０００４】
さらに、睡眠の間、マスクと被験者との間ですなわち被験者の口で、これが自由にしたままであるならば、必然的に大きいリークがある。そのようなリークは、被験者の必要性に対して機械が努力する相及び大きさに調和させる際にエラーを悪化させ、口からのリークの場合、換気サポートの効果を低減する。
【０００５】
理想的には、換気補助デバイスは、以下の目標について同時に対処しなければならない。
(i) 被験者が起きており、実質的な換気努力を行っている間、供給された補助は、患者の努力及び相と密接に調和しなければならない。
(ii) 機械は、被験者の化学反射に完全に依存することなく、少なくとも指定された最小換気を維持するために補助の度合を自動的に調節しなければならない。
(iii) それは、大きなリークが存在する際に、正しく動作しなければならない。
【０００６】
最も単純な家庭の人工呼吸器は、一定体積を供給するか、又は2つの一定圧力の間を循環する。それらは、一定速度でそうする、あるいは患者の自発努力、又はその両者によって引き金となる。全てのそのような単純なデバイスは、少なくとも与えられた換気を維持するために補助の度合を調節する目標(ii)に合致することができない。それらは、被験者呼吸の相と密接に調和するという目標(i)に主に合致することができない。時間の定められたデバイスは、被験者の努力と同期しようとしない。引き金となったデバイスは、被験者の努力で呼吸の開始及び終了と同期しようとするが、呼吸の間、被験者の努力に瞬間圧力を調整しようとしない。さらに、引き金となることは、リークが存在すると失敗する傾向があり、このように目標(iii)を失敗する。
【０００７】
少なくとも20年間知られているサーボ-換気装置類が、換気を測定するとともに、補助の度合を調節し、指定されたレベルでまたはそれ以上で、換気を維持する、目標(ii)に合致する。しかし、それらは、上記の理由のために、被験者の自発努力の相と密接に調和する目標(i)に合致することができない。目標(iii)に合致するための試みはなされていない。
【０００８】
比例した補助換気(PAV)は、マジー・ヨウネス博士によって教えられるように(例えば、機械的換気装置の原理と実践、章15において)、所望の換気を達成するために必要な気道圧を最小にしている間に、被験者の抵抗動作と弾力動作を部分的にまたは完全に取り除くために、一呼吸内での時間及び圧力のプロフィールを調整することを目的としている。吸気の半サイクルの間、管理された圧力は、以下の形を取る。
P(t) = P0 + R.fRESP(t) + E.V(t)
ここで、Rは気道抵抗のパーセンテージであり、fRESP(t)は時間ｔでの瞬間呼吸気流であり、Eは肺と胸壁とのエラスタンスのパーセンテージであり、V(t)は吸気のスタートから瞬時的現在までの吸気体積である。呼気の半サイクルの間、V(t)は、ゼロと見なされ、受動の呼気を生み出す。
【０００９】
自発呼吸の間の比例した補助換気の利点は、補助の度合が被験者の即時の必要性とそれらの呼吸パターンとに適合するように自動的に調節され、したがって、自発呼吸をする被験者において快適であるということである。しかしながら、少なくとも2つの重要な不利な点がある。第一に、V(t)は、吸気のスタートからの時間について、流れを積分したものとして算出される。このように、V(t)を算出する不利な点は、リークの存在で、リークによる流れの積分したものがV(t)の中に含まれ、結果的にV(t)を過大に算出し、また、管理された圧力において決定的に増加するということである。これは、被験者を苦しませる。第二に、PAVは被験者の化学受容体反射作用に依存し、動脈の血の構成をモニターし、それによって自発努力のレベルをセットする。PAVデバイスは、この自発努力を増大する。異常な化学受容体反射作用を持った被験者において、自発努力は完全に終わるか、又は、動脈の血液の構成に無関係になり、これらの努力の拡大が不十分な呼吸を生み出す。睡眠の間、既存のチェーンストークス呼吸をしている患者において、PAVは、計画的に被験者の強くなったり弱くなったりしている呼吸努力を拡大し、妨害を過大評価することによって実際に物事を悪くする。このように、PAVは被験者の自発呼吸と同調している補助を与えるという目標(i)に実質的に合致するが、被験者が不十分な化学反射を有するならば、補助の深さを調節するという目標(ii)に合致することができず、満足に目標(iii)に合わない。
【００１０】
このように、上記の目標のそれぞれに合致する既知のデバイスがあるが、全ての目標に同時に合致するデバイスがない。さらに、上記目標のいずれか一つに関する従来技術を改良することは、望ましい。
【００１１】
したがって、本発明は少なくとも部分的に以下の少なくとも1つを達成することである。
(i) 換気が目標換気を十分に越えているとき、補助の相及び度合を被験者の自発努力と調和すること。(ii) 完全に被験者の化学反射に依存することなく少なくとも指定された最低の平均換気を維持するために、補助の度合を自動的に調節すること、及び、チェーンストークス呼吸のような自発的換気努力における不安定性を抑制すること。(iii) 突然のリークの効果にいくらかの免除を与えること。
【００１２】
本発明の開示 以下のことにおいて、ファジーメンバーシップ関数は、ゼロと1との間の値を返すものであり、ファジー交差A AND Bが、A及びBの小さい方であり、ファジー結合A OR Bは、A及びBの大きい方であり、ファジー否定NOT Aが、1−Aである。
【００１３】
本発明は、連続変数として呼吸サイクルにおける瞬間相の決定方法を開示する。
【００１４】
本発明は、以下のことを決めるステップを少なくとも含む、呼吸サイクルでの瞬間相を算出する方法をさらに開示する。すなわち、該方法においては、瞬間気流が小さく、早く増加しているならば、それが吸気のスタートの近くにあり、瞬間気流が大きく且つ安定しているならば、それが中間吸気の近くにあり、瞬間気流が小さく早く減少しているならば、それが中間呼気に近くにあり、瞬間気流がゼロであり安定しているならば、それが終端の呼気休止の間にあり、上記の間での中間の気流条件は、対応した中間の相と関連している。
【００１５】
本発明は、0〜1の間での繰り返しで連続的に変化するように、呼吸サイクルでの瞬間相を決める方法をさらに開示する。その方法は、
予想された呼吸の流れ対時間の波形に類似した典型的な流れ対時間の波形f(t)の少なくとも2つの同定可能な特徴FNを選ぶステップと、各々の前記特徴に対して、
重み付けWNを前記相に指定して、前記特徴に対する呼吸サイクルでの相φNを検査することによって決めるステップと、
メンバーシップ関数が呼吸気流の関数である「大きさ」ファジー集合MNと、そのメンバーシップ関数が呼吸気流の時間微分の関数であって、全ての他の選ばれた特徴に近いポイントに対するものより、その相が前記特徴 F N に近い一般化された典型的な呼吸の波形の上のポイントに対して、ファジー交差 M N AND C N が大きい方であるように選ばれた「変化速度」ファジー集合CNとを規定するステップと、
流れがMNであり、流れの変化速度がCNであるならば、重み付けWNで相=φNであるように、選ばれた特徴FNにファジー推論規則RNをセットするステップと、
リークの訂正された呼吸気流を測定するステップと、
各々の特徴FNに対して、ファジー集合MNとCNでのファジーメンバーシップを算出するステップと、
各々の特徴FNに対して、相がφNであるファジー度合 YN = MN AND CNを決めるために、ファジー推論規則RNを適用するステップと、
瞬間相φを決めるために相φN及び重み付けWNで、YNを用いて、非ファジー化(defuzzification)手順を適用するステップとを備えている。
【００１６】
好ましくは、同定可能な特徴は、典型的な流れ対時間の波形の0交差、ピーク、屈曲点、又は高原部を含む。さらに、前記重み付けは、1であり、あるいは、特別な特徴の推論の予期された信頼性を反映するように選ばれる。
【００１７】
本発明は、上述したように、連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相を算出する方法をさらに開示する。呼吸気流を算出するステップは、非呼吸ノイズを低減するためにローパスフィルター処理するステップを含み、ローパスフィルターの時定数が呼吸サイクルの長さの算出値の増加関数である。
【００１８】
本発明は、上述したように、連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相を測定する方法をさらに開示する。非ファジー化(defuzzification)ステップが、呼吸気流をローパスフィルター処理するステップに導入されたあらゆる相遅延を訂正することを含む。
【００１９】
本発明は、平均呼吸速度を測定するステップを備えている方法をさらに開示し、
リークの訂正された呼吸気流を測定するステップと、
呼吸気流から、0〜1の間での繰り返しで連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相φを算出し、相の瞬間的な変化率dφ/dtを算出するステップと、
前記瞬間相変化率dφ/dtをローパスフィルター処理することにより平均呼吸速度を算出するステップとを備えている。
【００２０】
好ましくは、瞬間相は、上述した方法によって算出される。
【００２１】
本発明は、自発呼吸の被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示し、
領域0〜1の間での繰り返し及び範囲0〜1で、所望の波形テンプレート関数Π(φ)を割り当てるステップと、
0〜1の間での繰り返しの連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相φを算出するステップと、
所望の圧力変調振幅Aを選択するステップと、
前記算出された相φでの波形テンプレート関数Π ( φ ) の値に所望の圧力変調振幅 A を乗じたものに終端呼気圧力を加えたものとして、所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなる、サンプリング間隔で繰り返して実行されたステップを備える。
【００２２】
本発明は、上述したように、所望の圧力変調振幅を選ぶステップが、一定の振幅である、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
【００２３】
本発明は、上述したように、前記振幅が被験者の一回換気体積の算出値を乗じたエラスタンスと等しい所望の圧力変調振幅を選ぶステップを備える、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
【００２４】
本発明は、上述したように、所望の圧力変調振幅を選ぶステップが、
通常のサイクル時間を与える通常の呼吸速度を指定するステップと、
前記通常の呼吸速度で印加するために予め設定された圧力変調振幅を指定するステップと、
観察されたサイクル時間を与える観察された呼吸速度を算出するステップと、
前記指定されたサイクル時間で除された前記観察されたサイクル時間に前記予め設定された圧力変調振幅を乗じたものとして圧力変調の所望の振幅を算出するステップとからなるサブステップを備える、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
【００２５】
本発明は、呼吸サイクルでの相が被験者の呼吸気流から決められるが、被験者の呼吸が不十分であるというファジー度合であって、呼吸サイクルでの相が予め設定された速度で増加するように、被験者が適切に換気されるというファジー度合を決めるステップと、前記相の関数としてマスク圧力をセットするステップとを少なくとも含む、自発呼吸をする被験者における換気補助を与える方法をさらに開示する。
【００２６】
本発明は、呼吸気流を測定するステップと、気流から決められるが、呼吸サイクルでの相が正確に決定されることなく、相が予め設定された速度で増加するように、呼吸サイクルでの瞬間相が被験者の呼吸気流から決められるファジー度合を決めるステップと、前記相の関数として圧力を供給するステップとからなるステップを備える、自発呼吸をする被験者における換気補助を与える方法をさらに開示する。
【００２７】
本発明は、被験者の瞬間吸気体積を算出するための方法であって、突然にリークを変える条件下で暴走することなく実質的に使用できる方法をさらに開示する。すなわち、該方法は、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記訂正呼吸気流が、予想よりも長い間大きく正であるか、または予想よりも長い間大きく負であるというファジー度合に等しい、0〜1に変化する指数Jを算出するステップと、
吸気のスタートを同定するステップと、
吸気のスタートから、前記指数 J のファジー否定を乗じた前記訂正呼吸気流を時間で積分したものとして瞬間吸気体積を算出するステップとからなるステップを備えている。
【００２８】
本発明は、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法「A」をさらに開示する。その方法は、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記呼吸気流が予想より大きく正であるか、又は予想より大きく負であるというファジー度合に等しい、0〜1で変化する指数Jを算出するステップと、
前記指数Jのファジー否定を乗じた前記呼吸気流に等しい修正気流を算出するステップと、
呼吸サイクルでの相を同定するステップと、
時間に対して前記修正気流の積分したものとして瞬間吸気体積を算出し、該積分が呼吸サイクルの呼気部分間でゼロに保たれるステップと、
少なくとも前記瞬間吸気体積の関数として所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなり、サンプリング間隔で繰り返して実行される、ステップを備えている。
【００２９】
本発明は、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供するための方法「B」をさらに開示し、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記呼吸気流が予想より大きく正であるか又は予想より大きく負であるというファジー度合に等しい0〜1で変化する指数Jを算出するステップと、
呼吸サイクルでの相を同定するステップと、
前記指数Jのファジー否定を乗じた呼吸気流に等しい修正呼吸気流を算出するステップと、
時間に関して前記修正気流を積分したものとして瞬間吸気体積を算出し、該積分が呼吸サイクルの呼気の部分間でゼロに保たれるステップと、
呼気の圧力に、瞬間呼吸気流で乗じた抵抗を加え、呼吸気流の絶対値を乗じた呼吸気流を乗じた非線形抵抗を加え、前記調節された瞬間吸気体積を乗じたエラスタンスを加えて、所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなるステップを備えている。
【００３０】
本発明は、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法「C」をさらに開示し、
領域0〜1の間での繰り返し及び範囲0〜1で所望の波形テンプレート関数Π(φ)を記述するステップと、
リークに対して大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
呼吸気流が予想より大きく正であるか、又は予想より大きく負であるというファジー 度合に等しい0〜1に変化する指数Jを算出するステップと、
指数Jの最近のピークに等しいJPEAKを算出するステップと、
呼吸サイクルでの瞬間相を算出するステップと、
指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれた、圧力変調の所望の振幅を算出するステップと、
終端呼気の圧力に、前記算出された相φでの波形テンプレート関数Π ( φ ) の値を乗じた算出された圧力変調振幅 A を加えて、所望の送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を前記所望の瞬間送出圧力にセットするステップとからなるステップを備えている。
【００３１】
本発明は、上述したように、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法をさらに開示する。すなわち、圧力変調の所望の振幅を算出するステップが指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれ、
目標呼吸速度で除された目標換気の二倍に等しい目標気流を算出するステップと、
目標気流を差し引いたローパスフィルター処理された瞬間呼吸気流の絶対値に等しい誤差項を導くステップと、
利得を乗じた誤差項の積分したものから、圧力変調の振幅を算出し、該積分がゼロと最大値との間に存するようにクリップされるステップとからなるステップを備える。
【００３２】
本発明は、上述したように、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法をさらに開示する。指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれた、圧力変調の所望の振幅を算出するステップは、
目標呼吸速度で除された目標換気の2倍に等しい目標気流を算出するステップと、
目標気流を差し引いたローパスフィルターを乗じた瞬間呼吸気流の絶対値と等しい誤差項を導くステップと、
利得を乗じた誤差項の積分から、圧力変調の訂正されていない振幅を算出し、該積分がゼロと最大値との間に存するようにクリップするステップと、
呼吸サイクルの長さの数倍の時定数で、ローパスフィルター処理された振幅として前記振幅の最近の平均を算出するステップと、
最近のピーク妨害指数 J PEAK を乗じたローパスフィルター処理された振幅に、 J PEAK のファジー否定を乗じた前記訂正されてない振幅を加えたものに等しい圧力変調の実際の振幅をセットするステップとからなるステップを備える。
【００３３】
本発明は、被験者の必要性に調和する補助換気を提供し、変化する呼吸の仕組み、不充分な呼吸の駆動、異常な化学受容体反射作用、低換気症候群、又はチェーンストークス呼吸を患う被験者に特に適用され、リークの突然の変化に調節された比例した補助換気の利点が結合された方法をさらに開示する。当該方法は、
上記の「A」または「B」の方法に対して記載したように、瞬間マスク圧力を算出するステップと、
上記の「C」の方法に対して記載したように、瞬間マスク圧力を算出するステップと、
上記の2つの圧力の加重平均を算出するステップと、
マスク圧力を前記加重平均にセットするステップとからなる、サンプリング間隔で繰り返して実行されたステップを備える。
【００３４】
本発明は、規定された方法のそれぞれに効果をもたらし、流れおよび／あるいは圧力を測定するための一つ以上の変換器と、算出及び手順を実行するためのプロセッサ手段と、大気圧より上の圧力で呼吸可能なガスを供給するための流れ生成器と、被験者の気道に呼吸可能なガスを供給するガス送出手段とを含む装置をさらに開示する。
【００３５】
本装置は、人工呼吸器、換気補助デバイスと、一定したレベル、2つのレベル、又は自動セットレベルのデバイスを含んでいるCPAPデバイスとを含むことができる。
【００３６】
本発明を具体化しているアルゴリズムがファジー論理に関して説明されるが、これらのアルゴリズムの概算がファジー論理形式を使用することなくつくられることは、理解されるであろう。
【００３７】
好ましい実施形態の説明 記載した2つの実施形態は、上述の3つの目標を同時に達成しようとする方法で動作する人工呼吸器である。
【００３８】
第1の実施形態
装置の第一実施形態を与える装置を図1aに示す。ブロワー10が、送出チューブ12により被験者の気道と連通したマスク11に呼吸可能なガスを供給し、排出拡散器13を通して排出された。マスク11への気流は、呼吸気流計14と差圧圧力変換器15を用いて測定される。変換器15からのマスク流れ信号は、マイクロプロセッサー16によってサンプリングされる。マスク圧力は、圧力変換器18を用いているポート17で測定される。変換器18からの圧力信号は、マイクロプロセッサー16によってサンプリングされる。マイクロプロセッサー16が、瞬間マスク圧力要求信号をサーボ19に送る。変換器18から制御ファンモータ20までの実際の圧力信号と前記圧力要求信号とを比較する。マイクロプロセッサーの取り付けは、シリアルポート21を通して調節される。
【００３９】
マスクが、気管切開チューブ、気管内チューブ、鼻のピロー、又は、空気の送出手段と被験者の気道との気密接続を作る他の手段で、等しく置換されることは、理解されるであろう。
【００４０】
マイクロプロセッサー16は、以下のステップを実行するためにプログラムされており、表1及び2に関連して考慮されている。
【００４１】
【表１】
第1の実施形態に対するファジー推論規則
【００４２】
【表２】
第1の実施形態に対するファジー規則と相との関連
【００４３】
l. 吸気時間 TI TGT 、呼気時間 TE TGT 、分時換気 V TGT に対する所望の目標値をセットすること。適切な定数 P O と A STD とを選択すること。ここで、 P O が所望の終端呼気圧力である。ASTDは、呼吸時間TTTGT= TITGT＋TETGTに対する終端吸気での上記圧力POでの所望の増加である。
2. 図2に示されたように、相Φでの所望の送出圧力が以下の式によって与えられるように、適切な圧力波形関数Π(Φ)を選択すること。
P= P0＋AΠ(Φ)
ここで、振幅Aは、終端吸気圧と終端呼気圧との圧力差に等しい。しかしながら、他の波形は、特別な必要性を持った被験者に適切である。
3. 呼吸サイクルでの相Φをゼロに初期化すること、及び、実際の吸気と呼気との現在の算出値TIとTEとを、それぞれ、TITGTとTETGTとに初期化すること。
4. 長さTのサンプリング間隔での、吸気するときの相の変化率ΔΦIを初期化すること。
ΔΦＩ＝0.5T/TITGT
5. 呼気するときの相の変化率ΔΦEを初期化すること。
ΔΦE=0.5T/TETGT
6. 瞬間呼吸気流fRESPを測定すること。
7. 平均的な全呼吸時間 TT = TI＋TEを算出すること。
8. 一定で TT の部分である調節可能な時定数τ f で、呼吸気流をローパスフィルター処理すること。
9. 呼吸気流の絶対値の半分として瞬間換気Vを算出する。
V =0.5 |fRESP|
10. 目標換気VTGTと測定された分時換気Vとから、VERRの大きい値が不十分な換気を示すように、誤差項VERRを導くこと。
VERR = ∫(VTGT - V)dt
11. TT と比較して長い時定数τ V BAR で V をローパスフィルター処理した結果としてVBARをとること。
12. 正規化気流fNORMを算出すること。
fNORM = fRESP/VBAR13. fNORMから、そのメンバーシップ関数が図3に示されるファジー集合の各々のメンバーシップの度合を算出すること。
14. 平均呼吸サイクル時間TTの現在の算出値で除されたdfNORM/dtに等しい、正規化変化速度dfNORM/dΦを算出すること。
15. 正規化変化速度から、図4に示したファジー集合の各々でのメンバーシップの度合を算出すること。
16. 表lにおける各々の列Nに対して、ファジー推論規則を適用することによって、コラム分類したファジー相に示したファジー集合でのメンバーシップの度合gNを算出すること。
17. 表2に示すようにN 規則の各々の結果を相Φ N と結合すること(Φ10が現在の相Φであることに注意すること)。
18.Φ 10 を除くΦ N の各々を 0.89 τ /TT ずつ増大させて、前出のローパスフィルターステップを補償すること。
19. 半径gNと角度ΦN 回転の極座標でNユニット質量の重心までの角度として、新しい瞬間相ΦINSTを算出すること。
20. 前のステップで算出された相と現在の相との間での最小のサインされた差ΔΦINSTを算出すること。
ΔФINST = １-(ΔФINST -Ф) (ФINST-Ф＞0.5)
ΔФINST = ФINST -Ф+１ (ФINST-Ф＜-0.5)
ΔФINST = ФINST -Ф (上記以外)
21. 前のステップで算出された値と平均的な値(ΔΦIまたはΔΦE)との加重平均に等しい訂正された算出値ΔΦREVを導入すること。
ΔФ = (１-W)ΔФI + WΔФINST (0＜Ф＜0.5)
ΔФ = (１-W)ΔФI + WΔФINST (上記以外)
被験者が規則正しく呼吸しているならば、Wの小さい方の値は、相のよりよい追跡を引き起こす。被験者が不規則に呼吸しているならば、大きい方の値が相のよりよい追跡を引き起こす。22. 混合割合〔比〕が、被験者の換気がVTGTより上であるならば1であり、被験者がVTGTの近くまたは下であるならばゼロであり、被験者の換気が中間範囲を通して増大するとき、ゼロから1まで比例して増加するように混合割合Bを導くこと。23. 被験者の換気がVTGTより上にあるならば、被験者の呼吸のアクティビティーからステップ21で算出したΔΦによって主に影響され、被験者が V TGT の近くまたはその下で呼吸しているならば、目標呼吸の時間によって主に影響され、換気が中間範囲にあるならば、これら 2 つの量の間で比例するΔΦ BLEND を算出すること。
ΔФBREND = BΔФ + 0.5(１-B)T／TITGT (0＜Ф＜0.5)
ΔФBREND = BΔФ + 0.5(１-B)T／TITGT (上記以外)
24. ΦBLENDによるΦを増加させること。25. 相の平均的な変化率(ΔΦIまたはΔΦE)をアップデートすること。 ΔФI = T／τVBAR(ΔФBREND−ΔФI) (0＜Ф＜0.5)
ΔФE = T／τVBAR(ΔФBREND−ΔФE) (上記以外)26. 概略の吸気時間 TI 及 び呼気時間 TEを再算出すること。 TI＝0.5T／ΔФI
TE＝0.5T／ΔФE
27. 所望のマスク圧力変調振幅A D を算出すること。
A D ＝ASTD／２ (TT＜TTSTD／２)
A D ＝２・ASTD (TT＞２・TTSTD)
A D ＝ASTD・TT／TTSTD (上記以外)28. 誤差項VERRから、追加のマスク圧力変調振幅AEを算出すること。 A E ＝K・VERR (VERR＞０のとき)
A E ＝０ (上記以外)
ここで、Kの大きい方の値が、補助の度合の早いが安定性の少ない制御を生み出すが、Kの小さい方の値が、補助の度合の遅いが安定性の大きい制御を生み出す。29. マスク圧力PMASKをPMASK = PO＋(AD＋AE)Π(Φ)にセットすること。30. 呼吸サイクルの時間と比較すると短いサンプリング間隔Tを待つこと。そして、呼吸気流を測定するステップに続くこと。
【００４４】
呼吸気流の測定
上記のことから次のように、それは当業者には標準の手順である呼吸気流に必要である。リークがない場合、呼吸気流は、マスクと排出との間で配置された呼吸気流計で直接測定される。可能なリークの存在で、クロスレフェレンスによって本明細書に組み込まれたヨーロッパ出願番号 0 651 971（すなわち米国特許番号5,704,345）で開示された1つの方法は、リークを通して平均的な流れを算出することである。そこから、マスク圧力を変化させることによって誘発されたリークを通して流れの変調により、呼吸気流計流れ信号の変調量を算出する。すなわち、以下のステップを用いる。
l. 呼吸気流計を用いて、マスクでの気流fMASKを測定するステップと、
2. マスクでの圧力PMASKを測定するステップと、
3. 呼吸と比較すると長い時定数で、ローパスフィルター処理した気流から、平均リークを算出するステップと、
4. 呼吸と比較すると長い時定数で、ローパスフィルター処理したマスク圧力から、平均マスク圧力を算出するステップと、
5. 以下の式として、リークを通した流れの変調を算出するステップと、
δ(leak) = 0.5×平均リーク×誘発圧力
ここで、誘発圧力は、PMASK-平均マスク圧力である。
そこから、瞬間呼吸気流は、次のように算出される。
fRESP = fMASK −平均リーク−δ(リーク)
クロスレフェレンスによって本明細書に組み込まれたヨーロッパ出願番号 0 651 971（すなわち米国特許番号5,704,345）で開示されるような便利な拡大は、気流fTURBINEと圧力PTURBINEをタービンの出口で測定することである。空気送出ホースで圧力を下降させ、排出を通して気流を失なわせることによって、 P MASK 及び f MASK を算出すること。
1. ΔPHOSE = K1(FTURBINE) - K2(FTURBINE)2
2. PMASK = PTURBINE - ΔPHOSE
3. FEXHAUST = K3(PMASK)0.5
4. FMASK = FTURBINE - FEXHAUST
【００４５】
変形例
以下の実施形態は、変化する呼吸の仕組み、不充分な呼吸の駆動、異常な化学受容体反射作用、低換気症候群、又はチェーンストークス呼吸を持った被験者に特に適用でき、又は上気道又は下気道、肺、胸壁、又は神経筋のシステムの異常を持った被験者に適用できる。
【００４６】
ひどい肺病気にかかった多くの患者は、必要なピーク圧力が受け入れがたいほど高いか、又は例えばノーズマスクで達成できないので、スムーズな生理的な圧力波形を用いて、簡単に扱うことができない。そのような患者は、吸気努力の開始の瞬間、圧力が爆発的に早く上がる正方形の圧力波形を好むことができる。これは、高い内因性のPEEPを持った患者において特に重要である。超インフレの危険によって外因性のPEEP又はCPAPの高いレベルの使用によって内因性のPEEPに打ち勝つことは実行可能でない。そのような被験者において、予想され観察されたサポートの間の桁外れのミスマッチのために、引き金となることのあらゆる遅延が非常に苦悩を与えるものとして知覚される。スムーズな波形は、内因性のPEEPを越えるために管理された圧力のために取られた時間のために、知覚された遅延を誇張する。この実施形態が、正方形(例えばひどい肺、胸壁の病気又は内因性のPEEPをもつ患者に適している)から非常に平坦(普通の肺と胸壁を持っているが、異常な呼吸の制御、又は神経筋の異常を持った患者に適している)に連続的に変化している波形の使用を許す。この波形は、目標換気に等しい、又は越える分時換気のサーボコントロールで、比例した補助換気(リークで突然の変化のために訂正された)のエレメントの有無にかかわらず、結合されている。後者のサーボコントロールが調節できる利得を有する。その結果、例えばチェーンストークス呼吸を持った被験者が、彼ら自身の強くなったり弱くなったりしているパターンを優先するために、非常に高いサーボ利得を用いて処置される。様々な中枢神経系の低換気症候群を持った被験者は、低いサーボ利得で処置される、その結果、短い中枢神経系の無呼吸は、例えば咳をすること、咳払いをするか、話すか、寝て転がることを許すが、それらが、高い換気の前の繰り返しに続くだけであるならば、普通の被験者は、中間の利得で処置される。
【００４７】
上記のことを別の言葉で再び述べる
補助の度合のサーボコントロールの積分された利得が、非常に早く(0.3 cmH2O/L/秒/秒)から非常にゆっくりまで調節できる。チェーンストークス呼吸を持った患者が、非常に高い換気の制御ループ利得を有するが、長い制御ループ遅延を有し、ハンチングになる。ループ利得を均一で高くセットすることによって、患者のコントローラーは、安定する。これによって、チェーンストークス呼吸の各々のサイクルの間に通常起る極端な息切れが妨げられる。これがあると患者を非常に安心させる。彼らが中枢神経系の無呼吸を持つことは、不可能である。逆に、肥満の低換気症候群にかかった被験者は、低いまたはゼロループ利得を持つ。彼らは、中枢神経系の無呼吸の間、息を切らしたと感じない。しかしながら、彼らが多くの粘液を持ち、咳をする必要があり、非常にそわそわし、ベッドの回りで転がる必要がある。このことは、機械が処置しない中枢神経系の無呼吸を彼らが持つことを要求する。ループ利得を非常に低くセットすることによって、患者は、一組の深呼吸をすることができ、咳をしたり、転がったりしている間、適度な長さ中枢神経系の無呼吸を持つことができるが、長時間の維持された無呼吸又は呼吸低下が防止される。
【００４８】
リーク流れの突然の変化は、感知され、ファジー論理アルゴリズムを用いて処理された。アルゴリズムの原理は、明白な呼吸気流が患者の予想された呼吸サイクルと比較して長時間にわたってゼロから離れているというファジー度合まで、リークフィルタ時定数が動的に低減しているということである。
【００４９】
2つの状態(IPAP，EPAP)間で単に引き金となっているよりはむしろ、デバイスは、連続変数として呼吸サイクルでの位置を算出するためにファジー論理アルゴリズムを用いる。アルゴリズムは、患者の瞬間呼吸パターンに自動的にその上昇時間を調節するために、スムーズな圧力波形を許す。
【００５０】
普通の条件下のファジー相検出アルゴリズムは、患者の呼吸をしっかりと追跡する。高いか突然に変化しているリークがあるか又は患者の呼吸が小さいという度合に対して、相の変化率(呼吸速度)は、指定された目標呼吸速度になめらかに戻る。呼吸が平均して十分であるという度合に対して、長いか深い呼吸低下が許される。サーボ利得がチェーンストークス呼吸を妨げるために高くセットされるという度合に対して、短く且つ浅い休止が許される。
【００５１】
気流フィルタリングが、適したローパスフィルターを用いる。非常に速い応答時間を与えるために、被験者が早く呼吸するならば、時定数を短くする。被験者がゆっくり呼吸しているならば、心原性の人工物を除去するのを助けるために長くする。
【００５２】
ファジーの変化リーク検出アルゴリズムと、スムーズな波形とともに、短い呼気の休止のその微分取り扱いと変化しているリークの取り扱いを持ったファジーの相検出アルゴリズムとは、別々に及び協力して突然のリークの効果に比較的免疫性のシステムを作る。
【００５３】
様々なパラメータを適切にセットすることによって、システムは、CPAPと、二つのレベルの自発的な、二つのレベルの時間を定められた、比例した補助換気と、体積循環された換気と、体積循環されたサーボ換気との中で動作することができ、したがって、全てのこれらのモードは本実施形態のサブセットである。しかしながら、本実施形態が、あらゆる上記の状態によって達成されることができない操作の状態を許し、したがって、それらとは区別される。
【００５４】
注
注1：この第2の実施形態において、様々な量のために用いた名前及び記号は、第1の実施形態の中で用いられたそれらと異なっている。
注2：「スイング」という用語が、終端吸気での所望の瞬間圧力と終端呼気での所望の瞬間圧力との間での差異を示すために用いられる。
注3：ファジーメンバーシップ関数は、完全な非メンバーシップに対するゼロと、完全なメンバーシップに対する１との間で値を返すものである。ファジー交差 A AND Bは、A及びBの小さい方であり、ファジー結合 A OR Bは、A及びBの大きい方であり、ファジー否定 NOT Aは、1−Aである。
注4：root(x)は、xの平方根であり、abs(x)は、xの絶対値であり、sign(x)は、xが負であるならば-1であり、それ以外の場合+1である。
星印(*)は、これが前後関係から明らかではないような乗算を明示的に示すために用いられる。
【００５５】
装置
第2の実施形態の装置を図１（b）に示す。ブロワー110は、マスク111まで空気送出ホース112を通して、加圧された空気を供給する。吐出された空気は、マスク111にある排出口113を通して排出される。呼吸気流計114及び差圧圧力変換器115は、先端112での気流を測定する。流れ信号は、マイクロプロセッサー116に供給する。先端112に沿ったあらゆる都合のよいポイント117での圧力は、圧力変換器118を用いて測定される。圧力変換器118からの出力は、マイクロコントローラ116に供給され、さらにモータサーボ119に供給される。マイクロプロセッサー116が、圧力要求信号でモータサーボ119を供給し、その信号は、ブロワーモータ120を制御するために圧力変換器l18からの信号と比較される。ユーザが可変できるパラメータが、通信ポート121を経由してマイクロプロセッサー116にロードされる。算出されたマスク圧力と流れとが、希望するならば、通信ポート121を経由して出力される。
【００５６】
初期化
ユーザが調節可能な以下のパラメータは、指定されて記憶される。
【００５７】
【表３】
【００５８】
初期化において、以下のことが上記のユーザが指定したセッティングから算出される。
【００５９】
呼吸サイクルの予想時間、吸気の予想時間、及び呼気の予想時間が、それぞれセットされる。 STD TTOT = 60/目標呼吸速度 STD TI = STD TTOT *目標デューティサイクル
STD TE = STD TTOT - STD TI
【００６０】
吸気と呼気との間の相(繰り返し/秒)の標準変化率が、それぞれセットされる。
STD dφI = 0.5/STD TI
STD dφE = 0.5/STD TE
【００６１】
呼吸サイクルでのあらゆる相φでの瞬間弾性サポートは、以下のように与えられる。
PEL(φ)=スイング*Π(φ)
ここで、スイングは終端呼気圧力を差し引いた終端吸気圧力である。
Π(φ)= e-2τφ 吸気の間
Π(φ)= e-4t(φ-0.5) 呼気の間
τは、ユーザが選択可能な波形の時定数である。
τ= 0ならば、Π(φ)は、正方形の波である。τ= 0.3に対する最大実行値は、図5に大略示したような波形を生み出す。
【００６２】
Π(φ)の平均値は、次のように算出される。
【数１】
【００６３】
すべて20ミリ秒で実行された操作 以下のことは、50 Hzでされたルーチン処理の概要である。 流量センサで流れを測定し、圧力感知ポートで圧力を測定すること。 センサの圧力と流れとからマスクの圧力と流れとを算出すること。
マスクリークのコンダクタンスを算出すること。
リークによって瞬間気流を算出すること。
呼吸気流と、ローパスフィルター処理された呼吸気流とを算出すること。
マスクのオン／オフ状態と引込とを算出すること。
瞬間的で最近のピーク妨害を算出すること。
リークコンダクタンス算出に対する時定数を算出すること。
呼吸サイクルでの相を算出すること。
吸気と呼気とに対する相の平均変化率と、吸気時間及び呼気時間の長さと、呼吸速度とをアップデートすること。
ホース圧力損失をEPAP圧力に加えること。
非負荷抵抗を加えること。
サーボコントロール呼吸に必要な瞬間弾力補助を算出すること。
様々な仮定を用いて瞬間弾力反動圧力を算出すること。
重み付けすること及び算出値を結合すること。
所望のセンサ圧力を発生させるためにサーボ圧力を加えること。
所望のセンサ圧力を達成するためにモータ速度をサーボコントロールすること。
各々のステップの詳細を次に説明する。
【００６４】
流れ及び圧力の測定
流れは、呼吸気流計と差圧圧力変換器とを用いて、ブロワー出口で測定される。圧力は、ブロワー出口とマスクとの間のあらゆる都合のよいポイントで測定される。給湿器および／あるいは抗菌性のフィルタは、圧力検知ポートとブロワーとの間に挿入することができる。流れ及び圧力は、Ａ／Ｄコンバーターを用いて、50 Hzでデジタル化される。
【００６５】
マスク流れ及び圧力の算出
圧力測定ポイントからマスクまでの圧力損失は、ブロワーでの流れから算出され、測定ポイントからマスクまでの(２次の)抵抗から算出される。
ホースの圧力損失 = sign(flow)*ホース抵抗*流れ2
ここで、sign(x)= -1 (x<0のとき)であり、+1 (xがそれ以外のとき)である。マスク圧力は、測定したセンサ圧力からホース圧力損失を差し引くことによって算出される。
マスク圧力 = センサ圧力 - ホース圧力損失
【００６６】
マスク排出拡散器を通った流れは、拡散器穴の既知の放物線状の抵抗及びマスク圧力の平方根から算出される。
拡散器の流れ = 排出抵抗*sign(マスク圧力)* 平方根(abs(マスク圧力))
【００６７】
最後に、マスク流れは、以下のように算出される。
マスク流れ = センサ流れ - 拡散器流れ
【００６８】
様々な処理モードにおけるマスク圧力及び流れの算出を記載している。診断モードにおいて、患者は鼻の套管(マスクではない)だけを装着している。套管は、圧力検知ポートに差し込まれる。鼻の気流は、線形化ステップ後に圧力から算出され、マスク圧力が規定によってゼロにセットされる。
【００６９】
リークのコンダクタンス
リークのコンダクタンスは、次のように算出される。
ルートマスク圧力 = sign(PMASK)(abs(PMASK))0.5
LPマスク気流 = ローパスフィルター処理されたマスク気流
LPルートマスク圧力 = ローパスフィルター処理されたルートマスク圧力
リークのコンダクタンス = LPマスク気流 / LPルートマスク圧力
二つのローパスフィルター処理されたステップに対する時定数は、10秒に初期化され、それ以来、動的に調整される(下記参照)。
【００７０】
リークによる瞬間的な流れ
リークによる瞬間的な流れは、瞬間マスク圧力とリークのコンダクタンスとから算出される。
瞬間リーク = リークのコンダクタンス*ルートマスク圧力
【００７１】
呼吸気流
呼吸気流は、マスクでの流れと瞬間リークとの差である。
呼吸気流 = マスク流れ - 瞬間リーク
【００７２】
ローパスフィルター処理された呼吸気流
心原性気流及び他のノイズを除去するために、呼吸気流をローパスフィルター処理すること。時定数は、呼吸サイクルTTOT(STD_TTOTに初期化され、下のようにアップデートされる)の現在の算出された長さの1/4Oであるように動的に調節される。このことは、高い呼吸速度では、フィルタによって導入された短い相遅延だけが存在し、低い呼吸速度では、心原性気流の有効な拒絶が存在することを意味する。
【００７３】
マスクのオン／オフ状態
マスクは、初めに外れていると仮定される。オン／オフの移行は、呼吸気流が最初に0.2L/秒より高くなるときに起こると見なされ、オン-オフの移行は、l.5秒以上の間マスク圧力が2cmH20未満であるときに起こると見なされる。
【００７４】
引込
図 6 に示すように、引込は、マスクがオフであるならばゼロから、ちょうど着用されていて、 20 秒以上の間マスクがオンであるならば 1.0 までの値をとる。
【００７５】
瞬間妨害指数Jの算出
Jは、リークのインピーダンスが突然に変化しているというファジー度合である。それは、予想されるより長い間、呼吸気流の絶対的な大きさが大きいというファジー度合として算出される。
【００７６】
予想より長い間、気流が正であるというファジー度合AＩは、算出された呼吸気流信号が正から0を横切る時間 tZIから算出され、図7に示すファジーメンバーシップ関数を用いて、特別な被験者に対する普通の吸気の予想された時間STD TIから算出される。
【００７７】
気流が大きく且つ正であるというファジー度合BIは、図8に示したファジーメンバーシップ関数を用いて、瞬間呼吸気流から算出される。
【００７８】
リークが突然に増加しているというファジー度合IIは、AＩとBIとのファジー交差(小さ い方)を算出することによって算出される。
【００７９】
正確に対称な算出が呼気に対して実行される。リークが突然に減少するというファジー度合としてIEを導入する。AEはTZEとTEから算出され、BEはfRESPを差し引くことから算出され、IEはAEとBEのファジー交差である。瞬間妨害指数Jは、指数IIとIEとのファジー結合(大きい方)として算出される。
【００８０】
最近のピーク妨害
瞬間妨害指数が最近のピーク妨害指数の最近の値より大きいならば、最近のピーク妨害指数は、瞬間妨害指数に等しいようにセットされる。一方、最近のピーク妨害指数は、10秒の時定数でローパスフィルター処理された瞬間妨害指数に等しいようにセットされる。算出の電気的な類推したものを図9に示す。
【００８１】
リークコンダクタンス算出に対する時定数
リークのコンダクタンスが突然に変化するならば、算出されたコンダクタンスは、初めのうちは不正確であり、ローパスフィルターの時定数が長いならば遅い速度で、時定数が短いならば早い速度で、正しい値に徐々に近づく。逆に、リークのインピーダンスが安定しているならば、時定数が長ければ長いほど、瞬間リークの算出はより正確になる。したがって、リークが安定しているという度合に対して時定数を長くすることや、リークが突然に変化しているという度合に対して時定数を低減することや、それがリークが安定しているという中間的な場合であるならば、中間的に長いまたは短い時定数を用いることが望ましい。
【００８２】
リークのコンダクタンスにおいて大きく且つ突然に増加するならば、算出された呼吸気流は不正確である。特に、明白な吸気の間、算出された呼吸気流は、普通の吸気の予想された時間と比較して大きい時間に対して大きく正である。逆に、リークのコンダクタンスにおいて突然に減少するならば、明白な呼気の間、算出された呼吸気流は、普通の呼気の時間と比較して大きい時間に対して大きく負である。
【００８３】
したがって、リークのコンダクタンスの算出に対する時定数が、JPEAKに依存して調節される。JPEAKは、図10に示すように、リークが最近突然に変化するというファジー度合の算出値である。
【００８４】
演算において、大きなリークが突然に起っているというファジー度合に対して、JPEAKは大きい。リークのコンダクタンスの算出に対する新しい時定数は小さく、リークのコンダクタンスの新しい値に基づいて急速な収束が可能になる。逆に、リークが長い間にわたって安定しているならば、JPEAKは小さい。リークのコンダクタンスの算出に対する時定数が大きく、瞬間呼吸気流の正確な算出を可能にする。算出された瞬間呼吸気流が大きく且つ長い時間である中間の状況の領域において、JPEAKは次第により大きくなる。リークの算出に対する時定数が次第に低減する。例えば、リークが、実際に一定であり、被験者が、単に大きいため息を始めるだけであり、あるいは、実際に、リークが突然に増加しているかどうかが不確実であるときに、指数は中間の値であり、リークのインピーダンスの算出に対する時定数は中間の値である。その利点は、リークのインピーダンスについての知識が全くなくても、いくらかの矯正的な行動が非常に早く行われることである。
【００８５】
呼吸サイクルにおける瞬間相
現在の相φが、吸気のスタートに対して0から、呼気のスタートに対して0.5まで、終端呼気=次の吸気のスタートに対する1.0まで、変化する。9つの別々の特徴(ピーク、0交差、高原状態、及びいくらかの中間ポイント)は、図11に示すように波形に基づいて同定される。
【００８６】
正規化呼吸気流の算出
フィルターをかけた呼吸気流は、ユーザの指定した目標換気に関して次のように正規化される。
標準気流 = 目標換気/7.5 L/分
f' = フィルターをかけた呼吸気流/標準気流
【００８７】
次に、瞬間気流を記載している、大きく負、小さく負、ゼロ、小さく正及び大きく正というファジー集合におけるファジーメンバーシップは、図12に示されたメンバーシップ関数を用いて算出される。例えば、正規化気流が0.25であるならば、気流が大きく負では度合が 0.0 であり、小さく負では度合が 0.0 であり、ゼロではが 0.5 であり、小さく正では度合が 0.5 であり、大きく正では度合が 0.00 である。
【００８８】
正規化された気流変化速度の算出
フィルターをかけた呼吸気流の変化速度は、次のように、15 呼吸/分での7.5 L/分の目標換気に算出されて正規化される。
標準のdf/dt = 標準気流*目標周波数/15
d(フィルターをかけた気流)/dtを算出すること
8/50秒の時定数でローパスフィルター処理すること
標準のdf/dtで除することによって正規化すること
【００８９】
下降している、安定している、上昇しているファジー集合において、正規化されたdf/dtのメンバーシップを算出する。そのメンバーシップ関数を図13に示す。
【００９０】
換気、正規化換気、及び呼吸低下の算出
換気 = abs(呼吸気流)を STD T TOT の時定数でローパスフィルター処理する
正規化換気 = 換気 / 標準気流
【００９１】
呼吸低下は、正規化換気がゼロであるというファジー度合である。呼吸低下に対するメンバーシップ関数を図14に示す。
【００９２】
最近の換気、正規化された最近の換気及び過呼吸の算出
最近の換気が、ローパスフィルター処理されたabs(呼吸気流)であるが、調節可能な時定数でフィルター処理され、図15に示すように、サーボ利得(ユーザによって指定される)から算出される。例えば、サーボ利得が0.3という最大値にセットされるならば、時定数がゼロであり、最近の換気が瞬間のabs(呼吸気流)に等しい。逆に、サーボ利得がゼロであるならば、時定数はSTD TTOTの2倍であり、通常の呼吸の予想された長さである。
目標絶対気流 = 2*目標換気
正規化された最近の換気 = 最近の換気 / 目標絶対気流
【００９３】
過呼吸は、最近の換気が大きいというファジー度合である。過呼吸に対するメンバーシップ関数を図16に示す。
【００９４】
大きなリーク
大きなリークがあるというファジー度合は、図17に示したメンバーシップ関数から算出される。
【００９５】
ファジー「引き金を引く」に関係したさらなるファジー集合
スイッチ負及びスイッチ正のファジー集合のメンバーシップは、図18に示したメンバーシップ関数を用いて、正規化呼吸気流から算出される。そして、吸気相及び呼気相のファジー集合でのメンバーシップは、図19に示したメンバーシップ関数を用いて、現在の相fから算出される。
【００９６】
相に対するファジー推論規則
手順W(y)は、ユニット高さ及びユニットベースの二等辺三角形の領域を算出し、図20に示すように、高さYで頭切りされている。算出において、ファジー交差 a AND bは、a及びbの小さい方であり、ファジー結合 a OR bは、a及びbの大きい方であり、ファジー否定 NOT aは、1-aであることを思い出すこと。
【００９７】
第1のファジー規則は、その相が標準の速度で増加することになっているという他のあらゆる情報を欠いていることを示す。特に、大量のリークがあるか、又は最近に突然にリークが変化するか、又は呼吸低下があるならば、この規則が無条件に正しく、非常に重い重みづけを有する。
WSTANDARD = 8＋16*JPEAK＋16*呼吸低下＋16*大きなリーク
【００９８】
ファジー規則の次のバッチは、通常の流れ対時間カーブの様々な特徴の検出に対応する。これらの規則の全ては、ユニット重みづけを有し、示された集合のファジーメンバーシップを条件としている。
WEARLY INSP = W(上昇AND小さな正)
WPEAK INSP = W(大きく正 AND 安定 AND NOT 最近のピーク妨害)
WLATE INSP = W(下降 AND 小さく正)
WEARLY EXP = W(下降 AND 小さく負)
WPEAK EXP = W(大きく負 AND 安定)
WLATE EXP = W(上昇 AND 小さく負)
【００９９】
次の規則は、最近の過呼吸があり、リークが最近変化していないならば、合理的な呼気の休止(無呼吸とは対照的に)があることを示す。
WPAUSE = (過呼吸 AND NOT JPEAK)*W(安定 AND ゼロ)
【０１００】
サーボ利得が増加するときに過呼吸に対する時定数が小さくなり、サーボ利得が増加するときに呼気の休止の許された長さがもっと短くなり、サーボ利得が最大でゼロになるということを思い出すこと。これに対する正当性は、(i) 呼吸時の長い休止を足した高いサーボ利得は、サーボコントローラーの「乱調」となり、(ii)被験者の化学受容体反応が非常に活発であるならば、一般に、高いサーボ利得が用いられる。長い無呼吸又は呼吸低下の抑制によって、被験者の自分自身の内部のサーボコントロールを乱すことが防止され、それによってチェーンストークス呼吸を防止する。
【０１０１】
最後に、2つの相-スイッチ規則がある。大略予想された速度で規則的に静かに呼吸する間、これらの規則が強く働くべきでないが、それらは、不規則な呼吸又は普通でない速度での呼吸を取り扱うことである。それらは、非常に重い重みづけを有する。
WTRIG INSP = 32W(呼気相ANDスイッチ正)
WTRIG EXP = 32W(吸気相ANDスイッチ負)
【０１０２】
非ファジー化(defuzzification)
上記の１０個のファジー規則の各々に対して、我々は、下表に示すように、相角度fNを添付する。φNが 回転であって、ラジアンでないことに注意すること。現在、我々は、単位円を中心に適切な相角度φNで上記のように算出した10の質量W(N)を配置しており、セントロイドを考慮に入れている。
【０１０３】
【表４】
ここで、k = STD TI/STD TE
【０１０４】
ユーザが非常に短いデューティサイクルに入っているならば、kが小さいことに注意すること。例えば、普通のデューティサイクルは、40%であり、k = 40/60= 0.67を与える。このように、呼気のピークが、0.5+0.2*0.67=0.63という相角度に関連しており、呼気時間への 26 % に対応している。呼気の休止は、0.5+0.5*0.67=0.83で始まり、呼気時間への67%に対応している。逆に、デューティサイクルがひどい閉塞性の肺病気にかかっている患者において20%にセットされるならば、特徴 6 〜特徴 10がゆがめられるか、又は、呼気の前期に圧縮されて、適切な長い呼気の休止を作り出す。
【０１０５】
相の新しい算出は、極座標において、上記10個の規則のセントロイドである。
【０１０６】
現在の相φからセントロイドまでの相変化dφは、極座標において算出される。このように、セントロイドが0.01であり、現在の相が0.99であるならば、相の変化は、dφ= 0.02である。逆に、セントロイドが0.99であり、現在の相が0.01であるならば、dφ= -0.02である。それから、新しい相がセントロイドにセットされる。
【０１０７】
φ=セントロイド
これは、呼吸サイクルでの瞬間相φの算出を終える。
【０１０８】
算出された、平均吸気時間、平均呼気時間、サイクル時間及び呼吸速度
現在の相が吸気である(φ＜0.5)ならば、算出された吸気時間TIはアップデートされる。
LP(dφI) = 4*STD T TOT の時定数で d φをローパスフィルター処理すること
(0.5/STD TI)/2〜4(0.5/STD TI)の範囲でLP(dφI)を切り取ること
TI = 0.5/切り取られたLP(dφI)
【０１０９】
逆に、現在の相が呼気(φ >= 0.5)であるならば、算出された呼気時間TEがアップデートされる。
LP(dφE)= 4*STD T TOT の時定数で d φをローパスフィルター処理すること
(0.5/STD TE)/2〜4(0.5/STD TE)の範囲でLP(dφE)を切り取ること
TE = 0.5/切り取られたLP(dφE)
【０１１０】
切り取ること（クリッピング）の目的は、第一に、ゼロで除されることを妨げることであり、その結果、算出されたTI及びTEは、小さい4というファクター、又は予想されるより大きな2というファクターより決して大きくない。
【０１１１】
最後に、観察された平均呼吸時間TTOT及び呼吸速度RRは、以下のようになる。
TTOT = TI＋TE
RR = 60/TTOT
【０１１２】
非負荷抵抗
非負荷抵抗は、患者の上部及び下部の気道を横切る圧力降下であり、SRAMに記憶された呼吸気流及び抵抗値から算出される。
f = +/-2L/秒に頭切りされた呼吸気流
非負荷抵抗 = 気道抵抗*f＋上部気道抵抗*f2*sign(f)
【０１１３】
瞬間弾力補助
瞬間弾力補助の目的は、肺及び胸壁のバネ性(瞬間的な弾性力)によって供給された弾力のある収縮圧力のいくらかまたは全てをバランスする圧力を提供することである。予め設定された目標換気を平均して少なくとも越えるように、分時換気をサーボコントロールするのに必要な追加の構成要素をプラスする。さらに、最小スイング(常に存在する)が、全てに加えられる。ユーザーの指定したパラメータ・エラスタンスは、患者の肺及び胸壁の既知又は算出されたエラスタンスの50-75%を言うように予め設定される。様々な構成要素は、次のように算出される。
【０１１４】
医者によってセットされた最小圧力スイングに基づいた瞬間補助
瞬間最小補助 = 最小スイング*Π(φ)
【０１１５】
目標に等しいか又は越えるように換気をサーボコントロールするのに必要な弾力補助
サーボスイング量は、平均して、予め設定された目標換気に少なくとも等しいものに分時換気をサーボコントロールするのに必要な追加の圧力変調振幅である。
【０１１６】
分時換気は、分当りの吸気又は呼気されたリットルの全数として規定される。しかしながら、我々は、それを算出するために、全部の時間、あるいは、数秒間待つことができない。なぜならば、我々が数秒続く無呼吸又は呼吸低下を防止することができることを希望し、数秒間以上の平均換気に基づいたPIコントローラーは、鈍い又は不安定であるからである。
【０１１７】
実際に、サーボコントロールされた量は、瞬間呼吸気流の絶対値の半分である。減衰のない単純な省略された一体コントローラーは、非常に満足に動作する。コントローラー利得及び最大出力は、マスクを装着したあとの最初の数秒以上暴走する。
【０１１８】
口からのリークが突然に増加したならば、気流は長い間ゼロ以外である。副作用は、換気が不正に上記目標と同様に誤って測定され、サーボ補助の量が誤ってゼロに低減されるということである。このことを防止するために、ファジー最近のピーク妨害指数が大きいというファジー度合に対して、妨害に先立って、我々は、その最近の平均値でサーボ補助の度合を保持する。
【０１１９】
サーボスイングを算出するためのアルゴリズムは、次のようになる。
誤差 = 目標換気−abs(呼吸気流)/2
サーボスイング = S 誤差 * サーボ利得 *0 〜 20cmH 2 O でサンプル間隔でクリップサーボスイング * 引込
セットされた最近のサーボスイング = 多くても J PEAK であるクリップサーボスイングを 25 秒の時定数でローパスフィルター処理されたサーボスイング * 最近のサーボスイン グ
【０１２０】
瞬間サーボ補助は、前に算出された圧力波形テンプレートにサーボスイングを乗ずることによって算出される。
瞬間サーボ補助 = サーボスイング*Π(φ)
【０１２１】
瞬間弾力圧力を算出すること
ユーザの指定したエラスタンスに対して吸気する弾力動作を取り除くために必要な瞬間圧力は、瞬間吸気体積の指定エラスタンス倍である。あいにく、時間について呼吸気流を積分することによってのみ瞬間吸気体積を算出することは、3つの理由のために実際には機能しない。まず、リークは積分の急激な暴走を引き起こす。第二に、積分器は各々の吸気の初めでリセットされ、このポイントが信頼性高く感知することが難しい。第3に、及び決定的に、患者が努力しなければ、何も起こらない。
【０１２２】
したがって、4つの別々の算出がなされ、加重平均される。
【０１２３】
算出1：リークにおける突然の変化に対する訂正で、瞬間一回換気体積から算出された正確な瞬間弾力反動。
第1の算出は、算出された瞬間吸気体積での指定エラスタンスの瞬間弾力反動である。重み付けされた呼吸気流を時間で積分したものに指定エラスタンスを乗じることによって算出され、呼吸相が呼気であるならば、ゼロにリセットされる。呼吸気流は、最近のピーク妨害指数JPEAKのファジー否定によって重み付けされており、リーク検出器が変化しているリークに適するための時間を有する前に、リークが突然増加する短時間の間、積分したものの急激な暴走を部分的に改良する。リークが非常に安定している場合、JPEAKがゼロであり、重み付けは、1であり、吸気体積は、普通に且つ正しく算出される。リークが突然に増加する場合、JPEAKが素早く増大し、重み付けは減少し、算出された吸気体積は、普通、不正確であるけれども、吸気体積の過大な算出は改良される。算出は、次のようにして行なう。
瞬間体積 = {呼吸気流*(1-JPEAK)dt }の積分
相が呼気である(0.5＜φ＜1.0 の繰り返し)ならば、積分をゼロにリセットする
算出値1 = 瞬間体積*エラスタンス
【０１２４】
算出2：一回換気体積が目標一回換気体積に等しいという仮定に基づく。
標準スイング量は、予め設定された目標一回換気体積の呼吸に対する、指定エラスタンスを取り除く追加の圧力変調振幅である。
目標一回換気体積 = 目標換気/目標周波数
標準スイング = エラスタンス*目標一回換気体積
算出値2 = 標準スイング*Π(φ)
【０１２５】
算出3：一回換気体積が、前に算出した観察された平均呼吸速度RRで除された目標一回換気体積に等しいという仮定に基づく。
算出値3 = エラスタンス*目標換気/RR*Π(φ)
【０１２６】
算出4：この呼吸が最近の呼吸によく似ているという仮定に基づく。
この呼吸に対する弾力性作業が最近の呼吸に対するそれに似ているという仮定に基づいた瞬間補助は、次のように算出される。
LP弾力補助 = 2STD TTOTの時定数でローパスフィルター処理された瞬間弾力補助
算出値4 = LP弾力補助*Π(φ)/PBAR
【０１２７】
たとえΠ(φ)が、ユーザによって、正方形から平坦に、又はその逆に高速に、動的に変化しても、上記のアルゴリズムが正しく働く。例えば、8cmH2Oの正方形の波(ΠBAR =1)が適切に患者を補助するならば、のこぎり歯の波(ΠBAR = 0.5)は、同じ平均的な補助を生み出すために、16cmH2Oスイングを必要とする。
【０１２８】
瞬間弾力反動圧力の最良の算出
次に、上記の加重平均に基づいた実際の弾力反動圧力の最良の算出を取り除くために必要な圧力を算出すること。もしΠ(φ)が最もスムーズにセットされるならば、算出は瞬間弾力反動の上記算出の全てに等しく基づく。もしΠ(φ)が正方形の波であるならば、算出は、算出lを除く全ての算出に基づく。なぜならば、正方形の波がφ=0で最大であり、算出値1がφ=0でゼロであるからである。中間の波形は、中間的に処理される。なめらかさの量は、正方形の波に対するゼロから、0.3又はそれ以上の波形時定数に対する1まで変化する。
なめらかさ = 波形時定数 / 0.3
瞬間反動 = (なめらかさ*算出値1＋算出値2＋算出値3＋算出値4)/(なめらかさ＋3)
【０１２９】
ここで、最小スイングとサーボスイングに基づいた算出値を加え、ユーザによってセットされた最大スイングを越えないために、頭切りする。マスクがちょうど装着されているならば、低減させる(徐々に引込むこと)。
I = 瞬間最小補助＋瞬間サーボ補助＋瞬間反動
予め設定された最大許容スイング瞬間弾力補助より少なくなるようにIを頭切りすること = I*引込
これによって、瞬間弾力補助の算出が完了する。
【０１３０】
センサでの所望の圧力
所望のセンサ圧力 = epap＋ホース圧力損失＋非負荷抵抗＋瞬間弾力補助
【０１３１】
モータ速度のサーボ制御
最終的なステップにおいて、センサで測定した圧力は、所望のセンサ圧力に等しいサーボコントロール圧力であり、モータ電流を調節するために、例えば省略された擬差動コントローラーを用いる。このことについて図1に参照することができる。
【０１３２】
デバイス性能
図21-27は、それぞれ、第2の実施形態の様子を表示している実際の60秒の記録を示す。必要な操作を実行するために訓練された普通の被験者から全て記録される。算出された呼吸気流、マスク圧力、及び呼吸相は、上述のアルゴリズム、シリアルポートを通した出力、デジタル的なプロットを用いて算出される。
【０１３３】
図21〜26において、呼吸気流が太い軌跡として示され、流れに対する垂直スケールが±L/秒であり、吸気は上向きである。圧力(細い軌跡（light trace）)に対する垂直スケールは、0.2cmH2Oである。
【０１３４】
図21は、0.1cmH2O/L/秒/秒までセットされたサーボ利得で記録されており、普通の化学反射を持った被験者に適切である。被験者は最小換気より十分上で呼吸しており、特に深い息(ため息)がポイント(a)で取られる。いつものように、呼吸努力は、ポイント(c)でため息の続きをやめる。デバイスが、(b)のマーク期間での終端呼気圧力で存続しているデバイスによって示されるように、短い中枢神経系の無呼吸(b)を正しく許す。逆に、図22は、前述の深呼吸がないならば、努力が(a)で終わるとき、圧力が正しくサイクルし続け、あらゆる低酸素症を防止する。図23は、チェーンストークス呼吸をもつケースに普通であるように、異常に高い化学反射を持った被験者に適切であるように、高くセットされたサーボ利得で記録されている。努力が矢印(a)でやめるとき、圧力がサイクルを続けて、前の深呼吸にもかかわらず、中枢神経系の無呼吸がもはや許されない。これは、チェーンストークス呼吸の次のサイクルを防止するのに有利である。
【０１３５】
上記の正しい動作が、時間モードデバイスによっても示されるが、自発モードの2レベルデバイスのそれと、すなわち等価で、比例した補助換気のそれと異なっている。その両方は、適性に関係なく、中枢神経系の無呼吸の後にサイクルさせない。
【０１３６】
図24は、被験者が自発的に深い吸気努力をするとき、終端吸気圧を自動的に増大させていることを示す。望ましい動作が、PAVと共通しているが、単純な2レベルのデバイスのそれと異なる。それは、増大した患者の要求にもかかわらず、体積サイクルデバイスに、サポートの一定のレベルを維持する。そのデバイスは増大する要求の時間で実際にサポートを減少させる。
【０１３７】
図25は、選ばれたいくぶん正方形の波形で記録される。この図は、被験者がポイント(a)で胸壁を堅くすることによって自発的に抵抗しようとするとき、自動的に増大している圧力サポートを示す。PAVが選択的に正方形の波形を与えることができないという予想で、この望ましい動作は、PAV及び体積サイクルデバイスと共通である。それは、増大する要求でサポートのレベルを増やさない単純な2レベルのデバイスとは別である。
【０１３８】
図26は、(a)でひどいl.4 L/秒リークが突然に始まって、流れ信号は一回の呼吸のスパン以内でベースライン(b)に戻り、圧力が極めて正確にサイクルし続けることを示す。時間の定められたモードデバイスは、突然に変化するリークに直面しても正しくサイクルし続けることができ、必要であるとき(図27に示すように)、被験者の呼吸速度に従うことができない。他の既知の2レベルのデバイス及びPAVは、突然のひどいリークの始まりに続いて、長い期間又は短い期間、ミストリガーする。そして、PAVがこれらの条件で非常に過大な圧力を供給することができる。
【０１３９】
図27は、呼吸気流(太い軌跡（heavy trace）、±1 L/秒フルスケール)、及び連続変数(細い軌跡（light trace）、0〜1での繰り返し)としての呼吸相を示す実際の60秒の軌跡を示す。その軌跡の左半分では高い呼吸速度であり、その軌跡の右半分では低い呼吸速度である。この軌跡は、本発明が、連続変数としての相を決めることができることを明示している。
【０１４０】
本発明の実施形態の有利な面
連続変数として相を用いること。
従来技術において、相は、2つの値(吸気及び呼気)を持った分類上の変数として見なされている。吸気のスタートと呼気のスタートを検出するときの誤りは、送出圧力における分類上の誤りを生じる。逆に、本願では、相は値をゼロと1との間の値を有する連続変数と扱われている。このように、相の測定値における分類上の誤りは、避けられる。
【０１４１】
調節可能なフィルター周波数と相遅延に対する許容
被験者が早く呼吸しているときに短い時定数を用いることによって、及び被験者がゆっくりと呼吸しているときに長い時定数を用いることによって、フィルターは、呼吸サイクルのほんのわずかの一定の相遅延を導く。このように、不必要な相遅延は避けられることができるが、心原性の人工物は、ゆっくり呼吸している被験者において拒絶される。さらに、相が連続変数と扱われているので、ローパスフィルターでの遅延を十分に補償することが可能である。
【０１４２】
呼吸相の連続関数としての呼吸内の圧力調整
全ての従来技術では、吸気の開始、又は呼気の開始において、顕著な不連続な圧力変化がある。本願では、圧力変化が連続であり、より快適である。
【０１４３】
比例した補助換気の状態では、瞬間圧力は、呼吸の中に入る瞬間体積の関数である。このことは、突然の大きいリークが急激な圧力暴走を引き起こすことを意味する。本願では、瞬間圧力が一回換気体積よりもむしろ瞬間相の関数であるので、このことが回避される。
【０１４４】
平均吸気時間の関数としての呼吸間の圧力調整
平均吸気時間は、一回換気体積よりも、リークの存在で簡単に算出される。平均吸気時間と平均一回換気体積との間の相関関係を利用することによって、平均一回換気体積に適するように、変調の振幅を調節することは可能である。
【０１４５】
乱れた上部気道抵抗を取り除くため、及び心原性の圧力不安定性を避けるための圧力構成要素の準備。
ヨウネスは、外部装置の抵抗を取り除くために、呼吸気流の2乗に比例した圧力の構成要素の使用を示しているけれども、本発明の実施形態での外部の装置の抵抗は、普通、無視できる。逆に、本発明の実施形態は、ヨウネスによって予期されなかった呼吸気流の2乗に比例したそのような構成要素の2つの用途を示す。第一に、寝ている被験者及び鼻がブロックされた被験者は、気流の2乗に比例する大きい抵抗を有しており、気流の2乗に比例した圧力構成要素が用いられて、解剖学上の上部気道抵抗を取り除く。第二に、心拍又は他の人工物による小さい非呼吸気流の構成要素は、 2 乗であるとき、無視できる圧力変調を生み出し、その結果、そのような構成要素の使用がそのような非呼吸気流に相対的な免疫を与える。
【０１４６】
自発呼吸及び制御呼吸との間のスムーズな移行
目標換気以上に自発呼吸をする間、被験者の呼吸パターンを柔軟に追跡することから、スムーズで継ぎ目のないグラデーションがあり、移行期間を経て、被験者が努力をしないならば、呼吸時間、呼吸深さ、及び呼吸相を十分に制御する。その移行時間において、被験者は、呼吸タイミング及び呼吸深さに対して少しずつ変化させることができる。換気が近いものであるが所望の閾値でないとき、スムーズな移行がカテゴリー誤りを避ける。その利点は、自発呼吸から制御呼吸への移行が被験者に対して目立たないように起るということである。これは、被験者が眠ろうとしているときに特に重要である。被験者が起きて、自発呼吸努力を再開するとき、類似したスムーズな移行が、逆方向に起こる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 （a）は、本発明の第1の実施形態の装置を示し、（b）は本発明の第2の実施形態の装置を示す。
【図２】 本発明の第1の実施形態に対する呼吸サイクルでの瞬間相Φの関数として、所望の瞬間送出圧力の算出において用いた圧力波形関数Π(Φ)である。
【図３】 本発明の第1の実施形態による正規化呼吸気流から、5つの大きさファジー集合(「大きく負」、「小さく負」、「ゼロ」、「小さく正」と「大きく正」)の各々の、メンバーシップの度合を算出するためのファジーメンバーシップ関数を示す。
【図４】 本発明の第1の実施形態による正規化された気流変化速度から、5つの大きさファジー集合(「安定して」、「早く上昇」、「ゆっくり上昇」、「ゆっくり下降」、「早く下降」)の各々の、メンバーシップの度合を算出するためのファジーメンバーシップ関数を示す。
【図５】 本発明の第2の実施形態に対する呼吸サイクルでの瞬間相Φの関数として、所望の瞬間送出圧力の算出の中で用いた圧力波形関数Π(Φ)である。
【図６】 最も最近のマスクオン-オフ移行からの時間関数として、「引込」量の算出を示す。
【図７】 メンバーシップ関数が呼吸気流が予想よりも長い間正である度合を算出するように、呼吸気流信号を交差する最も最近の呼気から吸気まで(負から正まで)ゼロからの時間の関数として、ファジー集合ＡＩに対するファジーメンバーシップ関数を示す。
【図８】 メンバーシップ関数が呼吸気流が大きく正である度合を算出するように、呼吸気流の関数として、ファジー集合BIに対するメンバーシップ関数を示す。
【図９】 瞬間妨害指数Jから最近のピーク妨害指数JPEAKの算出の電気的アナログを示す。
【図１０】 最近のピーク妨害指数JPEAKの関数として、リークのコンダクタンスの算出時のローパスフィルタリングステップで用いた時定数τの算出を示す。
【図１１】 9つの特徴をマークする、x軸上の時間で、典型的な呼吸の流れ-時間の曲線を示す。
【図１２】 ファジー集合「大きく負」、「小さく負」、「ゼロ」、「小さく正」、及び「大きく正」に対するメンバーシップ関数を、本発明の第2の実施形態による正規化呼吸気流の関数として示す。
【図１３】 本発明の第2の実施形態による正規化された呼吸気流変化速度df/dtの関数として、「下降」、「安定した」、「上昇」のファジー集合に対するメンバーシップ関数を示す。
【図１４】 ファジー集合「呼吸低下」に対するメンバーシップ関数を示す。
【図１５】 「サーボ利得」の関数が、指定された目標換気を少なくとも越えるために分時換気をサーボコントロールするために用いた利得として、正規化された最近の換気の算出に対する時定数τの算出を示す。
【図１６】 正規化された最近の換気の関数としてファジー集合「過呼吸」に対するメンバーシップ関数を示す。
【図１７】 リークの関数としてファジー集合「大きなリーク」に対するメンバーシップ関数を示す。
【図１８】 ファジー集合「スイッチ負」と「スイッチ正」に対する正規化呼吸気流の関数としてメンバーシップ関数を示す。
【図１９】 呼吸サイクルにおける瞬間相φの関数として、ファジー集合「吸気_相」と「呼気_相」に対するメンバーシップ関数を示す。
【図２０】 非ファジー化(defuzzification)の中で用いられた関数W(y)がどのようにしてユニットベースの二等辺三角形の領域(陰をつけられている)と高さyより下で切り離された高さを算出するかを模式的に示す。
【図２１】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。前述の深呼吸(a)の後、努力がポイント(c)でやめるとき、短い中枢神経系の無呼吸(b)が許されることを示す。
【図２２】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。努力が矢(a)で前述の深呼吸なしで終わるとき、中枢神経系の無呼吸が許されないことを示す。
【図２３】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。高くセットされたサーボ利得で記録され、努力が矢(a)で前述の深呼吸にもかかわらず終わるとき、中枢神経系の無呼吸がもはや許されないことを示す。
【図２４】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。被験者が自発的により深い吸気努力をするとき、終端-吸気圧を自動的に増大していることを示す。
【図２５】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。選択されたいくぶんより正方形の波形で記録され、被験者がポイント(a)で胸壁を堅くすることによって抵抗を自発的に試みるとき、圧力サポートを自動的に増大していることを示す。
【図２６】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。(a)で1.4 L/秒リークの突然の始まりで、流れ信号が1度の息の幅内にベースライン(b)に戻り、圧力が正しく循環し続けることを示す。
【図２７】 呼吸気流(太い軌跡（heavy trace)、±1 L/秒 フルスケール)と、瞬間相(細い軌跡（light trace)、0〜l間の繰り返し フルスケール)とを示す実際の60秒トレースを示す。
【符号の説明】
１０ ブロワー
１１ マスク
１２ 送出チューブ
１３ 排出拡散器
１４ 呼吸気流計
１５ 圧力変換器
１６ マイクロプロセッサー
１７ ポート
１８ 変換器
１９ サーボ
２０ 制御ファンモータ
２１ シリアルポート
１１０ ブロワー
１１１ マスク
１１２ 空気送出ホース
１１３ 排出口
１１４ 呼吸気流計
１１５ 圧力変換器
１１６ マイクロプロセッサー
１１７ ポイント
１１８ 圧力変換器
１１９ モータサーボ
１２０ ブロワーモータ
１２１ 通信ポート
技術分野 本発明は、被験者の呼吸の必要性に調和した換気補助を提供するための方法及び装置に関する。換気補助は、自発呼吸又は非自発呼吸しているか、又はこれらの呼吸状態の間を動いている被験者に対するものである。本発明は、特に睡眠している間、長期の換気補助を必要とする自発呼吸している被験者に特に適切であるが、これに限定されない。
【０００２】背景技術 ひどい肺の病気、胸壁の病気、神経筋疾患、又は呼吸制御の病気にかかった被験者は、入院して機械的換気補助を必要とし、次に、特に睡眠している間、長期の家庭の機械的換気補助を必要とする。人工呼吸器は、吸気の間が高い圧力で、呼気の間が低い圧力で、ノーズマスクのようなインタフェースを通して、被験者に酸素リッチな空気又は空気を供給する。
【０００３】
目がさめた状態、及び、眠るのを待っている間、被験者の換気パターンは、速度及び深さが変化する。最も既知の換気デバイスは、マスク圧力の振幅及び相が被験者の自発的努力と正確に調和しておらず、不快状態又はパニック状態になってしまう。非同期の量が大きいと、デバイス効率が低減する。睡眠している間、被験者の気道、呼吸の筋肉、及び胸壁の仕組みと同様に呼吸の神経制御が変化して、実質的に増大した換気サポートが必要になる。したがって、デバイスがサポートの度合を自動的に調節することができない限り、送出圧力の振幅は、睡眠の間では不十分であるか、又は、目がさめた状態で過大であるに違いない。このことが、例えば、肥満の低換気症候群シンドロームのような、中枢神経系の低換気症候群の呼吸制御異常を持った被験者で特に重要である。あるいは、不十分な化学受容体駆動があり、ひどい心不全や発作のある患者のようなチェーンストークス呼吸には特に重要である。そこでは過大又は不安定な化学受容体駆動がある。
【０００４】
さらに、睡眠の間、マスクと被験者との間ですなわち被験者の口で、これが自由にしたままであるならば、必然的に大きいリークがある。そのようなリークは、被験者の必要性に対して機械が努力する相及び大きさに調和させる際にエラーを悪化させ、口からのリークの場合、換気サポートの効果を低減する。
【０００５】
理想的には、換気補助デバイスは、以下の目標について同時に対処しなければならない。
(i) 被験者が起きており、実質的な換気努力を行っている間、供給された補助は、患者の努力及び相と密接に調和しなければならない。
(ii) 機械は、被験者の化学反射に完全に依存することなく、少なくとも指定された最小換気を維持するために補助の度合を自動的に調節しなければならない。
(iii) それは、大きなリークが存在する際に、正しく動作しなければならない。
【０００６】
最も単純な家庭の人工呼吸器は、一定体積を供給するか、又は2つの一定圧力の間を循環する。それらは、一定速度でそうする、あるいは患者の自発努力、又はその両者によって引き金となる。全てのそのような単純なデバイスは、少なくとも与えられた換気を維持するために補助の度合を調節する目標(ii)に合致することができない。それらは、被験者呼吸の相と密接に調和するという目標(i)に主に合致することができない。時間の定められたデバイスは、被験者の努力と同期しようとしない。引き金となったデバイスは、被験者の努力で呼吸の開始及び終了と同期しようとするが、呼吸の間、被験者の努力に瞬間圧力を調整しようとしない。さらに、引き金となることは、リークが存在すると失敗する傾向があり、このように目標(iii)を失敗する。
【０００７】
少なくとも20年間知られているサーボ-換気装置類が、換気を測定するとともに、補助の度合を調節し、指定されたレベルでまたはそれ以上で、換気を維持する、目標(ii)に合致する。しかし、それらは、上記の理由のために、被験者の自発努力の相と密接に調和する目標(i)に合致することができない。目標(iii)に合致するための試みはなされていない。
【０００８】
比例した補助換気(PAV)は、マジー・ヨウネス博士によって教えられるように(例えば、機械的換気装置の原理と実践、章15において)、所望の換気を達成するために必要な気道圧を最小にしている間に、被験者の抵抗動作と弾力動作を部分的にまたは完全に取り除くために、一呼吸内での時間及び圧力のプロフィールを調整することを目的としている。吸気の半サイクルの間、管理された圧力は、以下の形を取る。
P(t) = P0 + R.fRESP(t) + E.V(t)
ここで、Rは気道抵抗のパーセンテージであり、fRESP(t)は時間ｔでの瞬間呼吸気流であり、Eは肺と胸壁とのエラスタンスのパーセンテージであり、V(t)は吸気のスタートから瞬時的現在までの吸気体積である。呼気の半サイクルの間、V(t)は、ゼロと見なされ、受動の呼気を生み出す。
【０００９】
自発呼吸の間の比例した補助換気の利点は、補助の度合が被験者の即時の必要性とそれらの呼吸パターンとに適合するように自動的に調節され、したがって、自発呼吸をする被験者において快適であるということである。しかしながら、少なくとも2つの重要な不利な点がある。第一に、V(t)は、吸気のスタートからの時間について、流れを積分したものとして算出される。このように、V(t)を算出する不利な点は、リークの存在で、リークによる流れの積分したものがV(t)の中に含まれ、結果的にV(t)を過大に算出し、また、管理された圧力において決定的に増加するということである。これは、被験者を苦しませる。第二に、PAVは被験者の化学受容体反射作用に依存し、動脈の血の構成をモニターし、それによって自発努力のレベルをセットする。PAVデバイスは、この自発努力を増大する。異常な化学受容体反射作用を持った被験者において、自発努力は完全に終わるか、又は、動脈の血液の構成に無関係になり、これらの努力の拡大が不十分な呼吸を生み出す。睡眠の間、既存のチェーンストークス呼吸をしている患者において、PAVは、計画的に被験者の強くなったり弱くなったりしている呼吸努力を拡大し、妨害を過大評価することによって実際に物事を悪くする。このように、PAVは被験者の自発呼吸と同調している補助を与えるという目標(i)に実質的に合致するが、被験者が不十分な化学反射を有するならば、補助の深さを調節するという目標(ii)に合致することができず、満足に目標(iii)に合わない。
【００１０】
このように、上記の目標のそれぞれに合致する既知のデバイスがあるが、全ての目標に同時に合致するデバイスがない。さらに、上記目標のいずれか一つに関する従来技術を改良することは、望ましい。
【００１１】
したがって、本発明は少なくとも部分的に以下の少なくとも1つを達成することである。
(i) 換気が目標換気を十分に越えているとき、補助の相及び度合を被験者の自発努力と調和すること。(ii) 完全に被験者の化学反射に依存することなく少なくとも指定された最低の平均換気を維持するために、補助の度合を自動的に調節すること、及び、チェーンストークス呼吸のような自発的換気努力における不安定性を抑制すること。(iii) 突然のリークの効果にいくらかの免除を与えること。
【００１２】
本発明の開示 以下のことにおいて、ファジーメンバーシップ関数は、ゼロと1との間の値を返すものであり、ファジー交差A AND Bが、A及びBの小さい方であり、ファジー結合A OR Bは、A及びBの大きい方であり、ファジー否定NOT Aが、1−Aである。
【００１３】
本発明は、連続変数として呼吸サイクルにおける瞬間相の決定方法を開示する。
【００１４】
本発明は、以下のことを決めるステップを少なくとも含む、呼吸サイクルでの瞬間相を算出する方法をさらに開示する。すなわち、該方法においては、瞬間気流が小さく、早く増加しているならば、それが吸気のスタートの近くにあり、瞬間気流が大きく且つ安定しているならば、それが中間吸気の近くにあり、瞬間気流が小さく早く減少しているならば、それが中間呼気に近くにあり、瞬間気流がゼロであり安定しているならば、それが終端の呼気休止の間にあり、上記の間での中間の気流条件は、対応した中間の相と関連している。
【００１５】
本発明は、0〜1の間での繰り返しで連続的に変化するように、呼吸サイクルでの瞬間相を決める方法をさらに開示する。その方法は、
予想された呼吸の流れ対時間の波形に類似した典型的な流れ対時間の波形f(t)の少なくとも2つの同定可能な特徴FNを選ぶステップと、各々の前記特徴に対して、
重み付けWNを前記相に指定して、前記特徴に対する呼吸サイクルでの相φNを検査することによって決めるステップと、
メンバーシップ関数が呼吸気流の関数である「大きさ」ファジー集合MNと、そのメンバーシップ関数が呼吸気流の時間微分の関数であって、全ての他の選ばれた特徴に近いポイントに対するものより、その相が前記特徴 F N に近い一般化された典型的な呼吸の波形の上のポイントに対して、ファジー交差 M N AND C N が大きい方であるように選ばれた「変化速度」ファジー集合CNとを規定するステップと、
流れがMNであり、流れの変化速度がCNであるならば、重み付けWNで相=φNであるように、選ばれた特徴FNにファジー推論規則RNをセットするステップと、
リークの訂正された呼吸気流を測定するステップと、
各々の特徴FNに対して、ファジー集合MNとCNでのファジーメンバーシップを算出するステップと、
各々の特徴FNに対して、相がφNであるファジー度合 YN = MN AND CNを決めるために、ファジー推論規則RNを適用するステップと、
瞬間相φを決めるために相φN及び重み付けWNで、YNを用いて、非ファジー化(defuzzification)手順を適用するステップとを備えている。
【００１６】
好ましくは、同定可能な特徴は、典型的な流れ対時間の波形の0交差、ピーク、屈曲点、又は高原部を含む。さらに、前記重み付けは、1であり、あるいは、特別な特徴の推論の予期された信頼性を反映するように選ばれる。
【００１７】
本発明は、上述したように、連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相を算出する方法をさらに開示する。呼吸気流を算出するステップは、非呼吸ノイズを低減するためにローパスフィルター処理するステップを含み、ローパスフィルターの時定数が呼吸サイクルの長さの算出値の増加関数である。
【００１８】
本発明は、上述したように、連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相を測定する方法をさらに開示する。非ファジー化(defuzzification)ステップが、呼吸気流をローパスフィルター処理するステップに導入されたあらゆる相遅延を訂正することを含む。
【００１９】
本発明は、平均呼吸速度を測定するステップを備えている方法をさらに開示し、
リークの訂正された呼吸気流を測定するステップと、
呼吸気流から、0〜1の間での繰り返しで連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相φを算出し、相の瞬間的な変化率dφ/dtを算出するステップと、
前記瞬間相変化率dφ/dtをローパスフィルター処理することにより平均呼吸速度を算出するステップとを備えている。
【００２０】
好ましくは、瞬間相は、上述した方法によって算出される。
【００２１】
本発明は、自発呼吸の被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示し、
領域0〜1の間での繰り返し及び範囲0〜1で、所望の波形テンプレート関数Π(φ)を割り当てるステップと、
0〜1の間での繰り返しの連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相φを算出するステップと、
所望の圧力変調振幅Aを選択するステップと、
前記算出された相φでの波形テンプレート関数Π ( φ ) の値に所望の圧力変調振幅 A を乗じたものに終端呼気圧力を加えたものとして、所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなる、サンプリング間隔で繰り返して実行されたステップを備える。
【００２２】
本発明は、上述したように、所望の圧力変調振幅を選ぶステップが、一定の振幅である、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
【００２３】
本発明は、上述したように、前記振幅が被験者の一回換気体積の算出値を乗じたエラスタンスと等しい所望の圧力変調振幅を選ぶステップを備える、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
【００２４】
本発明は、上述したように、所望の圧力変調振幅を選ぶステップが、
通常のサイクル時間を与える通常の呼吸速度を指定するステップと、
前記通常の呼吸速度で印加するために予め設定された圧力変調振幅を指定するステップと、
観察されたサイクル時間を与える観察された呼吸速度を算出するステップと、
前記指定されたサイクル時間で除された前記観察されたサイクル時間に前記予め設定された圧力変調振幅を乗じたものとして圧力変調の所望の振幅を算出するステップとからなるサブステップを備える、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
【００２５】
本発明は、呼吸サイクルでの相が被験者の呼吸気流から決められるが、被験者の呼吸が不十分であるというファジー度合であって、呼吸サイクルでの相が予め設定された速度で増加するように、被験者が適切に換気されるというファジー度合を決めるステップと、前記相の関数としてマスク圧力をセットするステップとを少なくとも含む、自発呼吸をする被験者における換気補助を与える方法をさらに開示する。
【００２６】
本発明は、呼吸気流を測定するステップと、気流から決められるが、呼吸サイクルでの相が正確に決定されることなく、相が予め設定された速度で増加するように、呼吸サイクルでの瞬間相が被験者の呼吸気流から決められるファジー度合を決めるステップと、前記相の関数として圧力を供給するステップとからなるステップを備える、自発呼吸をする被験者における換気補助を与える方法をさらに開示する。
【００２７】
本発明は、被験者の瞬間吸気体積を算出するための方法であって、突然にリークを変える条件下で暴走することなく実質的に使用できる方法をさらに開示する。すなわち、該方法は、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記訂正呼吸気流が、予想よりも長い間大きく正であるか、または予想よりも長い間大きく負であるというファジー度合に等しい、0〜1に変化する指数Jを算出するステップと、
吸気のスタートを同定するステップと、
吸気のスタートから、前記指数 J のファジー否定を乗じた前記訂正呼吸気流を時間で積分したものとして瞬間吸気体積を算出するステップとからなるステップを備えている。
【００２８】
本発明は、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法「A」をさらに開示する。その方法は、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記呼吸気流が予想より大きく正であるか、又は予想より大きく負であるというファジー度合に等しい、0〜1で変化する指数Jを算出するステップと、
前記指数Jのファジー否定を乗じた前記呼吸気流に等しい修正気流を算出するステップと、
呼吸サイクルでの相を同定するステップと、
時間に対して前記修正気流の積分したものとして瞬間吸気体積を算出し、該積分が呼吸サイクルの呼気部分間でゼロに保たれるステップと、
少なくとも前記瞬間吸気体積の関数として所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなり、サンプリング間隔で繰り返して実行される、ステップを備えている。
【００２９】
本発明は、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供するための方法「B」をさらに開示し、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記呼吸気流が予想より大きく正であるか又は予想より大きく負であるというファジー度合に等しい0〜1で変化する指数Jを算出するステップと、
呼吸サイクルでの相を同定するステップと、
前記指数Jのファジー否定を乗じた呼吸気流に等しい修正呼吸気流を算出するステップと、
時間に関して前記修正気流を積分したものとして瞬間吸気体積を算出し、該積分が呼吸サイクルの呼気の部分間でゼロに保たれるステップと、
呼気の圧力に、瞬間呼吸気流で乗じた抵抗を加え、呼吸気流の絶対値を乗じた呼吸気流を乗じた非線形抵抗を加え、前記調節された瞬間吸気体積を乗じたエラスタンスを加えて、所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなるステップを備えている。
【００３０】
本発明は、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法「C」をさらに開示し、
領域0〜1の間での繰り返し及び範囲0〜1で所望の波形テンプレート関数Π(φ)を記述するステップと、
リークに対して大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
呼吸気流が予想より大きく正であるか、又は予想より大きく負であるというファジー 度合に等しい0〜1に変化する指数Jを算出するステップと、
指数Jの最近のピークに等しいJPEAKを算出するステップと、
呼吸サイクルでの瞬間相を算出するステップと、
指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれた、圧力変調の所望の振幅を算出するステップと、
終端呼気の圧力に、前記算出された相φでの波形テンプレート関数Π ( φ ) の値を乗じた算出された圧力変調振幅 A を加えて、所望の送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を前記所望の瞬間送出圧力にセットするステップとからなるステップを備えている。
【００３１】
本発明は、上述したように、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法をさらに開示する。すなわち、圧力変調の所望の振幅を算出するステップが指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれ、
目標呼吸速度で除された目標換気の二倍に等しい目標気流を算出するステップと、
目標気流を差し引いたローパスフィルター処理された瞬間呼吸気流の絶対値に等しい誤差項を導くステップと、
利得を乗じた誤差項の積分したものから、圧力変調の振幅を算出し、該積分がゼロと最大値との間に存するようにクリップされるステップとからなるステップを備える。
【００３２】
本発明は、上述したように、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法をさらに開示する。指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれた、圧力変調の所望の振幅を算出するステップは、
目標呼吸速度で除された目標換気の2倍に等しい目標気流を算出するステップと、
目標気流を差し引いたローパスフィルターを乗じた瞬間呼吸気流の絶対値と等しい誤差項を導くステップと、
利得を乗じた誤差項の積分から、圧力変調の訂正されていない振幅を算出し、該積分がゼロと最大値との間に存するようにクリップするステップと、
呼吸サイクルの長さの数倍の時定数で、ローパスフィルター処理された振幅として前記振幅の最近の平均を算出するステップと、
最近のピーク妨害指数 J PEAK を乗じたローパスフィルター処理された振幅に、 J PEAK のファジー否定を乗じた前記訂正されてない振幅を加えたものに等しい圧力変調の実際の振幅をセットするステップとからなるステップを備える。
【００３３】
本発明は、被験者の必要性に調和する補助換気を提供し、変化する呼吸の仕組み、不充分な呼吸の駆動、異常な化学受容体反射作用、低換気症候群、又はチェーンストークス呼吸を患う被験者に特に適用され、リークの突然の変化に調節された比例した補助換気の利点が結合された方法をさらに開示する。当該方法は、
上記の「A」または「B」の方法に対して記載したように、瞬間マスク圧力を算出するステップと、
上記の「C」の方法に対して記載したように、瞬間マスク圧力を算出するステップと、
上記の2つの圧力の加重平均を算出するステップと、
マスク圧力を前記加重平均にセットするステップとからなる、サンプリング間隔で繰り返して実行されたステップを備える。
【００３４】
本発明は、規定された方法のそれぞれに効果をもたらし、流れおよび／あるいは圧力を測定するための一つ以上の変換器と、算出及び手順を実行するためのプロセッサ手段と、大気圧より上の圧力で呼吸可能なガスを供給するための流れ生成器と、被験者の気道に呼吸可能なガスを供給するガス送出手段とを含む装置をさらに開示する。
【００３５】
本装置は、人工呼吸器、換気補助デバイスと、一定したレベル、2つのレベル、又は自動セットレベルのデバイスを含んでいるCPAPデバイスとを含むことができる。
【００３６】
本発明を具体化しているアルゴリズムがファジー論理に関して説明されるが、これらのアルゴリズムの概算がファジー論理形式を使用することなくつくられることは、理解されるであろう。
【００３７】
好ましい実施形態の説明 記載した2つの実施形態は、上述の3つの目標を同時に達成しようとする方法で動作する人工呼吸器である。
【００３８】
第1の実施形態
装置の第一実施形態を与える装置を図1aに示す。ブロワー10が、送出チューブ12により被験者の気道と連通したマスク11に呼吸可能なガスを供給し、排出拡散器13を通して排出された。マスク11への気流は、呼吸気流計14と差圧圧力変換器15を用いて測定される。変換器15からのマスク流れ信号は、マイクロプロセッサー16によってサンプリングされる。マスク圧力は、圧力変換器18を用いているポート17で測定される。変換器18からの圧力信号は、マイクロプロセッサー16によってサンプリングされる。マイクロプロセッサー16が、瞬間マスク圧力要求信号をサーボ19に送る。変換器18から制御ファンモータ20までの実際の圧力信号と前記圧力要求信号とを比較する。マイクロプロセッサーの取り付けは、シリアルポート21を通して調節される。
【００３９】
マスクが、気管切開チューブ、気管内チューブ、鼻のピロー、又は、空気の送出手段と被験者の気道との気密接続を作る他の手段で、等しく置換されることは、理解されるであろう。
【００４０】
マイクロプロセッサー16は、以下のステップを実行するためにプログラムされており、表1及び2に関連して考慮されている。
【００４１】
【表１】
第1の実施形態に対するファジー推論規則
【表２】
第1の実施形態に対するファジー規則と相との関連
l. 吸気時間 TI TGT 、呼気時間 TE TGT 、分時換気 V TGT に対する所望の目標値をセットすること。適切な定数 P O と A STD とを選択すること。ここで、 P O が所望の終端呼気圧力である。ASTDは、呼吸時間TTTGT= TITGT＋TETGTに対する終端吸気での上記圧力POでの所望の増加である。
2. 図2に示されたように、相Φでの所望の送出圧力が以下の式によって与えられるように、適切な圧力波形関数Π(Φ)を選択すること。
P= P0＋AΠ(Φ)
ここで、振幅Aは、終端吸気圧と終端呼気圧との圧力差に等しい。しかしながら、他の波形は、特別な必要性を持った被験者に適切である。
3. 呼吸サイクルでの相Φをゼロに初期化すること、及び、実際の吸気と呼気との現在の算出値TIとTEとを、それぞれ、TITGTとTETGTとに初期化すること。
4. 長さTのサンプリング間隔での、吸気するときの相の変化率ΔΦIを初期化すること。
ΔΦＩ＝0.5T/TITGT
5. 呼気するときの相の変化率ΔΦEを初期化すること。
ΔΦE=0.5T/TETGT
6. 瞬間呼吸気流fRESPを測定すること。
7. 平均的な全呼吸時間 TT = TI＋TEを算出すること。
8. 一定で TT の部分である調節可能な時定数τ f で、呼吸気流をローパスフィルター処理すること。
9. 呼吸気流の絶対値の半分として瞬間換気Vを算出する。
V =0.5 |fRESP|
10. 目標換気VTGTと測定された分時換気Vとから、VERRの大きい値が不十分な換気を示すように、誤差項VERRを導くこと。
VERR = ∫(VTGT - V)dt
11. TT と比較して長い時定数τ V BAR で V をローパスフィルター処理した結果としてVBARをとること。
12. 正規化気流fNORMを算出すること。
fNORM = fRESP/VBAR13. fNORMから、そのメンバーシップ関数が図3に示されるファジー集合の各々のメンバーシップの度合を算出すること。
14. 平均呼吸サイクル時間TTの現在の算出値で除されたdfNORM/dtに等しい、正規化変化速度dfNORM/dΦを算出すること。
15. 正規化変化速度から、図4に示したファジー集合の各々でのメンバーシップの度合を算出すること。
16. 表lにおける各々の列Nに対して、ファジー推論規則を適用することによって、コラム分類したファジー相に示したファジー集合でのメンバーシップの度合gNを算出すること。
17. 表2に示すようにN 規則の各々の結果を相Φ N と結合すること(Φ10が現在の相Φであることに注意すること)。
18.Φ 10 を除くΦ N の各々を 0.89 τ /TT ずつ増大させて、前出のローパスフィルターステップを補償すること。
19. 半径gNと角度ΦN 回転の極座標でNユニット質量の重心までの角度として、新しい瞬間相ΦINSTを算出すること。
20. 前のステップで算出された相と現在の相との間での最小のサインされた差ΔΦINSTを算出すること。
ΔФINST = １-(ΔФINST -Ф) (ФINST-Ф＞0.5)
ΔФINST = ФINST -Ф+１ (ФINST-Ф＜-0.5)
ΔФINST = ФINST -Ф (上記以外)
21. 前のステップで算出された値と平均的な値(ΔΦIまたはΔΦE)との加重平均に等しい訂正された算出値ΔΦREVを導入すること。
ΔФ = (１-W)ΔФI + WΔФINST (0＜Ф＜0.5)
ΔФ = (１-W)ΔФI + WΔФINST (上記以外)
被験者が規則正しく呼吸しているならば、Wの小さい方の値は、相のよりよい追跡を引き起こす。被験者が不規則に呼吸しているならば、大きい方の値が相のよりよい追跡を引き起こす。22. 混合割合〔比〕が、被験者の換気がVTGTより上であるならば1であり、被験者がVTGTの近くまたは下であるならばゼロであり、被験者の換気が中間範囲を通して増大するとき、ゼロから1まで比例して増加するように混合割合Bを導くこと。23. 被験者の換気がVTGTより上にあるならば、被験者の呼吸のアクティビティーからステップ21で算出したΔΦによって主に影響され、被験者が V TGT の近くまたはその下で呼吸しているならば、目標呼吸の時間によって主に影響され、換気が中間範囲にあるならば、これら 2 つの量の間で比例するΔΦ BLEND を算出すること。
ΔФBREND = BΔФ + 0.5(１-B)T／TITGT (0＜Ф＜0.5)
ΔФBREND = BΔФ + 0.5(１-B)T／TITGT (上記以外)
24. ΦBLENDによるΦを増加させること。25. 相の平均的な変化率(ΔΦIまたはΔΦE)をアップデートすること。 ΔФI = T／τVBAR(ΔФBREND−ΔФI) (0＜Ф＜0.5)
ΔФE = T／τVBAR(ΔФBREND−ΔФE) (上記以外)26. 概略の吸気時間 TI 及 び呼気時間 TEを再算出すること。 TI＝0.5T／ΔФI
TE＝0.5T／ΔФE
27. 所望のマスク圧力変調振幅A D を算出すること。
A D ＝ASTD／２ (TT＜TTSTD／２)
A D ＝２・ASTD (TT＞２・TTSTD)
A D ＝ASTD・TT／TTSTD (上記以外)28. 誤差項VERRから、追加のマスク圧力変調振幅AEを算出すること。 A E ＝K・VERR (VERR＞０のとき)
A E ＝０ (上記以外)
ここで、Kの大きい方の値が、補助の度合の早いが安定性の少ない制御を生み出すが、Kの小さい方の値が、補助の度合の遅いが安定性の大きい制御を生み出す。29. マスク圧力PMASKをPMASK = PO＋(AD＋AE)Π(Φ)にセットすること。30. 呼吸サイクルの時間と比較すると短いサンプリング間隔Tを待つこと。そして、呼吸気流を測定するステップに続くこと。
【００４４】
呼吸気流の測定
上記のことから次のように、それは当業者には標準の手順である呼吸気流に必要である。リークがない場合、呼吸気流は、マスクと排出との間で配置された呼吸気流計で直接測定される。可能なリークの存在で、クロスレフェレンスによって本明細書に組み込まれたヨーロッパ出願番号 0 651 971（すなわち米国特許番号5,704,345）で開示された1つの方法は、リークを通して平均的な流れを算出することである。そこから、マスク圧力を変化させることによって誘発されたリークを通して流れの変調により、呼吸気流計流れ信号の変調量を算出する。すなわち、以下のステップを用いる。
l. 呼吸気流計を用いて、マスクでの気流fMASKを測定するステップと、
2. マスクでの圧力PMASKを測定するステップと、
3. 呼吸と比較すると長い時定数で、ローパスフィルター処理した気流から、平均リークを算出するステップと、
4. 呼吸と比較すると長い時定数で、ローパスフィルター処理したマスク圧力から、平均マスク圧力を算出するステップと、
5. 以下の式として、リークを通した流れの変調を算出するステップと、
δ(leak) = 0.5×平均リーク×誘発圧力
ここで、誘発圧力は、PMASK-平均マスク圧力である。
そこから、瞬間呼吸気流は、次のように算出される。
fRESP = fMASK −平均リーク−δ(リーク)
クロスレフェレンスによって本明細書に組み込まれたヨーロッパ出願番号 0 651 971（すなわち米国特許番号5,704,345）で開示されるような便利な拡大は、気流fTURBINEと圧力PTURBINEをタービンの出口で測定することである。空気送出ホースで圧力を下降させ、排出を通して気流を失なわせることによって、 P MASK 及び f MASK を算出すること。
1. ΔPHOSE = K1(FTURBINE) - K2(FTURBINE)2
2. PMASK = PTURBINE - ΔPHOSE
3. FEXHAUST = K3(PMASK)0.5
4. FMASK = FTURBINE - FEXHAUST
【００４５】
変形例
以下の実施形態は、変化する呼吸の仕組み、不充分な呼吸の駆動、異常な化学受容体反射作用、低換気症候群、又はチェーンストークス呼吸を持った被験者に特に適用でき、又は上気道又は下気道、肺、胸壁、又は神経筋のシステムの異常を持った被験者に適用できる。
【００４６】
ひどい肺病気にかかった多くの患者は、必要なピーク圧力が受け入れがたいほど高いか、又は例えばノーズマスクで達成できないので、スムーズな生理的な圧力波形を用いて、簡単に扱うことができない。そのような患者は、吸気努力の開始の瞬間、圧力が爆発的に早く上がる正方形の圧力波形を好むことができる。これは、高い内因性のPEEPを持った患者において特に重要である。超インフレの危険によって外因性のPEEP又はCPAPの高いレベルの使用によって内因性のPEEPに打ち勝つことは実行可能でない。そのような被験者において、予想され観察されたサポートの間の桁外れのミスマッチのために、引き金となることのあらゆる遅延が非常に苦悩を与えるものとして知覚される。スムーズな波形は、内因性のPEEPを越えるために管理された圧力のために取られた時間のために、知覚された遅延を誇張する。この実施形態が、正方形(例えばひどい肺、胸壁の病気又は内因性のPEEPをもつ患者に適している)から非常に平坦(普通の肺と胸壁を持っているが、異常な呼吸の制御、又は神経筋の異常を持った患者に適している)に連続的に変化している波形の使用を許す。この波形は、目標換気に等しい、又は越える分時換気のサーボコントロールで、比例した補助換気(リークで突然の変化のために訂正された)のエレメントの有無にかかわらず、結合されている。後者のサーボコントロールが調節できる利得を有する。その結果、例えばチェーンストークス呼吸を持った被験者が、彼ら自身の強くなったり弱くなったりしているパターンを優先するために、非常に高いサーボ利得を用いて処置される。様々な中枢神経系の低換気症候群を持った被験者は、低いサーボ利得で処置される、その結果、短い中枢神経系の無呼吸は、例えば咳をすること、咳払いをするか、話すか、寝て転がることを許すが、それらが、高い換気の前の繰り返しに続くだけであるならば、普通の被験者は、中間の利得で処置される。
【００４７】
上記のことを別の言葉で再び述べる
補助の度合のサーボコントロールの積分された利得が、非常に早く(0.3 cmH2O/L/秒/秒)から非常にゆっくりまで調節できる。チェーンストークス呼吸を持った患者が、非常に高い換気の制御ループ利得を有するが、長い制御ループ遅延を有し、ハンチングになる。ループ利得を均一で高くセットすることによって、患者のコントローラーは、安定する。これによって、チェーンストークス呼吸の各々のサイクルの間に通常起る極端な息切れが妨げられる。これがあると患者を非常に安心させる。彼らが中枢神経系の無呼吸を持つことは、不可能である。逆に、肥満の低換気症候群にかかった被験者は、低いまたはゼロループ利得を持つ。彼らは、中枢神経系の無呼吸の間、息を切らしたと感じない。しかしながら、彼らが多くの粘液を持ち、咳をする必要があり、非常にそわそわし、ベッドの回りで転がる必要がある。このことは、機械が処置しない中枢神経系の無呼吸を彼らが持つことを要求する。ループ利得を非常に低くセットすることによって、患者は、一組の深呼吸をすることができ、咳をしたり、転がったりしている間、適度な長さ中枢神経系の無呼吸を持つことができるが、長時間の維持された無呼吸又は呼吸低下が防止される。
【００４８】
リーク流れの突然の変化は、感知され、ファジー論理アルゴリズムを用いて処理された。アルゴリズムの原理は、明白な呼吸気流が患者の予想された呼吸サイクルと比較して長時間にわたってゼロから離れているというファジー度合まで、リークフィルタ時定数が動的に低減しているということである。
【００４９】
2つの状態(IPAP，EPAP)間で単に引き金となっているよりはむしろ、デバイスは、連続変数として呼吸サイクルでの位置を算出するためにファジー論理アルゴリズムを用いる。アルゴリズムは、患者の瞬間呼吸パターンに自動的にその上昇時間を調節するために、スムーズな圧力波形を許す。
【００５０】
普通の条件下のファジー相検出アルゴリズムは、患者の呼吸をしっかりと追跡する。高いか突然に変化しているリークがあるか又は患者の呼吸が小さいという度合に対して、相の変化率(呼吸速度)は、指定された目標呼吸速度になめらかに戻る。呼吸が平均して十分であるという度合に対して、長いか深い呼吸低下が許される。サーボ利得がチェーンストークス呼吸を妨げるために高くセットされるという度合に対して、短く且つ浅い休止が許される。
【００５１】
気流フィルタリングが、適したローパスフィルターを用いる。非常に速い応答時間を与えるために、被験者が早く呼吸するならば、時定数を短くする。被験者がゆっくり呼吸しているならば、心原性の人工物を除去するのを助けるために長くする。
【００５２】
ファジーの変化リーク検出アルゴリズムと、スムーズな波形とともに、短い呼気の休止のその微分取り扱いと変化しているリークの取り扱いを持ったファジーの相検出アルゴリズムとは、別々に及び協力して突然のリークの効果に比較的免疫性のシステムを作る。
【００５３】
様々なパラメータを適切にセットすることによって、システムは、CPAPと、二つのレベルの自発的な、二つのレベルの時間を定められた、比例した補助換気と、体積循環された換気と、体積循環されたサーボ換気との中で動作することができ、したがって、全てのこれらのモードは本実施形態のサブセットである。しかしながら、本実施形態が、あらゆる上記の状態によって達成されることができない操作の状態を許し、したがって、それらとは区別される。
【００５４】
注
注1：この第2の実施形態において、様々な量のために用いた名前及び記号は、第1の実施形態の中で用いられたそれらと異なっている。
注2：「スイング」という用語が、終端吸気での所望の瞬間圧力と終端呼気での所望の瞬間圧力との間での差異を示すために用いられる。
注3：ファジーメンバーシップ関数は、完全な非メンバーシップに対するゼロと、完全なメンバーシップに対する１との間で値を返すものである。ファジー交差 A AND Bは、A及びBの小さい方であり、ファジー結合 A OR Bは、A及びBの大きい方であり、ファジー否定 NOT Aは、1−Aである。
注4：root(x)は、xの平方根であり、abs(x)は、xの絶対値であり、sign(x)は、xが負であるならば-1であり、それ以外の場合+1である。
星印(*)は、これが前後関係から明らかではないような乗算を明示的に示すために用いられる。
【００５５】
装置
第2の実施形態の装置を図１（b）に示す。ブロワー110は、マスク111まで空気送出ホース112を通して、加圧された空気を供給する。吐出された空気は、マスク111にある排出口113を通して排出される。呼吸気流計114及び差圧圧力変換器115は、先端112での気流を測定する。流れ信号は、マイクロプロセッサー116に供給する。先端112に沿ったあらゆる都合のよいポイント117での圧力は、圧力変換器118を用いて測定される。圧力変換器118からの出力は、マイクロコントローラ116に供給され、さらにモータサーボ119に供給される。マイクロプロセッサー116が、圧力要求信号でモータサーボ119を供給し、その信号は、ブロワーモータ120を制御するために圧力変換器l18からの信号と比較される。ユーザが可変できるパラメータが、通信ポート121を経由してマイクロプロセッサー116にロードされる。算出されたマスク圧力と流れとが、希望するならば、通信ポート121を経由して出力される。
【００５６】
初期化
ユーザが調節可能な以下のパラメータは、指定されて記憶される。
【００５７】
【表３】
初期化において、以下のことが上記のユーザが指定したセッティングから算出される。
【００５９】
呼吸サイクルの予想時間、吸気の予想時間、及び呼気の予想時間が、それぞれセットされる。 STD TTOT = 60/目標呼吸速度 STD TI = STD TTOT *目標デューティサイクル
STD TE = STD TTOT - STD TI
【００６０】
吸気と呼気との間の相(繰り返し/秒)の標準変化率が、それぞれセットされる。
STD dφI = 0.5/STD TI
STD dφE = 0.5/STD TE
【００６１】
呼吸サイクルでのあらゆる相φでの瞬間弾性サポートは、以下のように与えられる。
PEL(φ)=スイング*Π(φ)
ここで、スイングは終端呼気圧力を差し引いた終端吸気圧力である。
Π(φ)= e-2τφ 吸気の間
Π(φ)= e-4t(φ-0.5) 呼気の間
τは、ユーザが選択可能な波形の時定数である。
τ= 0ならば、Π(φ)は、正方形の波である。τ= 0.3に対する最大実行値は、図5に大略示したような波形を生み出す。
【００６２】
Π(φ)の平均値は、次のように算出される。
【数１】
すべて20ミリ秒で実行された操作 以下のことは、50 Hzでされたルーチン処理の概要である。 流量センサで流れを測定し、圧力感知ポートで圧力を測定すること。 センサの圧力と流れとからマスクの圧力と流れとを算出すること。
マスクリークのコンダクタンスを算出すること。
リークによって瞬間気流を算出すること。
呼吸気流と、ローパスフィルター処理された呼吸気流とを算出すること。
マスクのオン／オフ状態と引込とを算出すること。
瞬間的で最近のピーク妨害を算出すること。
リークコンダクタンス算出に対する時定数を算出すること。
呼吸サイクルでの相を算出すること。
吸気と呼気とに対する相の平均変化率と、吸気時間及び呼気時間の長さと、呼吸速度とをアップデートすること。
ホース圧力損失をEPAP圧力に加えること。
非負荷抵抗を加えること。
サーボコントロール呼吸に必要な瞬間弾力補助を算出すること。
様々な仮定を用いて瞬間弾力反動圧力を算出すること。
重み付けすること及び算出値を結合すること。
所望のセンサ圧力を発生させるためにサーボ圧力を加えること。
所望のセンサ圧力を達成するためにモータ速度をサーボコントロールすること。
各々のステップの詳細を次に説明する。
【００６４】
流れ及び圧力の測定
流れは、呼吸気流計と差圧圧力変換器とを用いて、ブロワー出口で測定される。圧力は、ブロワー出口とマスクとの間のあらゆる都合のよいポイントで測定される。給湿器および／あるいは抗菌性のフィルタは、圧力検知ポートとブロワーとの間に挿入することができる。流れ及び圧力は、Ａ／Ｄコンバーターを用いて、50 Hzでデジタル化される。
【００６５】
マスク流れ及び圧力の算出
圧力測定ポイントからマスクまでの圧力損失は、ブロワーでの流れから算出され、測定ポイントからマスクまでの(２次の)抵抗から算出される。
ホースの圧力損失 = sign(flow)*ホース抵抗*流れ2
ここで、sign(x)= -1 (x<0のとき)であり、+1 (xがそれ以外のとき)である。マスク圧力は、測定したセンサ圧力からホース圧力損失を差し引くことによって算出される。
マスク圧力 = センサ圧力 - ホース圧力損失
【００６６】
マスク排出拡散器を通った流れは、拡散器穴の既知の放物線状の抵抗及びマスク圧力の平方根から算出される。
拡散器の流れ = 排出抵抗*sign(マスク圧力)* 平方根(abs(マスク圧力))
【００６７】
最後に、マスク流れは、以下のように算出される。
マスク流れ = センサ流れ - 拡散器流れ
【００６８】
様々な処理モードにおけるマスク圧力及び流れの算出を記載している。診断モードにおいて、患者は鼻の套管(マスクではない)だけを装着している。套管は、圧力検知ポートに差し込まれる。鼻の気流は、線形化ステップ後に圧力から算出され、マスク圧力が規定によってゼロにセットされる。
【００６９】
リークのコンダクタンス
リークのコンダクタンスは、次のように算出される。
ルートマスク圧力 = sign(PMASK)(abs(PMASK))0.5
LPマスク気流 = ローパスフィルター処理されたマスク気流
LPルートマスク圧力 = ローパスフィルター処理されたルートマスク圧力
リークのコンダクタンス = LPマスク気流 / LPルートマスク圧力
二つのローパスフィルター処理されたステップに対する時定数は、10秒に初期化され、それ以来、動的に調整される(下記参照)。
【００７０】
リークによる瞬間的な流れ
リークによる瞬間的な流れは、瞬間マスク圧力とリークのコンダクタンスとから算出される。
瞬間リーク = リークのコンダクタンス*ルートマスク圧力
【００７１】
呼吸気流
呼吸気流は、マスクでの流れと瞬間リークとの差である。
呼吸気流 = マスク流れ - 瞬間リーク
【００７２】
ローパスフィルター処理された呼吸気流
心原性気流及び他のノイズを除去するために、呼吸気流をローパスフィルター処理すること。時定数は、呼吸サイクルTTOT(STD_TTOTに初期化され、下のようにアップデートされる)の現在の算出された長さの1/4Oであるように動的に調節される。このことは、高い呼吸速度では、フィルタによって導入された短い相遅延だけが存在し、低い呼吸速度では、心原性気流の有効な拒絶が存在することを意味する。
【００７３】
マスクのオン／オフ状態
マスクは、初めに外れていると仮定される。オン／オフの移行は、呼吸気流が最初に0.2L/秒より高くなるときに起こると見なされ、オン-オフの移行は、l.5秒以上の間マスク圧力が2cmH20未満であるときに起こると見なされる。
【００７４】
引込
図 6 に示すように、引込は、マスクがオフであるならばゼロから、ちょうど着用されていて、 20 秒以上の間マスクがオンであるならば 1.0 までの値をとる。
【００７５】
瞬間妨害指数Jの算出
Jは、リークのインピーダンスが突然に変化しているというファジー度合である。それは、予想されるより長い間、呼吸気流の絶対的な大きさが大きいというファジー度合として算出される。
【００７６】
予想より長い間、気流が正であるというファジー度合AＩは、算出された呼吸気流信号が正から0を横切る時間 tZIから算出され、図7に示すファジーメンバーシップ関数を用いて、特別な被験者に対する普通の吸気の予想された時間STD TIから算出される。
【００７７】
気流が大きく且つ正であるというファジー度合BIは、図8に示したファジーメンバーシップ関数を用いて、瞬間呼吸気流から算出される。
【００７８】
リークが突然に増加しているというファジー度合IIは、AＩとBIとのファジー交差(小さ い方)を算出することによって算出される。
【００７９】
正確に対称な算出が呼気に対して実行される。リークが突然に減少するというファジー度合としてIEを導入する。AEはTZEとTEから算出され、BEはfRESPを差し引くことから算出され、IEはAEとBEのファジー交差である。瞬間妨害指数Jは、指数IIとIEとのファジー結合(大きい方)として算出される。
【００８０】
最近のピーク妨害
瞬間妨害指数が最近のピーク妨害指数の最近の値より大きいならば、最近のピーク妨害指数は、瞬間妨害指数に等しいようにセットされる。一方、最近のピーク妨害指数は、10秒の時定数でローパスフィルター処理された瞬間妨害指数に等しいようにセットされる。算出の電気的な類推したものを図9に示す。
【００８１】
リークコンダクタンス算出に対する時定数
リークのコンダクタンスが突然に変化するならば、算出されたコンダクタンスは、初めのうちは不正確であり、ローパスフィルターの時定数が長いならば遅い速度で、時定数が短いならば早い速度で、正しい値に徐々に近づく。逆に、リークのインピーダンスが安定しているならば、時定数が長ければ長いほど、瞬間リークの算出はより正確になる。したがって、リークが安定しているという度合に対して時定数を長くすることや、リークが突然に変化しているという度合に対して時定数を低減することや、それがリークが安定しているという中間的な場合であるならば、中間的に長いまたは短い時定数を用いることが望ましい。
【００８２】
リークのコンダクタンスにおいて大きく且つ突然に増加するならば、算出された呼吸気流は不正確である。特に、明白な吸気の間、算出された呼吸気流は、普通の吸気の予想された時間と比較して大きい時間に対して大きく正である。逆に、リークのコンダクタンスにおいて突然に減少するならば、明白な呼気の間、算出された呼吸気流は、普通の呼気の時間と比較して大きい時間に対して大きく負である。
【００８３】
したがって、リークのコンダクタンスの算出に対する時定数が、JPEAKに依存して調節される。JPEAKは、図10に示すように、リークが最近突然に変化するというファジー度合の算出値である。
【００８４】
演算において、大きなリークが突然に起っているというファジー度合に対して、JPEAKは大きい。リークのコンダクタンスの算出に対する新しい時定数は小さく、リークのコンダクタンスの新しい値に基づいて急速な収束が可能になる。逆に、リークが長い間にわたって安定しているならば、JPEAKは小さい。リークのコンダクタンスの算出に対する時定数が大きく、瞬間呼吸気流の正確な算出を可能にする。算出された瞬間呼吸気流が大きく且つ長い時間である中間の状況の領域において、JPEAKは次第により大きくなる。リークの算出に対する時定数が次第に低減する。例えば、リークが、実際に一定であり、被験者が、単に大きいため息を始めるだけであり、あるいは、実際に、リークが突然に増加しているかどうかが不確実であるときに、指数は中間の値であり、リークのインピーダンスの算出に対する時定数は中間の値である。その利点は、リークのインピーダンスについての知識が全くなくても、いくらかの矯正的な行動が非常に早く行われることである。
【００８５】
呼吸サイクルにおける瞬間相
現在の相φが、吸気のスタートに対して0から、呼気のスタートに対して0.5まで、終端呼気=次の吸気のスタートに対する1.0まで、変化する。9つの別々の特徴(ピーク、0交差、高原状態、及びいくらかの中間ポイント)は、図11に示すように波形に基づいて同定される。
【００８６】
正規化呼吸気流の算出
フィルターをかけた呼吸気流は、ユーザの指定した目標換気に関して次のように正規化される。
標準気流 = 目標換気/7.5 L/分
f' = フィルターをかけた呼吸気流/標準気流
【００８７】
次に、瞬間気流を記載している、大きく負、小さく負、ゼロ、小さく正及び大きく正というファジー集合におけるファジーメンバーシップは、図12に示されたメンバーシップ関数を用いて算出される。例えば、正規化気流が0.25であるならば、気流が大きく負では度合が 0.0 であり、小さく負では度合が 0.0 であり、ゼロではが 0.5 であり、小さく正では度合が 0.5 であり、大きく正では度合が 0.00 である。
【００８８】
正規化された気流変化速度の算出
フィルターをかけた呼吸気流の変化速度は、次のように、15 呼吸/分での7.5 L/分の目標換気に算出されて正規化される。
標準のdf/dt = 標準気流*目標周波数/15
d(フィルターをかけた気流)/dtを算出すること
8/50秒の時定数でローパスフィルター処理すること
標準のdf/dtで除することによって正規化すること
【００８９】
下降している、安定している、上昇しているファジー集合において、正規化されたdf/dtのメンバーシップを算出する。そのメンバーシップ関数を図13に示す。
【００９０】
換気、正規化換気、及び呼吸低下の算出
換気 = abs(呼吸気流)を STD T TOT の時定数でローパスフィルター処理する
正規化換気 = 換気 / 標準気流
【００９１】
呼吸低下は、正規化換気がゼロであるというファジー度合である。呼吸低下に対するメンバーシップ関数を図14に示す。
【００９２】
最近の換気、正規化された最近の換気及び過呼吸の算出
最近の換気が、ローパスフィルター処理されたabs(呼吸気流)であるが、調節可能な時定数でフィルター処理され、図15に示すように、サーボ利得(ユーザによって指定される)から算出される。例えば、サーボ利得が0.3という最大値にセットされるならば、時定数がゼロであり、最近の換気が瞬間のabs(呼吸気流)に等しい。逆に、サーボ利得がゼロであるならば、時定数はSTD TTOTの2倍であり、通常の呼吸の予想された長さである。
目標絶対気流 = 2*目標換気
正規化された最近の換気 = 最近の換気 / 目標絶対気流
【００９３】
過呼吸は、最近の換気が大きいというファジー度合である。過呼吸に対するメンバーシップ関数を図16に示す。
【００９４】
大きなリーク
大きなリークがあるというファジー度合は、図17に示したメンバーシップ関数から算出される。
【００９５】
ファジー「引き金を引く」に関係したさらなるファジー集合
スイッチ負及びスイッチ正のファジー集合のメンバーシップは、図18に示したメンバーシップ関数を用いて、正規化呼吸気流から算出される。そして、吸気相及び呼気相のファジー集合でのメンバーシップは、図19に示したメンバーシップ関数を用いて、現在の相fから算出される。
【００９６】
相に対するファジー推論規則
手順W(y)は、ユニット高さ及びユニットベースの二等辺三角形の領域を算出し、図20に示すように、高さYで頭切りされている。算出において、ファジー交差 a AND bは、a及びbの小さい方であり、ファジー結合 a OR bは、a及びbの大きい方であり、ファジー否定 NOT aは、1-aであることを思い出すこと。
【００９７】
第1のファジー規則は、その相が標準の速度で増加することになっているという他のあらゆる情報を欠いていることを示す。特に、大量のリークがあるか、又は最近に突然にリークが変化するか、又は呼吸低下があるならば、この規則が無条件に正しく、非常に重い重みづけを有する。
WSTANDARD = 8＋16*JPEAK＋16*呼吸低下＋16*大きなリーク
【００９８】
ファジー規則の次のバッチは、通常の流れ対時間カーブの様々な特徴の検出に対応する。これらの規則の全ては、ユニット重みづけを有し、示された集合のファジーメンバーシップを条件としている。
WEARLY INSP = W(上昇AND小さな正)
WPEAK INSP = W(大きく正 AND 安定 AND NOT 最近のピーク妨害)
WLATE INSP = W(下降 AND 小さく正)
WEARLY EXP = W(下降 AND 小さく負)
WPEAK EXP = W(大きく負 AND 安定)
WLATE EXP = W(上昇 AND 小さく負)
【００９９】
次の規則は、最近の過呼吸があり、リークが最近変化していないならば、合理的な呼気の休止(無呼吸とは対照的に)があることを示す。
WPAUSE = (過呼吸 AND NOT JPEAK)*W(安定 AND ゼロ)
【０１００】
サーボ利得が増加するときに過呼吸に対する時定数が小さくなり、サーボ利得が増加するときに呼気の休止の許された長さがもっと短くなり、サーボ利得が最大でゼロになるということを思い出すこと。これに対する正当性は、(i) 呼吸時の長い休止を足した高いサーボ利得は、サーボコントローラーの「乱調」となり、(ii)被験者の化学受容体反応が非常に活発であるならば、一般に、高いサーボ利得が用いられる。長い無呼吸又は呼吸低下の抑制によって、被験者の自分自身の内部のサーボコントロールを乱すことが防止され、それによってチェーンストークス呼吸を防止する。
【０１０１】
最後に、2つの相-スイッチ規則がある。大略予想された速度で規則的に静かに呼吸する間、これらの規則が強く働くべきでないが、それらは、不規則な呼吸又は普通でない速度での呼吸を取り扱うことである。それらは、非常に重い重みづけを有する。
WTRIG INSP = 32W(呼気相ANDスイッチ正)
WTRIG EXP = 32W(吸気相ANDスイッチ負)
【０１０２】
非ファジー化(defuzzification)
上記の１０個のファジー規則の各々に対して、我々は、下表に示すように、相角度fNを添付する。φNが 回転であって、ラジアンでないことに注意すること。現在、我々は、単位円を中心に適切な相角度φNで上記のように算出した10の質量W(N)を配置しており、セントロイドを考慮に入れている。
【０１０３】
【表４】
【０１０４】
ユーザが非常に短いデューティサイクルに入っているならば、kが小さいことに注意すること。例えば、普通のデューティサイクルは、40%であり、k = 40/60= 0.67を与える。このように、呼気のピークが、0.5+0.2*0.67=0.63という相角度に関連しており、呼気時間への 26 % に対応している。呼気の休止は、0.5+0.5*0.67=0.83で始まり、呼気時間への67%に対応している。逆に、デューティサイクルがひどい閉塞性の肺病気にかかっている患者において20%にセットされるならば、特徴 6 〜特徴 10がゆがめられるか、又は、呼気の前期に圧縮されて、適切な長い呼気の休止を作り出す。
【０１０５】
相の新しい算出は、極座標において、上記10個の規則のセントロイドである。
現在の相φからセントロイドまでの相変化dφは、極座標において算出される。このように、セントロイドが0.01であり、現在の相が0.99であるならば、相の変化は、dφ= 0.02である。逆に、セントロイドが0.99であり、現在の相が0.01であるならば、dφ= -0.02である。それから、新しい相がセントロイドにセットされる。
【０１０７】
φ=セントロイド
これは、呼吸サイクルでの瞬間相φの算出を終える。
【０１０８】
算出された、平均吸気時間、平均呼気時間、サイクル時間及び呼吸速度
現在の相が吸気である(φ＜0.5)ならば、算出された吸気時間TIはアップデートされる。
LP(dφI) = 4*STD T TOT の時定数で d φをローパスフィルター処理すること
(0.5/STD TI)/2〜4(0.5/STD TI)の範囲でLP(dφI)を切り取ること
TI = 0.5/切り取られたLP(dφI)
【０１０９】
逆に、現在の相が呼気(φ >= 0.5)であるならば、算出された呼気時間TEがアップデートされる。
LP(dφE)= 4*STD T TOT の時定数で d φをローパスフィルター処理すること
(0.5/STD TE)/2〜4(0.5/STD TE)の範囲でLP(dφE)を切り取ること
TE = 0.5/切り取られたLP(dφE)
【０１１０】
切り取ること（クリッピング）の目的は、第一に、ゼロで除されることを妨げることであり、その結果、算出されたTI及びTEは、小さい4というファクター、又は予想されるより大きな2というファクターより決して大きくない。
【０１１１】
最後に、観察された平均呼吸時間TTOT及び呼吸速度RRは、以下のようになる。
TTOT = TI＋TE
RR = 60/TTOT
【０１１２】
非負荷抵抗
非負荷抵抗は、患者の上部及び下部の気道を横切る圧力降下であり、SRAMに記憶された呼吸気流及び抵抗値から算出される。
f = +/-2L/秒に頭切りされた呼吸気流
非負荷抵抗 = 気道抵抗*f＋上部気道抵抗*f2*sign(f)
【０１１３】
瞬間弾力補助
瞬間弾力補助の目的は、肺及び胸壁のバネ性(瞬間的な弾性力)によって供給された弾力のある収縮圧力のいくらかまたは全てをバランスする圧力を提供することである。予め設定された目標換気を平均して少なくとも越えるように、分時換気をサーボコントロールするのに必要な追加の構成要素をプラスする。さらに、最小スイング(常に存在する)が、全てに加えられる。ユーザーの指定したパラメータ・エラスタンスは、患者の肺及び胸壁の既知又は算出されたエラスタンスの50-75%を言うように予め設定される。様々な構成要素は、次のように算出される。
【０１１４】
医者によってセットされた最小圧力スイングに基づいた瞬間補助
瞬間最小補助 = 最小スイング*Π(φ)
【０１１５】
目標に等しいか又は越えるように換気をサーボコントロールするのに必要な弾力補助
サーボスイング量は、平均して、予め設定された目標換気に少なくとも等しいものに分時換気をサーボコントロールするのに必要な追加の圧力変調振幅である。
【０１１６】
分時換気は、分当りの吸気又は呼気されたリットルの全数として規定される。しかしながら、我々は、それを算出するために、全部の時間、あるいは、数秒間待つことができない。なぜならば、我々が数秒続く無呼吸又は呼吸低下を防止することができることを希望し、数秒間以上の平均換気に基づいたPIコントローラーは、鈍い又は不安定であるからである。
【０１１７】
実際に、サーボコントロールされた量は、瞬間呼吸気流の絶対値の半分である。減衰のない単純な省略された一体コントローラーは、非常に満足に動作する。コントローラー利得及び最大出力は、マスクを装着したあとの最初の数秒以上暴走する。
【０１１８】
口からのリークが突然に増加したならば、気流は長い間ゼロ以外である。副作用は、換気が不正に上記目標と同様に誤って測定され、サーボ補助の量が誤ってゼロに低減されるということである。このことを防止するために、ファジー最近のピーク妨害指数が大きいというファジー度合に対して、妨害に先立って、我々は、その最近の平均値でサーボ補助の度合を保持する。
【０１１９】
サーボスイングを算出するためのアルゴリズムは、次のようになる。
誤差 = 目標換気−abs(呼吸気流)/2
サーボスイング = S 誤差 * サーボ利得 *0 〜 20cmH 2 O でサンプル間隔でクリップサーボスイング * 引込
セットされた最近のサーボスイング = 多くても J PEAK であるクリップサーボスイングを 25 秒の時定数でローパスフィルター処理されたサーボスイング * 最近のサーボスイン グ
【０１２０】
瞬間サーボ補助は、前に算出された圧力波形テンプレートにサーボスイングを乗ずることによって算出される。
瞬間サーボ補助 = サーボスイング*Π(φ)
【０１２１】
瞬間弾力圧力を算出すること
ユーザの指定したエラスタンスに対して吸気する弾力動作を取り除くために必要な瞬間圧力は、瞬間吸気体積の指定エラスタンス倍である。あいにく、時間について呼吸気流を積分することによってのみ瞬間吸気体積を算出することは、3つの理由のために実際には機能しない。まず、リークは積分の急激な暴走を引き起こす。第二に、積分器は各々の吸気の初めでリセットされ、このポイントが信頼性高く感知することが難しい。第3に、及び決定的に、患者が努力しなければ、何も起こらない。
【０１２２】
したがって、4つの別々の算出がなされ、加重平均される。
【０１２３】
算出1：リークにおける突然の変化に対する訂正で、瞬間一回換気体積から算出された正確な瞬間弾力反動。
第1の算出は、算出された瞬間吸気体積での指定エラスタンスの瞬間弾力反動である。重み付けされた呼吸気流を時間で積分したものに指定エラスタンスを乗じることによって算出され、呼吸相が呼気であるならば、ゼロにリセットされる。呼吸気流は、最近のピーク妨害指数JPEAKのファジー否定によって重み付けされており、リーク検出器が変化しているリークに適するための時間を有する前に、リークが突然増加する短時間の間、積分したものの急激な暴走を部分的に改良する。リークが非常に安定している場合、JPEAKがゼロであり、重み付けは、1であり、吸気体積は、普通に且つ正しく算出される。リークが突然に増加する場合、JPEAKが素早く増大し、重み付けは減少し、算出された吸気体積は、普通、不正確であるけれども、吸気体積の過大な算出は改良される。算出は、次のようにして行なう。
瞬間体積 = {呼吸気流*(1-JPEAK)dt }の積分
相が呼気である(0.5＜φ＜1.0 の繰り返し)ならば、積分をゼロにリセットする
算出値1 = 瞬間体積*エラスタンス
【０１２４】
算出2：一回換気体積が目標一回換気体積に等しいという仮定に基づく。
標準スイング量は、予め設定された目標一回換気体積の呼吸に対する、指定エラスタンスを取り除く追加の圧力変調振幅である。
目標一回換気体積 = 目標換気/目標周波数
標準スイング = エラスタンス*目標一回換気体積
算出値2 = 標準スイング*Π(φ)
【０１２５】
算出3：一回換気体積が、前に算出した観察された平均呼吸速度RRで除された目標一回換気体積に等しいという仮定に基づく。
算出値3 = エラスタンス*目標換気/RR*Π(φ)
【０１２６】
算出4：この呼吸が最近の呼吸によく似ているという仮定に基づく。
この呼吸に対する弾力性作業が最近の呼吸に対するそれに似ているという仮定に基づいた瞬間補助は、次のように算出される。
LP弾力補助 = 2STD TTOTの時定数でローパスフィルター処理された瞬間弾力補助
算出値4 = LP弾力補助*Π(φ)/PBAR
【０１２７】
たとえΠ(φ)が、ユーザによって、正方形から平坦に、又はその逆に高速に、動的に変化しても、上記のアルゴリズムが正しく働く。例えば、8cmH2Oの正方形の波(ΠBAR =1)が適切に患者を補助するならば、のこぎり歯の波(ΠBAR = 0.5)は、同じ平均的な補助を生み出すために、16cmH2Oスイングを必要とする。
【０１２８】
瞬間弾力反動圧力の最良の算出
次に、上記の加重平均に基づいた実際の弾力反動圧力の最良の算出を取り除くために必要な圧力を算出すること。もしΠ(φ)が最もスムーズにセットされるならば、算出は瞬間弾力反動の上記算出の全てに等しく基づく。もしΠ(φ)が正方形の波であるならば、算出は、算出lを除く全ての算出に基づく。なぜならば、正方形の波がφ=0で最大であり、算出値1がφ=0でゼロであるからである。中間の波形は、中間的に処理される。なめらかさの量は、正方形の波に対するゼロから、0.3又はそれ以上の波形時定数に対する1まで変化する。
なめらかさ = 波形時定数 / 0.3
瞬間反動 = (なめらかさ*算出値1＋算出値2＋算出値3＋算出値4)/(なめらかさ＋3)
【０１２９】
ここで、最小スイングとサーボスイングに基づいた算出値を加え、ユーザによってセットされた最大スイングを越えないために、頭切りする。マスクがちょうど装着されているならば、低減させる(徐々に引込むこと)。
I = 瞬間最小補助＋瞬間サーボ補助＋瞬間反動
予め設定された最大許容スイング瞬間弾力補助より少なくなるようにIを頭切りすること = I*引込
これによって、瞬間弾力補助の算出が完了する。
【０１３０】
センサでの所望の圧力
所望のセンサ圧力 = epap＋ホース圧力損失＋非負荷抵抗＋瞬間弾力補助
【０１３１】
モータ速度のサーボ制御
最終的なステップにおいて、センサで測定した圧力は、所望のセンサ圧力に等しいサーボコントロール圧力であり、モータ電流を調節するために、例えば省略された擬差動コントローラーを用いる。このことについて図1に参照することができる。
【０１３２】
デバイス性能
図21-27は、それぞれ、第2の実施形態の様子を表示している実際の60秒の記録を示す。必要な操作を実行するために訓練された普通の被験者から全て記録される。算出された呼吸気流、マスク圧力、及び呼吸相は、上述のアルゴリズム、シリアルポートを通した出力、デジタル的なプロットを用いて算出される。
【０１３３】
図21〜26において、呼吸気流が太い軌跡として示され、流れに対する垂直スケールが±L/秒であり、吸気は上向きである。圧力(細い軌跡（light trace）)に対する垂直スケールは、0.2cmH2Oである。
【０１３４】
図21は、0.1cmH2O/L/秒/秒までセットされたサーボ利得で記録されており、普通の化学反射を持った被験者に適切である。被験者は最小換気より十分上で呼吸しており、特に深い息(ため息)がポイント(a)で取られる。いつものように、呼吸努力は、ポイント(c)でため息の続きをやめる。デバイスが、(b)のマーク期間での終端呼気圧力で存続しているデバイスによって示されるように、短い中枢神経系の無呼吸(b)を正しく許す。逆に、図22は、前述の深呼吸がないならば、努力が(a)で終わるとき、圧力が正しくサイクルし続け、あらゆる低酸素症を防止する。図23は、チェーンストークス呼吸をもつケースに普通であるように、異常に高い化学反射を持った被験者に適切であるように、高くセットされたサーボ利得で記録されている。努力が矢印(a)でやめるとき、圧力がサイクルを続けて、前の深呼吸にもかかわらず、中枢神経系の無呼吸がもはや許されない。これは、チェーンストークス呼吸の次のサイクルを防止するのに有利である。
【０１３５】
上記の正しい動作が、時間モードデバイスによっても示されるが、自発モードの2レベルデバイスのそれと、すなわち等価で、比例した補助換気のそれと異なっている。その両方は、適性に関係なく、中枢神経系の無呼吸の後にサイクルさせない。
【０１３６】
図24は、被験者が自発的に深い吸気努力をするとき、終端吸気圧を自動的に増大させていることを示す。望ましい動作が、PAVと共通しているが、単純な2レベルのデバイスのそれと異なる。それは、増大した患者の要求にもかかわらず、体積サイクルデバイスに、サポートの一定のレベルを維持する。そのデバイスは増大する要求の時間で実際にサポートを減少させる。
【０１３７】
図25は、選ばれたいくぶん正方形の波形で記録される。この図は、被験者がポイント(a)で胸壁を堅くすることによって自発的に抵抗しようとするとき、自動的に増大している圧力サポートを示す。PAVが選択的に正方形の波形を与えることができないという予想で、この望ましい動作は、PAV及び体積サイクルデバイスと共通である。それは、増大する要求でサポートのレベルを増やさない単純な2レベルのデバイスとは別である。
【０１３８】
図26は、(a)でひどいl.4 L/秒リークが突然に始まって、流れ信号は一回の呼吸のスパン以内でベースライン(b)に戻り、圧力が極めて正確にサイクルし続けることを示す。時間の定められたモードデバイスは、突然に変化するリークに直面しても正しくサイクルし続けることができ、必要であるとき(図27に示すように)、被験者の呼吸速度に従うことができない。他の既知の2レベルのデバイス及びPAVは、突然のひどいリークの始まりに続いて、長い期間又は短い期間、ミストリガーする。そして、PAVがこれらの条件で非常に過大な圧力を供給することができる。
【０１３９】
図27は、呼吸気流(太い軌跡（heavy trace）、±1 L/秒フルスケール)、及び連続変数(細い軌跡（light trace）、0〜1での繰り返し)としての呼吸相を示す実際の60秒の軌跡を示す。その軌跡の左半分では高い呼吸速度であり、その軌跡の右半分では低い呼吸速度である。この軌跡は、本発明が、連続変数としての相を決めることができることを明示している。
【０１４０】
本発明の実施形態の有利な面
連続変数として相を用いること。
従来技術において、相は、2つの値(吸気及び呼気)を持った分類上の変数として見なされている。吸気のスタートと呼気のスタートを検出するときの誤りは、送出圧力における分類上の誤りを生じる。逆に、本願では、相は値をゼロと1との間の値を有する連続変数と扱われている。このように、相の測定値における分類上の誤りは、避けられる。
【０１４１】
調節可能なフィルター周波数と相遅延に対する許容
被験者が早く呼吸しているときに短い時定数を用いることによって、及び被験者がゆっくりと呼吸しているときに長い時定数を用いることによって、フィルターは、呼吸サイクルのほんのわずかの一定の相遅延を導く。このように、不必要な相遅延は避けられることができるが、心原性の人工物は、ゆっくり呼吸している被験者において拒絶される。さらに、相が連続変数と扱われているので、ローパスフィルターでの遅延を十分に補償することが可能である。
【０１４２】
呼吸相の連続関数としての呼吸内の圧力調整
全ての従来技術では、吸気の開始、又は呼気の開始において、顕著な不連続な圧力変化がある。本願では、圧力変化が連続であり、より快適である。
【０１４３】
比例した補助換気の状態では、瞬間圧力は、呼吸の中に入る瞬間体積の関数である。このことは、突然の大きいリークが急激な圧力暴走を引き起こすことを意味する。本願では、瞬間圧力が一回換気体積よりもむしろ瞬間相の関数であるので、このことが回避される。
【０１４４】
平均吸気時間の関数としての呼吸間の圧力調整
平均吸気時間は、一回換気体積よりも、リークの存在で簡単に算出される。平均吸気時間と平均一回換気体積との間の相関関係を利用することによって、平均一回換気体積に適するように、変調の振幅を調節することは可能である。
【０１４５】
乱れた上部気道抵抗を取り除くため、及び心原性の圧力不安定性を避けるための圧力構成要素の準備。
ヨウネスは、外部装置の抵抗を取り除くために、呼吸気流の2乗に比例した圧力の構成要素の使用を示しているけれども、本発明の実施形態での外部の装置の抵抗は、普通、無視できる。逆に、本発明の実施形態は、ヨウネスによって予期されなかった呼吸気流の2乗に比例したそのような構成要素の2つの用途を示す。第一に、寝ている被験者及び鼻がブロックされた被験者は、気流の2乗に比例する大きい抵抗を有しており、気流の2乗に比例した圧力構成要素が用いられて、解剖学上の上部気道抵抗を取り除く。第二に、心拍又は他の人工物による小さい非呼吸気流の構成要素は、 2 乗であるとき、無視できる圧力変調を生み出し、その結果、そのような構成要素の使用がそのような非呼吸気流に相対的な免疫を与える。
【０１４６】
自発呼吸及び制御呼吸との間のスムーズな移行
目標換気以上に自発呼吸をする間、被験者の呼吸パターンを柔軟に追跡することから、スムーズで継ぎ目のないグラデーションがあり、移行期間を経て、被験者が努力をしないならば、呼吸時間、呼吸深さ、及び呼吸相を十分に制御する。その移行時間において、被験者は、呼吸タイミング及び呼吸深さに対して少しずつ変化させることができる。換気が近いものであるが所望の閾値でないとき、スムーズな移行がカテゴリー誤りを避ける。その利点は、自発呼吸から制御呼吸への移行が被験者に対して目立たないように起るということである。これは、被験者が眠ろうとしているときに特に重要である。被験者が起きて、自発呼吸努力を再開するとき、類似したスムーズな移行が、逆方向に起こる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 （a）は、本発明の第1の実施形態の装置を示し、（b）は本発明の第2の実施形態の装置を示す。
【図２】 本発明の第1の実施形態に対する呼吸サイクルでの瞬間相Φの関数として、所望の瞬間送出圧力の算出において用いた圧力波形関数Π(Φ)である。
【図３】 本発明の第1の実施形態による正規化呼吸気流から、5つの大きさファジー集合(「大きく負」、「小さく負」、「ゼロ」、「小さく正」と「大きく正」)の各々の、メンバーシップの度合を算出するためのファジーメンバーシップ関数を示す。
【図４】 本発明の第1の実施形態による正規化された気流変化速度から、5つの大きさファジー集合(「安定して」、「早く上昇」、「ゆっくり上昇」、「ゆっくり下降」、「早く下降」)の各々の、メンバーシップの度合を算出するためのファジーメンバーシップ関数を示す。
【図５】 本発明の第2の実施形態に対する呼吸サイクルでの瞬間相Φの関数として、所望の瞬間送出圧力の算出の中で用いた圧力波形関数Π(Φ)である。
【図６】 最も最近のマスクオン-オフ移行からの時間関数として、「引込」量の算出を示す。
【図７】 メンバーシップ関数が呼吸気流が予想よりも長い間正である度合を算出するように、呼吸気流信号を交差する最も最近の呼気から吸気まで(負から正まで)ゼロからの時間の関数として、ファジー集合ＡＩに対するファジーメンバーシップ関数を示す。
【図８】 メンバーシップ関数が呼吸気流が大きく正である度合を算出するように、呼吸気流の関数として、ファジー集合BIに対するメンバーシップ関数を示す。
【図９】 瞬間妨害指数Jから最近のピーク妨害指数JPEAKの算出の電気的アナログを示す。
【図１０】 最近のピーク妨害指数JPEAKの関数として、リークのコンダクタンスの算出時のローパスフィルタリングステップで用いた時定数τの算出を示す。
【図１１】 9つの特徴をマークする、x軸上の時間で、典型的な呼吸の流れ-時間の曲線を示す。
【図１２】 ファジー集合「大きく負」、「小さく負」、「ゼロ」、「小さく正」、及び「大きく正」に対するメンバーシップ関数を、本発明の第2の実施形態による正規化呼吸気流の関数として示す。
【図１３】 本発明の第2の実施形態による正規化された呼吸気流変化速度df/dtの関数として、「下降」、「安定した」、「上昇」のファジー集合に対するメンバーシップ関数を示す。
【図１４】 ファジー集合「呼吸低下」に対するメンバーシップ関数を示す。
【図１５】 「サーボ利得」の関数が、指定された目標換気を少なくとも越えるために分時換気をサーボコントロールするために用いた利得として、正規化された最近の換気の算出に対する時定数τの算出を示す。
【図１６】 正規化された最近の換気の関数としてファジー集合「過呼吸」に対するメンバーシップ関数を示す。
【図１７】 リークの関数としてファジー集合「大きなリーク」に対するメンバーシップ関数を示す。
【図１８】 ファジー集合「スイッチ負」と「スイッチ正」に対する正規化呼吸気流の関数としてメンバーシップ関数を示す。
【図１９】 呼吸サイクルにおける瞬間相φの関数として、ファジー集合「吸気_相」と「呼気_相」に対するメンバーシップ関数を示す。
【図２０】 非ファジー化(defuzzification)の中で用いられた関数W(y)がどのようにしてユニットベースの二等辺三角形の領域(陰をつけられている)と高さyより下で切り離された高さを算出するかを模式的に示す。
【図２１】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。前述の深呼吸(a)の後、努力がポイント(c)でやめるとき、短い中枢神経系の無呼吸(b)が許されることを示す。
【図２２】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。努力が矢(a)で前述の深呼吸なしで終わるとき、中枢神経系の無呼吸が許されないことを示す。
【図２３】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。高くセットされたサーボ利得で記録され、努力が矢(a)で前述の深呼吸にもかかわらず終わるとき、中枢神経系の無呼吸がもはや許されないことを示す。
【図２４】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。被験者が自発的により深い吸気努力をするとき、終端-吸気圧を自動的に増大していることを示す。
【図２５】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。選択されたいくぶんより正方形の波形で記録され、被験者がポイント(a)で胸壁を堅くすることによって抵抗を自発的に試みるとき、圧力サポートを自動的に増大していることを示す。
【図２６】 操作の間での本発明の第2の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ(太い軌跡（heavy trace))に対する垂直なスケールは、±1 L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力(細い軌跡（light trace))に対する垂直なスケールが0〜25cmH2Oである。(a)で1.4 L/秒リークの突然の始まりで、流れ信号が1度の息の幅内にベースライン(b)に戻り、圧力が正しく循環し続けることを示す。
【図２７】 呼吸気流(太い軌跡（heavy trace)、±1 L/秒 フルスケール)と、瞬間相(細い軌跡（light trace)、0〜l間の繰り返し フルスケール)とを示す実際の60秒トレースを示す。
【符号の説明】
１０ ブロワー
１１ マスク
１２ 送出チューブ
１３ 排出拡散器
１４ 呼吸気流計
１５ 圧力変換器
１６ マイクロプロセッサー
１７ ポート
１８ 変換器
１９ サーボ
２０ 制御ファンモータ
２１ シリアルポート
１１０ ブロワー
１１１ マスク
１１２ 空気送出ホース
１１３ 排出口
１１４ 呼吸気流計
１１５ 圧力変換器
１１６ マイクロプロセッサー
１１７ ポイント
１１８ 圧力変換器
１１９ モータサーボ
１２０ ブロワーモータ
１２１ 通信ポート
Claims (14)
- 呼吸気流を測定する手段と、
リークが突然に変化するというファジー度合に等しい指数を算出する手段と、
前記呼吸気流及び指数の関数として瞬間吸気体積を算出する手段と、
を備えることを特徴とする、換気補助の間に被験者の瞬間吸気体積を算出する装置。 - 前記関数は、前記呼吸気流と指数との積の時間積分であることを特徴とする、請求項１記載の装置。
- 換気補助の間に被験者の瞬間吸気体積を算出する装置であって、該装置は、
被験者に換気補助を与える手段と、
被験者の呼吸気流を測定する手段と、
前記呼気気流値から瞬間吸気体積を算出する手段とを備え、
前記瞬間吸気体積は、呼吸気流と、リークが突然に変化するというファジー度合に等しい指数との関数として算出されることを特徴とする装置。 - リークが突然に変化するという前記ファジー度合は、予想されるより長い間にわたって、呼吸気流が大きいというファジー度合と同様に算出されることを特徴とする、請求項３記載の装置。
- 前記関数は、前記呼吸気流と指数との積の時間積分であることを特徴とする、請求項３記載の装置。
- 換気補助の間に被験者の瞬間吸気体積を算出する装置であって、該装置は、
マスクと、
該マスクに加圧空気を供給するブロワーと、
該ブロワーに接続されたサーボコントローラと、
呼吸気流を表わす流量信号を発生させる変換器と、
命令を実行するために、前記変換器と前記サーボコントローラとに接続されたプロセッサーとを備え、
前記命令は、呼吸気流と、リークが突然に変化するというファジー度合に等しい指数との関数として瞬間吸気体積を算出することを特徴とする装置。 - リークが突然に変化するという前記ファジー度合は、予想されるより長い間にわたって、呼吸気流が大きいというファジー度合と同様に算出されることを特徴とする、請求項６記載の装置。
- 前記関数は、前記呼吸気流と指数との積の時間積分であることを特徴とする、請求項６記載の装置。
- リークが突然に変化するというファジー度合は、リークが突然に増加するというファジー度合と、リークが突然に減少するというファジー度合との関数であることを特徴とする、請求項１、３又は６記載の装置。
- 前記関数は、リークが突然に増加するというファジー度合と、リークが突然に減少するというファジー度合とのピークファジー結合のファジー否定であることを特徴とする、請求項９記載の装置。
- リークが突然に増加するというファジー度合は、呼吸気流が予想より長い間にわたって正であるというファジー度合と、呼吸気流が大きくて正であるというファジー度合とのファジー交差であることを特徴とする、請求項９記載の装置。
- リークが突然に減少するというファジー度合は、呼吸気流が予想より長い間にわたって負であるというファジー度合と、呼吸気流が大きくて負であるというファジー度合とのファジー交差であることを特徴とする、請求項９記載の装置。
- 自発的呼吸をする被験者に換気補助を与える装置であって、該装置は、
(ａ)呼吸気流を算出し、あらゆるリークが突然に変化するというファジー度合に等しい指数を算出し、呼吸気流の測定値及び上記指数の両方の関数として瞬間吸気体積を算出することにより、指定のサンプリング間隔で瞬間吸気体積を繰り返し算出する手段と、
(ｂ)少なくとも上記瞬間吸気体積の関数として所望の瞬間送出圧力を指定のサンプリング間隔で繰り返し算出する手段と、
(ｃ)算出された所望の瞬間送出圧力で被験者の気道に圧力を加える手段とを備えることを特徴とする装置。 - 算出された所望の瞬間送出圧力は、呼吸気流の算出値又は呼吸気流の算出値の２乗の少なくとも一つに比例した量だけ増加することを特徴とする請求項１３記載の装置。
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| JP2002109226A Pending JP2002315831A (ja) | 1996-09-23 | 2002-04-11 | 患者の呼吸の必要性と調和するアシストされた換気方法及び装置 |
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|---|---|
| US (10) | US6532957B2 (ja) |
| EP (4) | EP1277435B1 (ja) |
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| ES (2) | ES2198240T3 (ja) |
| WO (1) | WO1998012965A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| 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 |
Families Citing this family (394)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6000396A (en) * | 1995-08-17 | 1999-12-14 | University Of Florida | Hybrid microprocessor controlled ventilator unit |
| AUPO163896A0 (en) | 1996-08-14 | 1996-09-05 | Resmed Limited | Determination of respiratory airflow |
| AUPO247496A0 (en) * | 1996-09-23 | 1996-10-17 | Resmed Limited | Assisted ventilation to match patient respiratory need |
| 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 |
| US20060161071A1 (en) | 1997-01-27 | 2006-07-20 | Lynn Lawrence A | Time series objectification system and method |
| US8932227B2 (en) | 2000-07-28 | 2015-01-13 | Lawrence A. Lynn | System and method for CO2 and oximetry integration |
| AUPQ104099A0 (en) | 1999-06-18 | 1999-07-08 | Resmed Limited | Forehead support for facial mask |
| US6024089A (en) * | 1997-03-14 | 2000-02-15 | Nelcor Puritan Bennett Incorporated | System and method for setting and displaying ventilator alarms |
| 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 |
| US20050121033A1 (en) * | 1998-02-25 | 2005-06-09 | Ric Investments, Llc. | Respiratory monitoring during gas delivery |
| AU761189B2 (en) * | 1998-05-22 | 2003-05-29 | Resmed Limited | Ventilatory assistance for treatment of cardiac failure and cheyne-stokes breathing |
| AUPP366398A0 (en) * | 1998-05-22 | 1998-06-18 | Resmed Limited | Ventilatory assistance for treatment of cardiac failure and cheyne-stokes breathing |
| FR2779932B1 (fr) * | 1998-06-18 | 2000-12-01 | Taema | Dispositif de determination de phases respiratoires du sommeil d'un utilisateur |
| ATE456388T1 (de) | 1998-11-06 | 2010-02-15 | Caradyne R & D Ltd | Tragbares beatmungsgerät |
| US8701664B2 (en) | 1998-11-06 | 2014-04-22 | Caradyne (R&D) Limited | Apparatus and method for relieving dyspnoea |
| AUPP783198A0 (en) | 1998-12-21 | 1999-01-21 | Resmed Limited | Determination of mask fitting pressure and correct mask fit |
| EP2263730A3 (en) * | 1999-01-15 | 2017-03-15 | Resmed Limited | Method and apparatus to counterbalance intrinsic positive end expiratory pressure |
| US7073501B2 (en) | 1999-02-04 | 2006-07-11 | Univerity Technologies International Inc. | Ventilatory stabilization technology |
| US6752150B1 (en) | 1999-02-04 | 2004-06-22 | John E. Remmers | Ventilatory stabilization technology |
| DE50007627D1 (de) | 1999-05-04 | 2004-10-07 | Map Medizin Technologie Gmbh | Vorrichtung zur erfassung elektrischer potentiale im stirnbereich eines patienten |
| DE20008049U1 (de) * | 1999-05-04 | 2000-08-17 | Map Gmbh | Anordnung zur Diagnose und/oder Therapie schlafbezogener Atmungsstörungen |
| FR2793145B1 (fr) * | 1999-05-04 | 2003-10-24 | Map Medizintechnik Fur Arzt Un | Dispositif pour l'amenee d'un gaz respiratoire en surpression et agencement de commande pour la commande de celui-ci |
| DE10021782B4 (de) * | 1999-05-04 | 2018-01-18 | Resmed R&D Germany Gmbh | Vorrichtung zur Zufuhr eines Atemgases unter Überdruck |
| FR2794635B1 (fr) * | 1999-06-14 | 2001-08-03 | Taema | Appareil de diagnostic ou de traitement des troubles respiratoires du sommeil et procede de fonctionnement |
| US6920875B1 (en) * | 1999-06-15 | 2005-07-26 | Respironics, Inc. | Average volume ventilation |
| WO2000078379A1 (en) * | 1999-06-16 | 2000-12-28 | Resmed Ltd. | Apparatus with automatic respiration monitoring and display |
| US6739335B1 (en) * | 1999-09-08 | 2004-05-25 | New York University School Of Medicine | Method and apparatus for optimizing controlled positive airway pressure using the detection of cardiogenic oscillations |
| DE60032929T2 (de) * | 1999-09-15 | 2007-10-25 | ResMed Ltd., Bella Vista | Synchronisierung einer beatmungsvorrichtung mittels doppelphasensensoren |
| US6910480B1 (en) | 1999-09-15 | 2005-06-28 | 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 |
| AUPQ339099A0 (en) | 1999-10-13 | 1999-11-04 | Resmed Limited | A humidifier |
| AU7985700A (en) * | 1999-10-14 | 2001-04-23 | Trustees Of Boston University | Variable peak pressure ventilation method and system |
| US6553992B1 (en) | 2000-03-03 | 2003-04-29 | Resmed Ltd. | Adjustment of ventilator pressure-time profile to balance comfort and effectiveness |
| US6644312B2 (en) | 2000-03-07 | 2003-11-11 | Resmed Limited | Determining suitable ventilator settings for patients with alveolar hypoventilation during sleep |
| US6595212B1 (en) * | 2000-04-17 | 2003-07-22 | Richard J. Arnott | Method and apparatus for maintaining airway patency |
| EP3156092A1 (en) * | 2000-04-26 | 2017-04-19 | The University of Manitoba | Apparatus for determining respiratory system resistance during assisted ventilation |
| US8336545B2 (en) | 2000-05-05 | 2012-12-25 | Novartis Pharma Ag | Methods and systems for operating an aerosol generator |
| US7971588B2 (en) | 2000-05-05 | 2011-07-05 | Novartis Ag | Methods and systems for operating an aerosol generator |
| WO2006069415A1 (en) | 2004-12-30 | 2006-07-06 | Resmed Limited | Respiratory mask having gas washout vent and gas washout vent assembly for respiratory mask |
| SE0002051D0 (sv) * | 2000-05-31 | 2000-05-31 | Jan Hedner | Läckdetektor |
| US6532960B1 (en) | 2000-07-10 | 2003-03-18 | Respironics, Inc. | Automatic rise time adjustment for bi-level pressure support system |
| 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 |
| US6546930B1 (en) | 2000-09-29 | 2003-04-15 | Mallinckrodt Inc. | Bi-level flow generator with manual standard leak adjustment |
| SE0003531D0 (sv) | 2000-10-02 | 2000-10-02 | Breas Medical Ab | Auto CPAP |
| DE20017940U1 (de) | 2000-10-19 | 2000-12-28 | Map Gmbh | Atemmaske zur Zufuhr eines Atemgases zu einem Maskenanwender sowie Ableitungseinrichtung zur Ableitung von Atemgas |
| AUPR193300A0 (en) | 2000-12-07 | 2001-01-04 | Resmed Limited | Mask assembly |
| JP4348082B2 (ja) * | 2000-12-11 | 2009-10-21 | レスメド・リミテッド | 脳卒中発症後の患者の状況を判断するための装置 |
| JP4336496B2 (ja) * | 2000-12-29 | 2009-09-30 | レスメド・リミテッド | マスクシステムの特性付け |
| DE10103810A1 (de) | 2001-01-29 | 2002-08-01 | Map Gmbh | Vorrichtung zur Zufuhr eines Atemgases |
| US9053222B2 (en) | 2002-05-17 | 2015-06-09 | Lawrence A. Lynn | Patient safety processor |
| AUPR315401A0 (en) | 2001-02-16 | 2001-03-15 | Resmed Limited | An apparatus for supplying clean breathable gas |
| US6644311B1 (en) * | 2001-02-21 | 2003-11-11 | Respironics, Inc. | Monitoring fluid flow in a pressure support system |
| DE10118475B4 (de) * | 2001-04-12 | 2007-08-16 | Map Medizin-Technologie Gmbh | Steuerungseinrichtung zur Vorgabe eines Atemgasdruckes |
| EP1399209B1 (en) * | 2001-05-23 | 2016-08-17 | ResMed Limited | Ventilator patient synchronization |
| US7520279B2 (en) | 2001-07-19 | 2009-04-21 | Resmed Limited | Pressure support ventilation of patients |
| US7216647B2 (en) | 2001-09-07 | 2007-05-15 | Resmed Limited | Forehead pad for respiratory mask |
| US7753050B2 (en) | 2001-09-07 | 2010-07-13 | Resmed Limited | Headgear connection assembly for a respiratory mask assembly |
| EP1334742B1 (en) | 2001-09-07 | 2008-04-02 | ResMed Ltd. | Mask assembly |
| 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 |
| WO2003035156A2 (de) | 2001-10-22 | 2003-05-01 | Map Medizin-Technologie Gmbh | Atemmaskenanordnung sowie applikationsvorrichtung und stirnauflageeinrichtung hiervon |
| DE10201682A1 (de) | 2002-01-17 | 2003-07-31 | Map Medizin Technologie Gmbh | Atemmaskenanordnung |
| DE10151984C5 (de) | 2001-10-22 | 2008-07-17 | Map Medizin-Technologie Gmbh | Applikationsvorrichtung für eine Atemmaskenanordnung |
| DE60134060D1 (de) | 2001-11-22 | 2008-06-26 | Resmed Ltd | Atemmaske mit Gasentlüftungsmembran |
| 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 |
| EP1471960B1 (en) | 2002-01-07 | 2019-03-13 | Novartis AG | Devices for nebulizing fluids for inhalation |
| US7677467B2 (en) | 2002-01-07 | 2010-03-16 | Novartis Pharma Ag | Methods and devices for aerosolizing medicament |
| AU2003203043A1 (en) | 2002-01-15 | 2003-07-30 | Aerogen, Inc. | Methods and systems for operating an aerosol generator |
| ITPI20020018A1 (it) * | 2002-03-28 | 2002-06-26 | Azienda Ospedaliera Pisana | Ventilazione polmonare a variazione di flusso |
| US8042542B2 (en) | 2002-04-23 | 2011-10-25 | Resmed Limited | Respiratory mask assembly with magnetic coupling to headgear assembly |
| US7743767B2 (en) | 2002-04-23 | 2010-06-29 | Resmed Limited | Ergonomic and adjustable respiratory mask assembly with frame |
| AUPS192602A0 (en) | 2002-04-23 | 2002-05-30 | Resmed Limited | Nasal mask |
| US8997742B2 (en) | 2002-04-23 | 2015-04-07 | Resmed Limited | Ergonomic and adjustable respiratory mask assembly with cushion |
| DE10226783A1 (de) * | 2002-06-15 | 2004-01-08 | Gottlieb Weinmann Geräte für Medizin und Arbeitsschutz GmbH & Co. | Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes sowie Vorrichtung zur Beatmung mit Steuerung |
| USD485905S1 (en) | 2002-08-09 | 2004-01-27 | Resmed Limited | Nasal mask |
| EP2913079B1 (en) | 2002-09-06 | 2017-10-25 | ResMed Limited | Cushion for respiratory mask assembly |
| NZ573226A (en) | 2002-09-06 | 2010-07-30 | Resmed Ltd | Elbow for respiratory mask assembly |
| NZ591788A (en) | 2002-11-06 | 2012-10-26 | Resmed Ltd | Layered mask cushion assembly |
| DE10253947C1 (de) * | 2002-11-19 | 2003-12-04 | Seleon Gmbh | Verfahren zur Kompensation des Druckabfalls an einem Beatmungsschlauch, Beatmungsgerät sowie Speichermedium |
| NZ562412A (en) | 2003-02-21 | 2009-02-28 | Resmed Ltd | Nasal assembly for pillow mask |
| AU2003901042A0 (en) | 2003-03-07 | 2003-03-20 | Resmed Limited | Back-up rate for a ventilator |
| US7819815B2 (en) * | 2003-03-14 | 2010-10-26 | Yrt Limited | Synchrony between end of ventilator cycles and end of patient efforts during assisted ventilation |
| US7503327B2 (en) | 2003-04-10 | 2009-03-17 | Resmed Limited | Mask with integral cushion and forehead piece |
| NZ578600A (en) | 2003-05-02 | 2011-02-25 | Resmed Ltd | A mask system for apnea vent holes in flexible shell and cushion as integral unit |
| ATE538832T1 (de) | 2003-05-05 | 2012-01-15 | Resmed Ltd | Stirnstütze für eine gesichtsmaske |
| EP1477199A1 (en) * | 2003-05-15 | 2004-11-17 | Azienda Ospedaliera Pisana | Apparatus for non-invasive mechanical ventilation |
| US7588033B2 (en) | 2003-06-18 | 2009-09-15 | Breathe Technologies, Inc. | Methods, systems and devices for improving ventilation in a lung area |
| US8381729B2 (en) | 2003-06-18 | 2013-02-26 | Breathe Technologies, Inc. | Methods and devices for minimally invasive respiratory support |
| 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 |
| CA2528613A1 (en) | 2003-06-18 | 2004-12-23 | Resmed Ltd. | Method and apparatus for monitoring bariatric parameters and sleep disordered breathing |
| AU2003903138A0 (en) | 2003-06-20 | 2003-07-03 | Resmed Limited | Method and apparatus for improving the comfort of cpap |
| DE10328931A1 (de) * | 2003-06-27 | 2005-02-24 | Gottlieb Weinmann - Geräte für Medizin und Arbeitsschutz - GmbH + Co. | Verfahren zur Befeuchtung eines Atemgases sowie Vorrichtung zur Beatmung |
| US7114497B2 (en) * | 2003-07-18 | 2006-10-03 | Acoba, Llc | Method and system of individually controlling airway pressure of a patient's nares |
| US8616195B2 (en) | 2003-07-18 | 2013-12-31 | Novartis Ag | Nebuliser for the production of aerosolized medication |
| US8156937B2 (en) | 2003-08-04 | 2012-04-17 | Carefusion 203, Inc. | Portable ventilator system |
| BRPI0413275A (pt) * | 2003-08-04 | 2006-10-10 | Pulmonetic Systems Inc | ventilador portátil, e, sistema de ventilador portátil |
| US7607437B2 (en) | 2003-08-04 | 2009-10-27 | Cardinal Health 203, Inc. | Compressor control system and method for a portable ventilator |
| US8118024B2 (en) | 2003-08-04 | 2012-02-21 | Carefusion 203, Inc. | Mechanical ventilation system utilizing bias valve |
| US7527053B2 (en) | 2003-08-04 | 2009-05-05 | Cardinal Health 203, Inc. | Method and apparatus for attenuating compressor noise |
| JP2007506480A (ja) | 2003-08-18 | 2007-03-22 | ワンドカ，アンソニー・ディ | 鼻用インターフェイスによる非侵襲的換気のための方法と器具 |
| US20050072426A1 (en) * | 2003-10-07 | 2005-04-07 | Deane Geoffrey Frank | Portable gas fractionalization system |
| US20050072423A1 (en) * | 2003-10-07 | 2005-04-07 | Deane Geoffrey Frank | Portable gas fractionalization system |
| US7135059B2 (en) * | 2003-10-07 | 2006-11-14 | Inogen, Inc. | Portable gas fractionalization system |
| US7438745B2 (en) * | 2003-10-07 | 2008-10-21 | Inogen, Inc. | Portable gas fractionalization system |
| US7066985B2 (en) * | 2003-10-07 | 2006-06-27 | Inogen, Inc. | Portable gas fractionalization system |
| WO2005037355A1 (en) | 2003-10-17 | 2005-04-28 | Resmed Limited | Methods and apparatus for heart failure treatment |
| DE602004028039D1 (de) | 2003-11-26 | 2010-08-19 | Resmed Ltd | Gerät für die systemische kontrolle der atemunterstützung bei vorliegen von ateminsuffizienz |
| AU2013206648B2 (en) * | 2003-11-26 | 2015-10-22 | ResMed Pty Ltd | Methods and Apparatus for the Systemic Control of Ventilatory Support in the Presence of Respiratory Insufficiency |
| CN101804232B (zh) * | 2003-12-29 | 2013-09-04 | 雷斯梅德有限公司 | 出现睡眠呼吸紊乱情况下的机械通气 |
| NZ765601A (en) | 2003-12-31 | 2022-01-28 | ResMed Pty Ltd | Compact oronasal patient interface |
| US7866318B2 (en) | 2004-01-07 | 2011-01-11 | Resmed Limited | Methods for providing expiratory pressure relief in positive airway pressure therapy |
| CN101810903B (zh) | 2004-01-16 | 2015-08-05 | 瑞思迈有限公司 | 用于呼吸面罩组件的头罩连接组件 |
| DE102004006396B4 (de) | 2004-02-10 | 2021-11-04 | Löwenstein Medical Technology S.A. | Vorrichtung zur Beatmung sowie Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes |
| CN100544670C (zh) * | 2004-02-18 | 2009-09-30 | 马奎特紧急护理公司 | 使用肌电活动来优化病人的呼吸辅助的设备 |
| WO2005079897A1 (en) | 2004-02-25 | 2005-09-01 | Resmed Limited | Cardiac monitoring and therapy using a device for providing pressure treatment of sleep disordered breathing |
| DE102004014538A1 (de) * | 2004-03-23 | 2005-10-13 | Seleon Gmbh | Verfahren zur Steuerung eines BiLevel-Geräts sowie BiLevel-Gerät |
| US7878198B2 (en) | 2004-03-31 | 2011-02-01 | Michael Farrell | Methods and apparatus for monitoring the cardiovascular condition of patients with sleep disordered breathing |
| DE102004018029A1 (de) * | 2004-04-14 | 2005-11-03 | Weinmann Geräte für Medizin GmbH + Co. KG | Vorrichtung zur Beatmung sowie Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes |
| DE102004019122A1 (de) * | 2004-04-16 | 2005-11-10 | Universitätsklinikum Freiburg | Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes und Anlage hierfür |
| US7946291B2 (en) | 2004-04-20 | 2011-05-24 | Novartis Ag | Ventilation systems and methods employing aerosol generators |
| CA2565625A1 (en) | 2004-05-04 | 2005-11-10 | Dalhousie University | Method of assessment of airway variability in airway hyperresponsiveness |
| US7213594B2 (en) * | 2004-05-20 | 2007-05-08 | Acoba, L.L.C. | Method and system to determine nasal resistance to airflow |
| WO2005118040A1 (en) | 2004-06-03 | 2005-12-15 | Resmed Limited | Cushion for a patient interface |
| NZ608551A (en) | 2004-06-16 | 2014-10-31 | Resmed Ltd | Cushion for a respiratory mask assembly |
| EP1765442B1 (en) * | 2004-06-24 | 2017-08-02 | Convergent Engineering, Inc. | APPARATUS FOR NON-INVASIVE PREDICTION OF INTRINSIC POSITIVE END-EXPIRATORY PRESSURE (PEEPi) IN PATIENTS RECEIVING VENTILATORY SUPPORT |
| US9468398B2 (en) | 2004-06-24 | 2016-10-18 | Convergent Engineering, Inc. | Method and apparatus for detecting and quantifying intrinsic positive end-expiratory pressure |
| US7254535B2 (en) * | 2004-06-30 | 2007-08-07 | Motorola, Inc. | Method and apparatus for equalizing a speech signal generated within a pressurized air delivery system |
| US7139701B2 (en) * | 2004-06-30 | 2006-11-21 | Motorola, Inc. | Method for detecting and attenuating inhalation noise in a communication system |
| US7155388B2 (en) * | 2004-06-30 | 2006-12-26 | Motorola, Inc. | Method and apparatus for characterizing inhalation noise and calculating parameters based on the characterization |
| 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 |
| US8910632B2 (en) * | 2004-07-08 | 2014-12-16 | Breas Medical, Ab | Energy trigger |
| JP2008507305A (ja) | 2004-07-23 | 2008-03-13 | レスメド リミテッド | 患者用インターフェースのための回りエルボ |
| EP1773434B8 (en) * | 2004-08-04 | 2010-08-18 | Carefusion 203, Inc. | Method and apparatus for reducing noise in a roots-type blower |
| EP2526991B1 (en) | 2004-09-03 | 2019-02-20 | ResMed Ltd. | Adjustment of target ventilation in a servoventilator |
| EP2510966B1 (en) | 2004-09-28 | 2014-01-15 | ResMed Ltd. | Apparatus for resolving upper airway instability |
| US7717110B2 (en) * | 2004-10-01 | 2010-05-18 | Ric Investments, Llc | Method and apparatus for treating Cheyne-Stokes respiration |
| NZ589369A (en) * | 2004-10-06 | 2012-03-30 | Resmed Ltd | Using oximeter and airflow signals to process two signals and with further processor to generate results based on the two signals |
| DE102004056748A1 (de) * | 2004-11-24 | 2006-06-01 | Map Medizin-Technologie Gmbh | Feedback Modul |
| EP2394572A3 (en) * | 2004-12-23 | 2012-05-09 | ResMed Ltd. | Apparatus for detecting and discriminating breathing patterns from respiratory signals |
| US10512429B2 (en) | 2004-12-23 | 2019-12-24 | ResMed Pty Ltd | Discrimination of cheyne-stokes breathing patterns by use of oximetry signals |
| CN109011081B (zh) | 2005-01-12 | 2022-01-28 | 瑞思迈私人有限公司 | 用于患者界面的衬垫 |
| US20060174885A1 (en) * | 2005-02-08 | 2006-08-10 | Acoba, Llc | Method and related system to control applied pressure in CPAP systems |
| US7527054B2 (en) * | 2005-05-24 | 2009-05-05 | General Electric Company | Apparatus and method for controlling fraction of inspired oxygen |
| DE102006012727A1 (de) * | 2005-07-19 | 2007-01-25 | Weinmann Geräte für Medizin GmbH & Co. KG | Beatmungsgerät mit Betriebsdatenspeicher |
| US7487774B2 (en) * | 2005-08-05 | 2009-02-10 | The General Electric Company | Adaptive patient trigger threshold detection |
| US20070060808A1 (en) | 2005-09-12 | 2007-03-15 | Carine Hoarau | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
| EP1926517A2 (en) | 2005-09-20 | 2008-06-04 | Lutz Freitag | Systems, methods and apparatus for respiratory support of a patient |
| NZ591992A (en) | 2005-10-14 | 2012-11-30 | Resmed Ltd | Breathing mask with cushion attached to frame via lip of cushion engaging within recess between frame outer and inner walls, and guided in via angled protrusion of frame inner wall |
| EP1948276B1 (en) | 2005-10-21 | 2019-01-02 | ResMed Limited | Method and apparatus for improving flow and pressure estimation in cpap systems |
| NZ612787A (en) | 2005-10-25 | 2015-01-30 | Resmed Ltd | Interchangeable mask assembly |
| 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 |
| US7422015B2 (en) * | 2005-11-22 | 2008-09-09 | The General Electric Company | Arrangement and method for detecting spontaneous respiratory effort of a patient |
| US7686870B1 (en) | 2005-12-29 | 2010-03-30 | Inogen, Inc. | Expandable product rate portable gas fractionalization system |
| WO2007085108A1 (en) * | 2006-01-30 | 2007-08-02 | Hamilton Medical Ag | An apparatus for regulating a mechanical ventilation |
| DE602007008838D1 (de) * | 2006-01-30 | 2010-10-14 | Hamilton Medical Ag | O2-Steuerung |
| US7810497B2 (en) * | 2006-03-20 | 2010-10-12 | Ric Investments, Llc | Ventilatory control system |
| CN101541365A (zh) | 2006-05-18 | 2009-09-23 | 呼吸科技公司 | 气管切开方法和装置 |
| WO2007140512A1 (en) * | 2006-06-05 | 2007-12-13 | Resmed Ltd | Systems and/or methods for calibration-less devices or less expensive calibration devices for treating sleep-disordered breathing |
| US7762006B2 (en) * | 2006-06-14 | 2010-07-27 | Siestamed, Technologies | Medical equipment drying device |
| US9010327B2 (en) * | 2006-06-30 | 2015-04-21 | Breas Medical Ab | Energy relief control in a mechanical ventilator |
| DE102006032620B3 (de) * | 2006-07-13 | 2007-11-22 | Hoffrichter Gmbh | Beatmungsgerät zur Behandlung von obstruktiver Schlafapnoe und Verfahren zu dessen Steuerung |
| NZ596570A (en) | 2006-07-28 | 2014-02-28 | Resmed Ltd | Delivery of respiratory therapy |
| NZ738046A (en) | 2006-07-28 | 2019-06-28 | ResMed Pty Ltd | Delivery of respiratory therapy |
| US7556038B2 (en) * | 2006-08-11 | 2009-07-07 | Ric Investments, Llc | Systems and methods for controlling breathing rate |
| US8316847B2 (en) * | 2006-09-01 | 2012-11-27 | Ventific Holdings Pty Ltd | Automatic positive airway pressure therapy through the nose or mouth for treatment of sleep apnea and other respiratory disorders |
| US8728059B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-05-20 | Covidien Lp | System and method for assuring validity of monitoring parameter in combination with a therapeutic device |
| 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 |
| EP2101855B1 (en) | 2006-12-15 | 2013-08-21 | ResMed Limited | Respiratory Mask |
| US8661910B2 (en) * | 2007-01-19 | 2014-03-04 | Ipg, Llc | Capacitive sensor |
| US8517023B2 (en) | 2007-01-30 | 2013-08-27 | Resmed Limited | Mask system with interchangeable headgear connectors |
| US8789527B2 (en) * | 2007-02-12 | 2014-07-29 | Ric Investments, Llc | Pressure support system with automatic comfort feature modification |
| NZ589685A (en) | 2007-04-19 | 2012-06-29 | Resmed Ltd | Cushion for patient breathing interface with variable density foam supported membrane |
| DE102007020038A1 (de) * | 2007-04-27 | 2008-10-30 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. | Nachweis einer Apnoe mit blutdruckabhängig erfassten Signalen |
| EP3928819A1 (en) | 2007-05-11 | 2021-12-29 | ResMed Pty Ltd | Automated control for detection of flow limitation |
| WO2008144589A1 (en) | 2007-05-18 | 2008-11-27 | Breathe Technologies, Inc. | Methods and devices for sensing respiration and providing ventilation therapy |
| US20080295839A1 (en) * | 2007-06-01 | 2008-12-04 | Habashi Nader M | Ventilator Apparatus and System of Ventilation |
| KR101397207B1 (ko) * | 2007-06-12 | 2014-05-20 | 삼성전자주식회사 | 이동 통신 시스템에서 공통제어채널 송수신 방법 및 장치 |
| US20090020122A1 (en) * | 2007-07-16 | 2009-01-22 | Helmut Hoffrichter | Respiratory device for treating obstructive sleep apnea and method for controlling said device |
| CN101765401B (zh) * | 2007-07-26 | 2013-09-25 | 优特埃合伙有限公司 | 用于调整患者呼吸的瞬时介入 |
| AU2008203372B2 (en) | 2007-07-30 | 2013-12-19 | Resmed Limited | Patient Interface |
| AU2008203812B2 (en) * | 2007-08-17 | 2014-10-02 | ResMed Pty Ltd | Methods and Apparatus for Pressure Therapy in the Treatment of Sleep Disordered Breathing |
| US20090078258A1 (en) * | 2007-09-21 | 2009-03-26 | Bowman Bruce R | Pressure regulation methods for positive pressure respiratory therapy |
| US20090078255A1 (en) * | 2007-09-21 | 2009-03-26 | Bowman Bruce R | Methods for pressure regulation in positive pressure respiratory therapy |
| JP5513392B2 (ja) | 2007-09-26 | 2014-06-04 | ブリーズ・テクノロジーズ・インコーポレーテッド | 睡眠時無呼吸を治療するための方法及び装置 |
| US8567399B2 (en) | 2007-09-26 | 2013-10-29 | Breathe Technologies, Inc. | Methods and devices for providing inspiratory and expiratory flow relief during ventilation therapy |
| US20170188940A9 (en) | 2007-11-26 | 2017-07-06 | Whispersom Corporation | Device to detect and treat Apneas and Hypopnea |
| US7997885B2 (en) | 2007-12-03 | 2011-08-16 | Carefusion 303, Inc. | Roots-type blower reduced acoustic signature method and apparatus |
| US20090287120A1 (en) | 2007-12-18 | 2009-11-19 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Circulatory monitoring systems and methods |
| US9717896B2 (en) | 2007-12-18 | 2017-08-01 | Gearbox, Llc | Treatment indications informed by a priori implant information |
| US8636670B2 (en) | 2008-05-13 | 2014-01-28 | The Invention Science Fund I, Llc | Circulatory monitoring systems and methods |
| NZ624599A (en) | 2008-03-04 | 2014-08-29 | Resmed Ltd | Mask system |
| NZ735524A (en) | 2008-03-04 | 2019-05-31 | ResMed Pty Ltd | An interface including a foam cushioning element |
| US11331447B2 (en) | 2008-03-04 | 2022-05-17 | ResMed Pty Ltd | Mask system with snap-fit shroud |
| EP2259827B1 (en) | 2008-03-04 | 2019-10-30 | ResMed Pty Ltd | A foam respiratory mask |
| EP2363163A1 (en) * | 2008-03-27 | 2011-09-07 | Nellcor Puritan Bennett LLC | Device for controlled delivery of breathing gas to a patient using multiple ventilation parameters |
| US8640700B2 (en) * | 2008-03-27 | 2014-02-04 | Covidien Lp | Method for selecting target settings in a medical device |
| US8746248B2 (en) * | 2008-03-31 | 2014-06-10 | Covidien Lp | Determination of patient circuit disconnect in leak-compensated ventilatory support |
| US8272379B2 (en) * | 2008-03-31 | 2012-09-25 | Nellcor Puritan Bennett, Llc | Leak-compensated flow triggering and cycling in medical ventilators |
| EP2313138B1 (en) | 2008-03-31 | 2018-09-12 | Covidien LP | System and method for determining ventilator leakage during stable periods within a breath |
| US8267085B2 (en) * | 2009-03-20 | 2012-09-18 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Leak-compensated proportional assist ventilation |
| US8888711B2 (en) | 2008-04-08 | 2014-11-18 | Carefusion 203, Inc. | Flow sensor |
| WO2009151791A2 (en) | 2008-04-18 | 2009-12-17 | Breathe Technologies, Inc. | Methods and devices for sensing respiration and controlling ventilator functions |
| US8770193B2 (en) | 2008-04-18 | 2014-07-08 | 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 |
| EP2283443A1 (en) | 2008-05-07 | 2011-02-16 | Lynn, Lawrence A. | Medical failure pattern search engine |
| US8457706B2 (en) * | 2008-05-16 | 2013-06-04 | Covidien Lp | Estimation of a physiological parameter using a neural network |
| US8439034B2 (en) * | 2008-05-28 | 2013-05-14 | Ipg, Llc | Oxygen conserving oxygen delivery system |
| US8291906B2 (en) | 2008-06-04 | 2012-10-23 | Resmed Limited | Patient interface systems |
| US8905031B2 (en) | 2008-06-04 | 2014-12-09 | Resmed Limited | Patient interface systems |
| US20090306529A1 (en) * | 2008-06-06 | 2009-12-10 | Salter Labs | Adaptive temperature sensor for breath monitoring device |
| AU2009256038A1 (en) | 2008-06-06 | 2009-12-10 | Salter Labs | Adaptive temperature sensor for breath monitoring device |
| US20090306528A1 (en) * | 2008-06-06 | 2009-12-10 | Salter Labs | Adaptive temperature sensor for breath monitoring device |
| WO2009149357A1 (en) | 2008-06-06 | 2009-12-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Systems and methods for ventilation in proportion to patient effort |
| US20100168601A1 (en) * | 2008-06-06 | 2010-07-01 | Salter Labs | Combined cannula and airflow temperature sensor and the method of using the same |
| US8726902B2 (en) * | 2008-06-13 | 2014-05-20 | General Electric Company | System and method for smart delivery of backup breaths |
| JP5715950B2 (ja) | 2008-08-22 | 2015-05-13 | ブリーズ・テクノロジーズ・インコーポレーテッド | 開放気道インタフェースを有する機械換気を提供する方法及び装置 |
| CN104771821B (zh) | 2008-09-12 | 2018-10-16 | 瑞思迈有限公司 | 泡沫基的接口结构用方法和装置 |
| US8551006B2 (en) * | 2008-09-17 | 2013-10-08 | Covidien Lp | Method for determining hemodynamic effects |
| WO2010036816A1 (en) | 2008-09-25 | 2010-04-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Inversion-based feed-forward compensation of inspiratory trigger dynamics in medical ventilators |
| US20100071696A1 (en) * | 2008-09-25 | 2010-03-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Model-predictive online identification of patient respiratory effort 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 |
| EP2334359B1 (en) * | 2008-10-17 | 2020-07-22 | Koninklijke Philips N.V. | Volume control in a medical ventilator |
| DE102008057991B4 (de) | 2008-11-19 | 2013-06-13 | B/E Aerospace Systems Gmbh | Cockpitsauerstoffversorgungsvorrichtung |
| AU2009325991B2 (en) * | 2008-12-09 | 2014-11-13 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Automatic rise time adjustment |
| US9055880B2 (en) * | 2008-12-18 | 2015-06-16 | Maquet Critical Care Ab | Method and apparatus for determining an in vivo position of an esophageal catheter |
| 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 |
| US8428672B2 (en) * | 2009-01-29 | 2013-04-23 | Impact Instrumentation, Inc. | Medical ventilator with autonomous control of oxygenation |
| EP2213324B1 (en) | 2009-01-30 | 2016-07-27 | ResMed R&D Germany GmbH | Patient interface structure and method/tool for manufacturing same |
| FR2941625B1 (fr) * | 2009-02-05 | 2012-05-18 | Materiels Ind Securite | Combinaison de protection d'une personne et ensemble correspondant |
| 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 |
| EP4218876A1 (en) | 2009-04-02 | 2023-08-02 | Breathe Technologies, Inc. | Systems for non-invasive open ventilation with gas delivery nozzles within an outer tube |
| 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 |
| AU2010201032B2 (en) | 2009-04-29 | 2014-11-20 | Resmed Limited | Methods and Apparatus for Detecting and Treating Respiratory Insufficiency |
| 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 |
| WO2011006184A1 (en) * | 2009-07-14 | 2011-01-20 | Resmed Ltd | Setup automation for respiratory treatment apparatus |
| CN102665546B (zh) | 2009-07-16 | 2015-12-09 | 瑞思迈有限公司 | 睡眠状况的检测 |
| US8701665B2 (en) * | 2009-07-25 | 2014-04-22 | Fleur T Tehrani | Automatic control system for mechanical ventilation for active or passive subjects |
| US8789529B2 (en) | 2009-08-20 | 2014-07-29 | Covidien Lp | Method for ventilation |
| US8596270B2 (en) | 2009-08-20 | 2013-12-03 | Covidien Lp | Systems and methods for controlling a ventilator |
| AU2010290917B2 (en) * | 2009-09-01 | 2014-07-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | System and method for quantifying lung compliance in a self-ventilating subject |
| CN102762250B (zh) | 2009-09-03 | 2017-09-26 | 呼吸科技公司 | 用于包括具有夹带端口和/或压力特征的非密封通气界面的无创通气的方法、系统和装置 |
| GB2474917B (en) * | 2009-11-02 | 2015-12-23 | Scott Health & Safety Ltd | Improvements to powered air breathing apparatus |
| US9802015B2 (en) | 2009-11-03 | 2017-10-31 | Resmed Limited | CPAP systems |
| US8469031B2 (en) | 2009-12-01 | 2013-06-25 | Covidien Lp | Exhalation valve assembly with integrated filter |
| US8439037B2 (en) | 2009-12-01 | 2013-05-14 | Covidien Lp | Exhalation valve assembly with integrated filter and flow sensor |
| US8469030B2 (en) | 2009-12-01 | 2013-06-25 | Covidien Lp | Exhalation valve assembly with selectable contagious/non-contagious latch |
| US8439036B2 (en) * | 2009-12-01 | 2013-05-14 | Covidien Lp | Exhalation valve assembly with integral flow sensor |
| US20110126832A1 (en) * | 2009-12-01 | 2011-06-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Exhalation Valve Assembly |
| 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 |
| AU2010201464B2 (en) * | 2010-04-14 | 2014-10-23 | Hallett, Michael | Automatic Positive Airway Pressure Therapy through the Nose or Mouth for Treatment of Sleep Apnea and Other Respiratory Disorders |
| US8638200B2 (en) | 2010-05-07 | 2014-01-28 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding Auto-PEEP detection during volume ventilation of non-triggering patient |
| US9724038B2 (en) * | 2010-05-14 | 2017-08-08 | Koninklijke Philips N.V. | System and method for detecting sleep onset in a subject based on responsiveness to breathing cues |
| WO2011147438A1 (en) * | 2010-05-22 | 2011-12-01 | Maquet Critical Care Ab | Breathing system with flow estimation |
| US8607790B2 (en) | 2010-06-30 | 2013-12-17 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding auto-PEEP detection during pressure ventilation of patient exhibiting obstructive component |
| US8607789B2 (en) | 2010-06-30 | 2013-12-17 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding auto-PEEP detection during volume ventilation of non-triggering patient exhibiting obstructive component |
| US8607791B2 (en) | 2010-06-30 | 2013-12-17 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding auto-PEEP detection during pressure ventilation |
| US8607788B2 (en) * | 2010-06-30 | 2013-12-17 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding auto-PEEP detection during volume ventilation of triggering patient exhibiting obstructive component |
| EP2590702B1 (en) * | 2010-07-09 | 2014-05-14 | Koninklijke Philips N.V. | Leak estimation using leak model identification |
| US9272111B2 (en) * | 2010-07-27 | 2016-03-01 | Koninklijke Philips N.V. | Leak estimation using function estimation |
| US8676285B2 (en) | 2010-07-28 | 2014-03-18 | Covidien Lp | Methods for validating patient identity |
| EP2598192B1 (en) * | 2010-07-30 | 2018-04-04 | ResMed Limited | Methods and devices with leak detection |
| EP2605836A4 (en) | 2010-08-16 | 2016-06-01 | Breathe Technologies Inc | METHODS, SYSTEMS AND DEVICES USING LIQUID OXYGEN TO PROVIDE VENTILATORY ASSISTANCE |
| EP4112110A1 (en) * | 2010-08-27 | 2023-01-04 | ResMed Pty Ltd | Adaptive cycling for respiratory treatment apparatus |
| US8554298B2 (en) | 2010-09-21 | 2013-10-08 | Cividien LP | Medical ventilator with integrated oximeter data |
| CN103124575B (zh) | 2010-09-30 | 2015-12-16 | 呼吸科技公司 | 用于润湿呼吸道的方法、系统和装置 |
| US10569045B2 (en) | 2010-10-05 | 2020-02-25 | Richard J. Arnott | Apparatus and method for maintaining airway patency and pressure support ventilation |
| JP6320755B2 (ja) * | 2010-11-23 | 2018-05-09 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 肥満低換気症候群治療システム及び方法 |
| US8757153B2 (en) | 2010-11-29 | 2014-06-24 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding detection of double triggering during ventilation |
| US8595639B2 (en) | 2010-11-29 | 2013-11-26 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding detection of fluctuations in resistance |
| US8757152B2 (en) | 2010-11-29 | 2014-06-24 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding detection of double triggering during a volume-control breath type |
| BR112013014798B1 (pt) * | 2010-12-17 | 2021-08-03 | Koninklijke Philips N.V. | Sistema e método para determinação um parâmentro de respiração de um indivíduo que recebe terapia |
| US8783250B2 (en) | 2011-02-27 | 2014-07-22 | Covidien Lp | Methods and systems for transitory ventilation support |
| US9038633B2 (en) | 2011-03-02 | 2015-05-26 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt regarding high delivered tidal volume |
| US9084859B2 (en) | 2011-03-14 | 2015-07-21 | Sleepnea Llc | Energy-harvesting respiratory method and device |
| EP2686050B1 (en) | 2011-03-18 | 2018-04-25 | Maquet Critical Care AB | Breathing apparatus and method for support ventilation |
| US8714154B2 (en) | 2011-03-30 | 2014-05-06 | Covidien Lp | Systems and methods for automatic adjustment of ventilator settings |
| US9629971B2 (en) | 2011-04-29 | 2017-04-25 | Covidien Lp | Methods and systems for exhalation control and trajectory optimization |
| US8776792B2 (en) | 2011-04-29 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Methods and systems for volume-targeted minimum pressure-control ventilation |
| US9616194B2 (en) | 2011-06-22 | 2017-04-11 | Breathe Technologies, Inc. | Ventilation mask with integrated piloted exhalation valve and method of ventilating a patient using the same |
| US9038634B2 (en) | 2011-06-22 | 2015-05-26 | Breathe Technologies, Inc. | Ventilation mask with integrated piloted exhalation valve |
| US8839791B2 (en) | 2011-06-22 | 2014-09-23 | Breathe Technologies, Inc. | Ventilation mask with integrated piloted exhalation valve |
| WO2015171730A1 (en) | 2014-05-06 | 2015-11-12 | Inceptus, Inc. | Devices, systems and methods for ozone sanitization of continuous positive airway pressure devices |
| US9669124B2 (en) | 2011-07-15 | 2017-06-06 | Soclean, Inc. | Devices, systems and methods for treating multiple medical devices having passageways with ozone gas |
| US10434204B2 (en) | 2011-07-15 | 2019-10-08 | Soclean, Inc. | Technologies for sanitizing mist humidifiers |
| CN106110352B (zh) | 2011-07-15 | 2019-07-16 | 速克粼股份有限公司 | 用于对持续正压通气设备进行臭氧消毒的方法及系统 |
| US10485888B2 (en) | 2011-07-15 | 2019-11-26 | Soclean, Inc. | Devices, systems and methods for treating multiple medical devices having passageways with ozone gas |
| US10427961B2 (en) | 2011-07-15 | 2019-10-01 | Soclean, Inc. | Technologies for sanitizing reservoirs |
| US9089657B2 (en) | 2011-10-31 | 2015-07-28 | Covidien Lp | Methods and systems for gating user initiated increases in oxygen concentration during ventilation |
| WO2013067580A1 (en) | 2011-11-07 | 2013-05-16 | Resmed Limited | Methods and apparatus for providing ventilation to a patient |
| US9364624B2 (en) | 2011-12-07 | 2016-06-14 | Covidien Lp | Methods and systems for adaptive base flow |
| WO2013098686A1 (en) * | 2011-12-27 | 2013-07-04 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Compensation of breath delivery |
| 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 |
| US10179218B2 (en) | 2012-03-02 | 2019-01-15 | Breathe Technologies, Inc. | Dual pressure sensor continuous positive airway pressure (CPAP) therapy |
| 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 |
| 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 |
| EP3549628B1 (en) * | 2012-04-13 | 2022-08-24 | ResMed Pty Ltd | Apparatus for ventilatory treatment |
| US9993604B2 (en) | 2012-04-27 | 2018-06-12 | Covidien Lp | Methods and systems for an optimized proportional assist ventilation |
| CN104507522B (zh) * | 2012-05-02 | 2017-06-20 | 瑞思迈有限公司 | 用于压力治疗调节的设备 |
| EP2854636B1 (en) | 2012-05-30 | 2019-08-21 | ResMed Sensor Technologies Limited | Method and apparatus for monitoring cardio-pulmonary health |
| US10525219B2 (en) | 2012-06-26 | 2020-01-07 | Resmed Sensor Technologies Limited | Methods and apparatus for monitoring and treating respiratory insufficiency |
| US10362967B2 (en) | 2012-07-09 | 2019-07-30 | Covidien Lp | Systems and methods for missed breath detection and indication |
| US9027552B2 (en) | 2012-07-31 | 2015-05-12 | Covidien Lp | Ventilator-initiated prompt or setting regarding detection of asynchrony during ventilation |
| US9375542B2 (en) | 2012-11-08 | 2016-06-28 | Covidien Lp | Systems and methods for monitoring, managing, and/or preventing fatigue during ventilation |
| US9839756B2 (en) | 2012-11-27 | 2017-12-12 | Resmed Limited | Methods and apparatus for ionization therapy |
| KR102223425B1 (ko) | 2012-12-04 | 2021-03-08 | 말린크로트 하스피탈 프로덕츠 아이피 리미티드 | 일산화질소 전달 동안 투약량의 희석을 최소화하기 위한 캐뉼라 |
| US9795756B2 (en) | 2012-12-04 | 2017-10-24 | Mallinckrodt Hospital Products IP Limited | Cannula for minimizing dilution of dosing during nitric oxide delivery |
| 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 |
| US9950135B2 (en) | 2013-03-15 | 2018-04-24 | Covidien Lp | Maintaining an exhalation valve sensor assembly |
| EP3017345B1 (en) | 2013-07-01 | 2018-11-28 | ResMed Limited | Motor drive system for respiratory apparatus |
| EP3043851A4 (en) * | 2013-09-10 | 2017-05-17 | Samir S. Ahmad | Continuous positive airway pressure therapy target pressure comfort signature |
| US9504423B1 (en) | 2015-10-05 | 2016-11-29 | Bardy Diagnostics, Inc. | Method for addressing medical conditions through a wearable health monitor with the aid of a digital computer |
| US10433751B2 (en) | 2013-09-25 | 2019-10-08 | Bardy Diagnostics, Inc. | System and method for facilitating a cardiac rhythm disorder diagnosis based on subcutaneous cardiac monitoring data |
| US10165946B2 (en) | 2013-09-25 | 2019-01-01 | Bardy Diagnostics, Inc. | Computer-implemented system and method for providing a personal mobile device-triggered medical intervention |
| US9364155B2 (en) | 2013-09-25 | 2016-06-14 | Bardy Diagnostics, Inc. | Self-contained personal air flow sensing monitor |
| US9619660B1 (en) | 2013-09-25 | 2017-04-11 | Bardy Diagnostics, Inc. | Computer-implemented system for secure physiological data collection and processing |
| US9775536B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-10-03 | Bardy Diagnostics, Inc. | Method for constructing a stress-pliant physiological electrode assembly |
| US10736531B2 (en) | 2013-09-25 | 2020-08-11 | Bardy Diagnostics, Inc. | Subcutaneous insertable cardiac monitor optimized for long term, low amplitude electrocardiographic data collection |
| US10806360B2 (en) | 2013-09-25 | 2020-10-20 | Bardy Diagnostics, Inc. | Extended wear ambulatory electrocardiography and physiological sensor monitor |
| US9700227B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-07-11 | Bardy Diagnostics, Inc. | Ambulatory electrocardiography monitoring patch optimized for capturing low amplitude cardiac action potential propagation |
| US9655537B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-05-23 | Bardy Diagnostics, Inc. | Wearable electrocardiography and physiology monitoring ensemble |
| US10667711B1 (en) | 2013-09-25 | 2020-06-02 | Bardy Diagnostics, Inc. | Contact-activated extended wear electrocardiography and physiological sensor monitor recorder |
| US9408545B2 (en) | 2013-09-25 | 2016-08-09 | Bardy Diagnostics, Inc. | Method for efficiently encoding and compressing ECG data optimized for use in an ambulatory ECG monitor |
| US9408551B2 (en) | 2013-11-14 | 2016-08-09 | Bardy Diagnostics, Inc. | System and method for facilitating diagnosis of cardiac rhythm disorders with the aid of a digital computer |
| US10820801B2 (en) | 2013-09-25 | 2020-11-03 | Bardy Diagnostics, Inc. | Electrocardiography monitor configured for self-optimizing ECG data compression |
| US9717432B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-08-01 | Bardy Diagnostics, Inc. | Extended wear electrocardiography patch using interlaced wire electrodes |
| US10736529B2 (en) | 2013-09-25 | 2020-08-11 | Bardy Diagnostics, Inc. | Subcutaneous insertable electrocardiography monitor |
| US9433367B2 (en) | 2013-09-25 | 2016-09-06 | Bardy Diagnostics, Inc. | Remote interfacing of extended wear electrocardiography and physiological sensor monitor |
| US9737224B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-08-22 | Bardy Diagnostics, Inc. | Event alerting through actigraphy embedded within electrocardiographic data |
| US9615763B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-04-11 | Bardy Diagnostics, Inc. | Ambulatory electrocardiography monitor recorder optimized for capturing low amplitude cardiac action potential propagation |
| US10799137B2 (en) | 2013-09-25 | 2020-10-13 | Bardy Diagnostics, Inc. | System and method for facilitating a cardiac rhythm disorder diagnosis with the aid of a digital computer |
| US11213237B2 (en) | 2013-09-25 | 2022-01-04 | Bardy Diagnostics, Inc. | System and method for secure cloud-based physiological data processing and delivery |
| US9345414B1 (en) * | 2013-09-25 | 2016-05-24 | Bardy Diagnostics, Inc. | Method for providing dynamic gain over electrocardiographic data with the aid of a digital computer |
| US10251576B2 (en) | 2013-09-25 | 2019-04-09 | Bardy Diagnostics, Inc. | System and method for ECG data classification for use in facilitating diagnosis of cardiac rhythm disorders with the aid of a digital computer |
| US9433380B1 (en) | 2013-09-25 | 2016-09-06 | Bardy Diagnostics, Inc. | Extended wear electrocardiography patch |
| US10433748B2 (en) | 2013-09-25 | 2019-10-08 | Bardy Diagnostics, Inc. | Extended wear electrocardiography and physiological sensor monitor |
| US10463269B2 (en) | 2013-09-25 | 2019-11-05 | Bardy Diagnostics, Inc. | System and method for machine-learning-based atrial fibrillation detection |
| US9730593B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-08-15 | Bardy Diagnostics, Inc. | Extended wear ambulatory electrocardiography and physiological sensor monitor |
| WO2015048194A1 (en) | 2013-09-25 | 2015-04-02 | Bardy Diagnostics, Inc. | Self-contained personal air flow sensing monitor |
| US11723575B2 (en) | 2013-09-25 | 2023-08-15 | Bardy Diagnostics, Inc. | Electrocardiography patch |
| US9655538B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-05-23 | Bardy Diagnostics, Inc. | Self-authenticating electrocardiography monitoring circuit |
| US10888239B2 (en) | 2013-09-25 | 2021-01-12 | Bardy Diagnostics, Inc. | Remote interfacing electrocardiography patch |
| US9717433B2 (en) | 2013-09-25 | 2017-08-01 | Bardy Diagnostics, Inc. | Ambulatory electrocardiography monitoring patch optimized for capturing low amplitude cardiac action potential propagation |
| US10624551B2 (en) | 2013-09-25 | 2020-04-21 | Bardy Diagnostics, Inc. | Insertable cardiac monitor for use in performing long term electrocardiographic monitoring |
| US20190167139A1 (en) | 2017-12-05 | 2019-06-06 | Gust H. Bardy | Subcutaneous P-Wave Centric Insertable Cardiac Monitor For Long Term Electrocardiographic Monitoring |
| US9675771B2 (en) | 2013-10-18 | 2017-06-13 | Covidien Lp | Methods and systems for leak estimation |
| WO2015104669A1 (en) * | 2014-01-09 | 2015-07-16 | Koninklijke Philips N.V. | Patient-ventilator asynchrony detection |
| US9808591B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-11-07 | Covidien Lp | Methods and systems for breath delivery synchronization |
| US11344690B2 (en) | 2014-09-16 | 2022-05-31 | Truphatek International Ltd. | Imaging device and data management system for medical device |
| US9950129B2 (en) | 2014-10-27 | 2018-04-24 | Covidien Lp | Ventilation triggering using change-point detection |
| WO2016065411A1 (en) * | 2014-10-27 | 2016-05-06 | Resmed Limited | Method and apparatus for treating hyperarousal disorders |
| US9925346B2 (en) | 2015-01-20 | 2018-03-27 | Covidien Lp | Systems and methods for ventilation with unknown exhalation flow |
| CN107735135B (zh) | 2015-04-02 | 2020-06-26 | 希尔－罗姆服务私人有限公司 | 用于呼吸装置的歧管 |
| TWI561261B (en) * | 2015-05-08 | 2016-12-11 | Lead Data Inc | Breathing apparatus |
| FR3038519B1 (fr) * | 2015-07-10 | 2022-03-18 | Lantz Jean Sebastien | Dispositif de stimulation de l'air tracheo-bronchique |
| NZ772572A (en) * | 2015-08-14 | 2023-02-24 | ResMed Pty Ltd | Monitoring respiratory pressure therapy |
| USD802788S1 (en) | 2016-04-28 | 2017-11-14 | Soclean, Inc. | Ozone treatment device with open lid |
| USD819190S1 (en) | 2016-04-28 | 2018-05-29 | Soclean, Inc. | Ozone treatment device |
| WO2018110457A1 (ja) | 2016-12-16 | 2018-06-21 | 株式会社村田製作所 | 流体制御装置 |
| EP3338843A1 (de) * | 2016-12-23 | 2018-06-27 | Löwenstein Medical Technology S.A. | Vorrichtung zur beatmung mit vorgabe eines patienten-individuellen druckprofils |
| WO2018204985A1 (en) | 2017-05-12 | 2018-11-15 | Resmed Limited | Methods and apparatus for treatment of respiratory disorders |
| 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 |
| JP6811892B2 (ja) * | 2017-07-18 | 2021-01-13 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 仮想圧力トリガ機構を介した換気装置のガス送出の開始 |
| US10792449B2 (en) | 2017-10-03 | 2020-10-06 | Breathe Technologies, Inc. | Patient interface with integrated jet pump |
| EP3697484B1 (en) | 2017-10-18 | 2023-05-31 | Resmed Pty Ltd | Respiratory apparatus with multiple power supplies |
| EP3525857B1 (en) | 2017-11-14 | 2020-01-29 | Covidien LP | Systems for drive pressure spontaneous ventilation |
| US10709857B2 (en) * | 2017-12-08 | 2020-07-14 | General Electric Company | Manual ventilation method and system |
| CA3087927C (en) * | 2018-01-08 | 2023-05-23 | Vivonics, Inc. | System and method for cooling the brain of a human subject |
| EP3793656A1 (en) | 2018-05-14 | 2021-03-24 | Covidien LP | Systems and methods for respiratory effort detection utilizing signal distortion |
| US11517691B2 (en) | 2018-09-07 | 2022-12-06 | Covidien Lp | Methods and systems for high pressure controlled ventilation |
| US11752287B2 (en) | 2018-10-03 | 2023-09-12 | Covidien Lp | Systems and methods for automatic cycling or cycling detection |
| CN113382676A (zh) * | 2018-10-31 | 2021-09-10 | 瑞思迈公司 | 用于改变发送到外部源的数据量的系统和方法 |
| US11195620B2 (en) * | 2019-01-04 | 2021-12-07 | International Business Machines Corporation | Progress evaluation of a diagnosis process |
| EP3934725A4 (en) * | 2019-03-05 | 2022-12-21 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | PATIENT FIXATION DETECTION IN BREATHFLOW THERAPY SYSTEMS |
| CA3133631A1 (en) | 2019-03-19 | 2020-09-24 | Soclean, Inc. | Technologies for sanitizing medical devices |
| US11324954B2 (en) | 2019-06-28 | 2022-05-10 | Covidien Lp | Achieving smooth breathing by modified bilateral phrenic nerve pacing |
| US11696681B2 (en) | 2019-07-03 | 2023-07-11 | Bardy Diagnostics Inc. | Configurable hardware platform for physiological monitoring of a living body |
| US11116451B2 (en) | 2019-07-03 | 2021-09-14 | Bardy Diagnostics, Inc. | Subcutaneous P-wave centric insertable cardiac monitor with energy harvesting capabilities |
| US11096579B2 (en) | 2019-07-03 | 2021-08-24 | Bardy Diagnostics, Inc. | System and method for remote ECG data streaming in real-time |
| DE102019120541A1 (de) * | 2019-07-30 | 2021-02-04 | Hamilton Medical Ag | System zur Regelung einer Beatmungsgröße eines Beatmungsgeräts, Beatmungsgerät und Verfahren zur Regelung einer Beatmungsgröße eines Beatmungsgeräts |
| US11904094B2 (en) * | 2019-09-09 | 2024-02-20 | Koninklijke Philips N.V. | Pressure and oxygen mix control for single limb non-invasive ventilation |
| DE102020001440A1 (de) | 2020-03-06 | 2021-09-09 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Beatmungsvorrichtung |
| CN112451819B (zh) * | 2020-11-12 | 2024-03-01 | 闽南理工学院 | 一种呼吸机用涡轮风机的周期重复控制方法 |
| CN112827034B (zh) * | 2020-12-31 | 2023-04-18 | 北京谊安医疗系统股份有限公司 | 一种用于气动电控麻醉机的吸气阀的标校系统及其方法 |
Family Cites Families (418)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE459104C (de) | 1928-04-26 | Hans Jancke | Vorrichtung zur Verhinderung des Schnarchens | |
| US35295A (en) | 1862-05-20 | Improvement in water-elevators | ||
| US950816A (en) | 1909-03-24 | 1910-03-01 | John Eriksson | Respirator and the like. |
| GB207444A (en) | 1923-03-05 | 1923-11-29 | Harold Budd | Improvements in or relating to bow-ties |
| US2904033A (en) | 1957-03-04 | 1959-09-15 | Sylvan M Shane | Breathing indicator |
| US2904333A (en) | 1957-03-18 | 1959-09-15 | Irwin L Fife | Turn guiding apparatus for webs |
| US3191596A (en) | 1960-09-19 | 1965-06-29 | Forrest M Bird | Respirator |
| US3099985A (en) | 1960-12-21 | 1963-08-06 | Porter C Wilson | Resuscitator |
| 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 |
| SE331590B (ja) | 1967-04-04 | 1971-01-04 | Elema Schoenander Ab | |
| US3559638A (en) | 1967-09-19 | 1971-02-02 | James A Potter | Respiration meter having several modes of operation |
| GB1261343A (en) | 1968-02-15 | 1972-01-26 | British Petroleum Co | Apparatus for delivering a gas into the lungs of a patient |
| US3612040A (en) * | 1968-03-16 | 1971-10-12 | Nihon Kohden Kogyo Ltd | Method and apparatus for measuring respiration resistance |
| US3611301A (en) | 1968-05-13 | 1971-10-05 | Time Inc | Systems for informational processing of dispatches |
| US3611801A (en) | 1968-10-28 | 1971-10-12 | Nasa | Respiration monitor |
| US3595228A (en) | 1968-11-27 | 1971-07-27 | Robert C Simon | Flow line break alarm device |
| US3802417A (en) | 1968-12-21 | 1974-04-09 | V Lang | Device for combined monitoring and stimulation of respiration |
| US3559628A (en) | 1969-08-05 | 1971-02-02 | Triangle Research Inc | Internal combustion engine |
| US3669108A (en) | 1969-10-20 | 1972-06-13 | Veriflo Corp | Ventilator |
| US3989037A (en) | 1970-06-23 | 1976-11-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Flow measuring device |
| US3741208A (en) | 1971-02-23 | 1973-06-26 | B Jonsson | Lung ventilator |
| US3729000A (en) * | 1971-05-18 | 1973-04-24 | Puritan Bennett Corp | Compliance compensated ventilation system |
| JPS5147301B1 (ja) | 1971-05-31 | 1976-12-14 | ||
| US3726270A (en) | 1971-09-20 | 1973-04-10 | Syst Res Labor Inc | Pulmonary information transmission system |
| BE791154A (fr) | 1971-11-10 | 1973-05-09 | Synthelabo | Respirateur a turbine |
| BE791878A (fr) | 1971-11-26 | 1973-03-16 | Bryan Donkin Co Ltd | Perfectionnement aux clapets de non-retour |
| US3914994A (en) | 1971-12-15 | 1975-10-28 | Philip M Banner | Liquid flow indicating and flow control means |
| CH549392A (de) | 1972-03-27 | 1974-05-31 | Hoffmann La Roche | Beatmungsgeraet mit selbsttaetiger regelung des druckes und flusses des atmungsgases. |
| US4036221A (en) | 1972-05-01 | 1977-07-19 | Sutter Hospitals Medical Research Foundation | Respirator |
| US3834381A (en) * | 1972-08-25 | 1974-09-10 | Puritan Bennett Corp | Compliance compensated ventilation system |
| US3834383A (en) | 1972-12-11 | 1974-09-10 | Puritan Bennett Corp | Respiration apparatus with flow responsive control valve |
| US3817246A (en) | 1972-12-11 | 1974-06-18 | Puritan Bennett Corp | Flow responsive respiration apparatus |
| US3914394A (en) | 1973-02-15 | 1975-10-21 | Japan Exlan Co Ltd | Process for producing carbon fibers |
| US3972327A (en) | 1973-03-22 | 1976-08-03 | Hoffmann-La Roche Inc. | Respirator |
| US3840006A (en) | 1973-04-26 | 1974-10-08 | Department Of Health Education | Respirator |
| IE39702B1 (en) | 1973-05-10 | 1978-12-06 | Klenk A | Back-flow and odour trap for liquids |
| US3859995A (en) | 1973-07-02 | 1975-01-14 | Westinghouse Electric Corp | Breathing assist apparatus |
| 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 | |
| US3882847A (en) | 1973-12-11 | 1975-05-13 | Harvey Barry Jacobs | Low-Cost Pneumatic Apnea or Respiration Monitor |
| US3903875A (en) | 1974-01-24 | 1975-09-09 | Sandoz Ag | Automatically calibrated respiratory ventilation monitor |
| US3923056A (en) * | 1974-06-19 | 1975-12-02 | Gen Electric | Compliance compensation for electronically controlled volume respirator systems |
| US3932054A (en) | 1974-07-17 | 1976-01-13 | Western Engineering & Mfg. Co. | Variable pitch axial fan |
| US3992598A (en) | 1974-12-04 | 1976-11-16 | Afton Incorporated | Airflow velocity switch |
| US3985467A (en) | 1975-05-27 | 1976-10-12 | Milton Roy Company | Constant pressure pump |
| DE2537765B2 (de) | 1975-08-25 | 1981-04-09 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Medizinisches Inhalationsgerät zur Behandlung von Krankheiten der Atmungswege |
| US4006634A (en) | 1975-09-17 | 1977-02-08 | National Semiconductor Corporation | Flow meter |
| US3995661A (en) | 1975-09-22 | 1976-12-07 | Wheelabrator-Frye, Inc. | Flow control valve for magnetic particulate |
| 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 |
| GB1576118A (en) | 1976-06-02 | 1980-10-01 | Boc Ltd | Lung ventilators |
| US4083245A (en) | 1977-03-21 | 1978-04-11 | Research Development Corporation | Variable orifice gas flow sensing head |
| US4323064A (en) | 1976-10-26 | 1982-04-06 | Puritan-Bennett Corporation | Volume ventilator |
| US4109749A (en) | 1976-11-09 | 1978-08-29 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Muffler |
| 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 |
| US4231365A (en) | 1978-01-30 | 1980-11-04 | Scarberry Eugene N | Emergency resuscitation apparatus |
| JPS5857689B2 (ja) | 1978-02-02 | 1983-12-21 | 株式会社東芝 | 流量測定制御装置 |
| EP0010839B1 (en) | 1978-08-24 | 1983-01-26 | Graham Cameron Grant | Ventilator for use in medical applications |
| US4387722A (en) | 1978-11-24 | 1983-06-14 | Kearns Kenneth L | Respiration monitor and x-ray triggering apparatus |
| US4265239A (en) | 1978-11-27 | 1981-05-05 | Fischer Jr Charles M | Gas scavenging exhaust system |
| US4249527A (en) | 1979-02-09 | 1981-02-10 | Case Western Reserve University | Continuous positive airway pressure administrating apparatus |
| US4239039A (en) | 1979-02-28 | 1980-12-16 | Thompson Harris A | Dual control valve for positive pressure artificial respiration apparatus |
| US4320766A (en) | 1979-03-13 | 1982-03-23 | Instrumentarium Oy | Apparatus in medicine for the monitoring and or recording of the body movements of a person on a bed, for instance of a patient |
| SE418456B (sv) | 1979-06-21 | 1981-06-09 | Engstrom Medical Ab | Respiratoranordning |
| US4296756A (en) * | 1979-07-26 | 1981-10-27 | Cyber Diagnostics, Inc. | Remote pulmonary function tester |
| US4433693A (en) | 1979-09-27 | 1984-02-28 | Hochstein Peter A | Method and assembly for monitoring respiration and detecting apnea |
| US4301833A (en) | 1979-10-05 | 1981-11-24 | Donald Iii Robert A | Flow responsive safety valve |
| DE3015279A1 (de) | 1980-04-21 | 1981-10-29 | Manfred Prof. Dipl.-Ing. 6301 Pohlheim Roth | Verfahren und vorrichtung zur erzeugung eines aerosols fuer die inhalationsbronchographie |
| DE3021326A1 (de) * | 1980-06-06 | 1981-12-17 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Einrichtung zur messung von mindestens zwei pneumatischen lungenparametern und messverfahren hierzu |
| SE434799B (sv) | 1980-06-18 | 1984-08-20 | Gambro Engstrom Ab | Sett och anordning for styrning av en lungventilator |
| DE3023648A1 (de) | 1980-06-24 | 1982-01-21 | Jaeger, Erich, 8700 Würzburg | Einrichtung zur untersuchung der atemwege auf reizstoff-ueberempfindlichkeit |
| US4322594A (en) | 1980-06-27 | 1982-03-30 | Respiratory Care, Inc. | Temperature control system with alarm and shut down for non-tracking condition of dual thermometers |
| JPS5948106B2 (ja) * | 1980-08-27 | 1984-11-24 | 株式会社東芝 | 呼吸監視装置 |
| US4312235A (en) | 1980-09-02 | 1982-01-26 | United Technologies Corporation | Sensor and meter for measuring the mass flow of a fluid stream |
| US4351344A (en) * | 1980-11-13 | 1982-09-28 | Bio-Med Devices, Inc. | Method and apparatus for monitoring lung compliance |
| US4414982A (en) | 1980-11-26 | 1983-11-15 | Tritec Industries, Inc. | Apneic event detector and method |
| US4457303A (en) | 1980-11-26 | 1984-07-03 | Tritec Industries, Inc. | Respirating gas supply control method and apparatus therefor |
| US4449525A (en) | 1981-02-08 | 1984-05-22 | White Daniel S | Pulmonary resuscitator |
| US4396034A (en) | 1981-02-23 | 1983-08-02 | Cherniak George S | Arcuate swing check valve |
| US4381788A (en) | 1981-02-27 | 1983-05-03 | Douglas David W | Method and apparatus for detecting apnea |
| US4539984A (en) | 1981-03-26 | 1985-09-10 | Vas Es Moszeripari Szovetkezet | Respirator device particularly for use in perinatal medicine |
| DE3112591C2 (de) | 1981-03-30 | 1983-12-29 | Nixdorf Computer Ag, 4790 Paderborn | Schallisolierendes geschlossenes Gerätegehäuse |
| 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 |
| DE3116951C2 (de) | 1981-04-29 | 1984-12-20 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Vorrichtung zur Beimischung flüssiger Narkosemittel in das dem Patienten zuzuführende Atemgas |
| DE3119814C2 (de) | 1981-05-19 | 1984-07-26 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | HFJ-Beatmungsgerät mit einer steuerbaren Atemgasquelle und Vorrichtung zur Unterdruckerzeugung |
| JPS57197827A (en) | 1981-05-29 | 1982-12-04 | Hitachi Ltd | Semiconductor substrate |
| US4430995A (en) | 1981-05-29 | 1984-02-14 | Hilton Joseph R | Power assisted air-purifying respirators |
| US4393869A (en) | 1981-06-22 | 1983-07-19 | Canadian Patents & Development Limited | Electronically controlled respirator |
| US4481944A (en) | 1981-11-19 | 1984-11-13 | Bunnell Life Systems, Inc. | Apparatus and method for assisting respiration |
| US4440395A (en) | 1981-12-11 | 1984-04-03 | Hyland Joseph F | Variable geometric board game |
| FR2517961A1 (fr) | 1981-12-11 | 1983-06-17 | Synthelabo Biomedical | Procede et dispositif pour commander la respiration artificielle |
| 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 |
| IL65459A0 (en) | 1982-04-07 | 1982-07-30 | Zaferman David | Ventilator for artificial respiration system |
| US4580575A (en) | 1982-06-14 | 1986-04-08 | Aequitron Medical, Inc. | Apnea monitoring system |
| US4448058A (en) | 1982-07-02 | 1984-05-15 | Sensormedics Corporation | Respiratory gas analysis instrument having improved volume calibration method and apparatus |
| 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 |
| US4602644A (en) | 1982-08-18 | 1986-07-29 | Plasmedics, Inc. | Physiological detector and monitor |
| EP0104004A1 (en) | 1982-09-06 | 1984-03-28 | Graham Cameron Grant | Fluid flowmeter and method of measuring flow rate |
| US4501273A (en) | 1982-09-30 | 1985-02-26 | Mcginnis Gerald E | Endotracheal tube with pressure controlled inflatable cuff |
| US4506666A (en) | 1982-12-03 | 1985-03-26 | Kircaldie, Randall And Mcnab | Method and apparatus for rectifying obstructive apnea |
| US4530334A (en) | 1982-12-09 | 1985-07-23 | Solex (U.K.) Limited | Air flow metering |
| JPS59107399A (ja) | 1982-12-13 | 1984-06-21 | リオン株式会社 | 鼻音化の程度を計測する方法 |
| DE3401384A1 (de) | 1984-01-17 | 1985-07-25 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Vorrichtung fuer die zufuhr von beatmungsgas in den geschlossenen atemkreis eines medizinischen beatmungsgeraetes |
| ATE25198T1 (de) | 1983-04-09 | 1987-02-15 | Draegerwerk Ag | Narkosesystem. |
| US4499914A (en) | 1983-04-14 | 1985-02-19 | Litton Systems, Inc. | Selector valve for an aircraft on board oxygen generation system with high pressure oxygen backup |
| US4576179A (en) | 1983-05-06 | 1986-03-18 | Manus Eugene A | Respiration and heart rate monitoring apparatus |
| US4738266A (en) | 1983-05-09 | 1988-04-19 | Thatcher John B | Apnoea monitor |
| JPS6015134A (ja) | 1983-07-07 | 1985-01-25 | Unitika Ltd | 圧電性，焦電性フイルムの製造方法 |
| US4655213A (en) | 1983-10-06 | 1987-04-07 | New York University | Method and apparatus for the treatment of obstructive sleep apnea |
| US4579114A (en) | 1983-10-11 | 1986-04-01 | Wisdom Corporation | Mouth to mouth resuscitation device |
| 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 |
| US4860766A (en) | 1983-11-18 | 1989-08-29 | Respitrace Corp. | Noninvasive method for measuring and monitoring intrapleural pressure in newborns |
| DE3429345A1 (de) | 1983-12-09 | 1985-06-13 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Kreislaufatemschutzgeraet fuer ueberdruckbetrieb |
| DE3402603A1 (de) | 1984-01-26 | 1985-08-01 | Electrostar Schöttle GmbH & Co, 7313 Reichenbach | Staubsauger |
| JPS60124940U (ja) | 1984-02-02 | 1985-08-23 | シャープ株式会社 | 人工呼吸装置 |
| US4559940A (en) | 1984-02-06 | 1985-12-24 | Mcginnis Gerald E | Resuscitation apparatus |
| US4584996A (en) | 1984-03-12 | 1986-04-29 | Blum Alvin S | Apparatus for conservative supplemental oxygen therapy |
| JPS60212607A (ja) | 1984-04-06 | 1985-10-24 | Sankei Giken Kogyo Kk | 消音器の吸音材保持構造 |
| IL71468A (en) | 1984-04-08 | 1988-06-30 | Dan Atlas | Apnea monitoring method and apparatus |
| DE3422066A1 (de) | 1984-06-14 | 1985-12-19 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Beatmungssystem und steuerbare ventileinheit hierzu |
| FR2568397B1 (fr) | 1984-07-27 | 1987-08-14 | Mequignon Jean Claude | Procede permettant de stopper le ronflement humain des son emission et appareil necessaire a la mise en oeuvre de ce procede |
| US4612928A (en) | 1984-08-28 | 1986-09-23 | Tiep Brian L | Method and apparatus for supplying a gas to a body |
| GB2166871A (en) | 1984-09-03 | 1986-05-14 | Vickers Plc | Respiration monitor |
| US4660555A (en) | 1984-09-21 | 1987-04-28 | Payton Hugh W | Oxygen delivery and administration system |
| FI76929C (fi) | 1984-09-25 | 1989-01-10 | Etelae Haemeen Keuhkovammayhdi | Inhalationsdoseringsanordning, som aer avsedd foer nogrann dosering av disponerande laekemedel som ges aot andningssjuka i undersoekningsskedet och/eller laekemedel som ges som spray under behandlingen. |
| NZ209900A (en) | 1984-10-16 | 1989-08-29 | Univ Auckland | Automatic inhaler |
| US4595621A (en) | 1984-10-29 | 1986-06-17 | Armstrong World Industries, Inc. | Simulated embossing on floor covering |
| 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 |
| FR2574657A1 (fr) | 1984-12-13 | 1986-06-20 | Gourdon Jean Loup | Dispositif anti-ronflement |
| EP0185980B1 (en) | 1984-12-27 | 1995-03-01 | Teijin Limited | Oxygen enriching apparatus |
| US4595016A (en) | 1985-01-30 | 1986-06-17 | Mine Safety Appliances Co. | APNEA monitor |
| US4971065A (en) | 1985-02-11 | 1990-11-20 | Pearce Stephen D | Transducer for detecting apnea |
| EP0218690A4 (en) | 1985-04-10 | 1987-07-22 | Emergent Technology Corp | MULTIPLE CHANNEL VENTILATION METHOD AND MONITOR. |
| US4686999A (en) | 1985-04-10 | 1987-08-18 | Tri Fund Research Corporation | Multi-channel ventilation monitor and method |
| US4648396A (en) | 1985-05-03 | 1987-03-10 | Brigham And Women's Hospital | Respiration detector |
| US4686975A (en) | 1985-05-03 | 1987-08-18 | Applied Membrane Technology, Inc. | Electronic respirable gas delivery device |
| FI81500C (fi) | 1985-05-23 | 1990-11-12 | Etelae Haemeen Keuhkovammayhdi | Andningsbehandlingsapparat. |
| SU1432572A1 (ru) | 1985-07-02 | 1988-10-23 | Ленинградский электротехнический институт им.В.И.Ульянова (Ленина) | Устройство дл регистрации времени движени спортсмена |
| US4648407A (en) | 1985-07-08 | 1987-03-10 | Respitrace Corporation | Method for detecting and differentiating central and obstructive apneas in newborns |
| US4587967A (en) * | 1985-07-09 | 1986-05-13 | Lifecare Services, Inc. | Oxygen enriched reciprocating piston respirator |
| IT1185906B (it) | 1985-09-13 | 1987-11-18 | Luciano Gattinoni | Sistema ed apparecchio biomedicale per la misurazione con precisione dei valori di variazione di pressione e volume nei polmoni di un paziente |
| US4870960A (en) | 1985-10-07 | 1989-10-03 | Litton Systems, Inc. | Backup breathing gas supply for an oxygen concentrator system |
| 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 |
| DE3537507C2 (de) | 1985-10-22 | 1993-11-25 | Salvia Lifetec Gmbh & Co Kg | Gerät zur unterstützenden intermittierenden Druckbeatmung und Aerosol-Therapie |
| SE451232C (sv) | 1985-10-25 | 1992-03-04 | Carl Eric Persson | Anordning foer foerhindrande av snarkande hos en sovande person |
| JPS62103297A (ja) | 1985-10-30 | 1987-05-13 | Sanshin Ind Co Ltd | 船舶用エンジンのマウント装置 |
| DE3539073A1 (de) | 1985-11-04 | 1987-05-14 | Walter Pollak | Atemregler zur wiederherstellung einer normalen versorgung der menschlichen organe mit sauerstoff |
| US4637385A (en) | 1986-01-13 | 1987-01-20 | Tibor Rusz | Pulmonary ventilator controller |
| US4747403A (en) | 1986-01-27 | 1988-05-31 | Advanced Pulmonary Technologies, Inc. | Multi-frequency jet ventilation technique and apparatus |
| US5052400A (en) | 1986-02-20 | 1991-10-01 | Dietz Henry G | Method and apparatus for using an inhalation sensor for monitoring and for inhalation therapy |
| DE3607488A1 (de) | 1986-03-07 | 1987-09-10 | Draegerwerk Ag | Gasversorgungseinheit fuer pneumatisch betriebene geraete |
| FR2596279A1 (fr) | 1986-03-27 | 1987-10-02 | Boc Sa | Appareil de ventilation artificielle pour l'assistance inspiratoire volumetrique d'un patient |
| FR2597202A1 (fr) | 1986-04-15 | 1987-10-16 | Mms Sa | Procede et dispositif de signalisation d'incidents dans le fonctionnement d'un respirateur |
| US4773411A (en) | 1986-05-08 | 1988-09-27 | Downs John B | Method and apparatus for ventilatory therapy |
| US5067487A (en) | 1986-07-07 | 1991-11-26 | Jack Bauman | Resuscitator |
| US4825802A (en) | 1986-07-24 | 1989-05-02 | Societe Anonyme Drager | Pheumatic alarm for respirator |
| US4674492A (en) * | 1986-07-25 | 1987-06-23 | Filcon Corporation | Alarm system for respirator apparatus and method of use |
| JPH0797284B2 (ja) * | 1986-09-03 | 1995-10-18 | 株式会社日立製作所 | ファジー推論によるディジタル制御方法 |
| US5002050A (en) | 1986-09-17 | 1991-03-26 | Mcginnis Gerald E | Medical gas flow control valve, system and method |
| US4803471A (en) | 1986-10-24 | 1989-02-07 | Hudson Oxygen Therapy Sales Co. | Ventilator monitor and alarm apparatus |
| DE3636669C2 (de) | 1986-10-28 | 2001-08-16 | Siemens Ag | Anordnung zur Zufuhr von Aerosol zu den Luftwegen und/oder Lungen eines Patienten |
| IT1200044B (it) | 1986-12-31 | 1989-01-05 | Elmed Ginevri Srl | Respiratore pressumetrico a flusso costante e ventilazione controllata |
| US5024219A (en) | 1987-01-12 | 1991-06-18 | Dietz Henry G | Apparatus for inhalation therapy using triggered dose oxygenator employing an optoelectronic inhalation sensor |
| GB8704104D0 (en) | 1987-02-21 | 1987-03-25 | Manitoba University Of | Respiratory system load apparatus |
| FR2611505B1 (fr) | 1987-03-05 | 1997-01-10 | Air Liquide | Procede et dispositif d'alimentation en oxygene respiratoire |
| US4827964A (en) | 1987-04-23 | 1989-05-09 | Mine Safety Appliances Company | System for metering of breathing gas for accommodation of breathing demand |
| JPS63275352A (ja) | 1987-05-02 | 1988-11-14 | Kazuhiko Muramatsu | 人工呼吸器制御装置 |
| GB8712223D0 (en) | 1987-05-23 | 1987-07-01 | Care R J | Electronic auto flow control |
| US4777963A (en) | 1987-06-18 | 1988-10-18 | Mckenna Kevin | Respiration monitor |
| US5522382A (en) | 1987-06-26 | 1996-06-04 | Rescare Limited | Device and method for treating obstructed breathing having a delay/ramp feature |
| WO1988010108A1 (en) | 1987-06-26 | 1988-12-29 | Travenol Centre For Medical Research | Device for monitoring breathing during sleep and control of cpap treatment |
| 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 |
| US5322057A (en) | 1987-07-08 | 1994-06-21 | Vortran Medical Technology, Inc. | Intermittent signal actuated nebulizer synchronized to operate in the exhalation phase, and its method of use |
| DE3884868T2 (de) | 1987-07-09 | 1994-02-03 | Carmeli Adahan | Tragbares Beatmungsgerät. |
| 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 |
| US4823787A (en) | 1987-07-09 | 1989-04-25 | Carmeli Adahan | Portable ventilator apparatus |
| US4838257A (en) | 1987-07-17 | 1989-06-13 | Hatch Guy M | Ventilator |
| US5388571A (en) | 1987-07-17 | 1995-02-14 | Roberts; Josephine A. | Positive-pressure ventilator system with controlled access for nebulizer component servicing |
| US4795314A (en) | 1987-08-24 | 1989-01-03 | Cobe Laboratories, Inc. | Condition responsive pump control utilizing integrated, commanded, and sensed flowrate signals |
| US4802485A (en) | 1987-09-02 | 1989-02-07 | Sentel Technologies, Inc. | Sleep apnea monitor |
| US5099836A (en) | 1987-10-05 | 1992-03-31 | Hudson Respiratory Care Inc. | Intermittent oxygen delivery system and cannula |
| US4938212A (en) | 1987-10-16 | 1990-07-03 | Puritan-Bennett Corporation | Inspiration oxygen saver |
| US4838258A (en) | 1987-10-26 | 1989-06-13 | Gibeck-Dryden Corporation | Gas sampling lumen for breathing system |
| US4971050A (en) | 1987-11-03 | 1990-11-20 | Respirator Research Ltd. | Open circuit emergency breathing apparatus and pressure demand valve therefor |
| 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 |
| FI82808C (fi) | 1987-12-31 | 1991-04-25 | Etelae Haemeen Keuhkovammayhdi | Ultraljudfinfoerdelningsanordning. |
| US4856506A (en) | 1988-01-11 | 1989-08-15 | Jinotti Walter J | Apparatus for mouth-to-mouth resuscitation |
| US5170798A (en) | 1988-02-10 | 1992-12-15 | Sherwood Medical Company | Pulmonary function tester |
| US4887607A (en) | 1988-03-16 | 1989-12-19 | Beatty Robert F | Apparatus for and method of spectral analysis enhancement of polygraph examinations |
| WO1989009565A1 (en) | 1988-04-15 | 1989-10-19 | Bowe Edwin A | Method and apparatus for inhalation of treating gas and sampling of exhaled gas for quantitative analysis |
| US5335656A (en) | 1988-04-15 | 1994-08-09 | Salter Laboratories | Method and apparatus for inhalation of treating gas and sampling of exhaled gas for quantitative analysis |
| US4823788A (en) | 1988-04-18 | 1989-04-25 | Smith Richard F M | Demand oxygen controller and respiratory monitor |
| GB8809715D0 (en) | 1988-04-25 | 1988-06-02 | Pa Consulting Services | Fluid mass flow & density sensor |
| US4870963A (en) | 1988-05-06 | 1989-10-03 | Carol Bussell | Respiratory aid device |
| US4957107A (en) | 1988-05-10 | 1990-09-18 | Sipin Anatole J | Gas delivery means |
| DE3817985A1 (de) | 1988-05-27 | 1989-12-07 | Salvia Werk Gmbh | Geraet zur unterstuetzung der spontanen atmung eines patienten |
| US4972842A (en) | 1988-06-09 | 1990-11-27 | Vital Signals, Inc. | Method and apparatus for precision monitoring of infants on assisted ventilation |
| GB8821795D0 (en) | 1988-09-16 | 1988-10-19 | Erba Carlo Spa | New derivatives of human/bovine basic fibroplast growth factor |
| US5048515A (en) | 1988-11-15 | 1991-09-17 | Sanso David W | Respiratory gas supply apparatus and method |
| US5222478A (en) | 1988-11-21 | 1993-06-29 | Scarberry Eugene N | Apparatus for application of pressure to a human body |
| US4982738A (en) | 1988-11-30 | 1991-01-08 | Dr. Madaus Gmbh | Diagnostic apnea monitor system |
| US5165397A (en) | 1988-12-15 | 1992-11-24 | Arp Leon J | Method and apparatus for demand oxygen system monitoring and control |
| JP2518367B2 (ja) | 1988-12-23 | 1996-07-24 | 三菱電機株式会社 | 低騒音電動送風機 |
| US5090248A (en) | 1989-01-23 | 1992-02-25 | The University Of Melbourne | Electronic transducer |
| US5105354A (en) | 1989-01-23 | 1992-04-14 | Nippon Kayaku Kabushiki Kaisha | Method and apparatus for correlating respiration and heartbeat variability |
| US4913401A (en) | 1989-01-26 | 1990-04-03 | Respironics, Inc. | Valve apparatus |
| US4989599A (en) | 1989-01-26 | 1991-02-05 | Puritan-Bennett Corporation | Dual lumen cannula |
| US5206807A (en) | 1989-02-16 | 1993-04-27 | Air-Shields, Inc. | Neonatal cardiorespirograph incorporating multi-variable display and memory |
| DE3909563A1 (de) | 1989-03-23 | 1990-09-27 | Porsche Ag | Vorrichtung zur kuehlung und geraeuschdaempfung einer druckluftkompressoreinheit |
| US4938210A (en) | 1989-04-25 | 1990-07-03 | Trudell Medical | Inhalation chamber in ventilator circuit |
| US4960118A (en) | 1989-05-01 | 1990-10-02 | Pennock Bernard E | Method and apparatus for measuring respiratory flow |
| US5134995A (en) * | 1989-05-19 | 1992-08-04 | Puritan-Bennett Corporation | Inspiratory airway pressure system with admittance determining apparatus and method |
| US5845636A (en) | 1989-05-19 | 1998-12-08 | Puritan Bennett Corporation | Method and apparatus for maintaining patient airway patency |
| DE69033005T2 (de) | 1989-05-19 | 1999-09-23 | Puritan Bennett Corp | Drucksystem für atmungswege |
| 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 |
| US5042470A (en) | 1989-05-30 | 1991-08-27 | Nozomi Kanesaka | Ventilating system for respiration of a patient |
| US5107831A (en) | 1989-06-19 | 1992-04-28 | Bear Medical Systems, Inc. | Ventilator control system using sensed inspiratory flow rate |
| 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 |
| US5148802B1 (en) | 1989-09-22 | 1997-08-12 | Respironics Inc | Method and apparatus for maintaining airway patency to treat sleep apnea and other disorders |
| USRE35295E (en) | 1989-09-22 | 1996-07-16 | Respironics, Inc. | Sleep apnea treatment apparatus |
| US5009635A (en) | 1989-11-06 | 1991-04-23 | Respironics Inc. | Pump apparatus |
| US5165398A (en) | 1989-12-08 | 1992-11-24 | Bird F M | Ventilator and oscillator for use therewith and method |
| US5231983A (en) | 1990-01-03 | 1993-08-03 | Minnesota Mining And Manufacturing | Method of and apparatus for the aerosol administration of medication |
| SU1710064A1 (ru) | 1990-01-22 | 1992-02-07 | Специальное Конструкторско-Технологическое Бюро Компрессорного И Холодильного Машиностроения | Устройство дл очистки воздуха |
| US5448996A (en) | 1990-02-02 | 1995-09-12 | Lifesigns, Inc. | Patient monitor sheets |
| SE466188B (sv) | 1990-02-16 | 1992-01-13 | Hoek Instr Ab | Akustisk andningsdetektor |
| CA2011609C (en) | 1990-03-06 | 1998-09-15 | William Edward Price | Resuscitation and inhalation device |
| DE69128225T2 (de) | 1990-03-09 | 1998-03-19 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Vorrichtung zur anzeige des schlafens |
| US5161525A (en) | 1990-05-11 | 1992-11-10 | Puritan-Bennett Corporation | System and method for flow triggering of pressure supported ventilation |
| US5046491A (en) | 1990-03-27 | 1991-09-10 | Derrick Steven J | Apparatus and method for respired gas collection and analysis |
| CA2038971C (en) * | 1990-03-30 | 1996-06-18 | Magdy Younes | Lung ventilator device |
| IT1246382B (it) | 1990-04-17 | 1994-11-18 | Eurand Int | Metodo per la cessione mirata e controllata di farmaci nell'intestino e particolarmente nel colon |
| FR2662042B1 (fr) | 1990-05-11 | 1994-03-18 | Sofycom | Dispositif de connexion de lignes telephoniques, ce dispositif comportant au moins un module enfichable de protection contre les surtensions. |
| EP0461281A1 (en) | 1990-06-12 | 1991-12-18 | Atochem North America, Inc. | Device for detecting air flow through a passageway |
| WO1991019456A1 (en) | 1990-06-14 | 1991-12-26 | Lesbar Pty Limited | Respiratory monitor |
| AU632932B2 (en) | 1990-06-26 | 1993-01-14 | Compumedics Limited | Analysis system for physiological variables |
| JPH0470516A (ja) * | 1990-07-12 | 1992-03-05 | Yazaki Corp | 半導体流量センサ |
| US5069222A (en) | 1990-08-31 | 1991-12-03 | Mcdonald Jr Lewis D | Respiration sensor set |
| US5117819A (en) | 1990-09-10 | 1992-06-02 | Healthdyne, Inc. | Nasal positive pressure device |
| US5178138A (en) | 1990-09-11 | 1993-01-12 | Walstrom Dennis R | Drug delivery device |
| US5280784A (en) | 1990-09-19 | 1994-01-25 | Paul Ritzau Pari-Werk Gmbh | Device in particular and inhalating device for treating the lung and the respiratory tracts |
| US5099837A (en) | 1990-09-28 | 1992-03-31 | Russel Sr Larry L | Inhalation-based control of medical gas |
| IT1243853B (it) | 1990-10-19 | 1994-06-28 | Hospital Hi Tec S R L | Apparecchiatura per la respirazione a pressione positiva continua alveolare. |
| SE9003465L (sv) | 1990-10-31 | 1991-10-21 | Siemens Elema Ab | Saekerhetsventil vid ventilator |
| SE500447C2 (sv) | 1990-10-31 | 1994-06-27 | Siemens Elema Ab | Ventilator |
| US5063938A (en) | 1990-11-01 | 1991-11-12 | Beck Donald C | Respiration-signalling device |
| GB2252426B (en) * | 1990-11-28 | 1994-10-12 | Toshiba Kk | Fuzzy control system |
| EP0491969B1 (de) | 1990-12-20 | 1995-08-23 | Siemens-Elema AB | Beatmungsgerät mit vom Patientengasfluss abhängiger Triggerempfindlichkeit |
| FR2672221B1 (fr) | 1991-02-06 | 1993-04-23 | Matisec | Dispositif pour l'alimentation en air d'appareils respiratoires non-autonomes. |
| GB9103419D0 (en) | 1991-02-19 | 1991-04-03 | Univ Manitoba | Piston-based ventilator design and operation |
| US5450336A (en) | 1991-03-05 | 1995-09-12 | Aradigm Corporation | Method for correcting the drift offset of a transducer |
| US5161541A (en) | 1991-03-05 | 1992-11-10 | Edentec | Flow sensor system |
| DE69430303T2 (de) | 1991-03-05 | 2002-11-28 | Aradigm Corp | Verfahren und vorrichtung zur korrektur eines nullsignals eines drucksensors fur einen durchflussmesser |
| US5404871A (en) | 1991-03-05 | 1995-04-11 | Aradigm | Delivery of aerosol medications for inspiration |
| FR2674133B1 (fr) | 1991-03-21 | 1993-06-11 | Taema | Installation de fourniture de surpression de gaz respiratoire et procede de commande d'une telle installation. |
| SE9101097L (sv) | 1991-04-12 | 1992-05-18 | Sundstrom Safety Ab | Saett att styra en luftfoersoerjningsenhet andningssynkroniserat foer ett andningsskydd, som aatminstone taecker baerarens naesa och/eller mun |
| DE4111965C2 (de) | 1991-04-12 | 2000-03-23 | Draegerwerk Ag | Verfahren zur Kalibrierung eines Strömungssensors in einem Atemsystem |
| US5251124A (en) * | 1991-04-30 | 1993-10-05 | Omron Corporation | Fuzzy controller apparatus and method for steady state control |
| US5239994A (en) | 1991-05-10 | 1993-08-31 | Bunnell Incorporated | Jet ventilator system |
| IL98228A (en) | 1991-05-23 | 1996-01-31 | Shtalryd Haim | Death Cradle Monitor (Apnea) |
| US5174287A (en) | 1991-05-28 | 1992-12-29 | Medtronic, Inc. | Airway feedback measurement system responsive to detected inspiration and obstructive apnea event |
| US5245695A (en) * | 1991-06-12 | 1993-09-14 | American Neuralogix Inc. | Fuzzy microcontroller |
| US5203343A (en) | 1991-06-14 | 1993-04-20 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Method and apparatus for controlling sleep disorder breathing |
| 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 |
| JP2582010B2 (ja) * | 1991-07-05 | 1997-02-19 | 芳嗣 山田 | 呼吸筋活動のモニタ装置 |
| US5293864A (en) | 1991-08-01 | 1994-03-15 | Geomet Technologies, Inc. | Emergency breathing apparatus |
| US5303698A (en) | 1991-08-27 | 1994-04-19 | The Boc Group, Inc. | Medical ventilator |
| US5233983A (en) | 1991-09-03 | 1993-08-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for apnea patient screening |
| US5190048A (en) | 1991-09-17 | 1993-03-02 | Healthdyne, Inc. | Thermistor airflow sensor assembly |
| US5295491A (en) | 1991-09-26 | 1994-03-22 | Sam Technology, Inc. | Non-invasive human neurocognitive performance capability testing method and system |
| FR2682042B1 (fr) | 1991-10-04 | 1998-04-30 | Masson Yves Le | Dispositif de ventilation des voies respiratoires en air pulse et filtre et ses applications. |
| JP2714288B2 (ja) | 1991-10-18 | 1998-02-16 | ユニヴァーシティー オブ マニトーバ | 比例支援式人工呼吸方法および装置 |
| GB2261290B (en) | 1991-11-07 | 1995-09-20 | Alan Remy Magill | Health monitoring |
| JP3566285B2 (ja) * | 1991-11-14 | 2004-09-15 | ユニバーシティー テクノロジーズ インターナショナル インコーポレイテッド | 自動ｃｐａｐシステム |
| EP0549299B1 (en) | 1991-12-20 | 2002-03-13 | Resmed Limited | Ventilator for continuous positive airway pressure breathing (CPAP) |
| US5271391A (en) | 1991-12-20 | 1993-12-21 | Linda Graves | Apparatus for delivering a continuous positive airway pressure to an infant |
| US5255687A (en) | 1992-01-21 | 1993-10-26 | Mckenna Charles L | Zero dead space respiratory exercise valve |
| US5231979A (en) | 1992-02-14 | 1993-08-03 | Puritan-Bennett Corporation | Humidifier for CPAP device |
| US5183983A (en) | 1992-03-20 | 1993-02-02 | Dwyer Instruments, Inc. | Flow switch assembly for fluid flow monitoring |
| US5803066A (en) | 1992-05-07 | 1998-09-08 | New York University | Method and apparatus for optimizing the continuous positive airway pressure for treating obstructive sleep apnea |
| 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 |
| WO1993024169A1 (en) | 1992-06-01 | 1993-12-09 | Cotner Ronald L | Demand positive pressure airway system for apnea treatment |
| US5645054A (en) | 1992-06-01 | 1997-07-08 | Sleepnet Corp. | Device and method for the treatment of sleep apnea syndrome |
| US5343878A (en) | 1992-06-08 | 1994-09-06 | Respironics Inc. | Pressure application method |
| US5295229A (en) * | 1992-06-17 | 1994-03-15 | Motorola, Inc. | Circuit and method for determining membership in a set during a fuzzy logic operation |
| DE69331951T2 (de) | 1992-08-19 | 2003-01-09 | Lawrence A Lynn | Vorrichtung zur anzeige von apnoe während des schlafens |
| US5353788A (en) | 1992-09-21 | 1994-10-11 | Miles Laughton E | Cardio-respiratory control and monitoring system for determining CPAP pressure for apnea treatment |
| GB9222475D0 (en) | 1992-10-24 | 1992-12-09 | Mangar Aids Ltd | Air pump apparatus |
| US5311875A (en) | 1992-11-17 | 1994-05-17 | Peter Stasz | Breath sensing apparatus |
| US5360008A (en) | 1992-11-18 | 1994-11-01 | Campbell Jr William G | Respiratory and cardiac monitor |
| US5517983A (en) | 1992-12-09 | 1996-05-21 | Puritan Bennett Corporation | Compliance meter for respiratory therapy |
| US5438980A (en) | 1993-01-12 | 1995-08-08 | Puritan-Bennett Corporation | Inhalation/exhalation respiratory phase detection circuit |
| US5327899A (en) | 1993-01-22 | 1994-07-12 | The Johns Hopkins University | Polygraph automated scoring systems |
| US5305787A (en) | 1993-02-03 | 1994-04-26 | C & S Valve Company | Disk valve with improved disk mounting |
| US5797852A (en) | 1993-02-04 | 1998-08-25 | Local Silence, Inc. | Sleep apnea screening and/or detecting apparatus and method |
| GB9302291D0 (en) | 1993-02-05 | 1993-03-24 | Univ Manitoba | Method for improved control of airway pressure during mechanical ventilation |
| US5443075A (en) | 1993-03-01 | 1995-08-22 | Puritan-Bennett Corporation | Flow measuring apparatus |
| JP3117834B2 (ja) | 1993-03-02 | 2000-12-18 | 東京瓦斯株式会社 | ガス漏れ検出方法 |
| JP3117835B2 (ja) | 1993-03-02 | 2000-12-18 | 東京瓦斯株式会社 | ガス漏れ検出方法 |
| WO1994020051A1 (en) | 1993-03-04 | 1994-09-15 | Peter William Keller | Anti-snore training device and method of using the same |
| US5813399A (en) | 1993-03-16 | 1998-09-29 | Puritan Bennett Corporation | System and method for closed loop airway pressure control during the inspiratory cycle of a breath in a patient ventilator using the exhalation valve as a microcomputer-controlled relief valve |
| FI98338C (fi) * | 1993-03-26 | 1997-06-10 | Instrumentarium Oy | Menetelmä anestesiajärjestelmässä esiintyvien vaaratilanteiden ilmaisemiseksi ja tunnistamiseksi itseorganisoivan kartan avulla |
| WO1994022517A1 (en) | 1993-04-01 | 1994-10-13 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Sleep apnea control device |
| US5633552A (en) | 1993-06-04 | 1997-05-27 | The Regents Of The University Of California | Cantilever pressure transducer |
| US5394882A (en) | 1993-07-21 | 1995-03-07 | Respironics, Inc. | Physiological monitoring system |
| US5685296A (en) | 1993-07-30 | 1997-11-11 | Respironics Inc. | Flow regulating valve and method |
| US5655520A (en) | 1993-08-23 | 1997-08-12 | Howe; Harvey James | Flexible valve for administering constant flow rates of medicine from a nebulizer |
| US5413111A (en) | 1993-08-24 | 1995-05-09 | Healthdyne Technologies, Inc. | Bead thermistor airflow sensor assembly |
| US5526805A (en) | 1993-11-03 | 1996-06-18 | Dryden Engineering Company, Inc. | In-line silencer for clean room breathing apparatus |
| EP1488743A3 (en) | 1993-11-05 | 2005-01-12 | Resmed Limited | Control of CPAP Treatment |
| DE69422900T2 (de) | 1993-12-01 | 2000-06-08 | Resmed Ltd | Vorrichtung zur Erzeugung eines kontinuierlichen positiven Atemwegdruckes (CPAP) |
| AUPM279393A0 (en) | 1993-12-03 | 1994-01-06 | Rescare Limited | Estimation of flow and detection of breathing in cpap treatment |
| AU691528B2 (en) | 1993-12-03 | 1998-05-21 | Resmed Limited | Estimation of flow and detection of breathing in CPAP treatment |
| US5398673A (en) | 1993-12-10 | 1995-03-21 | Environmental Support Systems, Inc. | Resuscitator-snorkel for land or water use |
| US5570682A (en) | 1993-12-14 | 1996-11-05 | Ethex International, Inc. | Passive inspiratory nebulizer system |
| US5479920A (en) | 1994-03-01 | 1996-01-02 | Vortran Medical Technology, Inc. | Breath actuated medicinal aerosol delivery apparatus |
| DE4409169C2 (de) * | 1994-03-17 | 1996-03-07 | Siemens Ag | Verfahren und Anordnung zur Fuzzy-Regelung |
| JPH07280609A (ja) | 1994-04-08 | 1995-10-27 | Taiyo Valve Seisakusho:Kk | 流量検出装置 |
| JP3014618B2 (ja) * | 1994-06-03 | 2000-02-28 | コリア テレコミュニケーション オーソリティ | ファジー演算装置 |
| US5794615A (en) | 1994-06-03 | 1998-08-18 | Respironics, Inc. | Method and apparatus for providing proportional positive airway pressure to treat congestive heart failure |
| US5535738A (en) * | 1994-06-03 | 1996-07-16 | Respironics, Inc. | Method and apparatus for providing proportional positive airway pressure to treat sleep disordered breathing |
| US5642730A (en) | 1994-06-17 | 1997-07-01 | Trudell Medical Limited | Catheter system for delivery of aerosolized medicine for use with pressurized propellant canister |
| JPH0819610A (ja) | 1994-07-05 | 1996-01-23 | Teijin Ltd | 気道陽圧式呼吸補助装置 |
| US5509404A (en) | 1994-07-11 | 1996-04-23 | Aradigm Corporation | Intrapulmonary drug delivery within therapeutically relevant inspiratory flow/volume values |
| US5666946A (en) | 1994-07-13 | 1997-09-16 | Respirogenics Corporation | Apparatus for delivering drugs to the lungs |
| FI954092A (fi) | 1994-09-08 | 1996-03-09 | Weinmann G Geraete Med | Menetelmä hengityslaitteen ohjaamiseksi uniapnean hoidossa |
| DE4432219C1 (de) | 1994-09-10 | 1996-04-11 | Draegerwerk Ag | Beatmungssystem zur Versorgung eines Patienten mit Atemgas |
| US5549655A (en) | 1994-09-21 | 1996-08-27 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for synchronized treatment of obstructive sleep apnea |
| US5483969A (en) | 1994-09-21 | 1996-01-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for providing a respiratory effort waveform for the treatment of obstructive sleep apnea |
| US5540733A (en) | 1994-09-21 | 1996-07-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting and treating obstructive sleep apnea |
| US5546952A (en) | 1994-09-21 | 1996-08-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detection of a respiratory waveform |
| US5546934A (en) | 1994-09-26 | 1996-08-20 | Respironics, Inc. | Resuscitator |
| US5509414A (en) | 1994-09-27 | 1996-04-23 | Hok Instrument Ab | Apparatus and method for non-contacting detection of respiration |
| US5582182A (en) * | 1994-10-03 | 1996-12-10 | Sierra Biotechnology Company, Lc | Abnormal dyspnea perception detection system and method |
| US5503146A (en) | 1994-10-26 | 1996-04-02 | Devilbiss Health Care, Inc. | Standby control for CPAP apparatus |
| US5567127A (en) | 1994-11-09 | 1996-10-22 | Wentz; Kennith W. | Low noise air blower |
| US5495848A (en) | 1994-11-25 | 1996-03-05 | Nellcar Puritan Bennett | Monitoring system for delivery of therapeutic gas |
| US5540220A (en) | 1994-12-08 | 1996-07-30 | Bear Medical Systems, Inc. | Pressure-limited, time-cycled pulmonary ventilation with volume-cycle override |
| US5551419A (en) | 1994-12-15 | 1996-09-03 | Devilbiss Health Care, Inc. | Control for CPAP apparatus |
| US5588439A (en) | 1995-01-10 | 1996-12-31 | Nellcor Incorporated | Acoustic impulse respirometer and method |
| US5540219A (en) | 1995-01-26 | 1996-07-30 | Respironics, Inc. | Sleep apnea treatment apparatus |
| US5537997A (en) | 1995-01-26 | 1996-07-23 | Respironics, Inc. | Sleep apnea treatment apparatus and passive humidifier for use therewith |
| US5598838A (en) | 1995-04-07 | 1997-02-04 | Healthdyne Technologies, Inc. | Pressure support ventilatory assist system |
| AUPN236595A0 (en) | 1995-04-11 | 1995-05-11 | Rescare Limited | Monitoring of apneic arousals |
| FR2733688B1 (fr) | 1995-05-05 | 1997-09-05 | Saime Sarl | Appareil d'assistance respiratoire dont la source de debit de gaz est un compresseur a membranes a actionnement electromagnetique |
| FR2733668A1 (fr) | 1995-05-05 | 1996-11-08 | Du Pont | Compositions herbicides a base de n-phosphonomethylglycine ou de ses sels |
| AUPN304895A0 (en) | 1995-05-19 | 1995-06-15 | Somed Pty Limited | Device for detecting and recording snoring |
| US5799652A (en) * | 1995-05-22 | 1998-09-01 | Hypoxico Inc. | Hypoxic room system and equipment for Hypoxic training and therapy at standard atmospheric pressure |
| US5611335A (en) | 1995-06-06 | 1997-03-18 | Makhoul; Imad R. | High-frequency fan ventilator |
| WO1996040337A1 (en) | 1995-06-07 | 1996-12-19 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Pressure control for constant minute volume |
| US5697364A (en) | 1995-06-07 | 1997-12-16 | Salter Labs | Intermittent gas-insufflation apparatus |
| US5666945A (en) | 1995-06-07 | 1997-09-16 | Salter Labs | Pneumatically-operated gas demand apparatus |
| 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 |
| SE9502543D0 (sv) | 1995-07-10 | 1995-07-10 | Lachmann Burkhardt | Artificial ventilation system |
| US5513631A (en) | 1995-07-21 | 1996-05-07 | Infrasonics, Inc. | Triggering of patient ventilator responsive to a precursor signal |
| AUPN474195A0 (en) | 1995-08-09 | 1995-08-31 | Rescare Limited | Apparatus and methods for oro-nasal respiration monitoring |
| US5603315A (en) | 1995-08-14 | 1997-02-18 | Reliable Engineering | Multiple mode oxygen delivery system |
| US6000396A (en) | 1995-08-17 | 1999-12-14 | University Of Florida | Hybrid microprocessor controlled ventilator unit |
| US5641459A (en) | 1995-08-17 | 1997-06-24 | Pharmacia Biotech Ab | Machine for synthesizing oligonucleotides |
| US5647357A (en) | 1995-09-08 | 1997-07-15 | Respironics, Inc. | Respiratory mask facial seal |
| AUPN547895A0 (en) | 1995-09-15 | 1995-10-12 | Rescare Limited | Flow estimation and compenstion of flow-induced pressure swings cpap treatment |
| JP3845736B2 (ja) | 1995-09-18 | 2006-11-15 | レスメッド・リミテッド | Ｃｐａｐ治療又は補助された人工呼吸における圧力制御 |
| DE19536632A1 (de) | 1995-09-22 | 1997-03-27 | Mlm Monitoring Fuer Labor Und | Anordnung und Verfahren zur Bestimmung der Schlafqualität |
| US5685318A (en) | 1995-09-29 | 1997-11-11 | Siemens Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for detecting quick movement artifact in impedance respiration signals |
| DE19536623C1 (de) | 1995-09-30 | 1996-10-02 | Bayerische Motoren Werke Ag | Verfahren und Vorrichtung zum Dosieren von Dickstoffen |
| WO1997015348A1 (en) | 1995-10-11 | 1997-05-01 | Regeneration Technology | Bio-active frequency generator and method |
| DE19538473A1 (de) | 1995-10-16 | 1997-04-17 | Map Gmbh | Vorrichtung und Verfahren zur quantitativen Analyse von Schlafstörungen |
| AUPN616795A0 (en) | 1995-10-23 | 1995-11-16 | Rescare Limited | Ipap duration in bilevel cpap or assisted respiration treatment |
| SE9504120D0 (sv) | 1995-11-16 | 1995-11-16 | Siemens Elema Ab | Ventilator for respiratory treatment |
| ES2157469T3 (es) | 1995-11-17 | 2001-08-16 | Univ New York | Aparato y procedimiento de analisis de la forma de onda de presion y temperatura. |
| GB9524968D0 (en) | 1995-12-06 | 1996-02-07 | Brown Brian H | Impedance pneumography |
| US5682878A (en) | 1995-12-07 | 1997-11-04 | Respironics, Inc. | Start-up ramp system for CPAP system with multiple ramp shape selection |
| US5737493A (en) * | 1995-12-11 | 1998-04-07 | Motorola, Inc. | Instruction set for evaluating fuzzy logic rules |
| GB9525994D0 (en) | 1995-12-20 | 1996-02-21 | Univ Manitoba | Improvements in delivery of assist modes of mechanical ventilation |
| EP0788805A3 (en) | 1996-02-06 | 1998-05-13 | DeVilbiss Health Care, Inc. | Control for CPAP apparatus |
| US5694351A (en) * | 1996-03-06 | 1997-12-02 | Holtek Microelectronics, Inc. | Method and apparatus for generating degree of membership in fuzzy inference |
| US6119686A (en) * | 1996-03-29 | 2000-09-19 | Datex-Ohmeda, Inc. | Apnea detection for medical ventilator |
| AUPN973596A0 (en) | 1996-05-08 | 1996-05-30 | Resmed Limited | Control of delivery pressure in cpap treatment or assisted respiration |
| SE9602199D0 (sv) | 1996-06-03 | 1996-06-03 | Siemens Ag | Ventilator |
| DE29612119U1 (de) | 1996-07-11 | 1996-10-31 | Pfuetzner Helmut Dr | Anordnung zur synchronen Registrierung der Leistungsfähigkeit von Herz und Lunge |
| US5730121A (en) | 1996-07-19 | 1998-03-24 | Hawkins, Jr.; Albert D. | Emergency air system |
| DE19630466C2 (de) | 1996-07-27 | 1998-05-07 | Nikolaus Netzer | Vorrichtung zur Gaszufuhr bei Schlafapnoe |
| AUPO163896A0 (en) | 1996-08-14 | 1996-09-05 | Resmed Limited | Determination of respiratory airflow |
| US5694923A (en) | 1996-08-30 | 1997-12-09 | Respironics, Inc. | Pressure control in a blower-based ventilator |
| US5701883A (en) | 1996-09-03 | 1997-12-30 | Respironics, Inc. | Oxygen mixing in a blower-based ventilator |
| 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 |
| US5865174A (en) * | 1996-10-29 | 1999-02-02 | The Scott Fetzer Company | Supplemental oxygen delivery apparatus and method |
| FR2755017B1 (fr) | 1996-10-30 | 1998-12-18 | Taema | Dispositif d'assistance respiratoire |
| AUPO418696A0 (en) * | 1996-12-12 | 1997-01-16 | Resmed Limited | A substance delivery apparatus |
| KR100252893B1 (ko) * | 1996-12-30 | 2000-04-15 | 김영환 | 전하결합소자를 이용한 퍼지추론회로 |
| WO1998033433A1 (en) | 1997-01-31 | 1998-08-06 | Respironics Georgia, Inc. | Method and apparatus for treating airway disorders |
| AUPO511397A0 (en) | 1997-02-14 | 1997-04-11 | Resmed Limited | An apparatus for varying the flow area of a conduit |
| AUPO511497A0 (en) | 1997-02-14 | 1997-04-11 | Resmed Limited | An apparatus for indicating the flow rate of a fluid through 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 |
| DE19715581C1 (de) | 1997-04-15 | 1999-02-18 | Weinmann G Geraete Med | Luftzuführung für Gebläse von Geräten zur Beatmung |
| DE19717106A1 (de) | 1997-04-23 | 1998-10-29 | Map Gmbh | Vorrichtung und Verfahren zur automatisierten Beatmung in der CPAP-Therapie |
| JP2001525706A (ja) | 1997-05-16 | 2001-12-11 | レスメッド・リミテッド | 呼吸分析システム |
| AUPO742297A0 (en) | 1997-06-18 | 1997-07-10 | Resmed Limited | An apparatus for supplying breathable gas |
| US6257234B1 (en) * | 1998-08-21 | 2001-07-10 | Respironics, Inc. | Apparatus and method for determining respiratory mechanics of a patient and for controlling a ventilator based thereon |
| WO2007074269A1 (fr) | 2005-12-27 | 2007-07-05 | France Telecom | Procede de determination d'un mode d'encodage spatial de donnees audio |
-
1996
- 1996-09-23 AU AUPO2474A patent/AUPO247496A0/en not_active Abandoned
-
1997
- 1997-09-23 ES ES00104528T patent/ES2198240T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 DE DE69735557T patent/DE69735557T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 EP EP02102493A patent/EP1277435B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 CA CA2478809A patent/CA2478809C/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 DE DE69721330T patent/DE69721330T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 CA CA002298547A patent/CA2298547C/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 DE DE69721837T patent/DE69721837T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 US US08/935,785 patent/US6532957B2/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 CA CA002298553A patent/CA2298553C/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 AU AU41933/97A patent/AU739753B2/en not_active Expired
- 1997-09-23 EP EP97939877A patent/EP0996358B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 EP EP00104511A patent/EP1005829B8/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 DE DE69710100T patent/DE69710100T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 CA CA002266454A patent/CA2266454C/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 AT AT00104511T patent/ATE237990T1/de not_active IP Right Cessation
- 1997-09-23 AT AT02102493T patent/ATE321489T1/de not_active IP Right Cessation
- 1997-09-23 WO PCT/AU1997/000631 patent/WO1998012965A1/en active IP Right Grant
- 1997-09-23 AT AT00104528T patent/ATE239419T1/de not_active IP Right Cessation
- 1997-09-23 EP EP00104528A patent/EP1005830B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-09-23 AT AT97939877T patent/ATE212206T1/de not_active IP Right Cessation
- 1997-09-23 ES ES00104511T patent/ES2197844T3/es not_active Expired - Lifetime
-
2000
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