JP6818691B2 - 呼吸障害を治療する装置および換気装置の制御器における動作方法 - Google Patents
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Description
１ 関連出願への相互参照
本出願は、２０１５年３月２０日に出願されたオーストラリア仮出願第２０１５９０１０１４号の恩恵を主張する。本明細書中、同文献の開示内容全体を参考のため援用する。
本出願は、２０１５年３月２０日に出願されたオーストラリア仮出願第２０１５９０１０１４号の恩恵を主張する。本明細書中、同文献の開示内容全体を参考のため援用する。
２ 連邦支援による研究または開発に関する声明
適用無し
適用無し
３ 共同研究開発に対するは団体名
適用無し
適用無し
４ 配列表
適用無し
適用無し
５．１ 発明の分野
本技術は、呼吸関連疾患の検出、診断、治療、回避および改善のうち１つ以上に関する。本技術はまた、医療デバイスまたは装置あるいはその用途に関する。
本技術は、呼吸関連疾患の検出、診断、治療、回避および改善のうち１つ以上に関する。本技術はまた、医療デバイスまたは装置あるいはその用途に関する。
５．２．１ ヒトの呼吸系およびその疾患
身体の呼吸系は、ガス交換を促進させる。鼻および口腔は、患者の気道への入口を形成する。
身体の呼吸系は、ガス交換を促進させる。鼻および口腔は、患者の気道への入口を形成する。
これらの気道は、一連の分岐する管を含み、これらの管は、肺の奥深くに進むほど狭く、短くかつ多数になる。肺の主要な機能はガス交換であり、空気から酸素を静脈血中へ取り入れさせ、二酸化炭素を退出させる。気管は、右および左の主気管支に分かれ、これらの主気管支はさらに分かれて、最終的に終末細気管支となる。気管支は、伝導のための気道を構成するものであり、ガス交換には関与しない。気道がさらに分割されると呼吸細気管支となり、最終的には肺胞となる。肺の肺胞領域においてガス交換が行われ、この領域を呼吸ゾーンと呼ぶ。以下を参照されたい：「Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ」， ｂｙ Ｊｏｈｎ Ｂ． Ｗｅｓｔ， Ｌｉｐｐｉｎｃｏｔｔ Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＆ Ｗｉｌｋｉｎｓ， ９ｔｈ ｅｄｉｔｉｏｎ ｐｕｂｌｉｓｈｅｄ ２０１１。
一定範囲の呼吸疾患が存在している。特定の疾患は、特定の発症（例えば、無呼吸、呼吸低下および過呼吸）によって特徴付けられ得る。
閉塞性睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）は、睡眠呼吸障害（ＳＤＢ）の１つの形態であり、睡眠時の上通気道の閉鎖または妨害などの発症によって特徴付けられる。睡眠時の異常に小さな上側気道および舌領域における筋緊張の正常欠損、軟口蓋および後中咽頭壁の組み合わせに起因する。このような状態に起因して、患者の呼吸停止が典型的には３０〜１２０秒にわたり、ときには一晩に２００〜３００回も呼吸が停止する。その結果、日中の眠気が過度になり、心血管疾患および脳損傷の原因になり得る。この症候は一般的な疾患であり、特に中年の過体重の男性に多いが、患者に自覚症状は無い。米国特許第４，９４４，３１０号（Ｓｕｌｌｉｖａｎ）を参照されたい。
チェーンストークス呼吸（ＣＳＲ）は、別の形態の睡眠呼吸障害である。ＣＳＲは、患者の呼吸調節器の疾患であり、ＣＳＲサイクルとして知られる換気の漸増および漸減が交互に周期的に続く。ＣＳＲは、動脈血の脱酸素および再曝気の繰り返しによって特徴付けられる。ＣＳＲは、低酸素の繰り返しに起因して有害になる可能性がある。患者によっては、ＣＳＲに関連して睡眠から何度も目覚める者もおり、不眠が深刻化し、交感神経作用が増加し、後負荷が増加する。米国特許第６，５３２，９５９号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓ）を参照されたい。
呼吸不全とは呼吸障害の総称であり、患者の代謝活性が安静時を大幅に上回ると、換気不可能になり、患者血液中のＣＯ２のバランスがとれなくなる。呼吸不全は、以下の状態全てを包含する。
肥満過換気症候群（ＯＨＳ）は、低換気の原因が他に明確に無い状態における、深刻な肥満および覚醒慢性高炭酸ガス血症の組み合わせとして定義される。症状を挙げると、呼吸困難、起床時の頭痛および日中の過度の眠気がある。
慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）は、特定の共通する特性を有する下部気道疾患のグループのうちのいずれも包含する。そのような特性を挙げると気動に対する抵抗増加、呼吸の呼気相の増加、および肺の通常の弾性の喪失がある。ＣＯＰＤの例として、気腫および慢性気管支炎がある。ＣＯＰＤの原因としては、慢性喫煙（第一危険因子）、職業被ばく、空気汚染および遺伝因子がある。症状を挙げると、労作時の呼吸困難、慢性咳および痰生成がある。
神経筋疾患（ＮＭＤ）は、内在筋病理を直接介してまたは神経病理を間接的に介して筋肉機能を損なう多数の疾病および病気を包含する広範な用語である。ＮＭＤ患者の中には、進行性の筋肉障害によって特徴付けられる者もあり、結果的に歩行不可能、車椅子への束縛、嚥下困難、呼吸筋肉の弱体化に繋がり、最終的には呼吸不全による死亡に繋がる。神経筋肉障害は、以下の速く進行するものとゆっくり進行するものとに区分され得る：（ｉ）速く進行する障害：数ヶ月かけて悪化する筋肉障害によって特徴付けられ、数年内に死亡に繋がる（例えば、ティーンエージャーにおける筋萎縮性側索硬化症（ＡＬＳ）およびデュシェンヌ筋ジストロフィー（ＤＭＤ））；（ｉｉ）不定のまたはゆっくり進行する障害：数年かけて悪化する筋肉障害によって特徴付けられ、平均余命が若干低減するだけである（例えば、肢帯、顔面肩甲上腕型および筋緊張性筋ジストロフィー）。ＮＭＤにおける呼吸不全症状を以下に挙げる：全般的衰弱の増加、嚥下障害、労作および安静時の呼吸困難、疲労、眠気、起床時の頭痛、および集中および気分の変化の困難。
胸壁障害は、胸郭変形の１つのグループであり、呼吸筋肉と胸郭との間の連結の無効性の原因となる。これらの障害は、拘束性障害によって主に特徴付けられ、長期の炭酸過剰性呼吸不全の可能性を共有する。脊柱側湾症および／または脊柱後側弯症は、深刻な呼吸不全を引き起こし得る。呼吸不全の症状を以下に挙げる：労作時の呼吸困難、末梢浮腫、起座呼吸、胸部感染症の再発、起床時の頭痛、疲労、睡眠の質の低下、および食欲不振。
このような状態を治療または改善するために、一定範囲の治療が用いられている。さらに、その他の点では健康な個人も、呼吸疾患の予防治療を有利に利用することができる。しかし、これらにおいては、複数の欠陥がある。
５．２．２ 治療
経鼻的持続陽圧呼吸（ＣＰＡＰ）療法が、閉塞性睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）の治療において用いられている。その作用機構としては、例えば軟口蓋および舌を押して後中咽頭壁へ前進または後退させることにより、経鼻的持続陽圧呼吸療法が空気スプリントとして機能し、これにより上側気道の閉鎖を回避する。ＣＰＡＰ治療によるＯＳＡの治療は自発的なものであり得るため、このような患者が治療の提供に用いられるデバイスについて以下のうち１つ以上に気づいた場合、患者が治療を遵守しないことを選択する可能性がある：不快、使用困難、高価、美観的な魅力の無さ。
経鼻的持続陽圧呼吸（ＣＰＡＰ）療法が、閉塞性睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）の治療において用いられている。その作用機構としては、例えば軟口蓋および舌を押して後中咽頭壁へ前進または後退させることにより、経鼻的持続陽圧呼吸療法が空気スプリントとして機能し、これにより上側気道の閉鎖を回避する。ＣＰＡＰ治療によるＯＳＡの治療は自発的なものであり得るため、このような患者が治療の提供に用いられるデバイスについて以下のうち１つ以上に気づいた場合、患者が治療を遵守しないことを選択する可能性がある：不快、使用困難、高価、美観的な魅力の無さ。
非侵襲的換気（ＮＩＶ）は、換気支援を上気道を通じて患者へ提供して、呼吸機能の一部または全体を行うことにより患者の呼吸の支援および／または身体中の適切な酸素レベルの維持を提供する。換気支援が、非侵襲的患者インターフェースを介して提供される。ＮＩＶは、ＯＨＳ、ＣＯＰＤ、ＮＭＤ、および胸壁障害などの形態のＣＳＲおよび呼吸不全の治療に用いられている。いくつかの形態において、これらの治療の快適性および有効性が向上し得る。
患者に対し、特に睡眠状態および／または鎮静下において非侵襲的換気が施された場合、ＯＳＡなどのように上気道の不安定性および崩壊に繋がる場合が多い。このような不安定性および崩壊が有る場合、換気装置から肺に実際に到達する圧力が低下またはさらには無効になるため、換気治療の有効性に妥協が生じる可能性がある。
上気道は、正の圧力（本明細書中ＥＰＡＰと呼ぶ）を維持することによって安定化され得、その結果換気支援が重畳される。ＥＰＡＰが無効になった場合、上気道崩壊に繋がり、ＥＰＡＰが過度になった場合、上気道が完全に安定化し得るものの、快適性に悪影響が生じ得、マスク漏洩が促進され得、あるいは心臓血管合併症に繋がり得る。悪い副作用を回避しつつ、睡眠状態、姿勢、鎮静レベルおよび疾病進行において上気道の安定性を全般的に維持するのに充分なＥＰＡＰを選択するタスク（ＥＰＡＰタイトレーションとして知られるタスク）は、睡眠ポリグラフ（ＰＳＧ）全体を研究した経験豊富な臨床医にとっても大きな困難である。適切にタイトレーションが行われたＥＰＡＰは、極値間のバランスであり、閉塞イベントを全て回避するものでは必ずしもない。ＮＩＶは世界的に使用が普及し続けているものの、ＥＰＡＰタイトレーションについてのＰＳＧ研究の恩恵を利用しつつＮＩＶを受けている患者はごく僅かである。より急性の環境においては、非侵襲的換気の有効性に対する睡眠および鎮静の効果の認識は、歴史的に限られている。
そのため、ＮＩＶ患者の上気道の状態変化に対して動的に応答してＥＰＡＰの自動調整（すなわち、「ＥＰＡＰ自動タイトレーション」の実行）を行うことが可能なＮＩＶ治療が、切実に必要とされている。
５．２．３ 治療システム
これらの治療は、治療システムまたはデバイスによって提供され得る。このようなシステムおよびデバイスは、症状を治療することなく診断するためにも、用いられ得る。
これらの治療は、治療システムまたはデバイスによって提供され得る。このようなシステムおよびデバイスは、症状を治療することなく診断するためにも、用いられ得る。
治療システムは、呼吸圧力療法デバイス（ＲＰＴデバイス）、空気回路、加湿器、患者インターフェイス、およびデータ管理を含み得る。
５．２．３．１ 患者インターフェイス
患者インターフェイスは、例えば気道入口への空気流れを提供することにより呼吸装具へのインターフェイスを装着者へ提供するために、用いられ得る。空気流れは、鼻および／または口腔へのマスク、口腔への管、または患者気管への気管切開管を介して提供され得る。適用される療法に応じて、患者インターフェイスは、例えば患者の顔の領域との密閉部を形成し得、これにより、療法実行のための雰囲気圧力と共に充分な分散の圧力において（例えば、例えば雰囲気圧力に対して約１０ｃｍＨ２Ｏの正の圧力において）ガス送達を促進する。酸素送達などの他の治療形態において、患者インターフェースは、約１０ｃｍＨ２Ｏの正の圧力において気道へのガス供給の送達を促進するのに充分な密閉を含まない場合がある。
患者インターフェイスは、例えば気道入口への空気流れを提供することにより呼吸装具へのインターフェイスを装着者へ提供するために、用いられ得る。空気流れは、鼻および／または口腔へのマスク、口腔への管、または患者気管への気管切開管を介して提供され得る。適用される療法に応じて、患者インターフェイスは、例えば患者の顔の領域との密閉部を形成し得、これにより、療法実行のための雰囲気圧力と共に充分な分散の圧力において（例えば、例えば雰囲気圧力に対して約１０ｃｍＨ２Ｏの正の圧力において）ガス送達を促進する。酸素送達などの他の治療形態において、患者インターフェースは、約１０ｃｍＨ２Ｏの正の圧力において気道へのガス供給の送達を促進するのに充分な密閉を含まない場合がある。
５．２．３．２ 呼吸圧力療法（ＲＰＴ）デバイス
空気圧力生成器は、一定範囲の用途（産業規模の換気システム）において公知である。しかし、医療用途の空気圧生成器の場合、より一般的な空気圧生成器では満たせない特定の要求がある（例えば、医療デバイスの信頼性、サイズおよび重量要求）。加えて、医療用途向けに設計されたデバイスであっても、以下のうち１つ以上に関する欠点がある場合がある：快適性、ノイズ、使い易さ、有効性、サイズ、重量、製造可能性、コストおよび信頼性。
空気圧力生成器は、一定範囲の用途（産業規模の換気システム）において公知である。しかし、医療用途の空気圧生成器の場合、より一般的な空気圧生成器では満たせない特定の要求がある（例えば、医療デバイスの信頼性、サイズおよび重量要求）。加えて、医療用途向けに設計されたデバイスであっても、以下のうち１つ以上に関する欠点がある場合がある：快適性、ノイズ、使い易さ、有効性、サイズ、重量、製造可能性、コストおよび信頼性。
睡眠呼吸障害の治療に用いられる１つの公知のＲＰＴデバイスとして、ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄによって製造されるＳ９睡眠療法システムがある。ＲＰＴデバイスの別の例として換気装置がある。成人および小児用の換気装置のＲｅｓＭｅｄ Ｓｔｅｌｌａｒ（登録商標）シリーズなどの換気装置は、複数の状態（例を非限定的に挙げると、ＮＭＤ、ＯＨＳおよびＣＯＰＤ）の治療のために一定範囲の患者のために侵襲的および非侵襲的な非依存的換気の支援を提供し得る。
ＲｅｓＭｅｄＥｌｉｓｅｅ（登録商標）１５０の換気装置およびＲｅｓＭｅｄＶＳＩＩＩ（登録商標）換気装置は、複数の症状を治療するために成人患者または小児患者の侵襲的かつ非侵襲的な依存的換気に適した支援を提供し得る。これらの換気装置は、シングルまたはダブルリムの回路を用いて、容積および気圧換気モードを提供する。ＲＰＴデバイスは典型的には、圧力生成器（例えば、電動送風器または加圧ガス貯蔵器）を含み、患者の気道へ空気流れを供給するように構成される。いくつかの場合において、空気流れは、正の圧力で患者気道へ供給され得る。ＲＰＴデバイスの出口は、空気回路を介して上記したような患者インターフェースへ接続される。
５．２．３．３ 加湿器
空気流れの送達を加湿無しで行った場合、気道の乾燥を引き起こし得る。加湿器をＲＰＴデバイスおよび患者インターフェイスと共に使用すると、加湿ガスが生成されるため、鼻粘膜の乾燥が最小化され、患者気道の快適性が増す。加えて、より冷たい天候においては、患者インターフェイスおよびその周囲において顔面に温風を当てると、冷風よりも快適性が得られる場合が多い。一定範囲の人工加湿デバイスおよびシステムが公知であるものの、医療加湿器の特殊な要求を満たせていない。
空気流れの送達を加湿無しで行った場合、気道の乾燥を引き起こし得る。加湿器をＲＰＴデバイスおよび患者インターフェイスと共に使用すると、加湿ガスが生成されるため、鼻粘膜の乾燥が最小化され、患者気道の快適性が増す。加えて、より冷たい天候においては、患者インターフェイスおよびその周囲において顔面に温風を当てると、冷風よりも快適性が得られる場合が多い。一定範囲の人工加湿デバイスおよびシステムが公知であるものの、医療加湿器の特殊な要求を満たせていない。
本技術は、呼吸疾患の診断、改善、治療または回避において用いられる医療デバイスの提供に関連し、これらの医療デバイスは、向上した快適性、コスト、有効性、使い易さおよび製造可能性のうち１つ以上を有する。
本技術の第１の様態は、呼吸障害の診断、改良、治療または回避に用いられる装置に関連する。
本技術の別の様態は、呼吸障害の診断、改良、治療または回避において用いられる方法に関連する。
本技術は、適用された換気支援が患者の肺に到達できるように、上気道安定性を維持するために換気のベース圧力の自動的タイトレーションを行う、呼吸障害のための換気治療の方法および装置を含む。自動タイトレーションにより、検出された無呼吸の重症度および／または流れ制限のエピソードに一般的に比例する量だけベース圧力が増加し、このようなエピソードが無い場合、ベース圧力が最小値へ低下する。
本技術の１つの形態において、流れ制限に起因するベース圧力の増加量は、現在の換気の測定値に依存する。現在の換気が期待される正常換気を超えた場合、この増加量は割り引かれ得る。代替的にまたは追加的に、現在の換気が期待される正常換気を下回った場合、この増加量は増幅され得る。詳細には、この増幅量は、流れが制限された有意な低換気の最近検出された持続性に依存し得る。
本技術の１つの形態において、検出された無呼吸に起因するベース圧力の増加量は、無呼吸時の漏洩流の推測量によって重み付けされる。あるいは、増加量は、無呼吸時において期待される正常換気を超える換気量によって重み付けしてもよい。
本技術の１つの形態において、無呼吸を終了させるために満たすことが必要な無呼吸開始の基準と異なるさらなる基準が用いられるよう、無呼吸がヒステリシスと共に検出される。
本技術の１つの形態において、エピソードにおいて、無呼吸として検出および治療された患者呼吸流量の誤った推測によって同時発生する無呼吸がマスクされたために、漏洩流量が誤モデル化（ｍｉｓｍｏｄｅｌ）される。
本技術の１つの形態において、複数の典型的な流れが制限された吸気波形それぞれに対する吸気波形の類似性の度合いを計算し、最大度合いの類似性をとることにより、吸気波形の流れ制限の測定値が検出される。類似性の度合いは、吸気波形の中央部分から抽出された特徴から計算され得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する装置を含む。この装置は、空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器を含み得る。装置は、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーを含み得る。装置は、制御器を含み得る。制御器は、患者インターフェースへベース圧力を有する換気治療を提供するように圧力生成器を制御するように、構成され得る。制御器は、患者の換気の測定値を呼吸流量を示す信号から計算するように、構成され得る。制御器は、流れ制限の測定値を呼吸流量信号の吸気部分から計算するように、構成され得る。制御器は、換気の測定値と期待される正常換気との比を計算するように、構成され得る。制御器は、換気治療のベース圧力の設定点を流れ制限の測定値に基づいて調整するように、構成され得る。調整は、比と、流れ制限の測定値の増加と共に増加する相対的な換気閾値との間の比較にさらに依存し得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する装置を含む。装置は、空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器を含み得る。装置は、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーを含み得る。装置は、制御器を含み得る。制御器は、ベース圧力を有する換気治療を患者インターフェースへ提供するように圧力生成器を制御するように、構成され得る。制御器は、呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出するように、構成され得る。制御器は、無呼吸時に漏洩流量を推測するように、構成され得る。制御器は、無呼吸時に推測された漏洩流量に基づいて無呼吸に応答して換気治療のベース圧力の設定点を調整するように、構成され得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する方法を含む。この方法は、換気装置を用いて患者インターフェースを通じて患者への換気治療をベース圧力を有する換気治療を制御することを含み得る。この方法は、換気装置の制御器において患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することを含み得る。方法は、無呼吸時の漏洩流量を推測することを含み得る。方法は、制御器において無呼吸に応答して無呼吸時の漏洩流量の推測に基づいて換気治療のベース圧力の設定点を調整することを含み得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する装置を含む。装置は、空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器を含み得る。装置は、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーを含み得る。装置は、制御器を含み得る。制御器は、換気治療をベース圧力を有する換気治療を患者へ提供するように圧力生成器を制御するように、構成され得る。制御器は、呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出するように、構成され得る。制御器は、患者の換気の測定値を呼吸流量を示す信号から計算するように、構成され得る。制御器は、無呼吸に応答して無呼吸時の換気の測定値に基づいて換気治療のベース圧力の設定点を調整するように、構成され得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する方法を含む。方法は、換気装置を用いて患者インターフェースを通じて患者への換気治療をベース圧力を有する換気治療を制御することを含み得る。方法は、換気装置の制御器において患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することを含み得る。方法は、呼吸流量を示す信号から無呼吸時の患者の換気の測定値を計算することを含み得る。方法は、換気装置の制御器において無呼吸に応答して無呼吸時の換気の測定値に基づいて換気治療のベース圧力の設定点を調整することを含み得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する装置を含む。装置は、空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器を含み得る。装置は、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーを含み得る。装置は、制御器を含み得る。制御器は、換気治療を患者インターフェースへベース圧力を有する換気治療を提供するように圧力生成器を制御するように、構成され得る。制御器は、呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出するように構成され得、検出することは、ヒステリシスを含む。制御器は、検出された無呼吸に応答して換気治療のベース圧力の設定点を調整するように、構成され得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する方法を含む。方法は、換気装置を用いて患者インターフェースを通じて患者への換気治療をベース圧力を有する換気治療を制御することを含み得る。方法は、換気装置の制御器において患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することを含み得る。検出することは、ヒステリシスを含む。方法は、制御器において検出された無呼吸に応答して換気治療のベース圧力の設定点を調整することを含み得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する装置を含む。装置は、空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器を含み得る。装置は、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーを含み得る。装置は、制御器を含み得る。制御器は、換気治療を患者へベース圧力を有する換気治療を提供するように圧力生成器を制御するように、構成され得る。制御器は、患者インターフェースにおける漏洩流量を推測するように、構成され得る。制御器は、誤モデル化された漏洩無呼吸を呼吸流量を示す信号から検出するように構成され得、誤モデル化された漏洩無呼吸は、無呼吸が真の漏洩流量の推測された漏洩流量からの逸脱によってマスクされたときに発生する。制御器は、検出された誤モデル化された漏洩無呼吸に応答して換気治療のベース圧力の設定点を調整するように、構成され得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する方法を含む。方法は、換気装置を用いて患者インターフェースを通じて患者への換気治療をベース圧力を有する換気治療を制御することを含み得る。方法は、患者インターフェースにおける漏洩流量を推測することを含み得る。方法は、誤モデル化された漏洩無呼吸を患者の呼吸流量を示す信号から換気装置の制御器において検出することを含み得る。誤モデル化された漏洩無呼吸は、真の漏洩流量の推測された漏洩流量からの逸脱によって無呼吸がマスクされた際に発生する。方法は、検出された誤モデル化された漏洩無呼吸に応答して換気治療のベース圧力の設定点を制御器において調整することを含み得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する装置を含む。装置は、空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器を含み得る。装置は、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーを含み得る。装置は、制御器を含み得る。制御器は、換気治療を患者へベース圧力を有する換気治療を提供するように圧力生成器を制御するように、構成され得る。制御器は、呼吸流量を示す信号から吸気流れ制限の測定値を計算するように、構成され得る。制御器は、吸気流れ制限の測定値に応じて換気治療のベース圧力の設定点を調整するように、構成され得る。吸気流れ制限の測定値を計算するために、制御器は、呼吸流量信号の吸気部分の中央部分の複数の特徴を計算し得る。吸気流れ制限の測定値を計算するために、制御器は、中央部分特徴から複数の流れ制限変数を計算し得、各流れ制限変数は、呼吸流量信号の吸気部分と典型的な流れが制限された吸気波形との間の類似性の度合いを示す。吸気流れ制限の測定値を計算するために、制御器は、吸気流れ制限の測定値を複数の流れ制限変数の最大値として計算し得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する方法を含む。方法は、換気装置を用いて患者インターフェースを通じて患者への換気治療をベース圧力を有する換気治療を制御することを含み得る。方法は、患者の呼吸流量を示す信号から吸気流れ制限の測定値を計算することを含み得る。方法は、換気治療のベース圧力の設定点を吸気流れ制限の測定値に応じて制御器において調整することを含み得る。計算することは：呼吸流量を示す信号の吸気部分の中央部分の複数の特徴を計算することと；中央部分特徴から複数の流れ制限変数を計算することであって、各流れ制限変数は、呼吸流量を示す信号の吸気部分と典型的な流れが制限された吸気波形との間の類似性の度合いを示す；ことと、吸気流れ制限の測定値を複数の流れ制限変数の最大値として計算することとを含み得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する装置を含む。装置は、空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器を含み得る。装置は、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーを含み得る。装置は、制御器を含み得る。制御器は、換気治療を患者へベース圧力を有する換気治療を提供するように圧力生成器を制御するように、構成され得る。制御器は、患者の換気の測定値を呼吸流量を示す信号から計算するように、構成され得る。制御器は、呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算するように、構成され得る。制御器は、流れ制限の測定値と、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値とに基づいて換気治療のベース圧力の設定点を調整するように、構成され得る。
本技術の１つの形態は、患者における呼吸障害を治療する方法を含む。方法は、換気装置を用いて患者インターフェースを通じて患者への換気治療をベース圧力を有する換気治療を制御することを含み得る。方法は、患者の呼吸流量を示すセンサー信号から患者の換気の測定値を計算することを含み得る。方法は、換気装置の制御器において呼吸流量を示す信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することを含み得る。方法は、流れ制限の測定値と、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値とに基づいて換気治療のベース圧力の設定点を制御器において調整することを含み得る。
もちろん、上記様態の一部は、本技術の下位様態を形成し得る。また、下位様態および／または様態のうち多様な１つを多様に組み合わせることができ、本技術のさらなる様態または下位様態も構成し得る。
本技術の他の特徴は、以下の詳細な説明、図面および特許請求の範囲中に含まれる情報を鑑みれば明らかになる。
本技術を、添付図面中に非限定的に一例として例示する。図面中、類似の参照符号は、以下の類似の要素を含む。
［７．１ 治療システム］図１は、患者インターフェイス３０００を装着している患者１０００を含むシステムを含む。患者インターフェイス３０００は、 全面式マスクをとり、正の圧力の空気供給をＲＰＴデバイス４０００から受容する。ＲＰＴデバイスからの空気は、加湿器５０００中において加湿され、空気回路４１７０に沿って患者１０００へと移動する。
［７．２ 呼吸系および顔の解剖学的構造］図２は、鼻および口腔、喉頭、声帯ひだ、食道、気管、気管支、肺、肺胞嚢、心臓および横隔膜を含むヒト呼吸系の概要を示す。
［７．３ 患者インターフェース］図３は、本技術の１つの形態による鼻マスクの形態の患者インターフェースを示す。
［７．４ デバイス］図４ａは、本技術の一形態によるＲＰＴデバイス４０００を示す。
図４ｂは、本技術の一形態によるＲＰＴデバイスの空気圧経路の模式図である。上流および下流の方向が図示されている。
図４ｃは、本技術の一形態によるＲＰＴデバイスの電気構成要素の模式図である。
図４ｄは、本技術の１つの形態によるＲＰＴデバイスにおいて実行されるアルゴリズムの模式図である。
［７．５ 加湿器］図５ａは、本技術の１つの形態による加湿器の等角図を示す。
図５ｂは、本技術の１つの形態による加湿器の等角図を示し、加湿器リザーバ５１１０が加湿器リザーバドック５１３０から取り外された様子を示す。
［７．６ 呼吸波形］図６ａは、睡眠時の人のモデルの典型的な呼吸流量波形を示す。水平軸は時間であり、垂直軸は呼吸流量である。パラメータ値は異なり得るものの、典型的な呼吸は、以下の近似値を持ち得る：一回換気量Ｖｔ（０．５Ｌ）、吸気時間Ｔｉ（１．６ｓ）、ピーク吸気流量Ｑｐｅａｋ（０．４Ｌ／ｓ）、呼気時間Ｔｅ（２．４ｓ）、ピーク呼気流量Ｑｐｅａｋ（−０．５Ｌ／ｓ）。呼吸の合計持続時間Ｔｔｏｔは約４ｓである。この人は典型的には、約１５呼吸／分（ＢＰＭ）の速度で呼吸し、換気Ｖｅｎｔ，は約７．５Ｌ／分である。典型的なデューティサイクルであるＴｉ／Ｔｔｏｔの比は約４０％である。
図６ｂは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、「古典的な平坦性」の吸気流れ制限の一例を経験している。
図６ｃは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、「椅子形の」（ｌａｔｅ ｆｌａｔｎｅｓｓ）吸気流れ制限の例を経験している。
図６ｄは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、「逆椅子形の」（早期の平坦性の）吸気流れ制限の例を経験している。
図６ｅは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、「Ｍ字型の」吸気流れ制限の例を経験している。
図６ｆは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、大きく「Ｍ字型の」吸気流れ制限の例を経験している。
［７．７ ＥＰＡＰの自動タイトレーション］図７ａは、図４ｄの吸気流れ制限決定アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図７ｂは、図７ａの中央部分特徴計算ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図７ｃは、図７ａの流れ制限ファジィ真理変数計算ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図７ｄは、図７ｃの流れ制限ファジィ真理変数計算ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図７ｅは、図７ａのｌａｔｅ ｆｌａｔｎｅｓｓファジィ真理変数計算ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図７ｆは、図４ｄのＭ字検出アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図７ｇは、図４ｄの無呼吸検出アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図７ｈは、図４ｄの誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図８ａは、図４ｄの治療パラメータ決定アルゴリズムの実行に用いられ得るＥＰＡＰ値の自動タイトレーションの方法を示すフローチャートである。
図８ｂは、図８ａのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法の「形状ドクター」ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図８ｃは、図８ｂの方法の１つのステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図８ｄは、図８ｂの方法の別のステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図８ｅは、図８ａのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法の「無呼吸ドクター」ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図８ｆは、図８ｅの方法の無呼吸処理ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図８ｇは、図８ａのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法のステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。
図９は、図８ａのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法の挙動の一例を示すグラフを含む。
本技術についてさらに詳細に説明する前に、本技術は、本明細書中に記載される異なり得る特定の例に限定されるのではないことが理解されるべきである。本開示中に用いられる用語は、本明細書中に記載される特定の例を説明する目的のためのものであり、限定的なものではないことも理解されるべきである。
以下の記載は、１つ以上の共通の特性および／または特徴を共有し得る多様な例に関連して提供される。任意の１つの例の１つ以上の特徴は、別の例または他の例の１つ以上の特徴と組み合わせることが可能であることが理解されるべきである。加えて、これらの例のうちのいずれかにおける任意の単一の特徴または特徴の組み合わせは、さらなる例を構成し得る。
８．１ 治療
１つの形態において、本技術は、呼吸障害を治療する方法を含む。この方法は、患者１０００の気道の入口へ正の圧力を付加するステップを含む。
１つの形態において、本技術は、呼吸障害を治療する方法を含む。この方法は、患者１０００の気道の入口へ正の圧力を付加するステップを含む。
本技術の特定の例において、正の圧力における空気供給が、片方または両方の鼻孔を介して患者の鼻通路へ提供される。
８．２ 治療システム
１つの形態において、本技術は、呼吸障害の治療のための装置またはデバイスを含む。装置またはデバイスは、圧縮空気を患者インターフェース３０００への空気回路４１７０を介して患者１０００へ供給するＲＰＴデバイス４０００を含み得る。
１つの形態において、本技術は、呼吸障害の治療のための装置またはデバイスを含む。装置またはデバイスは、圧縮空気を患者インターフェース３０００への空気回路４１７０を介して患者１０００へ供給するＲＰＴデバイス４０００を含み得る。
８．３ 患者インターフェース
本技術の一様態による非侵襲的患者インターフェース３０００は、以下の機能様態を含む：密閉形成構造３１００、プレナムチャンバ３２００、位置決めおよび安定化構造３３００、通気孔３４００、空気回路４１７０への接続のための１つの形態の接続ポート３６００、および前額支持部３７００。いくつかの形態において、機能様態が、１つ以上の物理的コンポーネントによって提供され得る。いくつかの形態において、１つの物理的コンポーネントは、１つ以上の機能様態を提供し得る。使用時において、密閉形成構造３１００は、気道への正の圧力での空気供給を促進するように、患者の気道の入口を包囲するように配置される。
本技術の一様態による非侵襲的患者インターフェース３０００は、以下の機能様態を含む：密閉形成構造３１００、プレナムチャンバ３２００、位置決めおよび安定化構造３３００、通気孔３４００、空気回路４１７０への接続のための１つの形態の接続ポート３６００、および前額支持部３７００。いくつかの形態において、機能様態が、１つ以上の物理的コンポーネントによって提供され得る。いくつかの形態において、１つの物理的コンポーネントは、１つ以上の機能様態を提供し得る。使用時において、密閉形成構造３１００は、気道への正の圧力での空気供給を促進するように、患者の気道の入口を包囲するように配置される。
８．４． ＲＰＴデバイス
本技術の一様態によるＲＰＴデバイス４０００は、機械的および空気圧構成要素４１００、電気構成要素４２００を含み、１つ以上のアルゴリズム４３００を実行するように構成される。ＲＰＴデバイスは、外部ハウジング４０１０を持ち得る。外部ハウジング４０１０は、上側部位４０１２および下側部位４０１４の２つの部分として形成される。さらに、外部ハウジング４０１０は、１つ以上のパネル（単数または複数）４０１５を含み得る。ＲＰＴデバイス４０００は、ＲＰＴデバイス４０００の１つ以上の内部構成要素を支持するシャシー４０１６を含む。ＲＰＴデバイス４０００は、ハンドル４０１８を含み得る。
本技術の一様態によるＲＰＴデバイス４０００は、機械的および空気圧構成要素４１００、電気構成要素４２００を含み、１つ以上のアルゴリズム４３００を実行するように構成される。ＲＰＴデバイスは、外部ハウジング４０１０を持ち得る。外部ハウジング４０１０は、上側部位４０１２および下側部位４０１４の２つの部分として形成される。さらに、外部ハウジング４０１０は、１つ以上のパネル（単数または複数）４０１５を含み得る。ＲＰＴデバイス４０００は、ＲＰＴデバイス４０００の１つ以上の内部構成要素を支持するシャシー４０１６を含む。ＲＰＴデバイス４０００は、ハンドル４０１８を含み得る。
ＲＰＴデバイス４０００の空気圧経路は、１つ以上の空気経路アイテム（例えば、入口空気フィルタ４１１２）、入口マフラー４１２２、正圧における空気供給が可能な圧力生成器４１４０（例えば、送風器４１４２）、出口マフラー４１２４および１つ以上のトランスデューサ４２７０（例えば、圧力センサー４２７２および流量センサー４２７４）を含み得る。
空気経路アイテムのうち１つ以上は、空気圧ブロック４０２０と呼ばれる可動一体構造内に配置され得る。空気圧ブロック４０２０は、外部ハウジング４０１０内に配置され得る。一形態において、空気圧ブロック４０２０は、シャシー４０１６によって支持されるかまたはシャシー４０１６の一部として形成される。
ＲＰＴデバイス４０００は、電源４２１０、１つ以上の入力デバイス４２２０、中心調節器４２３０、療法デバイス調節器４２４０、圧力生成器４１４０、１つ以上の保護回路４２５０、メモリ４２６０、トランスデューサ４２７０、データ通信インターフェイス４２８０および１つ以上の出力デバイス４２９０を持ち得る。電気構成要素４２００は、単一プリント回路板アセンブリ（ＰＣＢＡ）４２０２上に取り付けられ得る。別の形態において、ＲＰＴデバイス４０００は、１つよりも多くのＰＣＢＡ４２０２を含み得る。
８．４．１ ＲＰＴデバイス機械的及び空気圧構成要素
ＲＰＴデバイスは、以下の構成要素のうち１つ以上を一体ユニットとして含み得る。別の形態において、以下の構成要素のうち１つ以上は、各別個のユニットとして配置され得る。
ＲＰＴデバイスは、以下の構成要素のうち１つ以上を一体ユニットとして含み得る。別の形態において、以下の構成要素のうち１つ以上は、各別個のユニットとして配置され得る。
８．４．１．１ 空気フィルタ（単数または複数）
本技術の一形態によるＲＰＴデバイスは、空気フィルタ４１１０または複数の空気フィルタ４１１０を含み得る。
本技術の一形態によるＲＰＴデバイスは、空気フィルタ４１１０または複数の空気フィルタ４１１０を含み得る。
一形態において、入口空気フィルタ４１１２は、圧力生成器４１４０の上流にある空気圧経路の開始部分に配置される。
一形態において、抗菌性フィルタなどの出口空気フィルタ４１１４は、空気圧ブロック４０２０の出口と患者インターフェイス３０００との間に配置される。
８．４．１．２ マフラー（単数または複数）
本技術の一形態において、入口マフラー４１２２は、圧力生成器４１４０の上流にある空気圧経路内に配置される。
本技術の一形態において、入口マフラー４１２２は、圧力生成器４１４０の上流にある空気圧経路内に配置される。
本技術の一形態において、出口マフラー４１２４は、圧力生成器４１４０と患者インターフェイス３０００との間の空気圧経路内に配置される。
８．４．１．３ 圧力生成器
本技術の１つの形態において、正の圧力における空気の流れまたは供給を生成する圧力生成器４１４０は、制御可能な送風器４１４２である。例えば、送風器４１４２は、ボリュート中に収容された１つ以上のインペラを備えたブラシレスＤＣモータ４１４４を含み得る。送風器は、空気供給を例えば約１２０リットル／分までの速度で、約４ｃｍＨ２Ｏ〜約２０ｃｍＨ２Ｏの範囲のまたは他の形態において約３０ｃｍＨ２Ｏまでの正の圧力で行うことができ得る。送風器は、以下の特許または特許出願のうちいずれか１つに記載のものようなものであり得、同文献全体を参考のため援用する：米国特許第７，８６６，９４４号、米国特許第８，６３８，０１４号、米国特許第８，６３６，４７９号およびＰＣＴ特許出願公開ＷＯ２０１３／０２０１６７号。
本技術の１つの形態において、正の圧力における空気の流れまたは供給を生成する圧力生成器４１４０は、制御可能な送風器４１４２である。例えば、送風器４１４２は、ボリュート中に収容された１つ以上のインペラを備えたブラシレスＤＣモータ４１４４を含み得る。送風器は、空気供給を例えば約１２０リットル／分までの速度で、約４ｃｍＨ２Ｏ〜約２０ｃｍＨ２Ｏの範囲のまたは他の形態において約３０ｃｍＨ２Ｏまでの正の圧力で行うことができ得る。送風器は、以下の特許または特許出願のうちいずれか１つに記載のものようなものであり得、同文献全体を参考のため援用する：米国特許第７，８６６，９４４号、米国特許第８，６３８，０１４号、米国特許第８，６３６，４７９号およびＰＣＴ特許出願公開ＷＯ２０１３／０２０１６７号。
圧力生成器４１４０は、療法デバイス調節器４２４０の制御下にある。
他の形態において、圧力生成器４１４０は、ピストン駆動ポンプ、高圧力源（例えば、圧縮空気リザーバ）へ接続された圧力調節器、またはベローズであり得る。
８．４．１．４ トランスデューサ（単数または複数）
トランスデューサは、ＲＰＴデバイスの内部にあってもよいし、あるいはＲＰＴデバイスの外部にあってもよい。外部トランスデューサは、空気回路上に配置してもよいし、あるいはその一部（例えば、患者インターフェイス）を形成してもよい。外部トランスデューサは、非接触センサーの形態をとり得る（例えば、ＲＰＴデバイスへのデータ送信または転送を行うドップラーレーダー移動センサー）。
トランスデューサは、ＲＰＴデバイスの内部にあってもよいし、あるいはＲＰＴデバイスの外部にあってもよい。外部トランスデューサは、空気回路上に配置してもよいし、あるいはその一部（例えば、患者インターフェイス）を形成してもよい。外部トランスデューサは、非接触センサーの形態をとり得る（例えば、ＲＰＴデバイスへのデータ送信または転送を行うドップラーレーダー移動センサー）。
本技術の一形態において、１つ以上のトランスデューサ４２７０は、圧力生成器４１４０の上流および／または下流に配置される。１つ以上のトランスデューサ４２７０は、特性（例えば、空気圧経路中のポイントにおける流量、圧力、または、温度）を測定するように構築および配置され得る。
本技術の一形態において、１つ以上のトランスデューサ４２７０は、患者インターフェイス３０００の近隣に配置され得る。
一形態において、トランスデューサ４２７０からの信号は、（例えば、ローパス、ハイパスまたはバンドパスフィルタリングによって）フィルタリングされ得る。
８．４．１．４．１ 流量センサー
本技術による流量センサー４２７４は、差圧トランスデューサ（例えば、ＳＥＮＳＩＲＩＯＮからのＳＤＰ６００シリーズ差圧トランスデューサ）に基づき得る。
本技術による流量センサー４２７４は、差圧トランスデューサ（例えば、ＳＥＮＳＩＲＩＯＮからのＳＤＰ６００シリーズ差圧トランスデューサ）に基づき得る。
１つの形態において、流量（例えば、流量センサー４２７４からの合計流量Ｑｔ）を示す信号が、中央制御器４２３０によって受信される。
８．４．１．４．２ 圧力センサー
本技術による圧力センサー４２７２は、空気圧経路と流体連通して配置される。適切な圧力トランスデューサの一例として、ＨＯＮＥＹＷＥＬＬ ＡＳＤＸシリーズからのセンサーがある。別の適切な圧力トランスデューサとして、ＧＥＮＥＲＡＬ ＥＬＥＣＴＲＩＣからのＮＰＡシリーズからのセンサーがある。
本技術による圧力センサー４２７２は、空気圧経路と流体連通して配置される。適切な圧力トランスデューサの一例として、ＨＯＮＥＹＷＥＬＬ ＡＳＤＸシリーズからのセンサーがある。別の適切な圧力トランスデューサとして、ＧＥＮＥＲＡＬ ＥＬＥＣＴＲＩＣからのＮＰＡシリーズからのセンサーがある。
１つの形態において、圧力センサー４２７２からの信号は、中央制御器４２３０によって受信される。
８．４．１．４．３ モータ速度トランスデューサ
本技術の一形態において、モータ速度トランスデューサ４２７６は、モータ４１４４および／または送風器４１４２の回転速度の決定に用いられ得る。モータ速度トランスデューサ４２７６からのモータ速度信号は、療法デバイス調節器４２４０へ提供され得る。モータ速度トランスデューサ４２７６は、例えばホール効果センサーなどの速度センサーであり得る。
本技術の一形態において、モータ速度トランスデューサ４２７６は、モータ４１４４および／または送風器４１４２の回転速度の決定に用いられ得る。モータ速度トランスデューサ４２７６からのモータ速度信号は、療法デバイス調節器４２４０へ提供され得る。モータ速度トランスデューサ４２７６は、例えばホール効果センサーなどの速度センサーであり得る。
８．４．１．５ スピルバック防止弁
本技術の一形態において、スピルバック防止弁は、加湿器５０００と空気圧ブロック４０２０との間に配置される。スピルバック防止弁は、水が加湿器５０００の上流から例えばモータ４１４４へ流れる危険性を低減するように、構築および配置される。
本技術の一形態において、スピルバック防止弁は、加湿器５０００と空気圧ブロック４０２０との間に配置される。スピルバック防止弁は、水が加湿器５０００の上流から例えばモータ４１４４へ流れる危険性を低減するように、構築および配置される。
８．４．１．６ 空気回路
本技術の様態による空気回路４１７０は、２つの構成要素（例えば、空気圧ブロック４０２０および患者インターフェイス３０００）間の空気流れの移動を可能にするよう使用時に構築および配置された導管または管である。
本技術の様態による空気回路４１７０は、２つの構成要素（例えば、空気圧ブロック４０２０および患者インターフェイス３０００）間の空気流れの移動を可能にするよう使用時に構築および配置された導管または管である。
詳細には、空気回路４１７０は、空気圧ブロックの出口および患者インターフェイスと流体接続し得る。この空気回路は、空気送達管と呼ばれ得る。場合によっては、吸入および呼気のための回路の別個の突出部があり得る。他の場合において、単一の突出部が用いられる。
いくつかの形態において、空気回路４１７０は、空気回路中の空気を加熱する（例えば、空気温度を維持または上昇させる）ように構成された１つ以上の加熱要素を含み得る。加熱要素は、加熱ワイヤ回路の形態をとり得、１つ以上のトランスデューサ（例えば、温度センサー）を含み得る。一形態において、加熱ワイヤ回路は、空気回路４１７０の軸周囲にらせん状に巻かれ得る。加熱要素は、調節器（例えば、中心調節器４２３０または加湿器調節器５２５０）と通信し得る。加熱ワイヤ回路を含む空気回路４１７０の一例について、米国特許第出願第ＵＳ／２０１１／００２３８７４号に記載がある。本明細書中、同文献全体を参考のため援用する。
８．４．１．７ 酸素送達
本技術の一形態において、追加酸素４１８０が、空気圧経路中の１つ以上のポイント（例えば、空気圧ブロック４０２０の上流）、空気回路４１７０および／または患者インターフェイス３０００へ送達される。
本技術の一形態において、追加酸素４１８０が、空気圧経路中の１つ以上のポイント（例えば、空気圧ブロック４０２０の上流）、空気回路４１７０および／または患者インターフェイス３０００へ送達される。
８．４．２ ＲＰＴデバイス電気構成要素
８．４．２．１ 電源
電源４２１０は、ＲＰＴデバイス４０００の外部ハウジング４０１０の内部または外部に配置され得る。
８．４．２．１ 電源
電源４２１０は、ＲＰＴデバイス４０００の外部ハウジング４０１０の内部または外部に配置され得る。
本技術の一形態において、電源４２１０は、ＲＰＴデバイス４０００のみへ電力を提供する。本技術の別の形態において、電源４２１０は、ＲＰＴデバイス４０００および加湿器５０００双方へ電力を提供する。
８．４．２．２ 入力デバイス
本技術の一形態において、ＲＰＴデバイス４０００は、人とデバイスとの相互作用を可能にするためのボタン、スイッチまたはダイヤルの形態をとる１つ以上の入力デバイス４２２０を含む。ボタン、スイッチまたはダイヤルは、物理的デバイスであってもよいし、あるいは、タッチスクリーンを介してアクセス可能なソフトウェアデバイスであってもよい。ボタン、スイッチまたはダイヤルは、一形態において、外部ハウジング４０１０に物理的に接続させてもよいし、あるいは、別の形態において中心調節器４２３０へ電気接続された受信器と無線通信してもよい。
本技術の一形態において、ＲＰＴデバイス４０００は、人とデバイスとの相互作用を可能にするためのボタン、スイッチまたはダイヤルの形態をとる１つ以上の入力デバイス４２２０を含む。ボタン、スイッチまたはダイヤルは、物理的デバイスであってもよいし、あるいは、タッチスクリーンを介してアクセス可能なソフトウェアデバイスであってもよい。ボタン、スイッチまたはダイヤルは、一形態において、外部ハウジング４０１０に物理的に接続させてもよいし、あるいは、別の形態において中心調節器４２３０へ電気接続された受信器と無線通信してもよい。
一形態において、入力デバイス４２２０は、人が値および／またはメニューオプションを選択することを可能にするように、構築および配置され得る。
８．４．２．３ 中心調節器
本技術の一形態において、中心調節器４２３０は、ＲＰＴデバイス４０００の制御に適した１つまたは複数のプロセッサである。
本技術の一形態において、中心調節器４２３０は、ＲＰＴデバイス４０００の制御に適した１つまたは複数のプロセッサである。
適切なプロセッサは、ＡＲＭ ＨｏｌｄｉｎｇｓからのＡＲＭ（登録商標））Ｃｏｒｔｅｘ（登録商標）−Ｍプロセッサ（例えば、ＳＴ ＭＩＣＲＯＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣからのＳＴＭ３２シリーズマイクロ調節器）に基づいたプロセッサであるｘ８６ ＩＮＴＥＬプロセッサを含み得る。本技術の特定の別の形態において、３２ビットＲＩＳＣ ＣＰＵ（例えば、ＳＴ ＭＩＣＲＯＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣＳからのＳＴＲ９シリーズマイクロ調節器またはＴＥＸＡＳ ＩＮＳＴＲＵＭＥＮＴＳによって製造されたマイクロ調節器のＭＳＰ４３０ファミリーからのプロセッサなどの１６ビットＲＩＳＣ ＣＰＵ）も適切であり得る。
本技術の一形態において、中心調節器４２３０は、専用の電子回路である。
一形態において、中心調節器４２３０は、特定用途向け集積回路である。別の形態において、中心調節器４２３０は、個別電子構成要素である。
中心調節器４２３０は、１つ以上のトランスデューサ４２７０および１つ以上の入力デバイス４２２０から入力信号（単数または複数）を受信するように構成され得る。
中心調節器４２３０は、出力デバイス４２９０、療法デバイス調節器４２４０、データ通信インターフェイス４２８０および加湿器調節器５２５０のうち１つ以上へ出力信号（単数または複数）を提供するように、構成され得る。
本技術のいくつかの形態において、中心調節器４２３０は、本明細書中に記載の１つ以上の方法（例えば、非一時的なコンピュータ読み出し可能な記憶媒体（例えば、メモリ４２６０）中に記憶されたコンピュータプログラムとして表現される１つ以上のアルゴリズム４３００）を実行するように、構成される。本技術のいくつかの形態において、中心調節器４２３０は、ＲＰＴデバイス４０００と一体化され得る。しかし、本技術のいくつかの形態において、いくつかの方法が、遠隔配置されたデバイスによって行われ得る。例えば、遠隔配置されたデバイスは、記憶されたデータ（例えば、本明細書中に記載のセンサーのうちいずれかからのもの）の分析により、換気装置の制御設定を決定するか、または、呼吸関連発症を検出し得る。
８．４．２．４ 時計
ＲＰＴデバイス４０００は、中心調節器４２３０へ接続された時計４２３２を含み得る。
ＲＰＴデバイス４０００は、中心調節器４２３０へ接続された時計４２３２を含み得る。
８．４．２．５ 療法デバイス調節器
本技術の一形態において、療法デバイス調節器４２４０は、中心調節器４２３０によって実行されるアルゴリズム４３００の一部を形成する治療制御モジュール４３３０である。
本技術の一形態において、療法デバイス調節器４２４０は、中心調節器４２３０によって実行されるアルゴリズム４３００の一部を形成する治療制御モジュール４３３０である。
本技術の一形態において、療法デバイス調節器４２４０は、専用のモータ制御集積回路である。例えば、一形態において、ＯＮＳＥＭＩによって製造されたＭＣ３３０３５ブラシレスＤＣモータ調節器が用いられる。
８．４．２．６ 保護回路
本技術による１つ以上の保護回路４２５０は、電気保護回路、温度および／または圧力安全回路を含み得る。
本技術による１つ以上の保護回路４２５０は、電気保護回路、温度および／または圧力安全回路を含み得る。
８．４．２．７ メモリ
本技術の一形態によれば、ＲＰＴデバイス４０００は、メモリ４２６０（例えば、不揮発性メモリ）を含む。いくつかの形態において、メモリ４２６０は、電池式の静的ＲＡＭを含み得る。いくつかの形態において、メモリ４２６０は、揮発性ＲＡＭを含み得る。
本技術の一形態によれば、ＲＰＴデバイス４０００は、メモリ４２６０（例えば、不揮発性メモリ）を含む。いくつかの形態において、メモリ４２６０は、電池式の静的ＲＡＭを含み得る。いくつかの形態において、メモリ４２６０は、揮発性ＲＡＭを含み得る。
メモリ４２６０は、ＰＣＢＡ４２０２上に配置され得る。メモリ４２６０は、ＥＥＰＲＯＭまたはＮＡＮＤフラッシュの形態をとり得る。
追加的にまたは代替的に、ＲＰＴデバイス４０００は、取り外し可能な形態のメモリ４２６０を含む（例えば、セキュアデジタル（ＳＤ）スタンダードに基づいて作製されたメモリカード）。
本技術の一形態において、メモリ４２６０は、本明細書中に記載の１つ以上の方法（例えば、１つ以上のアルゴリズム４３００）を表現する記憶されたコンピュータプログラム命令が載置された非一時的コンピュータ読み出し可能な記憶媒体として機能する。
８．４．２．８ データ通信システム
本技術の一形態において、データ通信インターフェイス４２８０が提供され、中心調節器４２３０へ接続される。データ通信インターフェイス４２８０は、遠隔外部通信ネットワーク４２８２および／またはローカル外部通信ネットワーク４２８４へ接続可能であり得る。遠隔外部通信ネットワーク４２８２は、遠隔外部デバイス４２８６へ接続可能であり得る。ローカル外部通信ネットワーク４２８４は、ローカル外部デバイス４２８８へ接続可能であり得る。
本技術の一形態において、データ通信インターフェイス４２８０が提供され、中心調節器４２３０へ接続される。データ通信インターフェイス４２８０は、遠隔外部通信ネットワーク４２８２および／またはローカル外部通信ネットワーク４２８４へ接続可能であり得る。遠隔外部通信ネットワーク４２８２は、遠隔外部デバイス４２８６へ接続可能であり得る。ローカル外部通信ネットワーク４２８４は、ローカル外部デバイス４２８８へ接続可能であり得る。
一形態において、データ通信インターフェイス４２８０は、中心調節器４２３０の一部である。別の形態において、データ通信インターフェイス４２８０は、中心調節器４２３０から別個であり、集積回路またはａプロセッサを含み得る。
一形態において、遠隔外部通信ネットワーク４２８２はインターネットである。データ通信インターフェイス４２８０は、インターネットへ接続するために、（例えば、イーサネットまたは光ファイバを介して）有線通信を用い得るか、または、無線プロトコル（例えば、ＣＤＭＡ、ＧＳＭ、ＬＴＥ）を用い得る。
一形態において、ローカル外部通信ネットワーク４２８４は、１つ以上の通信標準（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈまたは消費者赤外線プロトコル ）を用いる。
一形態において、遠隔外部デバイス４２８６は、１つ以上のコンピュータである（例えば、ネットワークコンピュータのクラスタ）。一形態において、遠隔外部デバイス４２８６は、物理的コンピュータではなく仮想コンピュータであり得る。いずれの場合も、このような遠隔外部デバイス４２８６は、臨床医などの適切に承認された人にとってアクセス可能であり得る。
ローカル外部デバイス４２８８は、パーソナルコンピュータ、携帯電話、タブレットまたは遠隔制御であり得る。
８．４．２．９ 選択的ディスプレイ、警告を含む出力デバイス
本技術による出力デバイス４２９０は、視覚、音声および触覚ユニットのうち１つ以上の形態をとり得る。視覚ディスプレイは、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）または発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイであり得る。
本技術による出力デバイス４２９０は、視覚、音声および触覚ユニットのうち１つ以上の形態をとり得る。視覚ディスプレイは、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）または発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイであり得る。
８．４．２．９．１ ディスプレイドライバ
ディスプレイドライバ４２９２は、ディスプレイ４２９４上に表示されるべき文字、記号、または画像を入力として受信し、これらをコマンドへ変換する。これらのコマンドにより、ディスプレイ４２９４は、これらの文字、記号または画像を表示する。
ディスプレイドライバ４２９２は、ディスプレイ４２９４上に表示されるべき文字、記号、または画像を入力として受信し、これらをコマンドへ変換する。これらのコマンドにより、ディスプレイ４２９４は、これらの文字、記号または画像を表示する。
８．４．２．９．２ ディスプレイ
ディスプレイ４２９４は、ディスプレイドライバ４２９２から受信されたコマンドに応答して、文字、記号または画像を視覚的に表示するように構成される。例えば、ディスプレイ４２９４は８セグメントディスプレイであり得、この場合、ディスプレイドライバ４２９２は、各文字または記号（例えば、数字「０」）を、特定の文字または記号を表示するように８個のそれぞれのセグメント活性化させるかを示す８個の論理信号へと変換する。
ディスプレイ４２９４は、ディスプレイドライバ４２９２から受信されたコマンドに応答して、文字、記号または画像を視覚的に表示するように構成される。例えば、ディスプレイ４２９４は８セグメントディスプレイであり得、この場合、ディスプレイドライバ４２９２は、各文字または記号（例えば、数字「０」）を、特定の文字または記号を表示するように８個のそれぞれのセグメント活性化させるかを示す８個の論理信号へと変換する。
８．４．３． ＲＰＴデバイスアルゴリズム
８．４．３．１ 前処理モジュール
本技術の１つの形態による前処理モジュール４３１０は、トランスデューサ４２７０（例えば、流量センサー４２７４または圧力センサー４２７２）からの信号を入力として受信し、１つ以上の出力値を計算する１つ以上のプロセスステップを行う。これら１つ以上の出力値は、別のモジュール（例えば、治療エンジンモジュール４３２０）への入力として用いられる。
８．４．３．１ 前処理モジュール
本技術の１つの形態による前処理モジュール４３１０は、トランスデューサ４２７０（例えば、流量センサー４２７４または圧力センサー４２７２）からの信号を入力として受信し、１つ以上の出力値を計算する１つ以上のプロセスステップを行う。これら１つ以上の出力値は、別のモジュール（例えば、治療エンジンモジュール４３２０）への入力として用いられる。
本技術の１つの形態において、出力値は、インターフェースまたはマスク圧力Ｐｍ、呼吸流量Ｑｒ、および漏洩流量Ｑｌを含む。
本技術の多様な形態において、前処理モジュール４３１０は、以下のアルゴリズムのうち１つ以上を含む：圧力補償４３１２、通気孔流量推測４３１４、漏洩流量推測４３１６、および呼吸流量推測４３１８。
８．４．３．１．１ 圧力補償
本技術の１つの形態において、圧力補償アルゴリズム４３１２は、空気圧ブロックの出口の近隣の空気圧経路中の圧力を示す信号を入力として受信する。圧力補償アルゴリズム４３１２は、圧力降下を空気回路４１７０を通じて推測し、患者インターフェース３０００において推測された圧力Ｐｍを出力として提供する。
本技術の１つの形態において、圧力補償アルゴリズム４３１２は、空気圧ブロックの出口の近隣の空気圧経路中の圧力を示す信号を入力として受信する。圧力補償アルゴリズム４３１２は、圧力降下を空気回路４１７０を通じて推測し、患者インターフェース３０００において推測された圧力Ｐｍを出力として提供する。
８．４．３．１．２ 通気孔流量の推測
本技術の１つの形態において、通気孔流量推測アルゴリズム４３１４は、患者インターフェース３０００において推測された圧力Ｐｍを入力として受信し、通気孔３４００からの空気の通気孔流量Ｑｖを患者インターフェース３０００において推測する。
本技術の１つの形態において、通気孔流量推測アルゴリズム４３１４は、患者インターフェース３０００において推測された圧力Ｐｍを入力として受信し、通気孔３４００からの空気の通気孔流量Ｑｖを患者インターフェース３０００において推測する。
８．４．３．１．３ 漏洩流量の推測
本技術の１つの形態において、漏洩流量推測アルゴリズム４３１６を合計流量Ｑｔおよび通気孔流量Ｑｖを入力として受信し、漏洩流量Ｑｌの推測を出力として提供する。１つの形態において、漏洩流量推測アルゴリズム４３１６は、いくつかの呼吸サイクル（例えば、約１０秒）を含むくらい充分に長い一定期間にわたって合計流量Ｑｔと通気孔流量Ｑｖとの間の差の平均を計算することにより、漏洩流量Ｑｌを推測する。
本技術の１つの形態において、漏洩流量推測アルゴリズム４３１６を合計流量Ｑｔおよび通気孔流量Ｑｖを入力として受信し、漏洩流量Ｑｌの推測を出力として提供する。１つの形態において、漏洩流量推測アルゴリズム４３１６は、いくつかの呼吸サイクル（例えば、約１０秒）を含むくらい充分に長い一定期間にわたって合計流量Ｑｔと通気孔流量Ｑｖとの間の差の平均を計算することにより、漏洩流量Ｑｌを推測する。
１つの形態において、漏洩流量推測アルゴリズム４３１６は、合計流量Ｑｔ、通気孔流量Ｑｖおよび推測された圧力Ｐｍを患者インターフェース３０００において入力として受信し、漏洩コンダクタンスを計算し、漏洩流量Ｑｌを漏洩コンダクタンスおよび圧力Ｐｍの関数になるように決定することにより、漏洩流量Ｑｌを出力として提供する。漏洩コンダクタンスは、合計流量Ｑｔおよび通気孔流量Ｑｖと、圧力Ｐｍのローパスフィルタリングされた平方根との間の差に等しいローパスフィルタリングされた非通気孔流量の商として計算される。ここで、ローパスフィルタ時定数は、いくつかの呼吸サイクル（例えば、約１０秒）を含むように充分に長い値を有する。漏洩流量Ｑｌは、漏洩コンダクタンスおよび圧力Ｐｍの関数の積として推測され得る。
８．４．３．１．４ 呼吸流量の推測
本技術の１つの形態において、呼吸流量推測アルゴリズム４３１８は、合計流量Ｑｔ、通気孔流量Ｑｖ、および漏洩流量Ｑｌを入力として受信し、通気孔流量Ｑｖおよび推測された漏洩流量Ｑｌを合計流量Ｑｔから減算することにより、患者に対する空気の呼吸流量Ｑｒを推測する。
本技術の１つの形態において、呼吸流量推測アルゴリズム４３１８は、合計流量Ｑｔ、通気孔流量Ｑｖ、および漏洩流量Ｑｌを入力として受信し、通気孔流量Ｑｖおよび推測された漏洩流量Ｑｌを合計流量Ｑｔから減算することにより、患者に対する空気の呼吸流量Ｑｒを推測する。
８．４．３．２ 治療エンジンモジュール
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、患者インターフェース３０００における圧力Ｐｍ、患者に対する空気の呼吸流量Ｑｒのうち１つ以上を入力として受信し、１つ以上の治療パラメータを出力として提供する。
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、患者インターフェース３０００における圧力Ｐｍ、患者に対する空気の呼吸流量Ｑｒのうち１つ以上を入力として受信し、１つ以上の治療パラメータを出力として提供する。
本技術の１つの形態において、治療パラメータは、治療圧力Ｐｔである。
多様な形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、以下のアルゴリズムのうち１つ以上を含む：位相決定４３２１、波形決定４３２２、換気決定４３２３、吸気流れ制限検出４３２４、無呼吸検出４３２５、吸気Ｍ字検出４３２６、誤モデル化された漏洩無呼吸検出４３２７、典型的な最近の換気決定４３２８、および治療パラメータ決定４３２９。
８．４．３．２．１ 位相決定
本技術の１つの形態において、ＲＰＴデバイス４０００は、位相を決定しない。
本技術の１つの形態において、ＲＰＴデバイス４０００は、位相を決定しない。
本技術の１つの形態において、位相決定アルゴリズム４３２１は、呼吸流量Ｑｒを示す信号を入力として受信し、患者１０００の現在の呼吸サイクルの位相Φを出力として提供する。
個別の位相決定として知られるいくつかの形態において、位相出力Φは計数値である。自発的な吸入および呼気それぞれの開始が検出されると、個別の位相決定の１つの実行により、二値の位相出力Φが吸入または呼気の値と共に提供される、吸入または呼気の値は、例えば０および０．５回転の値としてそれぞれ表される。トリガ点およびサイクル点は、位相が呼気から吸入へおよび吸入から呼気へそれぞれ変化する瞬間であるため、「トリガ」および「サイクル」を行うＲＰＴデバイス４０００は、個別の位相決定を有効に行う。二値の位相決定の１つの実行において、呼吸流量Ｑｒが正の閾値を超える値を有する場合、位相出力Φは、個別の値０（これにより、ＲＰＴデバイス４０００が「トリガ」される）を持つように決定され、呼吸流量Ｑｒが負の閾値よりも負方向にある値を有する場合、個別の値である０．５回転（これにより、ＲＰＴデバイス４０００が「サイクル」される）を持つように決定される。いくつかの実行において、閾値は、閾値関数に従った呼吸時において、時間と共に変化し得る。このような実行について、特許協力条約特許出願第ＰＣＴ／ＡＵ２００５／０００８９５号（ＲｅｓＭｅｄ ＬｉｍｉｔｅｄへＷＯ２００６／００００１７として公開）中に記載がある。
個別の位相決定の別の実行により、３値の位相出力Φが、吸入、吸気途中の一次停止および呼気のうちの１つの値と共に提供される。
連続位相決定として知られる他の形態において、位相出力Φは連続変数であり、例えば０〜１回転または０〜２πラジアンの範囲で変化する。連続位相決定を行うＲＰＴデバイス４０００は、連続位相が０回転および０．５回転それぞれに到達したときに、トリガおよびサイクルし得る。連続位相決定の１つの実行において、吸気時間Ｔｉおよび呼気時間Ｔｅが先ず呼吸流量Ｑｒから推測される。次に、位相Φは、前回のトリガ瞬間から経過した吸気時間Ｔｉの割合の半分または０．５回転および前回のサイクル瞬間から経過した呼気時間Ｔｅの割合を加算した値（これらのうちより最近のものどちらか）として決定される。
８．４．３．２．２ 波形決定
本技術の１つの形態において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、患者の呼吸サイクル全体においてほぼ一定の治療圧力を提供する。
本技術の１つの形態において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、患者の呼吸サイクル全体においてほぼ一定の治療圧力を提供する。
本技術の他の形態において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、患者の呼吸サイクル全体において波形テンプレートに従って変化する治療圧力Ｐｔを提供するように、圧力生成器４１４０を制御する。
本技術の１つの形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、波形テンプレートΠ（Φ）を提供する。この波形テンプレートΠ（Φ）は、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９によって用いられる位相決定アルゴリズム４３２１によって提供される位相値Φの変域上において範囲［０，１］内に有る値を含む。
個別のまたは連続的に値をとる位相に適している１つの形態において、波形テンプレートΠ（Φ）は方形波テンプレートであり、０．５回転までを含む位相の値に対して１の値を有し、０．５回転を超える位相の値に対して０の値を有する。連続的に値をとる位相に適した１つの形態において、波形テンプレートΠ（Φ）は、２つの平滑に曲線状の部分を含む（すなわち、０．５回転までの位相の値に対して０から１へ上昇する平滑に曲線状の部分（例えば、上昇余弦）と、０．５回転を超える位相に対して０から１へ減衰する平滑に曲線状の（例えば、指数状の）減衰とを含む）。連続的に値をとる位相に適した１つの形態において、波形テンプレートΠ（Φ）は方形波に基づくが、実質的に０．５回転未満である「上昇時間」までの位相に対して０〜１の値の平滑な上昇と、０．５回転後の「下降時間」内の位相に対して１〜０の値の平滑な下降とを有する。
本技術のいくつかの形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、ＲＰＴデバイス４０００の設定に応じて、波形テンプレートのライブラリから波形テンプレートΠ（Φ）を選択する。ライブラリ中の各波形テンプレートΠ（Φ）は、位相値Φに対する値Πのルックアップテーブルとして提供され得る。他の形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、恐らくは１つ以上のパラメータ（例えば、上昇時間および下降時間）によってパラメータ化された所定の機能形態を用いて波形テンプレートΠ（Φ）を「オンザフライ」で計算する。機能形態のパラメータは、所定のものであってもよいし、あるいは患者１０００の現在の状態に基づいてもよい。
吸入（Φ＝０回転）または呼気（Φ＝０．５回転）の個別の二値の位相に適した本技術のいくつかの形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、波形テンプレートΠを個別の位相Φおよび最も最近のトリガ瞬間以降に測定された時間ｔ双方の関数として「オンザフライ」で計算する。１つのこのような形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、２つの部分（吸気および呼気）における波形テンプレートΠ（Φ、ｔ）を以下のようにして計算する。
ここで、Πｉ（ｔ）およびΠｅ（ｔ）は、波形テンプレートΠ（Φ、ｔ）の吸気部分および呼気部分である。１つのこのような形態において、波形テンプレートの吸気部分Πｉ（ｔ）は、上昇時間によってパラメータ化された０から１への平滑な上昇であり、波形テンプレートの呼気部分Πｅ（ｔ）は、下降時間によってパラメータ化された１から０への平滑な下降である。
８．４．３．２．３ 換気決定
本技術の１つの形態において、換気決定アルゴリズム４３２３は、呼吸流量Ｑｒを入力として受信し、現在の患者換気を示す測定値Ｖｅｎｔを決定する。
本技術の１つの形態において、換気決定アルゴリズム４３２３は、呼吸流量Ｑｒを入力として受信し、現在の患者換気を示す測定値Ｖｅｎｔを決定する。
いくつかの実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、Ｖｅｎｔを呼吸流量信号Ｑｒの絶対値の半分である「瞬間的換気」Ｖｉｎｔとして計算する。
いくつかの実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、瞬間的換気Ｖｉｎｔをコーナ周波数がおよそ０．１０Ｈｚであるローパスフィルタ（例えば、４次ベッセルローパスフィルタ）によってフィルタリングすることにより、Ｖｅｎｔを「超高速換気」ＶｖｅｒｙＦａｓｔとして計算する。これは、およそ１０秒の時定数に相当する。
いくつかの実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、瞬間的換気Ｖｉｎｔをコーナ周波数がおよそ０．０５Ｈｚであるローパスフィルタ（例えば、４次ベッセルローパスフィルタ）によってフィルタリングすることにより、Ｖｅｎｔを「高速換気」Ｖ高速として計算する。これは、およそ２０秒の時定数に相当する。
本技術のいくつかの実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、Ｖｅｎｔを肺胞換気の測定値として決定する。肺胞換気は、所与の時間における呼吸系のガス交換表面に実際に到達する実際の空気の量の測定値である。患者の呼吸系は、有意な「解剖学的死腔」（すなわち、ガス交換が発生しない容量）を含むため、肺胞換気は、呼吸流量Ｑｒ上に直接動作する上記計算によって生成される「グロス」換気値未満でありかつ患者の呼吸能力のより正確な測定値である。
このような実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、瞬間的肺胞換気が呼吸流量Ｑｒの絶対値のゼロまたは半分であると決定し得る。瞬間的肺胞換気がゼロとなる条件を以下に示す：
・ 呼吸流量が非負から負へ変化したとき、または、
・ 呼吸流量が負から非負へ変化したとき、および
・ 呼吸流量Ｑｒの整数の絶対値が患者の解剖学的死腔容量を下回る期間にわたって呼吸流量の符号が変化した後。
・ 呼吸流量が非負から負へ変化したとき、または、
・ 呼吸流量が負から非負へ変化したとき、および
・ 呼吸流量Ｑｒの整数の絶対値が患者の解剖学的死腔容量を下回る期間にわたって呼吸流量の符号が変化した後。
患者の解剖学的死腔容量は、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり得、例えばＲＰＴデバイス４０００の構成時のハードコーディングによりまたは入力デバイス４２２０を通じた手入力により設定される。
いくつかのこのような実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、上記の各ローパスフィルタを用いて瞬間的肺胞換気をローパスフィルタリングすることにより、Ｖｅｎｔを「超高速肺胞換気」および／または「高速肺胞換気」として計算し得る。
以下の記載において、「肺胞」という単語が省略されるが、治療エンジンモジュール４３２０のいくつかの実行中に存在しているものと仮定される。すなわち、下記の記載において「換気」および「一回換気量」について言及が有る場合、当該言及は、肺胞換気および肺胞一回換気量ならびに「グロスの」換気および一回換気量に適用され得る。
８．４．３．２．４ 吸気流れ制限の決定
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、流れ制限の範囲（呼吸流量波形の吸気部分の部分的な上気道閉塞とも呼ばれる（本明細書中、「吸気波形」という略称で呼ぶ））を決定する１つ以上のアルゴリズムを実行する。１つの形態において、流れ制限決定アルゴリズム４３２４は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受信し、各吸気波形が流れ制限を示す範囲の測定値を出力として提供する。
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、流れ制限の範囲（呼吸流量波形の吸気部分の部分的な上気道閉塞とも呼ばれる（本明細書中、「吸気波形」という略称で呼ぶ））を決定する１つ以上のアルゴリズムを実行する。１つの形態において、流れ制限決定アルゴリズム４３２４は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受信し、各吸気波形が流れ制限を示す範囲の測定値を出力として提供する。
通常の吸気波形は、形状が正弦波に類似するように丸み付けされる（図６ａを参照）。充分な上気道筋緊張（またはＥＰＡＰ）が有れば、気道は、本質的に硬質管として機能し、内部において、呼吸努力（または外部換気支援）の増加に応答して流れが増加する。いくつかの状況（例えば、睡眠、鎮静）において、上気道は、例えば呼吸努力からまたはさらには付加された換気からの内部での低大気圧圧力に応答して座屈可能であり得る。その結果、完全閉塞（無呼吸）または「流れ制限」として知られる現象に繋がり得る。「流れ制限」という用語は、呼吸努力が増加すると、気道が狭くなるだけであり、その結果、努力から独立して吸気流れが一定の値において制限される挙動（「スターリングレジスタ挙動」）を含む。そのため、吸気流量曲線は、平坦な形状になる（図６ｂを参照）。
実際は、上気道挙動はもっと複雑であり、上気道に関連する吸気流れ制限およびさらにはより広範な外部換気支援の存在を示す多様な流れ形状が存在する（図６ｃ〜図６ｆを参照）。そのため、流れ制限決定アルゴリズム４３２４は、以下の種類の吸気流れ制限のうち１つ以上に応答し得る：「古典的な平坦性」（図６ｂを参照）、「椅子状」（図６ｃを参照）、および「逆椅子形」（図６ｄを参照）。（「Ｍ字形状」（図６ｅおよび図６ｆを参照）は、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６を用いて別個に取り扱われる。）
図７ａは、本技術の１つの形態において呼吸流量波形の吸気部分の流れ制限の測定値を吸気流れ制限決定アルゴリズム４３２４の一部として計算するために用いられ得る方法７０００を示すフローチャートである。
方法７０００は、ステップ７０１０から開始する。ステップ７０１０は、吸気波形の中央部分（例えば、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ、波形が大きな初期部分および大きな最終部分を有する範囲（おおよそ中央部分の前後））に基づいて、複数の「中央部分特徴」ＣＦ１〜ＣＦ８を計算する。ステップ７０１０について、図７ｂを参照して以下に詳述する。
次のステップ７０２０において、ステップ７０１０においてファジィ論理を用いて計算された中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ８を組み合わせて、吸気波形と各典型的流れが制限された（部分的に閉塞した）吸気波形との間の類似性の度合いを示す複数の流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１〜ＦＬ６を計算する。これらの典型は、以下を含み得る：恐らくは凹状である緩やかな平坦状、吸気抵抗が高いことを示す若干負の傾き、極めて平坦状、初期ピークが大きな平坦状またはＭ字型形状、中央後部分にピークを有する、恐らくは少し負の傾きを有する平坦形状、凹状および平坦状の形状。ステップ７０２０について、図７ｃを参照して以下に詳述する。
次に、方法７０００は、ステップ７０３０において、吸気波形の「椅子形状」の度合い（すなわち、（図６ｃに示すような）早期のピーク、後期の線形性および緩やかな後期の傾きの組み合わせ）を示すファジィ真理変数ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを計算する。ステップ７０３０について、図７ｅを参照して以下に詳述する。
最後にステップ７０４０において、計算された流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１〜ＦＬ６（ステップ７０２０から）およびファジィ真理変数ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓ（ステップ７０３０から）を全て「ファジィＯＲ」演算を用いて組み合わせて、吸気流れ制限の範囲を示すファジィ真理変数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎを計算する。ファジィ「ＯＲ」は、ファジィ真理変数の最大値をとるため、ファジィ真理変数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎは、吸気波形が最も類似する典型的な流れが制限された吸気波形のうちの１つに対する類似性の度合いを示す。
吸気波形の中央部分から抽出された特徴に主に基づいて流れ制限の検出に基づくことにより、方法７０００は、他の吸気流れ制限検出方法よりも、誤モデル化された漏洩（下記を参照）に対してよりロバストになる。なぜならば、誤モデル化された漏洩の場合、（通常は排他的ではないにしろ）（吸気波形の中央および後方部分において（例えば、上昇時間が経過した後に）一般的に一定になる傾向にある）マスク圧力Ｐｍの関数である呼吸流量信号Ｑｒに対して正のオフセットを発生させる傾向があるからである。そのため、誤モデル化された漏洩に起因する呼吸流量信号Ｑｒに対するオフセットも、中央および吸気波形の後方部分において一定になる傾向になる。
図７ｂは、本技術の１つの形態において方法７０００のステップ７０１０を実行するために用いられ得る方法７１００を示すフローチャートである。方法７１００は、吸気波形の持続期間の「小部分」および「大部分」をパラメータとして受信する。方法７１００によって用いられる吸気波形の「中央部分」は、吸気波形の持続期間によって乗算された小部分から吸気波形の持続期間によって乗算された大部分へ延びる。ステップ７０１０の１つの実行において、方法７１００へ送られるこの「小部分」は０．３であり、「大部分」は０．８５である。
方法７１００は、ステップ７１１０から開始する。ステップ７１１０は、概念的な「傾斜」を中央部分の前の吸気波形の部分（すなわち、「中央前」部分）上に構築する。この傾斜は、吸気波形の開始点から中央部分の開始点へ延びる。
次に、ステップ７１２０は、吸気波形と中央前部分上の傾斜との間の差を合計することにより、傾斜上方の呼吸流れの量を計算する。この量は、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔと呼ばれる。
次のステップ７１３０は、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔを全吸気波形値の合計によって除算することにより、第１の中央部分特徴（ＣＦ１）であるｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔを計算する。ｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔが顕著に正の値である場合、吸気流れ波形の早期ピークと主に関連付けられる。負の値は、中央部分までの極めて緩やかな上昇を示し、流れ制限または高吸気抵抗と関連付けられる可能性が低い。
次に、ステップ７１４０において、方法７１００は、秒中央部分特徴（ＣＦ２）であるｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅを中央部分にわたって計算する。ＣｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅは、吸気波形の正規化中央部分に対する線形近似の傾きを示し、正規化中央部分の線形回帰によって計算され得る。正規化係数は、完全吸気波形および最小正規化流れの平均値の最大であり、１つの実行において２４リットル／分として定義される。
次に、ステップ７１５０は、吸気波形の正規化中央部分の平均であるｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎを計算する。次に、ステップ７１５０は、ｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎを中央部分の持続期間で乗算して、第３の中央部分特徴（ＣＦ３）であるｃｅｎｔｒａｌＰａｒｔＤｕｒａｔｉｏｎＢｙＦｌｏｗｓＭｅａｎＰｒｏｄｕｃｔを得る。
方法７１００はステップ７１６０に進み、ここで、中央部分後の吸気波形の部分（中央後部分）中の流量が中央部分への線形近似を上回る量の測定値である第４の中央部分特徴（ＣＦ４）であるｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄを計算する。ステップ７１６０は、正規化吸気波形値と中央後部分にわたって延びる線形近似との間の差を合計し、この合計を中央後部分の持続期間およびｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎの値によって除算することにより、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄを計算する。（１つの実行において、ｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎが正ではない場合、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄはゼロに設定される。）ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄが負の値である場合、一般的に通常の呼吸を示す。なぜならば、部分的な上気道閉塞においては、流量は一般的に時間における中央部分の突出以上である一方、通常の呼吸においては、中央部分後の流量は、中央部分の場合よりも常にずっと高速で低下する。換言すると、通常の呼吸において、中央部分および中央後部分において流量をとると、概して凸状となる一方、流れが制限された呼吸においては、中央部分における流量が中央後部分の大部分と共にとられると、非凸状になる。
次のステップ７１７０において、中央部分にわたる変化に対する線形近似からの実際の吸気波形値の変化の測定値である第５の中央部分特徴（ＣＦ５）ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎを計算する。ステップ７１７０の１つの実行において、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎは、正規化流量とその線形近似（ｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎおよびｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅから計算）との間の差の２乗の合計の平方根として中央部分にわたって計算される。ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎが顕著に正の値である場合、中央部分における有意な非線形性を示す。
最後に、ステップ７１８０において、方法７１００は、中央部分の凹部の測定値である第６の中央部分特徴（ＣＦ６）であるｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙを計算する。ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙが正の値である場合、中央部分ｉｓ概略的に上方に凹状であることを示す。ステップ７１８０の１つの実行において、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙは、正規化された平均減算された吸気波形と中央部分にわたるＶ字型関数との間の類似性の測定値として計算される。ステップ７１８０の１つの実行において、類似性の測定値は、正規化された平均減算された吸気波形およびＶ字型関数の積の中央部分にわたる合計をＶ字型関数の自己相関で除算した値として計算される。凹部の他の測定値をステップ７１８０において用いて、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（例えば、中央部分への放物近似の曲率）を計算してもよい。凹部の別の測定値として、中央部分と、ガウス関数の第２の導関数とのスカラー積を適切な倍率で適切な範囲（例えば、＋／−２の標準偏差に対応するもの）にわたって計算する。これは、ローパスフィルタリングされた中央部分の中心における流れの第２の導関数をとることによって実行してもよく、ここで、ローパスフィルタリングは、恐らくは適切なウィンドーイングによりガウス関数での畳み込みにより行われている。他のローパスフィルタが用いられ得、その後、フィルタリングされた波形に対して第２の導関数を計算する標準的な数値方法によって用いられる。
第７および第８の中央部分特徴を計算するために、ステップ７０１０は、方法７１００を異なる定義の中央部分（すなわち、異なる値のパラメータである「小部分」および「大部分」）と共に反復し得る。１つのこのような実行において、方法７１００の第２の反復の「小部分」は０．２であり、「大部分」は０．８であり、これらはどちらとも、中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ６の計算対象となったために吸気波形の早期部分を定義する中央部分を定義する対応する部分よりも低い。第７の中央部分特徴（ＣＦ７）であるＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＣｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅは、方法７１００の第２の反復のステップ７１４０から返送されたｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅの値である。ＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＣｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅの値は、吸気波形の早期部分にわたって計算されたｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）の値と若干異なる。
第８の中央部分特徴（ＣＦ８）であるＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＣｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙは、方法７１００の第２の反復のステップ７１８０から返送されたｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙの値である。ＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＣｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙの値は、吸気波形の早期部分にわたって計算されたｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）の値と若干異なる。
中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ８の計算を主に正規化量に基づくことにより、方法７１００自体が、誤モデル化された漏洩に起因する吸気波形のオフセットに対してよりロバストになる。
図７ｃは、本技術の１つの形態において方法７０００のステップ７０２０を実行するために用いられる方法７２００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ７０２０は、例えばファジィ論理を用いることにより、ステップ７０１０において計算された中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ８を組み合わせて、吸気波形の典型的な流れが制限された吸気波形それぞれに対する類似性を示す複数の流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１〜ＦＬ６を計算する。
各ステップ７２１０〜７２６０は、８個の中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ８の一定の部分集合に基づいて動作して、６個の流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１〜ＦＬ６のうちの１つを計算する。この理由のため、ステップ７２１０〜７２６０は、並列に行ってもよいし、あるいは任意の簡便な順序で行ってもよい。
ステップ７２１０は、流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１、ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅを中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎ（ＣＦ５）およびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）それぞれから得られた３つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅ、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅおよびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅのファジィＡＮＤとして計算する。ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅに貢献する３つのファジィ真理変数はそれぞれ、吸気波形の中央部分が緩やかに平坦（なおかつ水平かつ合理的に線形であり）また若干上方に凹状であることを示す。１つの実行において、ステップ７２１０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅ、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅ、およびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅを以下のように計算する：
ステップ７２２０は、流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ２、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅを６個の中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ６から計算する。流れ制限ファジィ真理変数ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅは、吸気波形が中央部分において若干の負の傾きを持つことを示し、吸気抵抗が高いことを示す。
図７ｄは、本技術の１つの形態において。方法７２００のステップ７２２０の実行に用いられ得る方法７３００を示すフローチャートである。
方法７３００は、ステップ７３１０から開始する。ステップ７３１０は、中央部分特徴であるｃｅｎｔｒａｌＰａｒｔＤｕｒａｔｉｏｎＢｙＦｌｏｗｓＭｅａｎＰｒｏｄｕｃｔ（ＣＦ３）が０を超えるかまたは中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）が［−０．６，−０．１］間にあるかを確認する。そうではない場合（「Ｎ」）、方法７３００はステップ７３２０に進む。ステップ７３２０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅが若干負ではないかまたは中央部分が使用するには小さすぎるため、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅを偽に設定する。
そうである場合（「Ｙ」）、方法７３００は、４つのファジィ真理変数の計算を開始する。これら４つのファジィ真理変数をファジィＡＮＤ演算を用いて組み合わせて、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅを得る。
この計算は、ステップ７３３０から開始する。ステップ７３３０は、中央前部分が「ピークになる」につれてｐａｉｒＩｓＨｉｇｈが真になるように、中央部分特徴であるｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔ（ＣＦ１）から中間ファジィ真理変数ｐａｉｒＩｓＨｉｇｈを計算する。１つの実行において、ステップ７３３０は、ｐａｉｒＩｓＨｉｇｈを以下のようにして計算する：
次に、ステップ７３４０は、ｐａｉｒＩｓＨｉｇｈおよびｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅから傾きに依存する逸脱閾値を計算する。１つの実行において、ステップ７３４０は、ｓｌｏｐｅＤｅｐｅｎｄｅｎｔＤｅｖｉａｔｉｏｎＴｈｒｅｓｈｏｌｄを以下のようにして計算する：
次のステップ７３５０において、方法７３００は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎ（ＣＦ５）から先ほど計算されたｓｌｏｐｅＤｅｐｅｎｄｅｎｔＤｅｖｉａｔｉｏｎＴｈｒｅｓｈｏｌｄを減算した値を用いて、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅに貢献する４つのファジィ真理変数のうち第１のもの（すなわち、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎＬｏｗ）を計算する。この差が増加するため、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎＬｏｗの値は偽になる。１つの実行において、ステップ７３５０は、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎＬｏｗを以下のように計算する：
次に、ステップ７３６０は、中央部分の凹部が緩やかに正である場合にｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＭｏｄＰｏｓｉｔｉｖｅが真になるように、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）からｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅに貢献する４つのファジィ真理変数のうち第２のもの（すなわち、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＭｏｄＰｏｓｉｔｉｖｅ）を計算する。１つの実行において、ステップ７３６０は、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＭｏｄＰｏｓｉｔｉｖｅを以下のように計算する：
次のステップ７３７０は、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄの増加と共にｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅが真になるように、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅに貢献する４つのファジィ真理変数のうち第３のもの（すなわち、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅ）を中央部分特徴ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄ（ＣＦ４）から計算する。１つの実行において、ステップ７３７０は、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅを以下のように計算する：
次のステップ７３７５において、方法７３００は、指数的崩壊定数ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌＤｅｃａｙＣｏｎｓｔａｎｔを中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）およびｃｅｎｔｒａｌＰａｒｔＤｕｒａｔｉｏｎＢｙＦｌｏｗｓＭｅａｎＰｒｏｄｕｃｔ（ＣＦ３）から計算する。１つの実行において、ステップ７３７５は、ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌＤｅｃａｙＣｏｎｓｔａｎｔを以下のようにして計算する。
次のステップ７３８０において、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅに貢献する４つのファジィ真理変数のうち第４のもの（すなわち、ｅｘｐＤｅｃａｙＣｏｎｓｔＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅ）をｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌＤｅｃａｙＣｏｎｓｔａｎｔから計算する。１つの実行において、ステップ７３８０は、ｅｘｐＤｅｃａｙＣｏｎｓｔＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅを以下のようにして計算する：
方法７３００の最終ステップ７３９０は、４つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎＬｏｗ、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅ、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅおよびｅｘｐＤｅｃａｙＣｏｎｓｔＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅのファジィＡＮＤとしてｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅを計算する。
ステップ７２３０は、流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ３（すなわち、ｖｅｒｙＦｌａｔ）を３つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅＶｅｒｙＦｌａｔ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＶｅｒｙＦｌａｔおよびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔのファジィＡＮＤとして計算する。ＶｅｒｙＦｌａｔは、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔ（ＣＦ１）それぞれから得られる。ｖｅｒｙＦｌａｔに貢献する３つのファジィ真理変数は、吸気波形がほぼ水平であること、中央部分において上方に凸状ではないこと、および中央前部分において上方に凹状ではないことをそれぞれ示す。１つの実行において、ステップ７２３０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅＶｅｒｙＦｌａｔ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＶｅｒｙＦｌａｔ、およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔＶｅｒｙＦｌａｔを以下のように計算する：
ステップ７２４０は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔ（ＣＦ１）それぞれから得られた３つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅｓ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅｓ、およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔＦｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅｓのファジィＡＮＤとして流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ４（すなわち、ｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅ）を計算する。ｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅに貢献する３つのファジィ真理変数は、吸気波形がほぼ水平であらうことまたは中央部分においてＭ字型であることをそれぞれ示し、大きな初期ピークを有する。１つの実行において、ステップ７２４０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅ、およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔ，ｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅを以下のように計算する：
ステップ７２５０は、以下のファジィ論理演算を３つの中間ファジィ真理変数に対して用いて、流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ５（すなわち、ｆｌａｔＭＮｅｇＳｌｏｐｅＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＨｉｇｈ）を計算する：
ファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎｆｌａｔＭＮｅｇＳｌｏｐｅＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＨｉｇｈは、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎ（ＣＦ５）から得られ、吸気波形の中央部分が合理的に線形であることを示す。１つの実行において、ステップ７２５０は、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎｆｌａｔＭＮｅｇＳｌｏｐｅＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＨｉｇｈを以下のように計算する：
ステップ７２５０は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）およびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄ（ＣＦ４）それぞれから得られた２つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅおよびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＦｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅのファジィＡＮＤとしてファジィ真理変数ｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅを計算する。ｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅに貢献する２つのファジィ真理変数は、吸気波形が中央部分において若干負の傾きを有することおよび中央後部分において上方に凹状であることをそれぞれ示す。１つの実行において、ステップ７２５０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅおよびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＦｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅを以下のように計算する:
ステップ７２５０は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）およびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄ（ＣＦ４）それぞれから得られた２つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌおよびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＦｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌのファジィＡＮＤとしてファジィ真理変数ｆｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌを計算する。ｆｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌに貢献する２つのファジィ真理変数は、吸気波形がｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅよりも中央部分において若干負の傾きを有することおよび中央後部分においてピークを有することをそれぞれ示す。１つの実行において、ステップ７２５０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌおよびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＦｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌを以下のように計算する：
ステップ７２５０によって計算されたファジィ真理変数ｆｌａｔＭＮｅｇＳｌｏｐｅＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＨｉｇｈ（ＦＬ５）は、吸気波形が中央部分において合理的に線形であり、中央部分において若干負の傾きを有しかつ中央後部分において上方に凹状であるかまたは中央部分においてより大きな負の傾きを有しかつ中央後部分においてピークを有することを示す。
ステップ７２６０は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈ（ＣＦ７）およびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈ（ＣＦ８）それぞれから得られた２つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＦｕｚｚｙおよびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＦｕｚｚｙのファジィＡＮＤとして流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ６（すなわち、ｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈ）を計算する。ｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈに貢献する２つのファジィ真理変数は、吸気波形の中央部分がほぼ水平であることおよび上方に凹状であることをそれぞれ示す。流れ制限ファジィ真理変数ｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈ（ＦＬ６）は、ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅに貢献するＣＦ２およびＣＦ６よりも中央部分の若干早期の定義にわたって計算された中央部分特徴ＣＦ７およびＣＦ８に依存するため、第１の流れ制限ファジィ真理変数ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅ（ＦＬ１）と若干異なる。すなわち、ｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈは、ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅよりも若干早期の外観ｏｆ水平性および凹性を示す。
１つの実行において、ステップ７２６０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＦｕｚｚｙおよびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＦｕｚｚｙを以下のように計算する：
図７ｅは、本技術の１つの形態において方法７０００のステップ７０３０の実行に用いられる方法７４００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ７０３０は、吸気波形の「椅子状」の度合いを示すファジィ真理変数ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを計算する。
方法７４００は、ステップ７４１０から開始する。ステップ７４１０は、吸気時間Ｔｉが吸気時間閾値よりも高く、典型的な最近の換気Ｖｔｙｐ（以下に述べる典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８から返送される）がゼロよりも大きいかを確認する。１つの実行において、吸気時間閾値は０．５である。そうではない場合（「Ｎ」）、ステップ７４４０は、ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを「ファジィ偽」に設定し、方法７４００は終了する。そうである場合（「Ｙ」）、ステップ７４２０は、吸気波形の「後部分」の開始位置および終了位置を計算する。ステップ７４２０の目的は、吸気波形中の早期ピーク全てを排除するように後部分を定義することである。１つの実行において、後部分は、波形決定アルゴリズム４３２２によって決定された圧力波形テンプレートの上昇時間および下降時間パラメータを用いて定義される。１つのこのような実行において、後部分の開始位置は、上昇時間で１．２５倍され、終了位置は、吸気波形の終了から戻った下降時間の１／４である。「後部分」を定義するステップ７４２０の他の実行が企図され得る。例えば、ステップ７４２０は、上記定義された「後部分」よりも若干遅い部分をゼロ勾配に近い直線への合理的な近似として試験し得、これが発見された場合、逆方向サーチを行って、例えば接合点における大きな正の平滑な第２の導関数にほぼ相当する基準を用いてこの近似の初期ピークからの急速降下との接合点を発見して、この接合点を位置特定した後、この接合点からほぼ開始する後部分を検討する。このアプローチは、上記したアプローチよりも集中的な計算を必要とする。
次に、方法７４００は、ステップ７４２０において定義された後部分の持続期間が吸気時間Ｔｉの最小の割合を超えるかを確認する。１つの実行において、最小の割合は０．２５である。そうではない場合（「Ｎ」）、後部分は、信頼できる分析を得るには短すぎるとみなされ、方法７４００はステップ７４４０へ進み、ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを「ファジィ偽」に設定し、方法７４００が終了する。そうである場合（「Ｙ」）、次のステップ７４５０は、Ｖｔｙｐの増加と共にｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐｔＶｅｎｔが概して増加するように、正規化係数ｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐＶｅｎｔを典型的な最近の換気Ｖｔｙｐから計算する。Ｖｔｙｐが肺胞換気である際に適した１つの実行において、ステップ７４５０は、ｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐＶｅｎｔをＶｔｙｐ／４．５として計算する。
次に、ステップ７４５５は、吸気波形に対する線形近似を後部分について計算する。ステップ７４５５は、平均流量ｆｌｏｗＭｅａｎ、傾きｆｌｏｗＳｌｏｐｅおよび平均二乗予測誤差ｒｏｏｔＭｅａｎＳｑＦｌｏｗＰｒｅｄＥｒｒによって特徴付けられる線形近似を計算する際に線形回帰を用い得る。次に、ステップ７４５５は、それぞれを正規化係数ｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐＶｅｎｔによって除算することにより、これらの３つのパラメータの正規化を計算する：
ここで、「平坦性」とは、後部分が直線に類似している範囲を指し、その勾配については何も意味せず、後部分が実際に直線であるとき、ｌａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓの値はゼロになる。
次のステップ７４６０において、方法７４００は、量ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅを計算する。量ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅは、後部分の前方の吸気波形がステップ７４５５において計算された吸気波形の後部分に対する線形近似の後方突出を超える量を示す（すなわち、吸気波形中の早期ピークのサイズを示す）。ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅを計算するには、呼吸流量Ｑｒが後部分に対する線形近似の後方突出を超える、後部分の前方における最も早期の位置を発見する。次に、呼吸流量Ｑｒと、線形近似との間の差をこの位置と後部分の開始位置との間において平均化する。次に、この平均正規化係数ｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐＶｅｎｔによって正規化して、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅを得る。次に、ステップ７４６０は、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅが（ステップ７４５５において計算された）後部分の平均流量ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎと共に概して増加する閾値を超えるまでｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅがファジィ偽となるように、ファジィ真理変数ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅをｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅの値から計算する。ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅはｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎに依存しているため、後部分の平均流量の増加と共にｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓがファジィ真になるためには、より大きな早期ピークが必要になる。
１つの実行において、ステップ７４６０は、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＴＨＲＥＳＨは、１つの実行においてそれぞれ０．５＊ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎおよびｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎに等しい一定の閾値である。１つの実行において、これらの閾値の最小値は、ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎの値に関係無く、それぞれ２．２５および４．５リットル／分である。
方法７４００がステップ７４６５に進み、ファジィ真理変数ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐを計算する。ファジィ真理変数ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐは、ｌａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓが増加すると（すなわち、後部分の線形性が低くなると）、真から偽へ変化する。１つの実行において、ステップ７４６５は、ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＦＬＡＴＮＥＳＳ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＦＬＡＴＮＥＳＳ＿ＴＨＲＥＳＨは、それぞれ０．６および０．９に等しい一定の閾値である。
次のステップ７４７０は、ｌａｔｅＳｌｏｐｅが「緩やか」であるとき（すなわち、特定の範囲内にあるとき）にのみ真であるファジィ真理変数ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐを計算する。すなわち、ｌａｔｅＳｌｏｐｅが大きな正のまたは負の値になった場合、ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐは偽になり得る。１つの実行において、ステップ７４７０は、ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＳＬＯＰＥ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＳＬＯＰＥ＿ＴＨＲＥＳＨは閾値である。１つの実行において、これらの閾値は、ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎの増加と共に概してより負になる。すなわち、後部分の平均流量の増加と共に「緩やかな」定義内において、より大きな負の傾きが許される。１つの実行において、ステップ７４７０は、ＬＯＷＥＲ＿ＳＬＯＰＥ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＳＬＯＰＥ＿ＴＨＲＥＳＨを以下のように計算する：
ここで、ｓｌｏｐｅＴｈｒｅｓｈｏｌｄＥｘｔｅｎｓｉｏｎは、ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎの増加と共に１から０へ減少する実数である。１つの実行において、ステップ７４７０は、ｓｌｏｐｅＴｈｒｅｓｈｏｌｄＥｘｔｅｎｓｉｏｎを以下のように計算する：
方法７４００の最終ステップ７４７５は、ステップ７４６０、７４６５および７４７０においてそれぞれ計算されたファジィ真理変数ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅ、ｌａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓＣｏｍｐおよびｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐのファジィＡＮＤとしてｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを計算する。
８．４．３．２．５ Ｍ字検出
本技術の１つの形態において、治療エンジン４３２０モジュールは、吸気波形中の「Ｍ字形状」を検出するために１つ以上のアルゴリズムを実行する。１つの形態において、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受信し、各吸気波形がＭ字形状を示す範囲を示す測定値を出力として提供する。
本技術の１つの形態において、治療エンジン４３２０モジュールは、吸気波形中の「Ｍ字形状」を検出するために１つ以上のアルゴリズムを実行する。１つの形態において、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受信し、各吸気波形がＭ字形状を示す範囲を示す測定値を出力として提供する。
一回換気量または他の呼吸方向の換気値のＭ字型の吸気波形のうち、典型的な最近の値をそれほど超えていないものは、流れ制限を示す。このような吸気波形は、相対的に急速な上昇および下降ならびに一時的下落または「ノッチ」を流れおよび中央において有し、一時的下落は流れ制限に起因する（図６ｅおよび図６ｆを参照）。一回換気量または呼吸方向の換気値が増加すると、このような波形は概して挙動的（すなわち、睡眠時の微小覚醒または吐息）になり、流れ制限を示さない。
Ｍ字型の波形を検出するために、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６は、広範にＭ字型である波形に対する吸気波形の類似性を決定する。
図７ｆは、本技術の１つの形態においてＭ字検出アルゴリズム４３２６の実行に用いられ得る方法７５００を示すフローチャートである。
ノッチは吸気波形の中心では無い場合があるため、方法７５００は、ノッチの位置を発見しようとした後、ノッチが波形中心に来るように、波形の直線時間歪みを発生させる。ノッチを発見するために、第１のステップ７５１０は、ゼロ上にセンタリングされた長さＴｉ／２のＶ字型カーネルＶ（ｔ）を用いて、正規化吸気波形ｆ（ｔ）の変形畳み込みを行う（ここで、正規化は平均による除算である）ここで、Ｔｉは吸入時間である：
変形畳み込みは、カーネルＶ（ｔ）の左半分および右半分の別個の畳み込みに基づく。左半分の畳み込みは、以下のように計算される。
右半分畳み込みは、以下のように計算される。
変形畳み込みＩ（τ）は、左半分および右半分の畳み込みのいずれかがゼロになった場合にその他の量に関わらず結果がゼロになり、両者が１である場合に結果が１になるように、左半分および右半分の畳み込みＩＬ（τ）およびＩＲ（τ）の組み合わせとして計算される。このような制約を受けることにより、左半分および右半分の畳み込みの組み合わせは、論理「ａｎｄ」関数にある意味において類似するため、「Ｖ−ａｎｄｅｄ畳み込み」と命名される。１つの実行において、この組み合わせは、左半分および右半分の畳み込みの変形された幾何平均である：
上記の制約により、仮定ノッチの左側に対する吸気波形は概して左方向に増加し、ノッチの右側に対する吸気波形は概して右方向に増加するという条件が得られる。その結果、左側および右側の整数を単に合計した場合よりも特異性が得られる。方程式（１）中に示す実行において、各半分Ｖの時間シフトした正規化吸気波形の積の整数は厳密に正でなくではならず、そうではない場合、Ｖ−ａｎｄｅｄ畳み込みはゼロになる。その結果、例えばＶの中心の左側への吸気流れの部分が実際に左方向に増加させないが、Ｖ波形の右半分の整数が実際に低減する左半分を凌駕するほど大きくなると、多様な病態が回避される。
このＶ−ａｎｄｅｄ畳み込みは、Ｔｉ／４〜３Ｔｉ／４の範囲におけるカーネルＶ（ｔ）の中心の位置と共に行われ、これにより、吸気波形の中央半分について結果が得られる。
ステップ７５２０において、変形畳み込みＩ（τ）がピークになる位置が発見され、このピークの高さが閾値を上回る場合、このピークが位置しているカーネルＶ（ｔ）の中心の位置ｔｎｏｔｃｈにノッチが存在するとみなされる。１つの実行において、閾値は、０．１５に設定される。
ステップ７５２０において位置ｔｎｏｔｃｈにおいてノッチが発見された（「Ｙ」）場合、波形の半分が位置ｔｎｏｔｃｈの左側になりかつ半分が右側になるように、吸気波形ｆ（ｔ）がステップ７５３０において時間歪みが施されたかまたは「対称化」される。この演算の結果、吸気波形ｆ（ｔ）の時間歪みが施されたかまたは「対称化」されたバージョンＧ（ｔ）が得られる：
ステップ７５２０においてノッチが発見された（「Ｎ」）場合、検出可能なノッチが未だＭ字型の流れ制限を持ち得ることを示さない波形がいくつか存在するため、ステップ７５３５は、Ｇ（ｔ）を吸気波形ｆ（ｔ）に設定する。
対称化波形Ｇ（ｔ）においてＭ字型の流れ制限を発見するために、先ず、半分−幅Ｔｉの第１および第３の正弦波の調和関数が以下のように定義される。
および
これら２つの調和関数は、［０，Ｔｉ］上において直交する。ｔが［０，Ｔｉ］に有る場合、Ｆ３（ｔ）は、Ｍ字型の吸気波形におおむね類似し、Ｆ１（ｔ）は、通常の吸気波形におおむね類似する。そのため、対称化波形Ｇ（ｔ）がＦ３（ｔ）に類似する範囲は、波形がＭに類似する度合いを示すインジケータになる。ステップ７５４０は、この範囲を計算する。１つの実行において、ステップ７５４０は、対称化波形Ｇ（ｔ）の第１の調波における累乗を第１の調和関数Ｆ１のスカラー積と対称化波形Ｇ（ｔ）との２乗として計算し、対称化波形Ｇ（ｔ）の第３の調波における累乗を第３の調和関数Ｆ３の対称化波形Ｇ（ｔ）とのスカラー積の２乗として計算する。両方のスカラー積は、吸気間隔［０，Ｔｉ］にわたって計算される。次に、ステップ７５４０は、対称化波形Ｇ（ｔ）がＦ３（ｔ）に類似する範囲を、対称化波形Ｇ（ｔ）の第３の調波の累乗の対称化波形Ｇ（ｔ）の第１および第３の調波の累乗の合計に対するＭ３Ｒａｔｉｏとして計算する：
Ｍ３Ｒａｔｉｏが大きい場合、吸気波形は典型的には、Ｍに類似する。しかし、Ｍ３Ｒａｔｉｏは、波形が極めて非対称である場合にも大きくなり得、波形の第１のまたは第２の半分における平均流量が他方の半分よりもずっと大きくなる。この可能性を排除するため、ステップ７５４０は、ノッチ位置周囲における吸気波形ｆ（ｔ）の対称性の測定値Ｓｙｍｍも計算する。１つの実行において、ステップ７５４０は、対称化波形Ｇ（ｔ）のｆ第１のおよび第２の半分の第３の調波コンポーネントを計算する：
次に、ステップ７５４０は、これらのコンポーネントのうちより小数のものの絶対値の合計に対する比として測定値Ｓｙｍｍを計算する：
次に、ステップ７５５０は、測定値Ｓｙｍｍが１つの実行において０．３に設定された低閾値を下回るかを試験する。そうである（「Ｙ」）場合、吸気波形は、対称にＭ字型ではないとみなされ、吸気波形が対称にＭ字型である範囲の測定値である量Ｍ３ＳｙｍｍｅｔｒｙＲａｔｉｏが、ステップ７５６０においてゼロに等しく設定される。そうではない（「Ｎ」）場合、Ｍ３ＳｙｍｍｅｔｒｙＲａｔｉｏは、ステップ７５７０においてＭ３Ｒａｔｉｏに等しく設定される。
最終ステップ７５８０において、変数ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎがＭ３ＳｙｍｍｅｔｒｙＲａｔｉｏの増加と共に０から１へ徐々に増加するように、Ｍ３ＳｙｍｍｅｔｒｙＲａｔｉｏから変数ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを計算する。１つの実行において、ステップ７５８０は、ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿Ｍ３ＳＹＭＭＥＴＲＹＲＡＴＩＯ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿Ｍ３ＳＹＭＭＥＴＲＹＲＡＴＩＯ＿ＴＨＲＥＳＨは、１つの実行においてそれぞれ０．１７および０．３に等しい定数である。変数ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎは、呼吸流量波形の吸気部分のＭ字形状の度合いの範囲［０，１］におけるインジケータである。
８．４．３．２．６ 無呼吸検出
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、低換気無呼吸を検出する無呼吸検出アルゴリズム４３２５を実行する。
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、低換気無呼吸を検出する無呼吸検出アルゴリズム４３２５を実行する。
１つの形態において、無呼吸検出アルゴリズム４３２５は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受信し、検出された無呼吸の開始および終了を示す一連のイベントを出力として提供する。
図７ｇは、本技術の１つの形態において無呼吸検出アルゴリズム４３２５を実行するために用いられ得る無呼吸検出方法７６００を示すフローチャートである。
方法７６００は、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに関連して低換気を主に探索する。ターゲット換気Ｖｔｇｔが存在する実行において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍは、ターゲット換気Ｖｔｇｔであり得る。例えばターゲット換気Ｖｔｇｔが存在しない他の実行において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍは、以下に述べる典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８から返送された典型的な最近の換気Ｖｔｙｐであり得る。
換気測定を、２つの異なる時間スケールにおいて行う。これら２つの異なる時間スケールのうち１つは、呼吸およびいくつかの呼吸の持続期間のうちの１つに相当し、いずれかの時間スケールにおける期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに関連する低換気は、無呼吸が進行中であることを示す。方法７６００は、無呼吸が前回進行中であることが決定されたが、これら２つの基準のうちいずれも進行中の無呼吸が真である旨を示さない場合、無呼吸を終了させるためには、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対する換気から導出されたさらなる基準が真になる必要があるという点において、ヒステリシスを含む。方法７６００のヒステリシスにより、方法７６００における呼吸流量の一過性上昇に対するロバスト性を、前回の無呼吸検出方法の場合よりも高くすることができる。
方法７６００は、治療目的のために無呼吸の有効持続期間も返送する。無呼吸の有効持続期間は、デフォルトでは絶対持続期間（すなわち、無呼吸の開始から終了までの経過時間）である。しかし、無呼吸の有効持続期間を、２つの別個の重み付け低減係数のうち一方または双方によって絶対持続期間から低減することができる。これら重み付け低減係数のうち、１つは期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対する換気から導出され、１つは無呼吸時の推測された漏洩流量Ｑｌから導出される。この重み付け低減の効果としては、漏洩が大きい範囲および／または無呼吸時に換気が期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに近づく範囲まで、無呼吸の有効持続期間が絶対持続期間よりも短くなり、規定されたＥＰＡＰ増加が低減する点がある。
方法７６００は、ステップ７６１０から開始する。ステップ７６１０において、換気決定アルゴリズム４３２３から返送された瞬間的換気Ｖｉｎｔの最も最近の「短間隔」にわたる平均として短時間換気Ｖｓｈｏｒｔが計算される。１つの実行において、短間隔は２秒である。ステップ７６１０において、換気決定アルゴリズム４３２３から得られた「超高速換気」ＶｖｅｒｙＦａｓｔと期待される正常換気Ｖｎｏｒｍとの間の相対的な差として、「超高速」の相対的な換気誤差ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒも計算される。ステップ７６１０において、超高速相対的な換気誤差ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒは、以下のように計算される：
次に、方法７６００は、ステップ７６１５において、短時間換気Ｖｓｈｏｒｔが期待される正常換気Ｖｎｏｒｍの小部分以下であるかを確認する。１つの実行において、小部分は、０．２に設定される。そうである（「Ｙ」）場合、無呼吸が検出される。そうである（「Ｎ」）、次のステップ７６２０において、ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒが（１つの実行において−０．９５に等しい）無呼吸閾値以下であるかを確認する。ステップ７６２０における確認は、超高速換気ＶｖｅｒｙＦａｓｔが期待される正常換気Ｖｎｏｒｍのごく一部未満であるかを決定することに相当する。この場合、ごく一部は、０．０５である。そうである（「Ｙ」）場合、無呼吸が検出される。
方法７６００は、（治療開始時において偽に初期化されている）ＢｏｏｌｅａｎインジケータｉｎＡｐｎｅａとして無呼吸の現在の状態を維持する。（ステップ７６１５および７６２０において試験された）いずれかの無呼吸開始基準が満足された（「Ｙ」）場合、方法７６００は、ステップ７６３０において、ｉｎＡｐｎｅａが真であるかを確認することにより、無呼吸が既に進行中であったかを確認する。そうではない（「Ｎ」）場合、次のステップ７６３５において、無呼吸開始イベントを発行し、ｉｎＡｐｎｅａを真に設定して、患者１０００が無呼吸状態に入ったばかりであることを示す。次に、ステップ７６４５において、無呼吸の有効持続期間をゼロに設定する。無呼吸の有効持続期間は、無呼吸が続く限り蓄積される、変数ｅｆｆｅｃｔｉｖｅＡｐｎｅａＤｕｒａｔｉｏｎ中に保存される。
次のステップ７６７０において、ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈという変数をゼロに設定する。この変数は、ステップ７６１０において計算された超高速相対的な換気誤差ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒが無呼吸閾値を超える量の今までの合計を保持し、７６１５および７６２０において試験されたこれら２つの無呼吸開始基準のうちいずれも満足されない場合、無呼吸が実際に終了したことを確認するために用いられる。
ステップ７６３０における確認において、患者１０００が既に無呼吸状態になっていることが判明した（「Ｙ」）場合、方法７６００は直接ステップ７６７０に進んで、上記したように今までの合計ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈをゼロに設定する。次に、方法７６００は、以下に述べるステップ７６８０に進む。
無呼吸開始基準のうちいずれも満たされない場合（ステップ７６１５および７６２０において「Ｎ」）、方法７６００において、ステップ７６４０においてｉｎＡｐｎｅａが真であるかを確認することにより、無呼吸が既に進行中であるかを確認する。そうではない（「Ｎ」）場合、方法７６００はステップ７６５５において終了する。そうではない（「Ｙ」）場合、現在の無呼吸が終了した可能性がある。しかし、上記したように、方法７６００は、ステップ７６５０に進むことにより、これを確認する。ステップ７６５０において、ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒと無呼吸閾値との間の現在の差が付加されることにより、今までの合計ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈが更新される（ただし、この差がゼロを超える場合）。
次に、ステップ７６６０は、無呼吸終了基準（すなわち、今までの合計ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈが閾値を超えるか）を確認する。１つの実行において、この閾値は、０．１５に設定される。無呼吸終了基準が満たされる（「Ｙ」）場合、無呼吸は終了するため、ステップ７６６５は、無呼吸終了イベントを発行し、ｉｎＡｐｎｅａを偽に設定する。次に、方法７６００は終了する。
無呼吸終了基準が満たされない場合（すなわち、今までの合計ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈが閾値を超えない）（ステップ７６６０において「Ｎ」）場合、無呼吸は未だ進行中であり、方法７６００は、以下に述べるステップ７６８０に進む。
ステップ７６８０において、ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒが無呼吸閾値を超えて上昇するとａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇが１から０へ低減するように、変数ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇをｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒから計算する。１つの実行において、ステップ７６８０は、ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇを以下のように計算する：
ここで、ＡＰＮＥＡ＿ＴＨＲＥＳＨＯＬＤは、ステップ７６２０の無呼吸閾値であり、ＡＰＮＥＡ＿ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ＿ＰＬＵＳ＿Ａ＿ＢＩＴは、ＡＰＮＥＡ＿ＴＨＲＥＳＨＯＬＤよりも若干高く設定された閾値であり、１つの実行においてＡＰＮＥＡ＿ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ＋０．０５に等しい。変数ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇは、無呼吸の最終有効持続期間に対する現在の時間瞬間の貢献を割り引く重み付け低減係数として用いられる。
次に、ステップ７６８５は、漏洩流量推測アルゴリズム４３１６からの漏洩流量推測Ｑｌに基づいて、第２の重み付け低減係数ｄｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒを計算する。１つの実行において、ステップ７６８５は、推測された漏洩流量の増加と共にｄｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒが１から０へ減少するように、ｄｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒを計算する：
ここでＬＯＷＥＲ＿ＬＥＡＫ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＬＥＡＫ＿ＴＨＲＥＳＨは定数であり、１つの実行においてそれぞれ４８リットル／分および６０リットル／分に等しい。
最後に、ステップ７６９０において、方法７６００は、有効無呼吸持続期間ｅｆｆｅｃｔｉｖｅＡｐｎｅａＤｕｒａｔｉｏｎを２つの重み付け低減係数ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇおよびｄｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒの積によりインクリメントすることにより、有効無呼吸持続期間ｅｆｆｅｃｔｉｖｅＡｐｎｅａＤｕｒａｔｉｏｎを更新する。無呼吸完了について無呼吸検出アルゴリズム４３２５から返送されたｅｆｆｅｃｔｉｖｅＡｐｎｅａＤｕｒａｔｉｏｎｒｅｔｕｒｎｅｄの最終地は、無呼吸検出間隔に等しい持続期間の単位である。無呼吸検出間隔は、無呼吸検出アルゴリズム４３２５が治療エンジンモジュール４３２０によって実行される周波数の逆数である。
８．４．３．２．７ 誤モデル化された漏洩無呼吸検出
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７を実行して、誤モデル化された漏洩を検出する。１つの形態において、誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７は、入力呼吸流量Ｑｒを入力として受信し、誤モデル化された漏洩の存在のインジケータを出力として提供する。
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７を実行して、誤モデル化された漏洩を検出する。１つの形態において、誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７は、入力呼吸流量Ｑｒを入力として受信し、誤モデル化された漏洩の存在のインジケータを出力として提供する。
誤モデル化された漏洩とは、真の漏洩流量が漏洩流量推測アルゴリズム４３１６によって計算された漏洩流量推測Ｑｌから逸脱している状態を指す。誤モデル化された漏洩が存在する場合、推測された呼吸流量信号Ｑｒがマスク圧力Ｐｍに主に依存する量だけ真の呼吸流量から有意に逸脱する。その結果、同時発生する無呼吸時に推測された呼吸流量波形が発生し得、無呼吸検出アルゴリズム４３２５がトリガされなくなる。その結果、無呼吸が誤モデル化された漏洩によって「マスク」され、無呼吸検出アルゴリズム４３２５が無呼吸を検出しなくなる。そのため、誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７の目的は、誤モデル化された漏洩が無呼吸をマスクするときを検出しようとすることである。
無呼吸をマスクしている誤モデル化された漏洩が存在するかを決定するため、誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７の１つの実行は、呼吸流量波形の吸気および呼気部分の平均および標準偏差を計算する。呼気部分の早期部分における全体的平均からの標準偏差も計算される。この量が呼気部分全体の標準偏差よりも有意に大きい場合、恐らくは流れにおける早期の呼気増加の後に減衰が発生する。これは、推測された呼吸流量信号全体が補償されていない漏洩に起因するべきではなく、そのため誤モデル化された漏洩が存在しないとみなされる。一方、呼気部分の早期部分の標準偏差が呼気部分全体の標準偏差に相当する場合、これは、誤モデル化された漏洩が無呼吸をマスクしていることに起因する可能性が高い。付加される圧力波形テンプレートΠ（Φ）が吸気部分および呼気部分の大部分においてほぼ一定であると仮定すると、真の呼吸流れが無い状態（無呼吸）時の誤モデル化された漏洩は、方形波に類似する呼吸流量波形Ｑｒを発生させる傾向があるため、この検出は、呼気部分および吸気部分双方における低い標準偏差によって確認される。
図７ｈは、本技術の１つの形態において誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７を実行するために用いられ得る誤モデル化された漏洩を検出する方法７７００を示すフローチャートである。
方法７７００は、ステップ７７０５から開始する。ステップ７７０５において、吸気時間Ｔｉが吸気時間閾値を超えるかと、呼気時間Ｔｅが呼気時間閾値を超えるかを確認する。吸気時間閾値および呼気時間閾値は、かなり小さい値に設定され、１つの実行において０．８秒および１秒にそれぞれ設定される。そうではない（「Ｎ」）場合、方法７７００は、誤モデル化された漏洩に起因して呼吸が短かすぎるために偽値を返送する（すなわち、誤モデル化された漏洩無呼吸を信号送信しない）ことにより、ステップ７７１０において終了する。
そうではない（「Ｙ」）場合、次のステップ７７１５において、ローパスフィルタ（１つの実行においてガウスフィルタ）を用いて呼吸流量信号Ｑｒをフィルタリングする。次に、ステップ７７２０は、フィルタリングされた呼吸流量信号の吸気および呼気部分の平均値を計算する。次にステップ７７３０に入り続き、ここで、方法７７００は、ステップ７７３０において平均値を用いて、吸気部分および呼気部分の標準偏差を計算する。ステップ７７２０および７７３０は、吸気部分の最初および最後の０．１秒ならびにフィルタリングされた呼吸流量信号の呼気部分の最初の０．１５秒および最後の０．１秒を任意選択的に無視し得る。
次に、ステップ７７４０は、フィルタリングされた呼吸流量信号の呼気部分の「早期部分」の標準偏差を計算する。１つの実行において、早期部分は、Ｔｅ／４および２秒の最小値に等しい持続期間として定義される。ステップ７７４０は、フィルタリングされた呼吸流量信号の呼気部分の最初の０．１５秒を任意選択的に無視し得る。
最終ステップ７７５０は、１組の誤モデル化された漏洩無呼吸検出規則をステップ７７３０および７７４０において計算された標準偏差、換気決定アルゴリズム４３２３から返送された超高速換気ＶｖｅｒｙＦａｓｔ、吸気部分Ｔｉ／Ｔｔｏｔのいずれかまたは全てに適用する。誤モデル化された漏洩無呼吸検出規則全てが満たされた場合、ステップ７７５０から真の値が返送され、これにより、誤モデル化された漏洩無呼吸が検出される。誤モデル化された漏洩無呼吸検出規則全てが満たされた場合、および偽他の。１つの実行において、誤モデル化された漏洩無呼吸検出規則は、以下のようなものである：
・ 吸気部分の標準偏差≦０．０４リットル／秒
・ 呼気部分の標準偏差≦０．０３リットル／秒
・ 呼気部分の早期部分の標準偏差≦０．０４リットル／秒
・ 超高速換気ＶｖｅｒｙＦａｓｔが閾値換気Ｖｔｈｒ未満
・ 吸気部分Ｔｉ／Ｔｔｏｔが［０．２５，０．５］の範囲内。
・ 吸気部分の標準偏差≦０．０４リットル／秒
・ 呼気部分の標準偏差≦０．０３リットル／秒
・ 呼気部分の早期部分の標準偏差≦０．０４リットル／秒
・ 超高速換気ＶｖｅｒｙＦａｓｔが閾値換気Ｖｔｈｒ未満
・ 吸気部分Ｔｉ／Ｔｔｏｔが［０．２５，０．５］の範囲内。
ターゲット換気Ｖｔｇｔが存在する実行において、閾値換気Ｖｔｈｒはターゲット換気Ｖｔｇｔであり得る。例えばターゲット換気Ｖｔｇｔが存在しない他の実行において、閾値換気Ｖｔｈｒは、以下に述べる典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８から返送された典型的な最近の換気Ｖｔｙｐであり得る。
８．４．３．２．８ 典型的な最近の換気の決定
本技術の１つの形態において、中央制御器４２３０は、現在の換気Ｖｅｎｔの測定値を入力としてとり、典型的な最近の換気の測定値Ｖｔｙｐの決定のために、典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８を実行する。
本技術の１つの形態において、中央制御器４２３０は、現在の換気Ｖｅｎｔの測定値を入力としてとり、典型的な最近の換気の測定値Ｖｔｙｐの決定のために、典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８を実行する。
典型的な最近の換気Ｖｔｙｐは、一定の所定の時間スケールにわたる現在の換気Ｖｅｎｔの測定値の最近の分布が周囲に密集し易い値である（すなわち、最近の履歴にわたる現在の換気の測定値の中央傾向の測定値）。典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８の１つの実行において、最近の履歴は、数分のオーダーである。典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８は、中央傾向の多様な周知の測定値のうちいずれかを用いて、換気決定アルゴリズム４３２３から返送された現在の換気Ｖｅｎｔの測定値からの典型的な最近の換気Ｖｔｙｐを決定し得る。１つのこのような測定値として、現在の換気Ｖｅｎｔの測定値についてのローパスフィルタの出力があり、この場合の時定数は１００秒に等しい。
８．４．３．２．９ 治療パラメータの決定
本技術のいくつかの形態において、中央制御器４２３０は、治療エンジンモジュール４３２０中のその他のアルゴリズムのうち１つ以上から返送された値を用いて、１つ以上の治療パラメータの決定のために１つ以上の治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９を実行する。
本技術のいくつかの形態において、中央制御器４２３０は、治療エンジンモジュール４３２０中のその他のアルゴリズムのうち１つ以上から返送された値を用いて、１つ以上の治療パラメータの決定のために１つ以上の治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９を実行する。
本技術の１つの形態において、治療パラメータは、瞬間的治療圧力Ｐｔである。この形態の１つの実行において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、治療圧力Ｐｔを以下のように決定する：
ここで、Ａは「圧力支援」の量であり、Π（Φ，ｔ）は、位相の現在の値Φおよび時間のｔにおける波形テンプレート値（範囲０〜１の範囲）であり、Ｐ０はベース圧力である。
方程式（２）を用いて治療圧力Ｐｔを決定し、治療圧力ＰｔをＲＰＴデバイス４０００の制御器４２３０中の設定点として適用することにより、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、患者１０００の自発呼吸努力と同期して治療圧力Ｐｔを振動させる。すなわち、上記した典型的な波形テンプレートΠ（Φ）に基づいて、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、吸気の開始または最中において治療圧力Ｐｔを増加させ、呼気の開始または最中において治療圧力Ｐｔを低減させる。（非負）圧力支援Ａは、振動の振幅である。
波形決定アルゴリズム４３２２が波形テンプレートΠ（Φ）をルックアップテーブルとして提供する場合、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、位相決定アルゴリズム４３２１から返送された位相の現在の値Φに対する最も近いルックアップテーブル入力をロケートすることまたは位相の現在の値Φを包含する２つの入力間を補間することにより、方程式（２）を適用する。
圧力支援Ａおよびベース圧力Ｐ０の値は、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９により、選択された呼吸圧力治療モードに応じて以下に述べるような方法で決定され得る。
８．４．３．３ 治療制御モジュール
本技術の一様態による治療制御モジュール４３３０は、治療エンジンモジュール４３２０の治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９からの治療パラメータを入力として受信し、治療パラメータに従って空気流れを送達するように圧力生成器４１４０を制御する。
本技術の一様態による治療制御モジュール４３３０は、治療エンジンモジュール４３２０の治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９からの治療パラメータを入力として受信し、治療パラメータに従って空気流れを送達するように圧力生成器４１４０を制御する。
本技術の１つの形態において、治療パラメータは治療圧力Ｐｔであり、治療制御モジュール４３３０は、患者インターフェース３０００におけるマスク圧力Ｐｍが治療圧力Ｐｔに等しい空気流れを送達するように圧力生成器４１４０を制御する。
８．４．３．４ 不具合状態の検出
本技術の１つの形態において、中央制御器４２３０は、不具合状態の検出のための１つ以上の方法を実行する。これら１つ以上の方法によって検出された不具合状態は、以下のうち１つ以上を含み得る：
・ 停電（電力無しまたはまたは電力不足）
・ トランスデューサ不具合検出
・ コンポーネントの存在の検出の失敗
・ 動作パラメータが推奨範囲外（例えば、圧力、流量、温度、ＰａＯ２）
・ 検出可能な警告信号を生成する試験警告の失敗。
本技術の１つの形態において、中央制御器４２３０は、不具合状態の検出のための１つ以上の方法を実行する。これら１つ以上の方法によって検出された不具合状態は、以下のうち１つ以上を含み得る：
・ 停電（電力無しまたはまたは電力不足）
・ トランスデューサ不具合検出
・ コンポーネントの存在の検出の失敗
・ 動作パラメータが推奨範囲外（例えば、圧力、流量、温度、ＰａＯ２）
・ 検出可能な警告信号を生成する試験警告の失敗。
不具合状態が検出された場合、対応するアルゴリズムが、以下のうち１つ以上により、不具合の存在を信号送信する：
・ 可聴式、視覚的および／または動力学的（例えば、振動式の）警告の開始
・ 外部デバイスへのメッセージ送信
・ 事象の記録
・ 可聴式、視覚的および／または動力学的（例えば、振動式の）警告の開始
・ 外部デバイスへのメッセージ送信
・ 事象の記録
８．５ 加湿器
本技術の一形態において、患者への送達のための空気またはガスの大気に相対する絶対湿度を変化させるために、（例えば、図５ａに示すような）加湿器５０００が提供される。典型的には、加湿器５０００を用いて、絶対湿度を増加させかつ空気流れの（大気に相対する）温度を増加させた後、患者の気道への送達が行われる。
本技術の一形態において、患者への送達のための空気またはガスの大気に相対する絶対湿度を変化させるために、（例えば、図５ａに示すような）加湿器５０００が提供される。典型的には、加湿器５０００を用いて、絶対湿度を増加させかつ空気流れの（大気に相対する）温度を増加させた後、患者の気道への送達が行われる。
加湿器５０００は、加湿器リザーバ５１１０、空気流れを受容する加湿器入口５００２、および加湿された空気流れを送達するための加湿器出口５００４を含み得る。いくつかの形態において、図５ａおよび図５ｂに示すように、加湿器リザーバ５１１０の入口および出口は、それぞれ加湿器入口５００２および加湿器出口５００４であり得る。加湿器５０００は、加湿器ベース５００６をさらに含み得る。加湿器ベース５００６は、加湿器リザーバ５１１０を受容しかつ加熱要素５２４０を含むように、するように適合され得る。
８．６ 呼吸圧力治療モード
多様な呼吸圧力治療モードが、本技術の１つの形態において治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９によって用いられる治療圧力方程式（２）におけるパラメータＡおよびＰ０の値に応じて、ＲＰＴデバイス４０００によって実行され得る。
多様な呼吸圧力治療モードが、本技術の１つの形態において治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９によって用いられる治療圧力方程式（２）におけるパラメータＡおよびＰ０の値に応じて、ＲＰＴデバイス４０００によって実行され得る。
８．６．１ ＣＰＡＰ治療
いくつかの実行において、圧力支援Ａは等しくゼロであるため、治療圧力Ｐｔも呼吸サイクル全体においてベース圧力Ｐ０に等しい。このような実行は一般的には、ＣＰＡＰ治療の見出し下においてグループ分けされる。このような実行において、治療エンジンモジュール４３２０が位相Φまたは波形テンプレートΠ（Φ）を決定する必要は無い。
いくつかの実行において、圧力支援Ａは等しくゼロであるため、治療圧力Ｐｔも呼吸サイクル全体においてベース圧力Ｐ０に等しい。このような実行は一般的には、ＣＰＡＰ治療の見出し下においてグループ分けされる。このような実行において、治療エンジンモジュール４３２０が位相Φまたは波形テンプレートΠ（Φ）を決定する必要は無い。
８．６．２ 換気治療
他の実行において、方程式（２）における圧力支援Ａの値は、正であり得る。このような実行は、換気治療として公知である。固定圧力支援換気治療として知られる換気治療のいくつかの形態において、圧力支援Ａは所定の値（例えば、１０ｃｍＨ２Ｏ）に固定される。所定の圧力支援Ａは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、ＲＰＴデバイス４０００の構成時にまたは入力デバイス４２２０を通じた手入力により、例えばハードコーディングによって設定され得る。
他の実行において、方程式（２）における圧力支援Ａの値は、正であり得る。このような実行は、換気治療として公知である。固定圧力支援換気治療として知られる換気治療のいくつかの形態において、圧力支援Ａは所定の値（例えば、１０ｃｍＨ２Ｏ）に固定される。所定の圧力支援Ａは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、ＲＰＴデバイス４０００の構成時にまたは入力デバイス４２２０を通じた手入力により、例えばハードコーディングによって設定され得る。
サーボ換気として知られる換気治療のいくつかの形態において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、換気の現在の測定値Ｖｅｎｔおよび換気のターゲット値Ｖｔｇｔを入力としてとり、換気の現在の測定値Ｖｅｎｔを換気のターゲット値Ｖｔｇｔに近づけるように、方程式（２）のパラメータを繰り返し調整する。ターゲット値Ｖｔｇｔは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり得、ＲＰＴデバイス４０００の構成時または入力デバイス４２２０を通じた手入力を通じて例えばハードコーディングによって設定される。適応型サーボ換気として知られる形態のサーボ換気において、ターゲット換気Ｖｔｇｔは、典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８によって決定された典型的な最近の換気Ｖｔｙｐの関数（例えば、１に近い複数）であり得る。換気決定アルゴリズム４３２３が換気Ｖｅｎｔの測定値を肺胞換気の測定値として決定した場合、ターゲット換気Ｖｔｇｔもターゲット肺胞換気として取り扱われる。
サーボ換気のいくつかの形態において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、換気の現在の測定値Ｖｅｎｔをターゲット換気Ｖｔｇｔに近づけるように、圧力支援Ａを繰り返し計算する制御方法を適用する。１つのこのような制御方法として、比例積分（ＰＩ）制御がある。ＰＩ制御の１つの実行において、圧力支援Ａは、以下のように計算される：
ここで、Ｇは、ＰＩ制御の利得である。いくつかの実行において、利得Ｇは、所定の値に固定される（例えば、−０．４ ｃｍＨ２Ｏ／（Ｌ／分）／秒）。他の実行において、利得Ｇは、ターゲット換気Ｖｔｇｔに向かう換気の現在の測定値Ｖｅｎｔの差に応じて異なり得る。このような実行について、特許協力条約特許出願番号第ＰＣＴ／ＡＵ２００４／００１６５１号（ＷＯ２００５／０５１４６９としてＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄへ公開）に記載がある。治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９によって適用され得る他のサーボ換気制御方法を挙げると、割合（Ｐ）、割合差（ＰＤ）、および比例積分差（ＰＩＤ）がある。
方程式（３）を介して計算される圧力支援Ａの値は、［Ａｍｉｎ，Ａｍａｘ］として定義される範囲へクリップされ得る。このような実行において、圧力支援Ａは、現在の換気Ｖｅｎｔの測定値がターゲット換気Ｖｔｇｔを下回るまでデフォルトで最小圧力支援Ａｍｉｎに保持され得る。現在の換気Ｖｅｎｔの測定値がターゲット換気Ｖｔｇｔを下回ると、Ａが増加し始め、Ｖｅｎｔが再度Ｖｔｇｔを超えたときにのみＡｍｉｎに再度低下する。
圧力支援制限ＡｍｉｎおよびＡｍａｘは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、ＲＰＴデバイス４０００の構成時にまたは入力デバイス４２２０を通じた手入力により、例えばハードコーディングによって設定される。最小圧力支援Ａｍｉｎである３ｃｍＨ２Ｏは、定常状態の典型的な患者の呼吸動作全体を行うのに必要な圧力支援の５０％のオーダーである。最大圧力支援Ａｍａｘである１２ｃｍＨ２Ｏは、典型的な患者の呼吸動作全体に必要な圧力支援のおよそ２倍であるため、患者が任意の努力を止めた場合に患者の呼吸を支援するのに充分であるが、不快または危険となる値を下回る。
８．６．２．１ ＥＰＡＰの自動タイトレーション
換気治療モードにおいて、ベース圧力Ｐ０をＥＰＡＰと呼ぶ場合がある。ＥＰＡＰは一定の値であり、タイトレーションとして知られるプロセスを介して規定または決定される。このような一定のＥＰＡＰは、ＲＰＴデバイス４０００の構成時にまたは入力デバイス４２２０を通じて手入力によって例えばハードコーディングによって設定され得る。この代替例は、固定ＥＰＡＰ換気治療と呼ばれる場合もある。所与の患者に対する一定ＥＰＡＰのタイトレーションは、タイトレーションセッション時に実行されるＰＳＧ研究による支援と共に、臨床医によって実行され得る。
換気治療モードにおいて、ベース圧力Ｐ０をＥＰＡＰと呼ぶ場合がある。ＥＰＡＰは一定の値であり、タイトレーションとして知られるプロセスを介して規定または決定される。このような一定のＥＰＡＰは、ＲＰＴデバイス４０００の構成時にまたは入力デバイス４２２０を通じて手入力によって例えばハードコーディングによって設定され得る。この代替例は、固定ＥＰＡＰ換気治療と呼ばれる場合もある。所与の患者に対する一定ＥＰＡＰのタイトレーションは、タイトレーションセッション時に実行されるＰＳＧ研究による支援と共に、臨床医によって実行され得る。
あるいは、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、換気治療時にＥＰＡＰを繰り返し計算し得る。このような実行において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、治療エンジンモジュール４３２０中の各アルゴリズム（例えば、吸気流れ制限および無呼吸のうち１つ以上）から返送された上気道不安定性のインデックスまたは測定値の関数として、ＥＰＡＰを繰り返し計算する。ＥＰＡＰの計算反復は、ＥＰＡＰのタイトレーション時における臨床医によるＥＰＡＰの手動調整に類似しているため、このプロセスは、ＥＰＡＰの自動タイトレーションとも呼ばれ、治療全体は、ＥＰＡＰ換気治療の自動タイトレーションまたは自動ＥＰＡＰ換気治療として知られる。
図８ａは、非侵襲的換気治療との併用に適したＥＰＡＰの自動タイトレーションを行う方法８０００を示すフローチャートである。方法８０００は、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９の一部として繰り返し実行され得る。
方法８０００は、「所望の」ＥＰＡＰ値を維持および更新することにより、ＥＰＡＰを自動タイトレーションする。この「所望の」ＥＰＡＰ値は、実際のＥＰＡＰを繰り返し調整する際の基準となるターゲット値または設定点である。この所望のＥＰＡＰは、吸気流れ制限決定アルゴリズム４３２４によって決定された吸気流れ制限の範囲、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６によって決定されたＭ字、無呼吸検出アルゴリズム４３２５によって決定された最近の無呼吸、および現在のＥＰＡＰに応じて更新される。
方法８０００は、ＥＰＡＰを範囲［ＥＰＡＰｍｉｎ，ＥＰＡＰｍａｘ］の範囲内において自動タイトレートする。ＥＰＡＰの下限および上限であるＥＰＡＰｍｉｎおよびＥＰＡＰｍａｘは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、ＲＰＴデバイス４０００の構成時にまたは入力デバイス４２２０を通じて手入力によって例えばハードコーディングによって設定される。
圧力支援限度ＡｍａｘおよびＡｍｉｎ、ＥＰＡＰ限度ＥＰＡＰｍｉｎおよびＥＰＡＰｍａｘおよびＰｌｉｍｉｔ間には相互依存関係があり、Ｐｌｉｍｉｔは、ＲＰＴデバイス４０００から送達可能な全体的最大圧力である。これらの相互依存関係は、以下のよに表され得る。
自動ＥＰＡＰ換気治療時において、上気道の安定化のために、圧力支援Ａを（Ａｍｉｎを超えない値まで）低減させて、ＥＰＡＰを増加させることができる。換言すれば、第１の優先事項は、適切なＥＰＡＰにより安定した上気道を維持することであり、次なる優先事項は換気治療の提供である。その結果、ＥＰＡＰが高くなりすぎたために圧力支援がターゲット換気Ｖｔｇｔを維持できるだけの余裕が無くなったために、自動ＥＰＡＰを用いたサーボ換気がターゲット換気Ｖｔｇｔを維持できない場合がある。
方法８０００は、ステップ８０１０から開始する。ステップ８０１０は、異常な吸気波形形状（詳細には、吸気流れ制限決定アルゴリズム４３２４によって決定された吸気流れ制限の範囲およびＭ字検出アルゴリズム４３２６によって決定されたＭ字形状）に基づいて、ＥＰＡＰへの増加ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを計算する。ステップ８０１０の出力ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅは呼吸流量波形の吸気部分の形状に基づいた「処方」であるため、ステップ８０１０は「形状ドクター」と呼ばれる。ステップ８０１０について、図８ｂを参照して以下により詳細に説明する。
次のステップ８０２０において、無呼吸検出アルゴリズム４３２５によって検出された１つ以上の最近の無呼吸に基づいて、ＥＰＡＰへのＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの増加を計算する。ステップ８０２０の出力ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅは１つ以上の最近の無呼吸の重症度に基づいた「処方」であるため、ステップ８０２０は「無呼吸ドクター」と呼ばれる。ステップ８０２０について、図８ｅを参照して以下により詳細に説明する。
次に、ステップ８０３０において、ＥＰＡＰ自動タイトレーション方法８０００は、現在のＥＰＡＰ値ならびに形状ドクターによって規定された増加ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅ（ステップ８０１０）および無呼吸ドクター（ステップ８０２０）を用いて、所望のＥＰＡＰを更新する。ステップ８０３０について、図８ｇを参照して以下により詳細に説明する。
最終ステップ８０４０は、（現在のＥＰＡＰの増加のための）１ ｃｍＨ２Ｏ／秒または（現在のＥＰＡＰの低減のための）−１ ｃｍＨ２Ｏのスルーレートにおいて、現在のＥＰＡＰを所望のＥＰＡＰへスルーする。１つの実行において、現在のＥＰＡＰは、吸気時（すなわち、位相が０〜０．５の間にある場合）に増加されないが、吸気時に低減してもよい。
８．６．２．１．１ 形状ドクター
図８ｂは、方法８０００のステップ８０１０（「形状ドクター」）を実行する際に用いられ得る方法８１００を示すフローチャートである。
図８ｂは、方法８０００のステップ８０１０（「形状ドクター」）を実行する際に用いられ得る方法８１００を示すフローチャートである。
方法８１００は、ステップ８１０５から開始する。ステップ８１０５において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍが１つの実行において１リットル／分に設定された閾値未満であるかを確認する。上記したように、例えばサーボ換気などのターゲット換気Ｖｔｇｔを用いた自動ＥＰＡＰの実行において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍは、ターゲット換気Ｖｔｇｔであり得る。ターゲット換気Ｖｔｇｔを用いない例えば固定圧力支援換気を用いた自動ＥＰＡＰの他の実行において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍは、典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８から返送された典型的な最近の換気Ｖｔｙｐであり得る。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８１１０はＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅをゼロに設定する。なぜならば、このような小さな値は何らかの誤差状態を示し、ＥＰＡＰ増加の計算を続けることは賢明ではないからである。
そうではない（「Ｎ」）場合、ステップ８１１５は、呼吸流量信号Ｑｒから現在の吸気および呼気一回換気量ＶｉおよびＶｅを計算する。ステップ８１２０は、２つの一回換気量ＶｉおよびＶｅを平均化して、平均一回換気量Ｖｔを得る。次のステップ８１２５において、平均一回換気量Ｖｔを６０秒で乗算し、現在の呼吸の持続期間Ｔｔｏｔで除算することにより、「呼吸方向の換気」（単位：リットル／分）を計算する。次に、ステップ８１３０において、呼吸方向の換気を期待される正常換気Ｖｎｏｒｍで除算して、相対的な換気（ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ）の（単位無しの）値を得る。ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが１よりも有意に小さい場合、現在の呼吸は期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対して小さいため、有意な呼吸方向の低換気を示す。ステップ８１３５において、ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎｉｎｃｒｅａｓｅｓが低換気閾値を超えると共に１から０へ減少する変数ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎを計算することにより、この関係を形式化する。１つの実行において、ステップ８１３５は、ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＨＹＰＯＶＥＮＴ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＨＹＰＯＶＥＮＴ＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ０．２および０．８に等しい。
逆に、ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが１よりも有意に大きい場合、現在の呼吸は期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対して大きいため、有意な呼吸方向の過換気が示される。
次のステップ８１４０において、方法８１００は、ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎの現在の値および最近の値から変数ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔを計算する。ステップ８１４０の一般的効果として、有意な呼吸方向の低換気の最近の持続性が流れが制限されたかまたはＭ字型の吸気波形と共に単一回の呼吸例ではなく複数の呼吸にわたって発生した場合、ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔがより高くなる点がある。ステップ８１４０について、図８ｃを参照して以下により詳細に説明する。
方法８０００はステップ８１４５に進み、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６から返送された（実数値化された）Ｍ字形状インジケータ変数ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを反映するファジィ真理変数ＭＳｈａｐｅＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを計算する。１つの実行において、ステップ８１４５は、ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの最大値および０をとり、換言すれば、ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの値の下の０の下限（ａ ｆｌｏｏｒ ｏｆ ０）をとる。次に、ステップ８１５０は、ファジィ真理変数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅを（Ｍ字形状の度合いを示す）ファジィ真理変数ＭＳｈａｐｅＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎおよび（流れ制限の度合いを示す）流れ制限の「ファジィＯＲ」として計算する。
次のステップ８１５５において、ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅの比較相手となる流れ制限閾値ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを計算する。ＥＰＡＰの現在値の増加と共に流れ制限閾値ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄも増加するように、流れ制限閾値ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを現在のＥＰＡＰ値から計算する。これにより、形状ドクターがＥＰＡＰの増加を規定するために必要な吸気波形形状の異常性の度合いが、ＥＰＡＰそのものの増加と共に増加する。１つの実行において、ステップ８１５５は、ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを以下のように計算する。
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＥＰＡＰ＿ＴＨＲＥＳＨ、ＭＩＤＤＬＥ＿ＥＰＡＰ＿ＴＨＲＥＳＨおよび上側＿ＥＰＡＰ＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ１４ｃｍＨ２Ｏ、１８ｃｍＨ２Ｏ、および２０ｃｍＨ２Ｏに等しい。
形状ドクターの規定されたＥＰＡＰの増加であるＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅは、ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅ間がｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを超える量に比例するように設定される（ただし、そのような量が少しでもある場合）。この増加は、１つ以上の乗数（例えば、動的に計算された乗数）の関数として設定され得る。そのため、方法８１００において、先ず、以下の３つの乗数のうちの任意の１つ以上が一定の比率で計算され得、集合的に乗数としてみなされ得る。例えば、ステップ８１６０において、現在のＥＰＡＰの増加と共にｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒおよびよって最終処方ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが概して低減するように、ベース圧力関連乗数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒが計算される。１つの実行において、ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒは以下のように計算される：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＭＵＬＴ１＿ＴＨＲＥＳＨ、ＭＩＤＤＬＥ＿ＭＵＬＴ１＿ＴＨＲＥＳＨ、ＭＩＤＤＬＥ２＿ＭＵＬＴ１＿ＴＨＲＥＳＨ、およびＵＰＰＥＲ＿ＭＵＬＴ１＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ１０ｃｍＨ２Ｏ、１５ｃｍＨ２Ｏ、１９ｃｍＨ２Ｏ、および２０ｃｍＨ２Ｏに等しい。
ステップ８１６５において、（漏洩流量推測アルゴリズム４３１６からの）漏洩流量推測Ｑｌの増加と共にｌｅａｋＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒおよびよって処方ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが概して低減するように、漏洩関連乗数ｌｅａｋＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒが計算される。１つの実行において、ｌｅａｋＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒは以下のように計算される。
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＬＥＡＫ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＬＥＡＫ＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ３０リットル／分および６０リットル／分に設定される。
次に、ステップ８１７０において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対する現在の呼吸方向の換気（ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎとして表され、ステップ８１３０において計算される）、流れ制限またはＭ字形状の量（ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅで表され、ステップ８１５０において計算される）および／または最近長引いている流れが制限された有意な呼吸方向の低換気の量（ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔで表され、ステップ８１４０において計算される）に基づいて、換気関連乗数ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔが計算される。ステップ８１７０について、図８ｄを参照して以下により詳細に説明する。
最終ステップ８１７５において、先ずｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅがｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを超えるかを確認することにより、形状ドクターの処方ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが計算される。そうではない場合、ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅはゼロに設定される。そうである場合、ステップ８１７５において、ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが以下のように計算される：
ここで、ＥＰＡＰ＿ＧＡＩＮは定数である。１つの実行において、ＥＰＡＰ＿ＧＡＩＮは０．２ｃｍＨ２Ｏに設定される。
図８ｃは、方法８１００のステップ８１４０の実行に用いられ得る方法８２００を示すフローチャートである。ステップ８１４０において、変数ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔが計算される。上記したように、ステップ８１４０の一般的効果として、流れが制限されたまたはＭ字型の有意な呼吸方向の低換気が単一回の呼吸例ではなく複数の呼吸にわたって発生した場合、ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔがより高くなる。
方法８２００は、ステップ８２１０から開始する。ステップ８２１０において、Ｍ字形状インジケータＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎおよび流れ制限インジケータｆｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎの最大値をステップ８１３５において計算されたｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎで乗算することにより、変数ＯＨＶが計算される。ＯＨＶとは、閉塞した（すなわち、流れが制限された）低換気を示し、ＯＨＶの値は、現在の呼吸を示す値を示す。ステップ８２１０において、やや少数の最近の呼吸を示す円形バッファ中の現在の位置におけるＯＨＶ値を保存する。１つの実行において、円形バッファは、８個の入力を含む。次に、ステップ８２２０は、円形バッファが満杯であるかを確認する。そうではない（「Ｎ」）場合、方法８２００は、流れが制限されたかまたはＭ字型の有意な呼吸方向の低換気の最近の持続性を示す保存された情報が充分に無いため、ステップ８２３０においてｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔをゼロに設定する。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８２４０は、円形バッファ中の各入力へ隣接重み付けを適用する。隣接重み付けは、双方の入力が１に等しくかつ１に近い場合に隣接重み付けされる入力が最高になるような、円形バッファ中の入力およびその先行処理入力の関数である。１つの実行において、ステップ８２４０は、ａｄｊａｃｅｎｃｙＷｅｉｇｈｔｅｄＯＨＶを以下のように計算する。
ここで、ＯＨＶＰｒｅｖは、円形バッファ中の現在の入力ＯＨＶの先行処理入力である。他の実行において、ＯＨＶおよびＯＨＶＰｒｅｖの他の関数がステップ８２４０において用いられ得る（例えば、単純または幾何平均）。
方法８２００の次のステップ８２５０において、ａｄｊａｃｅｎｃｙＷｅｉｇｈｔｅｄＯＨＶの２乗値を円形バッファにわたって合計する。１つの実行において、現在の入力に対して最高になりかつ入力が古くなるにつれてゼロへ低減する重みにより、各２乗値が重み付けされる。１つの実行において、（円形バッファを通じて逆方向に作用する）重み付けは、｛１，０．９５，０．９，０．８，０．７，０．５５，０．４，０．２５｝である。
最後に、ステップ８２６０において、（重み付けされる）２乗値の合計の平方根をステップ８２５０において用いられる重みの合計で除算した値として（ただし、用いられる場合。用いられない場合、２乗値の数で除算した値として）ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔを計算する。換言すれば、ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔは、流れが制限された有意な低換気インジケータの最近の隣接重み付けされる値の平均二乗値である（恐らくは、最近の値に対して最高の重みが付加される）。
図８ｄは、方法８１００のステップ８１７０の実行に用いられ得る方法８３００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ８１７０において、現在の呼吸の相対的なサイズのインジケータｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ、流れ制限またはＭ字形状の量（ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅで表される）、および最近長引いている流れが制限された呼吸方向の低換気の量のインジケータｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔに基づいて、形状ドクターの最終処方についての換気関連乗数ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを計算する。
ステップ８１７０の一般的効果として、相対的な換気が流れ制限またはＭ字形状の量と共に増加する流れ制限閾値を超えると、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔが概して中立値１を有するが１を下回る傾向がある点がある。すなわち、相対的な過換気が発生している場合、形状ドクターの処方が割り引かれる傾向になる。しかし、形状ドクターの処方を割り引くのに必要な相対的な過換気の量は、流れ制限またはＭ字形状の重症度の増加と共に増加する。相対的な換気が有意に１未満になった場合、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔが増加し、恐らくは１を超え、その結果、流れが制限されたまたはＭ字型の有意な呼吸方向の低換気の最近の持続性のインジケータｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔに比例して形状ドクターの処方が増加する。
方法８３００は、ステップ８３１０から開始する。ステップ８３１０において、（ステップ８１３０において計算された）ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎの値が１以下であるか（すなわち、呼吸方向の換気が期待される正常換気Ｖｎｏｒｍ以上であるか）を確認する。そうである場合（「Ｙ」）、方法８３００はステップ８３２０に進み、変数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅで表される流れ制限またはＭ字形状の量の増加と共に変数ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎが概して０から１へ変化するように、変数ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎを計算する。１つの実行において、ステップ８３２０は、ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＦＬ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＦＬ＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ０．７および０．９に等しい。
次のステップ８３３０において、ステップ８３２０において計算されたｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎの値からの相対的な換気についての相対的な換気の下の閾値および上の閾値であるｌｏｗｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄおよびＵｐｐｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄを計算する。これらの相対的な換気の下の閾値および上の閾値ｌｏｗｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄおよびＵｐｐｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄは、少なくとも１．０であり、ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎに比例して概して増加する。１つの実行において、ステップ８３３０は、相対的な換気の下の閾値および上の閾値ｌｏｗｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄおよびＵｐｐｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄを以下のようにｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎから計算する：
最後に、ステップ８３４０において、ステップ８３３０において計算された相対的な換気の下の閾値および上の閾値ｌｏｗｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄおよびＵｐｐｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄに関連してｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが増加するのと共にｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔが１から０へ概して低下するように、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを計算する。１つの実行において、ステップ８３４０は、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを以下のように計算する：
ステップ８３１０に戻って、ステップ８３１０においてｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが１未満であると（「Ｎ」）判明した場合、ステップ８３５０において、ステップ８１３５において計算された変数ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが０を超えるかを確認することにより、現在の呼吸が有意な低換気であるかを確認する。（上記した実行において、ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎがＵＰＰＥＲ＿ＨＹＰＯＶＥＮＴ＿ＴＨＲＥＳＨを下回る場合にのみ、ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎがゼロを上回る）。そうではない（「Ｎ」）場合、ステップ８３７０は、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを中立値である１．０に設定する。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８３６０は、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを流れが制限されたまたはＭ字型の有意な呼吸方向の低換気の最近の持続性のインジケータｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔに比例して概して増加するように、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを計算する。１つの実行において、ステップ８３６０は、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを以下のように計算する：
次に、方法８３００が終了する。
８．６．２．１．２ 無呼吸ドクター
図８ｅは、方法８０００のステップ８０２０（「無呼吸ドクター」）の実行に用いられ得る方法８４００を示すフローチャートである。
図８ｅは、方法８０００のステップ８０２０（「無呼吸ドクター」）の実行に用いられ得る方法８４００を示すフローチャートである。
上記したように、無呼吸ドクターの目的は、規定されたＥＰＡＰ増加ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを検出された無呼吸に基づいて計算することである。２種類の無呼吸が検出された：低換気（無呼吸検出アルゴリズム４３２５により検出）、および誤モデル化された漏洩（誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７により検出）。
１つの実行において、無呼吸検出アルゴリズム４３２５および誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７は、それぞれが検出した無呼吸（それぞれを開始時間、終了時間、および有効持続期間によって特徴付けられる）が終了次第、これらの無呼吸を未解決の無呼吸の単一のリスト中に配置する。無呼吸検出アルゴリズム４３２５によって検出された低換気無呼吸は、時間的に重複していないものの、誤モデル化された漏洩無呼吸検出アルゴリズム４３２７によって検出された誤モデル化された漏洩無呼吸は、低換気無呼吸のうち１つ以上と重複し得る。
そのため、方法８４００は、（低換気のまたは誤モデル化された漏洩無呼吸であり得る）未解決の無呼吸のリストをその開始時間の昇順に従ってソートすることにより、ステップ８４１０から開始する。次のステップ８４２０において、ソートされた未解決の無呼吸のリストから全ての重複（すなわち、開始時間および終了の時間が同じ無呼吸）を除去する。次に、ステップ８４３０において、無呼吸ドクターによって既に処理された無呼吸全てをソートされたリストから除去する。
次のステップ８４４０において、方法８４００は、ソートされたリスト中の（恐らくは重複する）無呼吸を非重複無呼吸に分解する。次に、ステップ８４５０は、ソートされた非重複リスト中の無呼吸完了を開始時間の昇順で処理する。ステップ８４５０における無呼吸の処理について、図８ｆを参照して以下により詳細に説明する。ステップ８４５０におけるリスト中の無呼吸の処理の結果、無呼吸に起因して処方されたＥＰＡＰ、ｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰが得られる。次に、ステップ８４６０は、無呼吸に起因して処方されたＥＰＡＰの増加ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅがｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰおよび現在のＥＰＡＰ値から計算される。１つの実行において、ステップ８４６０は、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを以下のように計算する：
１つの実行において、ステップ８４６０は、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが負にならないように、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅをゼロ未満にクリップする。別の実行において、ステップ８４６０は、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを以下のように計算する：
ステップ８４６０がＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの計算のために方程式（４）を用いた場合において、ステップ８０３０が以下に述べるように所望のＥＰＡＰを計算する場合、所望のＥＰＡＰがＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅのうち大きい方だけ増加させる。ステップ８４６０がＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの計算のために方程式（５）を用いた場合において、ステップ８０３０が所望のＥＰＡＰを計算する場合、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの合計だけ所望のＥＰＡＰを増加させる。
ステップ８４６０において、方程式（４）および（５）中の現在のＥＰＡＰではなく所望のＥＰＡＰを用いてもよい。
次に、方法８４００が終了する。
図８ｆは、方法８４００のステップ８４５０の実行に用いられ得る、無呼吸を処理する方法８５００の処理を示すフローチャートである。方法８５００の出力は、無呼吸について規定されたＥＰＡＰ増加単一のＡｐｎｅａＩｎｃｒｅａｓｅであり、無呼吸の有効持続期間を広範に増加させる。
方法８４００のステップ８４５０の１つの実行は、リスト中の各無呼吸について、方法８５００を１回実行する。この実行において、リスト中の第１の無呼吸を処理する方法８５００の第１の繰り返しの前に、ステップ８４５０において、無呼吸に起因する規定されたＥＰＡＰ、ｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰがゼロに設定される（ステップ８４５０の出力）。方法８５００の各繰り返しの後、ステップ８４５０は、ｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰを当該繰り返しから返送された単一のＡｐｎｅａＩｎｃｒｅａｓｅの値だけインクリメントする。
方法８５００は、ステップ８５１０から開始する。ステップ８５１０において、無呼吸の有効持続期間が１つの実行において９秒に等しい持続期間閾値以上であるかを決定する。そうではない（「Ｎ」）場合、方法８５００は、ステップ８５９０において終了する。ステップ８５９０において、無呼吸についての規定されたＥＰＡＰ増加単一のＡｐｎｅａＩｎｃｒｅａｓｅが０に設定される。そうである（「Ｙ」）場合、方法８５００はステップ８５２０に進み、変数ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅを計算する。変数ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅは、無呼吸が有効持続期間において無限である場合に方法８５００において現在のＥＰＡＰを増加させる際の目標値となる値である。１つの実行において、ステップ８５２０は、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅをＥＰＡＰｍａｘ ＋ ２ｃｍＨ２Ｏの最大値および１つの実行において１２ｃｍＨ２Ｏに設定される定数であるＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅの最小値として計算する。そのため、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅは、ＥＰＡＰｍａｘの値よりも大きくなり得る。
次のステップ８５３０において、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅの増加と共に徐々に低下するように、ＥＰＡＰをＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅに近づけるための速度定数を計算する。ステップ８５３０の１つの実行において、速度定数ｋ（単位：ｓ−１）は以下のように計算される：
次に、ステップ８５４０において、方法８５００は、無呼吸の有効持続期間と共に０から漸近的に１へ徐々に増加するように、変数ＥＰＡＰＩｎｃｒｅａｓｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒを計算する。１つの実行において、ステップ８５４０は、ＥＰＡＰＩｎｃｒｅａｓｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒを速度定数ｋを用いて以下のように計算する：
方法８５００は、ステップ８５５０と共に終了する。ステップ８５５０において、ＥＰＡＰＩｎｃｒｅａｓｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒと、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅおよびｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰの現在値の間の差との積として単一のＡｐｎｅａＩｎｃｒｅａｓｅを計算する：
図８ｇは、方法８０００のステップ８０３０の実行に用いられ得る方法８６００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ８０３０は、現在のＥＰＡＰと、形状ドクター（ステップ８０１０）および無呼吸ドクター（ステップ８０２０）によってそれぞれ規定されたＥＰＡＰ増加ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅとを用いて所望のＥＰＡＰを更新する。
方法８６００は、ステップ８６１０から開始する。ステップ８６１０において、ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅまたはＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅがゼロよりも大きいかを確認する。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８６２０において、ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの合計だけ所望のＥＰＡＰを増加させる。次のステップ８６３０において、増加した所望のＥＰＡＰを範囲［ＥＰＡＰｍｉｎ，ＥＰＡＰｍａｘ］へクリップする。すなわち、ステップ８６３０において、ステップ８６２０およびＥＰＡＰｍａｘからインクリメントされた値の最小値と、ステップ８６２０およびＥＰＡＰｍｉｎからインクリメントされた値の最大値とに所望のＥＰＡＰを設定する。
ステップ８６１０において、形状ドクターまたは無呼吸ドクターがＥＰＡＰにおける正の増加（「Ｎ」）を規定しなかったことが判明した場合、方法８６００は、所望のＥＰＡＰをＥＰＡＰｍｉｎに向かって指数状に減衰させる。先ず、指数状の減衰をスケールするための減衰因子ｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒが計算される。この計算は、現在のＥＰＡＰ値がＥＰＡＰｍｉｎを４ｃｍＨ２Ｏ以下だけ超えるか（ステップ８６４０において確認）について条件付けされた２つの分岐のうちの１つにおいて行われる。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８６５０は、ｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒを現在のＥＰＡＰとＥＰＡＰｍｉｎとの間の差に設定する。そうではない（「Ｎ」）場合、ステップ８６６０は、現在のＥＰＡＰとＥＰＡＰｍｉｎとの間の差の増加と共にｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒがよりゆっくり増加するように、ｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒを計算する。ステップ８６６０の１つの実行において、ｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒの値は、以下のように計算される。ここで、圧力の単にはｃｍＨ２Ｏである：
最後に、ステップ８６６０またはステップ８６５０の後のステップ８６７０において、方法８６００は、ステップ８６５０またはステップ８６６０において計算されたｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒの値に比例する量だけ所望のＥＰＡＰを低減する：
ここで、ｔｉｍｅＤｉｆｆは、所望のＥＰＡＰの最終更新から経過した時間（単位：秒）であり、ｔｉｍｅＣｏｎｓｔａｎｔは、減衰の時定数（単位：秒）である。１つの実行において、ｔｉｍｅＣｏｎｓｔａｎｔは２０分＊６０。
図９は、図８ａのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法８０００の挙動の例を示すグラフ９０００を含む。グラフ９０００は、呼吸流量Ｑｒの上部掃引線９０１０およびマスク圧力Ｐｍの下部掃引線９０２０を含む。流量掃引線９０１０は、流れ制限のエピソード９０３０を示す。エピソード９０３０に応答して、ＥＰＡＰにおいて増加９０４０がある。大きな呼吸によって示される覚醒９０５０は、流量掃引線９０１０におけるエピソード９０３０に続く。流量掃引線９０１０における覚醒９０５０の後、流れ制限の第２のエピソード９０６０が続く。エピソード９０６０の結果、ＥＰＡＰにおいて第２の増加９０７０が発生する。この第２の増加９０７０により、上気道閉塞が解消されて、流量掃引線９０１０中の通常の吸気波形のエピソード９０８０が発生する。
８．７ 用語集
本技術の開示目的のため、本技術の特定の形態において、以下の定義のうち１つ以上が適用され得る。本技術の他の形態において、別の定義も適用され得る。
本技術の開示目的のため、本技術の特定の形態において、以下の定義のうち１つ以上が適用され得る。本技術の他の形態において、別の定義も適用され得る。
８．７．１ 一般
空気：本技術の特定の形態において、空気は大気を意味し得、本技術の他の形態において、空気は、他の呼吸可能なガスの組み合わせ（例えば、酸素を豊富に含む大気）を意味し得る。
空気：本技術の特定の形態において、空気は大気を意味し得、本技術の他の形態において、空気は、他の呼吸可能なガスの組み合わせ（例えば、酸素を豊富に含む大気）を意味し得る。
雰囲気：本技術の特定の形態において、「雰囲気」という用語は、（ｉ）治療システムまたは患者の外部、および（ｉｉ）治療システムまたは患者を直接包囲するものを意味するものとしてとられるべきである。
例えば、加湿器に対する雰囲気湿度とは、加湿器を直接包囲する空気の湿度であり得る（例えば、患者が睡眠をとっている部屋の内部の湿度）。このような雰囲気湿度は、患者が睡眠をとっている部屋の外部の湿度と異なる場合がある。
別の例において、雰囲気圧力は、身体の直接周囲または外部の圧力であり得る。
特定の形態において、雰囲気（例えば、音響）ノイズは、例えばＲＰＴデバイスから発生するかまたはマスクまたは患者インターフェースから発生するノイズ以外の、患者の居る部屋の中のバックグラウンドノイズレベルとみなすことができる。雰囲気ノイズは、部屋の外のソースから発生し得る。
呼吸圧力治療（ＲＰＴ）：雰囲気に対して典型的には正である治療圧力における空気供給の気道入口への付加。
経鼻的持続陽圧呼吸療法（ＣＰＡＰ）療法：治療圧力が患者の呼吸サイクルを通じてほぼ一定である呼吸圧療法。いくつかの形態において、気道への入口における圧力は、呼気時において若干上昇し、吸入時において若干低下する。いくつかの形態において、圧力は、患者の異なる呼吸サイクル間において変動する（例えば、部分的な上側気道妨害の通知の検出に応答して増加され、部分的な上側気道妨害の通知の不在時において低減される）。
患者：呼吸疾患に罹患しているかまたはしていない人。
自動的な正の気道圧力（ＡＰＡＰ）療法：ＳＤＢ発症の通知の存在または不在に応じて、例えば、呼吸間に最小限界と最大限界との間で治療圧力を自動的に調節することが可能なＣＰＡＰ療法。
８．７．２ 呼吸サイクルの様態
窒息：いくつかの定義によれば、窒息とは、所定の閾値を下回った流れが例えば１０秒間の継続期間にわたって継続した場合に発生したと言われる。妨害的窒息とは、患者が努力したのにもかかわらず、気道が妨害されて空気が流れなくなっている状態を指すと言われている。中心窒息とは、気道が開通しているにも関わらず呼吸努力の低下または呼吸努力の不在に起因して窒息が検出された状態を指すと言われる。混合窒息とは、呼吸努力の低下または不在が気道妨害と同時発生した状態を指すと言われる。
窒息：いくつかの定義によれば、窒息とは、所定の閾値を下回った流れが例えば１０秒間の継続期間にわたって継続した場合に発生したと言われる。妨害的窒息とは、患者が努力したのにもかかわらず、気道が妨害されて空気が流れなくなっている状態を指すと言われている。中心窒息とは、気道が開通しているにも関わらず呼吸努力の低下または呼吸努力の不在に起因して窒息が検出された状態を指すと言われる。混合窒息とは、呼吸努力の低下または不在が気道妨害と同時発生した状態を指すと言われる。
呼吸速度：患者の自発呼吸速度。通常は毎分あたりの呼吸回数で測定される。
デューティサイクル、または吸気部分：吸気時間、Ｔｉの合計呼吸時間、Ｔｔｏｔに対する比。
努力（呼吸）：呼吸努力は、呼吸しようとしている人の自発呼吸によって行われる動きを指すと言われる。
呼吸サイクルの呼気部分：呼気流れの開始から吸気流れの開始までの期間。
流れ制限：流れ制限は、患者が努力を増しても対応して流れが増えない場合の患者の呼吸の状況を意味する。呼吸サイクルの吸気部分において流れ制限が発生した場合、当該流れ制限は吸気流れ制限として記述され得る。呼吸サイクルの呼気部分において流れ制限が発生した場合、当該流れ制限は呼気流れ制限として記述され得る。
流れが制限された吸気波形の種類：
（ｉ）（古典的な）平坦形状：隆起の後に相対的に平坦な部分が続き、その次に下降が続く。
（ｉｉ）Ｍ字型：２つの局所的ピークが１つは早期部分に、１つが後部分にあり、これら２つのピーク間に相対的に平坦な部分が来る。
（ｉｉｉ）椅子形：単一の局所的なピークがあり、このピークは早期部分にあり、次に相対的に平坦な部分が続く。
（ｉｖ）逆椅子形：相対的に平坦な部分の次に単一の局所的なピークが続き、ピークは後部分に設けられる。
（ｉ）（古典的な）平坦形状：隆起の後に相対的に平坦な部分が続き、その次に下降が続く。
（ｉｉ）Ｍ字型：２つの局所的ピークが１つは早期部分に、１つが後部分にあり、これら２つのピーク間に相対的に平坦な部分が来る。
（ｉｉｉ）椅子形：単一の局所的なピークがあり、このピークは早期部分にあり、次に相対的に平坦な部分が続く。
（ｉｖ）逆椅子形：相対的に平坦な部分の次に単一の局所的なピークが続き、ピークは後部分に設けられる。
呼吸低下：好適には、呼吸低下は、流れの中断ではなく、流れの低下を意味する。一形態において、閾値速度を下回った流れ低下が継続期間にわたって続いた場合、呼吸低下が発生したと言われる。呼吸努力の低下に起因して呼吸低下が検出された場合、中心呼吸低下が発生したと言われる。成人の一形態において以下のうちいずれかが発生した場合、呼吸低下と見なされ得る：
（ｉ）患者呼吸の３０％の低下が少なくとも１０秒＋関連する４％の脱飽和；または；
（ｉｉ）患者呼吸の（５０％未満の）低下が少なくとも１０秒間継続し、関連して脱飽和が少なくとも３％であるかまたは覚醒が発生する。
（ｉ）患者呼吸の３０％の低下が少なくとも１０秒＋関連する４％の脱飽和；または；
（ｉｉ）患者呼吸の（５０％未満の）低下が少なくとも１０秒間継続し、関連して脱飽和が少なくとも３％であるかまたは覚醒が発生する。
過呼吸：流れが通常の流量よりも高いレベルまで増加すること。
低換気：低換気は、一定の時間スケールにわたって発生するガス交換の量が患者の現在の要求を下回った場合に発生すると言われている。
過換気：過換気は、定の時間スケールにわたって発生するガス交換の量が患者の現在の要求を上回った場合に発生すると言われている。
呼吸サイクルの吸気部分：吸気流れの開始から吸気流れの開始までの期間が、呼吸サイクルの吸気部分としてとられる。
開通性（気道）：気道が開いている度合いまたは気道が開いている範囲。開通気道は開いている。気道開通性は、以下の値のうち１つによって定量化され得る（１）開通している、ゼロ（０）の値、閉じているとき（妨害されているとき）。
正の呼気終了時圧力（ＰＥＥＰ）：肺中の雰囲気を越える圧力であり、呼気終了時に存在する。
ピーク流量（Ｑｐｅａｋ）：呼吸流量波形の吸気部分における流量最大値。
呼吸流量、空気流量、患者空気流量、呼吸空気流量（Ｑｒ）：これらの同義の用語は、ＲＰＴデバイスの呼吸空気流量の推測を指すものとして理解され得、毎分あたりのリットルで通常表される患者の実際の呼吸流量である「真の呼吸流れ」または「真の呼吸気流」と対照的に用いられる。
一回換気量（Ｖｔ）：通常の呼吸時の呼吸毎に余分な努力無しに吸気または呼気される空気の容量。この量は、より具体的には吸気一回換気量（Ｖｉ）または呼気一回換気量（Ｖｅ）として定義される。
吸入時間（Ｔｉ）：呼吸流量波形の吸気部分の継続期間。
呼気時間（Ｔｅ）：呼吸流量波形の呼気部分の継続期間。
合計（呼吸）時間（Ｔｔｏｔ）：１つの呼吸流量波形の吸気部分の開始と次の呼吸流量波形の吸気部分の開始との間の合計継続期間。
典型的な直近換気：所定の時間スケールにわたる直近値が密集する傾向となる換気値（すなわち、換気の直近値の中心の傾向の度合い）。
上側気道妨害（ＵＡＯ）：部分的な上側気道妨害および合計上側気道妨害双方を含む。上側気道上の圧力差の増加（スターリングレジスタ挙動）と共に流れレベルがわずかに増加するか、または低下し得る流れ制限の状態と関連し得る。
換気（通気孔）：患者の呼吸系によって交換されるガスの合計量の度合い。換気の度合いは、単位時間あたりの吸気および呼気流れのうち１つまたは双方を含み得る。毎分あたりの量として表される場合、この数量は、「毎分換気量」と呼ばれることが多い。毎分換気量は単に量として付与される場合もあるが、毎分あたりの量として理解される。
８．７．３ ＲＰＴデバイスパラメータ
流量：単位時間あたりに送達される空気の瞬時の量（または質量流量および換気は、単位時間あたりに同じ寸法の量または質量を持つが、流量は、ずっと短時間で測定される。場合によっては、流量について言及した場合、スカラー量（すなわち、大きさのみを有する量）を指す。他の場合において、流量について言及した場合、ベクトル量を指す（すなわち、大きさおよび方向双方を持つ量）。符号付きの量として言及された場合、流量は、患者の呼吸サイクルの吸気部分に対してノミナルに正であり得るため、患者の呼吸サイクルの呼気部分に対して負であり得る。 流量には、記号Ｑが付与される。「流量」は、単に「流れ」と略称する場合がある。合計流量Ｑｔは、ＲＰＴデバイスから退出する空気の流量である。通気孔流量Ｑｖは、吐き出されたガスの流出を可能にするために通気孔から退出する空気の流量である。漏洩流量Ｑｌは、患者インターフェースシステムからの漏洩の流量である。呼吸流量Ｑｒは、患者の呼吸系中に受容される空気の流量である。
流量：単位時間あたりに送達される空気の瞬時の量（または質量流量および換気は、単位時間あたりに同じ寸法の量または質量を持つが、流量は、ずっと短時間で測定される。場合によっては、流量について言及した場合、スカラー量（すなわち、大きさのみを有する量）を指す。他の場合において、流量について言及した場合、ベクトル量を指す（すなわち、大きさおよび方向双方を持つ量）。符号付きの量として言及された場合、流量は、患者の呼吸サイクルの吸気部分に対してノミナルに正であり得るため、患者の呼吸サイクルの呼気部分に対して負であり得る。 流量には、記号Ｑが付与される。「流量」は、単に「流れ」と略称する場合がある。合計流量Ｑｔは、ＲＰＴデバイスから退出する空気の流量である。通気孔流量Ｑｖは、吐き出されたガスの流出を可能にするために通気孔から退出する空気の流量である。漏洩流量Ｑｌは、患者インターフェースシステムからの漏洩の流量である。呼吸流量Ｑｒは、患者の呼吸系中に受容される空気の流量である。
漏洩：「漏洩」という用語は、意図しない空気流れとしてとられるべきである。一例において、漏洩は、マスクと患者の顔との間の密閉が不完全であることに起因して発生し得る。別の例において、漏洩は、雰囲気に対する回りエルボーにおいて発生し得る。
圧力：単位面積あたりの力。圧力は、Ｈ２Ｏ、ｇ−ｆ／ｃｍ２、ヘクトパスカル（ｈＰａ）などの単位の範囲において測定され得る。１ｃｍＨ２Ｏは１ｇ−ｆ／ｃｍ２に等しく、およそ０．９８ｈＰａである。本明細書において、他に明記無き限り、圧力は、ｃｍＨ２Ｏの単位で付与される。患者インターフェースにおける圧力には記号Ｐｍが付与され、現在の瞬間においてマスク圧力Ｐｍによって達成されるべきターゲット値を表す治療圧力には記号Ｐｔが付与よされる。
８．７．４ 換気装置についての用語
バックアップレート：自発呼吸努力によってトリガされない場合に換気装置から患者へ送達される最低呼吸速度（典型的には、毎分毎の呼吸数）を確立させる換気装置のパラメータ。
バックアップレート：自発呼吸努力によってトリガされない場合に換気装置から患者へ送達される最低呼吸速度（典型的には、毎分毎の呼吸数）を確立させる換気装置のパラメータ。
サイクリング：換気装置の吸気位相の終了。自発呼吸している患者へ換気装置から呼吸を送達する場合、呼吸サイクルの吸気部分の終わりにおいて、換気装置は、呼吸の送達を停止するようにサイクルされると言われる。
呼気の正の気道圧力（ＥＰＡＰ）：換気装置が所与の時間において達成しようとする所望のマスク圧力を生成するために、呼吸内において変動する圧力が付加されるベース圧力。
呼気終了圧力（ＥＥＰ）：呼吸の呼気部分の終了時において換気装置が達成しようとする所望のマスク圧力。呼気終了時において圧力波形テンプレートΠ（Φ）がゼロの値になった場合（すなわち、Φ＝１のときにΠ（Φ）＝０の場合）、ＥＥＰはＥＰＡＰに等しい。
吸気の正の気道圧力（ＩＰＡＰ）：呼吸の吸気部分時において換気装置が達成しようとする所望の最大マスク圧力。
圧力支援：換気装置呼気時における換気装置吸気時の圧力増加を示す数であり、吸気時の最大値とベース圧力との間の差を主に示す（例えば、ＰＳ＝ＩＰＡＰ-ＥＰＡＰ）。いくつかの文脈にいて、圧力支援は、換気装置が実際に達成する差ではなく、換気装置が達成しようとする差を意味する。
サーボ換気装置：患者換気を測定する換気装置であり、ターゲット換気を有し、患者換気をターゲット換気に近づけるように、圧力支援レベルを調整する。
自発／時間指定（Ｓ／Ｔ）：自発呼吸患者の呼吸の開始を検出しようとする換気装置または他のデバイスのモード。しかし、当該デバイスが所定の期間において呼吸を検出できない場合、当該デバイスは、呼吸の送達を自動的に開始する。
スイング：圧力支援に相当する用語。
トリガ：換気装置が空気呼吸を自発呼吸患者へ送達する際、患者の努力により呼吸サイクルの呼吸部分が開始されたときに、このような送達がトリガされたという。
換気装置：呼吸動作の一部または全てを行うために患者への圧力支援を提供する機械的デバイス。
８．７．５ 呼吸系の解剖学的構造
横隔膜：シート状の筋肉であり、胸郭下部上に延びる。横隔膜は、心臓、肺および肋骨を含む胸腔を腹腔から分離させる。横隔膜が収縮すると、胸腔の容量が増加し、肺中に空気が引き込まれる。
横隔膜：シート状の筋肉であり、胸郭下部上に延びる。横隔膜は、心臓、肺および肋骨を含む胸腔を腹腔から分離させる。横隔膜が収縮すると、胸腔の容量が増加し、肺中に空気が引き込まれる。
喉頭：声帯ひだを収容する喉頭または発声器であり、咽頭の下部（下咽頭）を気管へ接続させる。
肺：ヒトにおける呼吸臓器。肺の伝導性ゾーンは、気管、気管支、気管支、および終末細気管支を含む。呼吸ゾーンは、呼吸気管支、肺胞管および肺胞を含む。
鼻腔：鼻腔（または鼻窩）は、顔の中央の鼻の上方および後方の空気が充填された大きな空間である。鼻腔は、鼻中隔と呼ばれる垂直フィンによって２つに分割される。鼻腔の側部には、鼻甲介（単数形は「甲介」）または鼻甲介と呼ばれる３つの水平伸長物がある。鼻腔の前方には鼻があり、後方は後鼻孔を介して鼻咽頭内に繋がる。
咽頭：鼻腔の直接下側（下方）に配置されかつ食道および喉頭の上方に配置された咽喉の部分。咽頭は、従来から以下の３つの部分へ区分される：鼻咽頭（上咽頭）（咽頭の鼻部分）、中咽頭（中咽頭）（咽頭の口部分）、および咽喉（下咽頭）。
８．７．６ 数学用語
ファジィ論理は、本開示において複数回用いられている。以下は、Ｆｕｚｚｙ Ｍｅｍｂｅｒｓｈｉｐ関数を示すために用いられる。Ｆｕｚｚｙ Ｍｅｍｂｅｒｓｈｉｐ関数は、「ファジィ真理変数」を範囲［０，１］の範囲において出力し、０は「ファジィ偽」を示し、１は「ファジィ真の」を示す。
ファジィ論理は、本開示において複数回用いられている。以下は、Ｆｕｚｚｙ Ｍｅｍｂｅｒｓｈｉｐ関数を示すために用いられる。Ｆｕｚｚｙ Ｍｅｍｂｅｒｓｈｉｐ関数は、「ファジィ真理変数」を範囲［０，１］の範囲において出力し、０は「ファジィ偽」を示し、１は「ファジィ真の」を示す。
Ｆｕｚｚｙ Ｍｅｍｂｅｒｓｈｉｐ関数は、以下のように定義される。
ここで、
ｆｊはファジィ真理変数であり、ｘおよびｘｊは実数である。
関数「ＦｕｚｚｙＤｅｗｅｉｇｈｔ」は、値ｆｋがファジィ真理変数ではなく実数として解釈されかつ出力も実数である点を除いて、「ＦｕｚｚｙＭｅｍｂｅｒ」と同様に定義される。
ファジィ真理変数の「ファジィＯＲ」は、以下の値の最大値である；ファジィ真理変数の「ファジィＡＮＤ」は、これらの値の最小値である。２つ以上のファジィ真理変数に対するこれらの演算ｓは、ＦｕｚｚｙＯｒおよびＦｕｚｚｙＡｎｄという名称によって示される。これらのファジィ演算の他の典型的な定義も、本技術において同様に機能することが理解されるべきである。
時間ｔ＝Ｔから開始する減衰の任意の期間の間、減衰量Ｖの値が以下によって付与される、ゼロへの指数状の減衰。
指数状の減衰は、時定数τではなく速度定数ｋによってパラメータ化された一定の時間である。ｋ＝１／τである場合、速度定数ｋは、時定数τと同じ減衰関数を付与する。
一定間隔Ｉについての２つの関数ｆおよびｇのスカラー積は、以下のように定義される。
８．８ 他の注意事項
本特許文書の開示の一部は、著作権保護が与えられる内容を含む。著作権所有者は、何者かが本特許文書または本特許開示をファックスにより再生しても、特許庁の特許ファイルまたは記録に記載されるものであれば目的のものであれば異論は無いが、その他の目的については全ての著作権を保持する。
本特許文書の開示の一部は、著作権保護が与えられる内容を含む。著作権所有者は、何者かが本特許文書または本特許開示をファックスにより再生しても、特許庁の特許ファイルまたは記録に記載されるものであれば目的のものであれば異論は無いが、その他の目的については全ての著作権を保持する。
他に文脈から明確に分かる場合および一定の範囲の値が提供されていない限り、下限の単位の１／１０、当該範囲の上限と下限の間、および記載の範囲の他の任意の記載の値または介入値に対する各介入値は本技術に包含されることが理解される。介入範囲中に独立的に含まれるこれらの介入範囲の上限および下限が記載の範囲における制限を特に超えた場合も、本技術に包含される。記載の範囲がこれらの制限のうち１つまたは双方を含む場合、これらの記載の制限のいずれかまたは双方を超える範囲も、本技術に包含される。
さらに、本明細書中に値（単数または複数）が本技術の一部として実行される場合、他に明記無き限り、このような値が近似され得、実際的な技術的実行が許容または要求する範囲まで任意の適切な有効桁までこのような値を用いることが可能であると理解される。
他に明記無き限り、本明細書中の全ての技術用語および科学用語は、本技術が属する分野の当業者が一般的に理解するような意味と同じ意味を持つ。本明細書中に記載の方法および材料に類似するかまたは等しい任意の方法および材料を本技術の実践または試験において用いることが可能であるが、限られた数の例示的方法および材料が本明細書中に記載される。
特定の材料が構成要素の構築に好適に用いられるものとして記載されているが、特性が類似する明白な代替的材料が代替物として用いられる。さらに、それとは反対に記載無き限り、本明細書中に記載される任意および全ての構成要素は、製造可能なものとして理解されるため、集合的にまたは別個に製造され得る。
本明細書中に用いられるように、添付の特許請求の範囲において、単数形である「ａ」、「ａｎ」および「ｔｈｅ」は、文脈から明らかにならない限り、その複数の均等物を含む点に留意されたい。
本明細書中に記載される公開文献は全て、これらの公開文献の対象である方法および／または材料の開示および記載、参考のために援用される。本明細書中に記載の公開文献は、本出願の出願日前のその開示内容のみのために提供するものである。本明細書中のいずれの内容も、本技術が先行特許のためにこのような公開文献に先行していない、認めるものと解釈されるべきではない。さらに、記載の公開文献の日付は、実際の公開文献の日付と異なる場合があり、個別に確認が必要であり得る。
さらに、本開示の解釈において、全ての用語は、文脈に基づいた最大範囲の合理的な様式で解釈されるべきである。詳細には、「ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ」および「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ」という用語は、要素、構成要素またはステップを排他的な意味合いで指すものとして解釈されるべきであり、記載の要素、構成要素たはステップが明記されていない他の要素、構成要素またはステップと共に存在、利用または結合され得ることを示す。
詳細な説明において用いられる見出しは、読者の便宜のためのものであり、本開示または特許請求の範囲全体において見受けられる内容を制限するために用いられるべきではない。これらの見出しは、特許請求の範囲または特許請求の範囲の制限の範囲の解釈において用いられるべきではない。
本明細書中の技術について、特定の実施形態を参照して述べてきたが、これらの実施形態は本技術の原理および用途を例示したものに過ぎないことが理解されるべきである。いくつかの場合において、用語および記号は、本技術の実施に不要な特定の詳細を示し得る。例えば、「第１の」および「第２の」（など）という用語が用いられるが、他に明記無き限り、これらの用語は任意の順序を示すことを意図しておらず、別個の要素を区別するために用いられる。さらに、本方法におけるプロセスステップについての記載または例示を順序付けて述べる場合があるが、このような順序は不要である。当業者であれば、このような順序が変更可能でありかつ／またはその様態を同時にまたはさらに同期的に行うことが可能であることを認識する。
よって、本技術の意図および範囲から逸脱することなく、例示的な例において多数の変更例が可能であり、また、他の配置構成が考案され得ることが理解されるべきである。
なお、出願当初の特許請求の範囲の記載は以下の通りである。
請求項１：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
前記患者インターフェースへベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記換気の測定値と期待される正常換気との比を計算することと、
前記流れ制限の測定値に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成される、制御器と、を含み、
前記調整は、前記比と、前記流れ制限の測定値の増加と共に増加する相対的な換気閾値との間の比較にさらに依存する、装置。
請求項２：
前記制御器は、前記換気治療のベース圧力の前記設定点を前記流れ制限の測定値に基づいて調整するように構成され、前記調整は、
換気関連乗数を前記比および前記相対的な換気閾値の関数として計算することと、
前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を前記乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から計算することと、によって行われる、
請求項１に記載の装置。
請求項３：
前記換気関連乗数は、前記比が前記相対的な換気閾値を超えた場合に１から０へ減少する、請求項２に記載の装置。
請求項４：
前記換気関連乗数は、前記比が前記相対的な換気閾値を下回ると共に増加する、請求項２〜３のいずれか１つに記載の装置。
請求項５：
前記流れ制限閾値は、現在のベース圧力の増加と共に増加する、請求項２〜４のいずれか１つに記載の装置。
請求項６：
前記換気関連乗数は、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値に比例して増加する、請求項２〜５のいずれか１つに記載の装置。
請求項７：
前記制御器は、流れが制限された有意な低換気の複数の呼吸にわたる測定値をフィルタリングすることにより、最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値を計算するように、構成される、請求項６に記載の装置。
請求項８：
前記ベース圧力設定点の調整は、前記ベース圧力の現在の値にさらに依存する、請求項１〜７のいずれか１つに記載の装置。
請求項９：
前記ベース圧力設定点の調整は、
前記ベース圧力の現在の値の増加と共に１から０へ減少するベース圧力関連乗数を計算することと、
前記ベース圧力関連乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を計算することと、を含む、請求項８に記載の装置。
請求項１０：
前記制御器は、漏洩流量の現在の値を推測するようにさらに構成され、前記ベース圧力設定点の調整は、前記漏洩流量の現在の値にさらに依存する、請求項１〜９のいずれか１つに記載の装置。
請求項１１：
前記調整は、
推測された漏洩流量の増加と共に１から０へ減少する漏洩関連乗数を計算することと、
前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を前記漏洩関連乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から計算することと、を含む、請求項１０に記載の装置。
請求項１２：
前記流れ制限閾値は、現在のベース圧力の増加と共に増加する、請求項１１に記載の装置。
請求項１３：
前記換気治療はサーボ換気治療であり、前記期待される正常換気は、前記サーボ換気治療のターゲット換気である、請求項１〜１２のいずれか１つに記載の装置。
請求項１４：
前記換気の測定値は、呼吸方向の換気である、請求項１〜１３のいずれか１つに記載の装置。
請求項１５：
前記流れ制限の測定値は、前記吸気部分のＭ字形状の測定値を含む、請求項１〜１４のいずれか１つに記載の装置。
請求項１６：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するセンサーから前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記換気の測定値と期待される正常換気との比を計算することと、
前記換気装置の制御器において前記換気治療のベース圧力の設定点を前記流れ制限の測定値に基づいて調整することと、を含み、
前記調整することは、前記制御器における、前記比と、前記流れ制限の測定値の増加と共に増加する相対的な換気閾値との間の比較にさらに依存する、方法。
請求項１７：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
ベース圧力を有する換気治療を前記患者インターフェースへ提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することと、
前記無呼吸時の漏洩流量を推測することと、
前記無呼吸に応答して前記無呼吸時に前記推測された漏洩流量に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を行うように構成された制御器と、を含む、装置。
請求項１８：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記換気装置の制御器において前記患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することと、
前記無呼吸時の漏洩流量を推測することと、
前記制御器において前記無呼吸に応答して前記無呼吸時の前記漏洩流量の推測に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を含む、方法。
請求項１９：
前記無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の前記設定点を調整することは、
前記無呼吸の有効持続期間を前記無呼吸時の前記漏洩流量の推測に応じて計算することと、
前記無呼吸の前記有効持続期間に基づいて前記ベース圧力の前記設定点を調整することと、
を含む、請求項１８に記載の方法。
請求項２０：
前記有効持続期間を計算することは、各無呼吸検出間隔について、
前記無呼吸時に前記推測された漏洩流量検出間隔に基づいて重み付け低減係数を計算することと、
前記重み付け低減係数を用いて前記無呼吸の現在の有効持続期間をインクリメントすることと、
を含む、請求項１９に記載の方法。
請求項２１：
前記重み付け低減係数は、前記推測された漏洩流量の増加と共に１から０へ減少する、請求項２０に記載の方法。
請求項２２：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者へ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することと、
前記呼吸流量を示す信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記無呼吸に応答して前記無呼吸時の前記換気の測定値に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成された制御器と、を含む、装置。
請求項２３：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記換気装置の制御器において前記患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することと、
前記呼吸流量を示す信号から前記無呼吸時の前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記換気装置の前記制御器において、前記無呼吸に応答して前記無呼吸時の前記換気の測定値に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を含む、方法。
請求項２４：
前記無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の前記設定点を調整することは、
前記無呼吸の有効持続期間を前記無呼吸時の前記換気の測定値に応じて計算することと、
前記ベース圧力の前記設定点を前記無呼吸の前記有効持続期間に基づいて調整することと、を含む、請求項２３に記載の方法。
請求項２５：
前記有効持続期間を計算することは、各無呼吸検出間隔について、
前記無呼吸時の前記換気の測定値検出間隔に基づいて重み付け低減係数を計算することと、
前記重み付け低減係数を用いて前記無呼吸の現在の有効持続期間をインクリメントすることと、を含む、請求項２４に記載の方法。
請求項２６：
前記重み付け低減係数は、前記換気の測定値が閾値を超えると１から０へ減少する、請求項２５に記載の方法。
請求項２７：
前記閾値は、期待される正常換気のごく一部である、請求項２６に記載の方法。
請求項２８：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者インターフェースへ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することであって、前記検出することはヒステリシスを含む、ことと、
前記検出された無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を行うように構成される制御器と、
を含む、装置。
請求項２９：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記換気装置の制御器において前記患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することであって、前記検出することはヒステリシスを含む、ことと、
前記制御器において、前記検出された無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を含む、方法。
請求項３０：
前記無呼吸を検出することは、
１つ以上の現在の換気測定値が各無呼吸開始基準を満たすかを決定することと、
前記１つ以上の現在の換気測定値のうち１つが前記対応する無呼吸開始基準を満たすことと、無呼吸が既に進行していないこととが決定された場合、無呼吸を検出することと、
前記１つ以上の現在の換気測定値のうちいずれも前記対応する無呼吸開始基準を満たさないことと、無呼吸が既に進行していることとが決定された場合、無呼吸終了基準が満たされるかを決定することと、
前記無呼吸終了基準が満たされたことが決定された場合、前記無呼吸の終了を検出することと、を含む、請求項２９に記載の方法。
請求項３１：
無呼吸開始基準は、対応する現在の換気測定値が期待される正常換気の一部未満であるかである、請求項３０に記載の方法。
請求項３２：
前記対応する現在の換気測定値は、前回の２秒にわたる瞬間的換気の測定値の平均である、請求項３１〜３２のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項３３：
前記対応する現在の換気測定値は、時定数を１０秒で瞬間的換気をローパスフィルタリングした測定値である、請求項３１に記載の方法。
請求項３４：
前記無呼吸が進行中であるときに、
前記１つ以上の現在の換気測定値のうちの１つから期待される正常換気を減算し、前記期待される正常換気によって除算することにより、相対的な換気誤差を計算することと、
前記相対的な換気誤差が無呼吸閾値を超える量の今までの合計を更新することと、
をさらに含み、
前記無呼吸終了基準は、前記更新された今までの合計が閾値を上回るかである、
請求項３０〜３３のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項３５：
前記閾値は０．１５である、請求項３４に記載の方法。
請求項３６：
前記換気治療はサーボ換気であり、前記期待される正常換気は、前記サーボ換気のターゲット換気である、請求項３１〜３５のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項３７：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者へ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記患者インターフェースにおける漏洩流量を推測することと、
誤モデル化された漏洩無呼吸を前記呼吸流量を示す信号から検出することであって、前記誤モデル化された漏洩無呼吸は、無呼吸が真の漏洩流量の前記推測された漏洩流量からの逸脱によってマスクされた際に発生する、ことと、
前記検出された誤モデル化された漏洩無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成された制御器と、を含む、装置。
請求項３８：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記患者インターフェースにおける漏洩流量を推測することと、
誤モデル化された漏洩無呼吸を前記患者の呼吸流量を示す信号から前記換気装置の制御器において検出することであって、前記誤モデル化された漏洩無呼吸は、無呼吸が真の漏洩流量の前記推測された漏洩流量からの逸脱によってマスクされた際に発生する、ことと、
前記検出された誤モデル化された漏洩無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を前記制御器において調整することと、を含む、方法。
請求項３９：
前記誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することは、
前記呼吸流量信号の吸気部分の標準偏差を計算することと、
前記呼吸流量信号の呼気部分の標準偏差を計算することと、
前記呼吸流量信号の前記呼気部分の早期部分の標準偏差を計算することと、
前記呼気部分の前記早期部分の前記標準偏差が前記呼気部分の前記標準偏差に相当する場合、誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することと、を含む、請求項３８に記載の方法。
請求項４０：
前記誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することは、前記吸気部分の前記標準偏差および前記呼気部分の前記標準偏差が閾値を下回るかを決定することをさらに含む、請求項３９に記載の方法。
請求項４１：
前記誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することは、現在の換気測定値が閾値換気を下回るかを決定することをさらに含む、請求項３９〜４０のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項４２：
前記換気治療はサーボ換気であり、前記閾値換気は、前記サーボ換気のターゲット換気である、請求項４１に記載の方法。
請求項４３：
前記誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することは、吸気部分が所定の範囲内にあるかを決定することをさらに含む、請求項３９〜４２のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項４４：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者へ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から吸気流れ制限の測定値を計算することと、
前記吸気流れ制限の測定値に応じて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成された制御器と、を含み、
前記吸気流れ制限の測定値を計算するために、前記制御器は、
前記呼吸流量信号の吸気部分の中央部分の複数の特徴を計算することと、
複数の流れ制限変数を前記中央部分特徴から計算することであって、各流れ制限変数は、前記呼吸流量信号の吸気部分と典型的な流れが制限された吸気波形との間の類似性の度合いを示す、ことと、
前記吸気流れ制限の測定値を前記複数の流れ制限変数の最大値として計算することと、を行う、装置。
請求項４５：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記患者の呼吸流量を示す信号から吸気流れ制限の測定値を計算することと、
前記換気治療のベース圧力の設定点を前記吸気流れ制限の測定値に応じて前記制御器において調整することと、を含み、
前記計算することは、
前記呼吸流量を示す信号の吸気部分の中央部分の複数の特徴を計算することと、
前記中央部分特徴から複数の流れ制限変数を計算することであって、各流れ制限変数は、前記呼吸流量を示す信号の吸気部分と典型的な流れが制限された吸気波形との間の類似性の度合いを示す、ことと、
前記吸気流れ制限の測定値を前記複数の流れ制限変数の最大値として計算することと、を含む、方法。
請求項４６：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者へ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御すること、
前記呼吸流量を示す信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記流れ制限の測定値と、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値とに基づいて、前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を行うように構成された制御器と、を含む、装置。
請求項４７：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記患者の呼吸流量を示すセンサー信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記換気装置の制御器において前記呼吸流量を示す信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記制御器において、前記流れ制限の測定値と、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値とに基づいて、前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を含む、方法。
請求項４８：
前記ベース圧力の設定点を調整することは、
最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値に比例して増加する換気関連乗数を計算することと、
前記換気関連乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を計算することと、請求項４７に記載の方法。
請求項４９：
前記流れ制限閾値は、現在のベース圧力の増加と共に増加する、請求項４８に記載の方法。
請求項５０：
流れが制限された有意な低換気の複数の呼吸にわたる測定値をフィルタリングすることにより、最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値を計算することをさらに含む、請求項４８〜４９のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項５１：
前記流れ制限の測定値を有意な低換気のインジケータで乗算することにより、流れが制限された有意な低換気の測定値を計算することをさらに含む、請求項５０に記載の方法。
請求項５２：
現在の換気測定値が所定の閾値を下回った場合に０から１へ増加するように前記有意な低換気のインジケータを計算することをさらに含む、請求項５１に記載の方法。
請求項５３：
前記現在の換気測定値は、現在の呼吸方向の換気の測定値と、期待される正常換気との間の比である、請求項５２に記載の方法。
請求項５４：
前記換気治療はサーボ換気であり、前記期待される正常換気は、前記サーボ換気のターゲット換気である、請求項５３に記載の方法。
請求項５５：
前記フィルタリングすることは、
流れが制限された有意な低換気の各測定値へ隣接重み付けを適用することと、
前記隣接重み付けされる測定値の平均二乗値を計算することと、を含む、請求項５０〜５４のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項５６：
隣接重み付けされる測定値は、流れが制限された有意な低換気測定値およびその先行処理測定値がほぼ等しくかつ１に近い場合に最高になる、請求項５５に記載の方法。
請求項５７：
前記平均二乗値における各２乗された値は、現在の測定値において最高になりかつ前記測定値が古くなるにつれて減少する重みによって重み付けされる、請求項５５に記載の方法。
請求項５８：
前記流れ制限の測定値は、前記吸気部分のＭ字形状の測定値を含む、請求項４７〜５７のうちいずれか１つに記載の方法。
なお、出願当初の特許請求の範囲の記載は以下の通りである。
請求項１：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
前記患者インターフェースへベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記換気の測定値と期待される正常換気との比を計算することと、
前記流れ制限の測定値に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成される、制御器と、を含み、
前記調整は、前記比と、前記流れ制限の測定値の増加と共に増加する相対的な換気閾値との間の比較にさらに依存する、装置。
請求項２：
前記制御器は、前記換気治療のベース圧力の前記設定点を前記流れ制限の測定値に基づいて調整するように構成され、前記調整は、
換気関連乗数を前記比および前記相対的な換気閾値の関数として計算することと、
前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を前記乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から計算することと、によって行われる、
請求項１に記載の装置。
請求項３：
前記換気関連乗数は、前記比が前記相対的な換気閾値を超えた場合に１から０へ減少する、請求項２に記載の装置。
請求項４：
前記換気関連乗数は、前記比が前記相対的な換気閾値を下回ると共に増加する、請求項２〜３のいずれか１つに記載の装置。
請求項５：
前記流れ制限閾値は、現在のベース圧力の増加と共に増加する、請求項２〜４のいずれか１つに記載の装置。
請求項６：
前記換気関連乗数は、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値に比例して増加する、請求項２〜５のいずれか１つに記載の装置。
請求項７：
前記制御器は、流れが制限された有意な低換気の複数の呼吸にわたる測定値をフィルタリングすることにより、最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値を計算するように、構成される、請求項６に記載の装置。
請求項８：
前記ベース圧力設定点の調整は、前記ベース圧力の現在の値にさらに依存する、請求項１〜７のいずれか１つに記載の装置。
請求項９：
前記ベース圧力設定点の調整は、
前記ベース圧力の現在の値の増加と共に１から０へ減少するベース圧力関連乗数を計算することと、
前記ベース圧力関連乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を計算することと、を含む、請求項８に記載の装置。
請求項１０：
前記制御器は、漏洩流量の現在の値を推測するようにさらに構成され、前記ベース圧力設定点の調整は、前記漏洩流量の現在の値にさらに依存する、請求項１〜９のいずれか１つに記載の装置。
請求項１１：
前記調整は、
推測された漏洩流量の増加と共に１から０へ減少する漏洩関連乗数を計算することと、
前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を前記漏洩関連乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から計算することと、を含む、請求項１０に記載の装置。
請求項１２：
前記流れ制限閾値は、現在のベース圧力の増加と共に増加する、請求項１１に記載の装置。
請求項１３：
前記換気治療はサーボ換気治療であり、前記期待される正常換気は、前記サーボ換気治療のターゲット換気である、請求項１〜１２のいずれか１つに記載の装置。
請求項１４：
前記換気の測定値は、呼吸方向の換気である、請求項１〜１３のいずれか１つに記載の装置。
請求項１５：
前記流れ制限の測定値は、前記吸気部分のＭ字形状の測定値を含む、請求項１〜１４のいずれか１つに記載の装置。
請求項１６：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するセンサーから前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記換気の測定値と期待される正常換気との比を計算することと、
前記換気装置の制御器において前記換気治療のベース圧力の設定点を前記流れ制限の測定値に基づいて調整することと、を含み、
前記調整することは、前記制御器における、前記比と、前記流れ制限の測定値の増加と共に増加する相対的な換気閾値との間の比較にさらに依存する、方法。
請求項１７：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
ベース圧力を有する換気治療を前記患者インターフェースへ提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することと、
前記無呼吸時の漏洩流量を推測することと、
前記無呼吸に応答して前記無呼吸時に前記推測された漏洩流量に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を行うように構成された制御器と、を含む、装置。
請求項１８：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記換気装置の制御器において前記患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することと、
前記無呼吸時の漏洩流量を推測することと、
前記制御器において前記無呼吸に応答して前記無呼吸時の前記漏洩流量の推測に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を含む、方法。
請求項１９：
前記無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の前記設定点を調整することは、
前記無呼吸の有効持続期間を前記無呼吸時の前記漏洩流量の推測に応じて計算することと、
前記無呼吸の前記有効持続期間に基づいて前記ベース圧力の前記設定点を調整することと、
を含む、請求項１８に記載の方法。
請求項２０：
前記有効持続期間を計算することは、各無呼吸検出間隔について、
前記無呼吸時に前記推測された漏洩流量検出間隔に基づいて重み付け低減係数を計算することと、
前記重み付け低減係数を用いて前記無呼吸の現在の有効持続期間をインクリメントすることと、
を含む、請求項１９に記載の方法。
請求項２１：
前記重み付け低減係数は、前記推測された漏洩流量の増加と共に１から０へ減少する、請求項２０に記載の方法。
請求項２２：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者へ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することと、
前記呼吸流量を示す信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記無呼吸に応答して前記無呼吸時の前記換気の測定値に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成された制御器と、を含む、装置。
請求項２３：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記換気装置の制御器において前記患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することと、
前記呼吸流量を示す信号から前記無呼吸時の前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記換気装置の前記制御器において、前記無呼吸に応答して前記無呼吸時の前記換気の測定値に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を含む、方法。
請求項２４：
前記無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の前記設定点を調整することは、
前記無呼吸の有効持続期間を前記無呼吸時の前記換気の測定値に応じて計算することと、
前記ベース圧力の前記設定点を前記無呼吸の前記有効持続期間に基づいて調整することと、を含む、請求項２３に記載の方法。
請求項２５：
前記有効持続期間を計算することは、各無呼吸検出間隔について、
前記無呼吸時の前記換気の測定値検出間隔に基づいて重み付け低減係数を計算することと、
前記重み付け低減係数を用いて前記無呼吸の現在の有効持続期間をインクリメントすることと、を含む、請求項２４に記載の方法。
請求項２６：
前記重み付け低減係数は、前記換気の測定値が閾値を超えると１から０へ減少する、請求項２５に記載の方法。
請求項２７：
前記閾値は、期待される正常換気のごく一部である、請求項２６に記載の方法。
請求項２８：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者インターフェースへ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することであって、前記検出することはヒステリシスを含む、ことと、
前記検出された無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を行うように構成される制御器と、
を含む、装置。
請求項２９：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記換気装置の制御器において前記患者の呼吸流量を示すセンサー信号から無呼吸を検出することであって、前記検出することはヒステリシスを含む、ことと、
前記制御器において、前記検出された無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を含む、方法。
請求項３０：
前記無呼吸を検出することは、
１つ以上の現在の換気測定値が各無呼吸開始基準を満たすかを決定することと、
前記１つ以上の現在の換気測定値のうち１つが前記対応する無呼吸開始基準を満たすことと、無呼吸が既に進行していないこととが決定された場合、無呼吸を検出することと、
前記１つ以上の現在の換気測定値のうちいずれも前記対応する無呼吸開始基準を満たさないことと、無呼吸が既に進行していることとが決定された場合、無呼吸終了基準が満たされるかを決定することと、
前記無呼吸終了基準が満たされたことが決定された場合、前記無呼吸の終了を検出することと、を含む、請求項２９に記載の方法。
請求項３１：
無呼吸開始基準は、対応する現在の換気測定値が期待される正常換気の一部未満であるかである、請求項３０に記載の方法。
請求項３２：
前記対応する現在の換気測定値は、前回の２秒にわたる瞬間的換気の測定値の平均である、請求項３１〜３２のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項３３：
前記対応する現在の換気測定値は、時定数を１０秒で瞬間的換気をローパスフィルタリングした測定値である、請求項３１に記載の方法。
請求項３４：
前記無呼吸が進行中であるときに、
前記１つ以上の現在の換気測定値のうちの１つから期待される正常換気を減算し、前記期待される正常換気によって除算することにより、相対的な換気誤差を計算することと、
前記相対的な換気誤差が無呼吸閾値を超える量の今までの合計を更新することと、
をさらに含み、
前記無呼吸終了基準は、前記更新された今までの合計が閾値を上回るかである、
請求項３０〜３３のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項３５：
前記閾値は０．１５である、請求項３４に記載の方法。
請求項３６：
前記換気治療はサーボ換気であり、前記期待される正常換気は、前記サーボ換気のターゲット換気である、請求項３１〜３５のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項３７：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者へ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記患者インターフェースにおける漏洩流量を推測することと、
誤モデル化された漏洩無呼吸を前記呼吸流量を示す信号から検出することであって、前記誤モデル化された漏洩無呼吸は、無呼吸が真の漏洩流量の前記推測された漏洩流量からの逸脱によってマスクされた際に発生する、ことと、
前記検出された誤モデル化された漏洩無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成された制御器と、を含む、装置。
請求項３８：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記患者インターフェースにおける漏洩流量を推測することと、
誤モデル化された漏洩無呼吸を前記患者の呼吸流量を示す信号から前記換気装置の制御器において検出することであって、前記誤モデル化された漏洩無呼吸は、無呼吸が真の漏洩流量の前記推測された漏洩流量からの逸脱によってマスクされた際に発生する、ことと、
前記検出された誤モデル化された漏洩無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を前記制御器において調整することと、を含む、方法。
請求項３９：
前記誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することは、
前記呼吸流量信号の吸気部分の標準偏差を計算することと、
前記呼吸流量信号の呼気部分の標準偏差を計算することと、
前記呼吸流量信号の前記呼気部分の早期部分の標準偏差を計算することと、
前記呼気部分の前記早期部分の前記標準偏差が前記呼気部分の前記標準偏差に相当する場合、誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することと、を含む、請求項３８に記載の方法。
請求項４０：
前記誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することは、前記吸気部分の前記標準偏差および前記呼気部分の前記標準偏差が閾値を下回るかを決定することをさらに含む、請求項３９に記載の方法。
請求項４１：
前記誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することは、現在の換気測定値が閾値換気を下回るかを決定することをさらに含む、請求項３９〜４０のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項４２：
前記換気治療はサーボ換気であり、前記閾値換気は、前記サーボ換気のターゲット換気である、請求項４１に記載の方法。
請求項４３：
前記誤モデル化された漏洩無呼吸を検出することは、吸気部分が所定の範囲内にあるかを決定することをさらに含む、請求項３９〜４２のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項４４：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者へ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から吸気流れ制限の測定値を計算することと、
前記吸気流れ制限の測定値に応じて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成された制御器と、を含み、
前記吸気流れ制限の測定値を計算するために、前記制御器は、
前記呼吸流量信号の吸気部分の中央部分の複数の特徴を計算することと、
複数の流れ制限変数を前記中央部分特徴から計算することであって、各流れ制限変数は、前記呼吸流量信号の吸気部分と典型的な流れが制限された吸気波形との間の類似性の度合いを示す、ことと、
前記吸気流れ制限の測定値を前記複数の流れ制限変数の最大値として計算することと、を行う、装置。
請求項４５：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記患者の呼吸流量を示す信号から吸気流れ制限の測定値を計算することと、
前記換気治療のベース圧力の設定点を前記吸気流れ制限の測定値に応じて前記制御器において調整することと、を含み、
前記計算することは、
前記呼吸流量を示す信号の吸気部分の中央部分の複数の特徴を計算することと、
前記中央部分特徴から複数の流れ制限変数を計算することであって、各流れ制限変数は、前記呼吸流量を示す信号の吸気部分と典型的な流れが制限された吸気波形との間の類似性の度合いを示す、ことと、
前記吸気流れ制限の測定値を前記複数の流れ制限変数の最大値として計算することと、を含む、方法。
請求項４６：
患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
換気治療を前記患者へ前記ベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御すること、
前記呼吸流量を示す信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記流れ制限の測定値と、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値とに基づいて、前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を行うように構成された制御器と、を含む、装置。
請求項４７：
患者における呼吸障害を治療する方法であって、
換気装置を用いて患者インターフェースを通じて前記患者への換気治療を前記ベース圧力を有する換気治療を制御することと、
前記患者の呼吸流量を示すセンサー信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記換気装置の制御器において前記呼吸流量を示す信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記制御器において、前記流れ制限の測定値と、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値とに基づいて、前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を含む、方法。
請求項４８：
前記ベース圧力の設定点を調整することは、
最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値に比例して増加する換気関連乗数を計算することと、
前記換気関連乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を計算することと、請求項４７に記載の方法。
請求項４９：
前記流れ制限閾値は、現在のベース圧力の増加と共に増加する、請求項４８に記載の方法。
請求項５０：
流れが制限された有意な低換気の複数の呼吸にわたる測定値をフィルタリングすることにより、最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値を計算することをさらに含む、請求項４８〜４９のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項５１：
前記流れ制限の測定値を有意な低換気のインジケータで乗算することにより、流れが制限された有意な低換気の測定値を計算することをさらに含む、請求項５０に記載の方法。
請求項５２：
現在の換気測定値が所定の閾値を下回った場合に０から１へ増加するように前記有意な低換気のインジケータを計算することをさらに含む、請求項５１に記載の方法。
請求項５３：
前記現在の換気測定値は、現在の呼吸方向の換気の測定値と、期待される正常換気との間の比である、請求項５２に記載の方法。
請求項５４：
前記換気治療はサーボ換気であり、前記期待される正常換気は、前記サーボ換気のターゲット換気である、請求項５３に記載の方法。
請求項５５：
前記フィルタリングすることは、
流れが制限された有意な低換気の各測定値へ隣接重み付けを適用することと、
前記隣接重み付けされる測定値の平均二乗値を計算することと、を含む、請求項５０〜５４のうちいずれか１つに記載の方法。
請求項５６：
隣接重み付けされる測定値は、流れが制限された有意な低換気測定値およびその先行処理測定値がほぼ等しくかつ１に近い場合に最高になる、請求項５５に記載の方法。
請求項５７：
前記平均二乗値における各２乗された値は、現在の測定値において最高になりかつ前記測定値が古くなるにつれて減少する重みによって重み付けされる、請求項５５に記載の方法。
請求項５８：
前記流れ制限の測定値は、前記吸気部分のＭ字形状の測定値を含む、請求項４７〜５７のうちいずれか１つに記載の方法。
患者 １０００
非侵襲的患者インターフェース ３０００
密閉形成構造 ３１００
プレナムチャンバ ３２００
構造 ３３００
通気孔 ３４００
接続ポート ３６００
前額支持部 ３７００
ＲＰＴデバイス ４０００
外部ハウジング ４０１０
上側部分 ４０１２
部分 ４０１４
パネル ４０１５
シャーシ ４０１６
ハンドル ４０１８
空気圧ブロック ４０２０
空気圧コンポーネント ４１００
空気フィルタ ４１１０
入口空気フィルタ ４１１２
出口空気フィルタ ４１１４
入口マフラー ４１２２
出口マフラー ４１２４
圧力生成器 ４１４０
制御可能な送風器 ４１４２
モータ ４１４４
空気回路 ４１７０
補充酸素 ４１８０
電気コンポーネント ４２００
プリント回路板組立 ４２０２
電源 ４２１０
入力デバイス ４２２０
中央制御器 ４２３０
時計 ４２３２
治療デバイス制御器 ４２４０
保護回路 ４２５０
メモリ ４２６０
トランスデューサ ４２７０
圧力センサー ４２７２
流量センサー ４２７４
モータ速度トランスデューサ ４２７６
データ通信インターフェース ４２８０
リモート外部通信ネットワーク ４２８２
局所的な外部通信ネットワーク ４２８４
リモート外部デバイス ４２８６
局所的な外部デバイス ４２８８
出力デバイス ４２９０
ディスプレイドライバ ４２９２
ディスプレイ ４２９４
アルゴリズム ４３００
前処理モジュール ４３１０
圧力補償アルゴリズム ４３１２
通気孔流量推測アルゴリズム ４３１４
漏洩流量推測アルゴリズム ４３１６
呼吸流量推測アルゴリズム ４３１８
治療エンジンモジュール ４３２０
位相決定アルゴリズム ４３２１
波形決定アルゴリズム ４３２２
換気決定アルゴリズム ４３２３
流れ制限決定アルゴリズム ４３２４
無呼吸検出アルゴリズム ４３２５
Ｍ字検出アルゴリズム ４３２６
漏洩無呼吸検出アルゴリズム ４３２７
典型的な最近の換気決定アルゴリズム ４３２８
治療パラメータ決定アルゴリズム ４３２９
治療制御モジュール ４３３０
加湿器 ５０００
加湿器入口 ５００２
加湿器出口 ５００４
加湿器ベース ５００６
加湿器リザーバ ５１１０
加湿器リザーバドック ５１３０
加熱要素 ５２４０
加湿器制御器 ５２５０
方法 ７０００
ステップ ７０１０
ステップ ７０２０
ステップ ７０３０
ステップ ７０４０
方法 ７１００
ステップ ７１１０
ステップ ７１２０
ステップ ７１３０
ステップ ７１４０
ステップ ７１５０
ステップ ７１６０
ステップ ７１７０
ステップ ７１８０
方法 ７２００
ステップ ７２１０
ステップ ７２２０
ステップ ７２３０
ステップ ７２４０
ステップ ７２５０
ステップ ７２６０
方法 ７３００
ステップ ７３１０
ステップ ７３２０
ステップ ７３３０
ステップ ７３４０
ステップ ７３５０
ステップ ７３６０
ステップ ７３７０
ステップ ７３７５
ステップ ７３８０
ステップ ７３９０
方法 ７４００
ステップ ７４１０
ステップ ７４２０
ステップ ７４４０
ステップ ７４５０
ステップ ７４５５
ステップ ７４６０
ステップ ７４６５
ステップ ７４７０
ステップ ７４７５
方法 ７５００
ステップ ７５１０
ステップ ７５２０
ステップ ７５３０
ステップ ７５３５
ステップ ７５４０
ステップ ７５５０
ステップ ７５６０
ステップ ７５７０
ステップ ７５８０
方法 ７６００
ステップ ７６１０
ステップ ７６１５
ステップ ７６２０
ステップ ７６３０
ステップ ７６３５
ステップ ７６４０
ステップ ７６４５
ステップ ７６５０
ステップ ７６５５
ステップ ７６６０
ステップ ７６６５
ステップ ７６７０
ステップ ７６８０
ステップ ７６８５
ステップ ７６９０
方法 ７７００
ステップ ７７０５
ステップ ７７１０
ステップ ７７１５
ステップ ７７２０
ステップ ７７３０
ステップ ７７４０
ステップ ７７５０
方法 ８０００
ステップ ８０１０
ステップ ８０２０
ステップ ８０３０
ステップ ８０４０
方法 ８１００
ステップ ８１０５
ステップ ８１１０
ステップ ８１１５
ステップ ８１２０
ステップ ８１２５
ステップ ８１３０
ステップ ８１３５
ステップ ８１４０
ステップ ８１４５
ステップ ８１５０
ステップ ８１５５
ステップ ８１６０
ステップ ８１６５
ステップ ８１７０
ステップ ８１７５
方法 ８２００
ステップ ８２１０
ステップ ８２２０
ステップ ８２３０
ステップ ８２４０
ステップ ８２５０
ステップ ８２６０
方法 ８３００
ステップ ８３１０
ステップ ８３２０
ステップ ８３３０
ステップ ８３４０
ステップ ８３５０
ステップ ８３６０
ステップ ８３７０
方法 ８４００
ステップ ８４１０
ステップ ８４２０
ステップ ８４３０
ステップ ８４４０
ステップ ８４５０
ステップ ８４６０
方法 ８５００
ステップ ８５１０
ステップ ８５２０
ステップ ８５３０
ステップ ８５４０
ステップ ８５５０
ステップ ８５９０
方法 ８６００
ステップ ８６１０
ステップ ８６２０
ステップ ８６３０
ステップ ８６４０
ステップ ８６５０
ステップ ８６６０
ステップ ８６７０
グラフ ９０００
流量掃引線 ９０１０
掃引線 ９０２０
エピソード ９０３０
増加 ９０４０
覚醒 ９０５０
エピソード ９０６０
増加 ９０７０
エピソード ９０８０
非侵襲的患者インターフェース ３０００
密閉形成構造 ３１００
プレナムチャンバ ３２００
構造 ３３００
通気孔 ３４００
接続ポート ３６００
前額支持部 ３７００
ＲＰＴデバイス ４０００
外部ハウジング ４０１０
上側部分 ４０１２
部分 ４０１４
パネル ４０１５
シャーシ ４０１６
ハンドル ４０１８
空気圧ブロック ４０２０
空気圧コンポーネント ４１００
空気フィルタ ４１１０
入口空気フィルタ ４１１２
出口空気フィルタ ４１１４
入口マフラー ４１２２
出口マフラー ４１２４
圧力生成器 ４１４０
制御可能な送風器 ４１４２
モータ ４１４４
空気回路 ４１７０
補充酸素 ４１８０
電気コンポーネント ４２００
プリント回路板組立 ４２０２
電源 ４２１０
入力デバイス ４２２０
中央制御器 ４２３０
時計 ４２３２
治療デバイス制御器 ４２４０
保護回路 ４２５０
メモリ ４２６０
トランスデューサ ４２７０
圧力センサー ４２７２
流量センサー ４２７４
モータ速度トランスデューサ ４２７６
データ通信インターフェース ４２８０
リモート外部通信ネットワーク ４２８２
局所的な外部通信ネットワーク ４２８４
リモート外部デバイス ４２８６
局所的な外部デバイス ４２８８
出力デバイス ４２９０
ディスプレイドライバ ４２９２
ディスプレイ ４２９４
アルゴリズム ４３００
前処理モジュール ４３１０
圧力補償アルゴリズム ４３１２
通気孔流量推測アルゴリズム ４３１４
漏洩流量推測アルゴリズム ４３１６
呼吸流量推測アルゴリズム ４３１８
治療エンジンモジュール ４３２０
位相決定アルゴリズム ４３２１
波形決定アルゴリズム ４３２２
換気決定アルゴリズム ４３２３
流れ制限決定アルゴリズム ４３２４
無呼吸検出アルゴリズム ４３２５
Ｍ字検出アルゴリズム ４３２６
漏洩無呼吸検出アルゴリズム ４３２７
典型的な最近の換気決定アルゴリズム ４３２８
治療パラメータ決定アルゴリズム ４３２９
治療制御モジュール ４３３０
加湿器 ５０００
加湿器入口 ５００２
加湿器出口 ５００４
加湿器ベース ５００６
加湿器リザーバ ５１１０
加湿器リザーバドック ５１３０
加熱要素 ５２４０
加湿器制御器 ５２５０
方法 ７０００
ステップ ７０１０
ステップ ７０２０
ステップ ７０３０
ステップ ７０４０
方法 ７１００
ステップ ７１１０
ステップ ７１２０
ステップ ７１３０
ステップ ７１４０
ステップ ７１５０
ステップ ７１６０
ステップ ７１７０
ステップ ７１８０
方法 ７２００
ステップ ７２１０
ステップ ７２２０
ステップ ７２３０
ステップ ７２４０
ステップ ７２５０
ステップ ７２６０
方法 ７３００
ステップ ７３１０
ステップ ７３２０
ステップ ７３３０
ステップ ７３４０
ステップ ７３５０
ステップ ７３６０
ステップ ７３７０
ステップ ７３７５
ステップ ７３８０
ステップ ７３９０
方法 ７４００
ステップ ７４１０
ステップ ７４２０
ステップ ７４４０
ステップ ７４５０
ステップ ７４５５
ステップ ７４６０
ステップ ７４６５
ステップ ７４７０
ステップ ７４７５
方法 ７５００
ステップ ７５１０
ステップ ７５２０
ステップ ７５３０
ステップ ７５３５
ステップ ７５４０
ステップ ７５５０
ステップ ７５６０
ステップ ７５７０
ステップ ７５８０
方法 ７６００
ステップ ７６１０
ステップ ７６１５
ステップ ７６２０
ステップ ７６３０
ステップ ７６３５
ステップ ７６４０
ステップ ７６４５
ステップ ７６５０
ステップ ７６５５
ステップ ７６６０
ステップ ７６６５
ステップ ７６７０
ステップ ７６８０
ステップ ７６８５
ステップ ７６９０
方法 ７７００
ステップ ７７０５
ステップ ７７１０
ステップ ７７１５
ステップ ７７２０
ステップ ７７３０
ステップ ７７４０
ステップ ７７５０
方法 ８０００
ステップ ８０１０
ステップ ８０２０
ステップ ８０３０
ステップ ８０４０
方法 ８１００
ステップ ８１０５
ステップ ８１１０
ステップ ８１１５
ステップ ８１２０
ステップ ８１２５
ステップ ８１３０
ステップ ８１３５
ステップ ８１４０
ステップ ８１４５
ステップ ８１５０
ステップ ８１５５
ステップ ８１６０
ステップ ８１６５
ステップ ８１７０
ステップ ８１７５
方法 ８２００
ステップ ８２１０
ステップ ８２２０
ステップ ８２３０
ステップ ８２４０
ステップ ８２５０
ステップ ８２６０
方法 ８３００
ステップ ８３１０
ステップ ８３２０
ステップ ８３３０
ステップ ８３４０
ステップ ８３５０
ステップ ８３６０
ステップ ８３７０
方法 ８４００
ステップ ８４１０
ステップ ８４２０
ステップ ８４３０
ステップ ８４４０
ステップ ８４５０
ステップ ８４６０
方法 ８５００
ステップ ８５１０
ステップ ８５２０
ステップ ８５３０
ステップ ８５４０
ステップ ８５５０
ステップ ８５９０
方法 ８６００
ステップ ８６１０
ステップ ８６２０
ステップ ８６３０
ステップ ８６４０
ステップ ８６５０
ステップ ８６６０
ステップ ８６７０
グラフ ９０００
流量掃引線 ９０１０
掃引線 ９０２０
エピソード ９０３０
増加 ９０４０
覚醒 ９０５０
エピソード ９０６０
増加 ９０７０
エピソード ９０８０
Claims (16)
- 患者における呼吸障害を治療する装置であって、
空気流れを正の圧力で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ供給するように構成された圧力生成器と、
前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサーと、
制御器であって、
前記患者インターフェースへベース圧力を有する換気治療を提供するように前記圧力生成器を制御することと、
前記呼吸流量を示す信号から前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記換気の測定値と期待される正常換気との比を計算することと、
前記流れ制限の測定値に基づいて前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
を行うように構成される、制御器と、を含み、
前記調整は、前記比と、前記流れ制限の測定値の増加と共に増加する相対的な換気閾値との間の比較にさらに依存する、装置。 - 前記制御器は、前記換気治療のベース圧力の前記設定点を前記流れ制限の測定値に基づいて調整するように構成され、前記調整は、
換気関連乗数を前記比および前記相対的な換気閾値の関数として計算することと、
前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を前記乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から計算することと、によって行われる、
請求項１に記載の装置。 - 前記換気関連乗数は、前記比が前記相対的な換気閾値を超えた場合に１から０へ減少する、請求項２に記載の装置。
- 前記換気関連乗数は、前記比が前記相対的な換気閾値を下回ると共に増加する、請求項２〜３のいずれか１つに記載の装置。
- 前記流れ制限閾値は、現在のベース圧力の増加と共に増加する、請求項２〜４のいずれか１つに記載の装置。
- 前記換気関連乗数は、複数の呼吸にわたる最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値に比例して増加する、請求項２〜５のいずれか１つに記載の装置。
- 前記制御器は、流れが制限された有意な低換気の複数の呼吸にわたる測定値をフィルタリングすることにより、最近長引いている流れが制限された有意な低換気の測定値を計算するように、構成される、請求項６に記載の装置。
- 前記ベース圧力設定点の調整は、前記ベース圧力の現在の値にさらに依存する、請求項１〜７のいずれか１つに記載の装置。
- 前記ベース圧力設定点の調整は、
前記ベース圧力の現在の値の増加と共に１から０へ減少するベース圧力関連乗数を計算することと、
前記ベース圧力関連乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を計算することと、を含む、請求項８に記載の装置。 - 前記制御器は、漏洩流量の現在の値を推測するようにさらに構成され、前記ベース圧力設定点の調整は、前記漏洩流量の現在の値にさらに依存する、請求項１〜９のいずれか１つに記載の装置。
- 前記調整は、
推測された漏洩流量の増加と共に１から０へ減少する漏洩関連乗数を計算することと、
前記ベース圧力の前記設定点への規定された増加を前記漏洩関連乗数および前記流れ制限の測定値と流れ制限閾値との間の差の積から計算することと、を含む、請求項１０に記載の装置。 - 前記流れ制限閾値は、現在のベース圧力の増加と共に増加する、請求項１１に記載の装置。
- 前記換気治療はサーボ換気治療であり、前記期待される正常換気は、前記サーボ換気治療のターゲット換気である、請求項１〜１２のいずれか１つに記載の装置。
- 前記換気の測定値は、呼吸方向の換気である、請求項１〜１３のいずれか１つに記載の装置。
- 前記流れ制限の測定値は、前記吸気部分のＭ字形状の測定値を含む、請求項１〜１４のいずれか１つに記載の装置。
- 換気装置の制御器における動作方法であって、前記喚起装置は換気治療を生成するように構成され、前記喚起治療は前記換気治療のベース圧力の設定点を有し、
前記制御器において、患者の呼吸流量を示す信号を生成するセンサーから前記患者の換気の測定値を計算することと、
前記制御器おいて、前記呼吸流量信号の吸気部分から流れ制限の測定値を計算することと、
前記制御器おいて、前記換気の測定値と期待される正常換気との比を計算することと、
前記換気装置の前記制御器において、前記流れ制限の測定値に基づいて前記ベース圧力の前記設定点への調整を決定することと、を含み、
前記調整を決定することは、前記制御器における、前記比と、前記流れ制限の測定値の増加と共に増加する相対的な換気閾値との間の比較にさらに依存する、方法。
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