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JP6782267B2 - サーボ人工呼吸器、方法、及びコンピュータ可読記憶媒体 - Google Patents

サーボ人工呼吸器、方法、及びコンピュータ可読記憶媒体 Download PDF

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Description

本技術は、呼吸障害の診断、治療、及び改善のうちの１つ又は複数に関し、また呼吸障
害を防止する手法に関する。特に、本技術は、呼吸障害を治療するための医療デバイス及
びそれらの使用、並びに呼吸障害を防止するための医療デバイスに関する。
［関連出願の相互参照］
本出願は、２０１２年４月１３日に出願された米国仮出願第６１／６２３６４３号の利
益を主張する。この米国仮出願の開示内容は、その全内容が、引用することによって本明
細書の一部をなすものとする。
［連邦政府による資金提供を受けた研究又は開発に関する記載］
非適用
［共同研究開発の関係者の名称］
非適用
［シーケンスリスト］
非適用
身体の呼吸器系は、ガス交換を容易にしている。鼻及び口は、患者の気道への入口を形
成する。
気道は、一連の分岐する管を備え、これらの管は、肺の中に深く入り込むにつれて、よ
り細く、より短く、かつより多くなっていく。肺の最も重要な機能は、酸素が空気から静
脈血内に移動することを可能にするとともに二酸化炭素が排出することを可能にするガス
交換である。気管は、左右の主気管支に分岐し、これらの主気管支は、最終的に終末細気
管支に更に分岐する。気管支は、誘導気道を構成し、ガス交換には関与しない。気道が更
に分岐すると、呼吸細気管支に至り、最終的には 肺胞に至る。肺のこの胞状部位は、ガ
ス交換が行われる場所であり、呼吸域と呼ばれる。これについては、West, Respiratory
Physiology- the essentialsを参照されたい。
様々な呼吸障害が存在する。
睡眠呼吸障害（ＳＤＢ）の一形態である閉塞性睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）は、睡眠中の上
側気道の閉鎖又は閉塞によって特徴付けられる。この閉塞性睡眠時無呼吸は、睡眠中に、
異常に小さな上気道と、舌、軟口蓋、及び中咽頭後壁の部位における筋緊張の正常欠損と
が組み合わさった結果生じる。この条件によって、罹患患者は、一晩に、時に２００回〜
３００回、通常３０秒〜１２０秒の継続時間の間、呼吸が停止する。この閉塞性睡眠時無
呼吸は、しばしば、過度の日中の傾眠を引き起こし、心血管疾患及び脳損傷を引き起こす
場合がある。この症候群は、特に中高年の太りすぎの男性にとって一般的な障害であるが
、罹患した人は、その問題に気付いていない場合がある。これについては、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、動脈血の反復的な脱酸素及び再酸素添加を引き
起こす律動的な吸（waxing）換気及び呼（waning）換気の交番する周期が存在する患者の
呼吸調節器の障害である。ＣＳＲは、反復的な低酸素のために有害である可能性がある。
患者の中には、ＣＳＲが睡眠からの反復的な覚醒に結び付き、これによって、深刻な不眠
、交感神経作用の増大、及び後負荷の増加が引き起こされる者がいる。これについては、
米国特許第６，５３２，９５９号（Berthon-Jones）を参照されたい。
チェーンストークス呼吸等の中枢起源の周期性呼吸障害は、上気道閉塞とともに起こる
場合がある。
ＣＳＲの診断は、通例、睡眠検査を行うことと、結果の睡眠ポリグラフ（「ＰＳＧ」）
データを解析することとを伴う。完全な診断ＰＳＧ検査では、様々な生物学的パラメータ
がモニタされる。この様々な生物学的パラメータは、通常は鼻漏信号、呼吸努力の測定量
（measure）、パルスオキシメトリ、睡眠位置を含み、脳波検査（「ＥＥＧ」）、心電図
検査（「ＥＣＧ」）、筋電図検査（「ＥＭＧ」）、及び電気眼球図記録（「ＥＯＧ」）を
含む場合がある。呼吸特性は、視覚的特徴からも識別され、したがって、臨床医は、睡眠
中の呼吸機能を評価し、ＣＳＲの存在を査定することが可能になる。臨床医による診察は
、最も包括的な方法ではあるが、高価なプロセスであり、臨床経験及び見識に大きく依存
する。
１ システム
睡眠呼吸障害を治療するのに用いられる１つの既知の製品は、ＲｅｓＭｅｄによって製
造されたＳ９睡眠療法システムである。
２ 療法
閉塞性睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）を治療するために、経鼻持続気道陽圧（ＣＰＡＰ）療法
が用いられている。持続気道陽圧が空気圧式スプリントとして動作し、軟口蓋及び舌を前
方に押して中咽頭後壁から離すことによって上気道閉塞を防止することができるというこ
とが前提となっている。
ＣＳＲ、ＯＨＳ、ＣＯＰＤ、ＭＤ、及び胸壁障害を治療するために、非侵襲的換気（Ｎ
ＩＶ）が用いられている。ＮＩＶの幾つかの場合には、例えば、１回換気量又は毎分換気
量を測定して目標換気量を満たすように換気測定量を制御することによって目標換気量を
実施するように加圧治療を制御することができる。瞬時換気測定量と長期換気測定量との
比較等による換気測定量のサーボ制御は、ＣＳＲの影響を打ち消す治療としての機能を果
たすことができる。幾つかのそのような場合には、装置によって送達される加圧治療の形
態は、圧補助換気とすることができる。そのような加圧治療は、通常、吸気中の高レベル
の圧力（例えば、ＩＰＡＰ）の生成と、呼気中の低レベルの圧力（例えば、ＥＰＡＰ）の
生成とを提供する。
３ 患者インタフェース
陽圧の空気の供給を患者の気道の入口に適用することは、鼻マスク、フルフェイスマス
ク、又は鼻枕等の患者インタフェースの使用によって容易にされる。様々な患者インタフ
ェースデバイスが知られているが、それらの多くは、特に長期間装着するとき又は患者が
システムに不慣れであるときに、目立ちすぎること、審美的に望ましくないこと、フィッ
ト性が不十分であること、使用が難しいこと、及び不快であることのうちの１つ又は複数
の難点を有する。個人用保護具の一部として専ら飛行士用に設計されたマスク又は専ら麻
酔薬の投与用に設計されたマスクは、それらの本来の用途に許容可能とすることができる
が、それでも、長期間、例えば睡眠中の装着には、あいにく不快である場合がある。
４ ＰＡＰデバイス
陽圧の空気は、通常、モータ駆動ブロワ等のＰＡＰデバイスによって患者の気道に供給
される。このブロワの放出口は、可撓性の送達導管を介して、上記に説明したような患者
インタフェースに接続される。
本技術は、改善された快適さ、コスト、効能、使い易さ、及び製造可能性のうちの１つ
又は複数を有する、呼吸障害の検出、診断、改善、治療、又は防止に用いられる医療デバ
イスを提供することを対象としている。
本技術の第１の態様は、呼吸障害の検出、診断、改善、治療、又は防止に用いられる装
置に関する。
本技術の別の態様は、呼吸障害の検出、診断、改善、治療、又は防止に用いられる方法
に関する。
本技術の態様は、換気量の評価のための装置又は呼吸加圧治療を生成するための装置に
おいて実施することができる、患者のＳＤＢ事象及び／又は換気量を査定又は評価するた
めの方法を提供する。
本技術の態様は、周期性呼吸の呼吸加圧治療中に上気道閉塞の影響を打ち消すようにＥ
ＰＡＰのレベルを自動的に調整する方法及び装置を提供する。
本技術の１つの形態の１つの態様は、目標換気量を達成するべく空気の供給圧力を制御
するように構成されたサーボ・ベンチレータ（servo-ventilator）を含み、これは、例え
ば、漏れの急変の結果として、測定された換気量の誤認を生む変化に応答して、目標換気
量の調整の割合を削減する。
本技術の１つの形態の１つの態様は、サーボ・ベンチレータであって、近時の補償され
ていない漏れの測定量が増加するにつれて、目標換気量がよりゆっくりと上昇するように
、前記目標換気量を連続して計算し、前記目標換気量を達成するべく空気の供給の圧力を
制御する、ように構成されているサーボ・ベンチレータを備えている。
本技術の１つの形態の１つの態様は、近時の補償されていない漏れの測定量が増加する
につれて、よりゆっくりと上昇する通常の近時の換気量の測定量を提供する、呼吸障害を
治療するための装置又は方法を含む。
本技術の１つの形態の別の態様は、増加の割合の限度が上限によって定められている目
標換気量を提供する、呼吸障害を治療するための装置又は方法を含む。
本技術の１つの形態の別の態様は、患者快適さを改善するべく近時の圧補助の安定性が
高まるにつれて、より素早く降下する目標換気量を提供する、呼吸障害を治療するための
装置又は方法を含む。
これらの３つの直近に説明した態様は、組み合わせて用いられるときに特に有利とする
ことができる。
本技術の１つの形態の別の態様は、検出された無呼吸又は呼吸低下の継続時間に従って
、呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）の値を、増加する継続時間とともにＥＰＡＰの調整値が最大
ＥＰＡＰ値よりも大きな値に指数関数的に近づくよう、調整して、ＥＰＡＰが換気中に気
道を固定する機能を改善する、呼吸障害を治療するための装置又は方法を含む。
本技術の１つの形態の別の態様は、患者に送達されている圧補助の大きさの程度及び患
者の空気流量の絶対値の測定量を目標絶対空気流量と比較したときの小ささの程度に応じ
て呼吸低下を検出することによって、呼吸低下検出における偽陰性の数を低減する、呼吸
障害を治療するための装置又は方法を含む。
これらの２つの最も直近に説明した態様は、組み合わせて用いられるときに特に有利と
することができる。
本技術の１つの形態の別の態様は、ＥＰＡＰ値に対する「行動性」呼吸の影響を低減す
るべく、ＥＰＡＰ値をＭ字型吸気流量制限の計算された測定量に従って増加させ、その増
加量が、通常の近時の換気量に対する、呼吸別の（breathwise）換気量の比に依存するよ
うにする、呼吸障害を治療するための装置又は方法を含む。
本技術の１つの形態の別の態様は、吸気流量波形を吸気流量波形におけるノッチのロケ
ーションの回りに対称にしたものに基づいて、患者のＭ字型吸気流量制限の測定量を計算
する、呼吸障害を治療するための装置又は方法を含む。
これらの２つの最も直近に説明した態様は、組み合わせて用いられるときに特に有利と
することができる。
本技術の１つの形態の別の態様は、ＥＰＡＰの増加の悪影響を低減するべく、ＥＰＡＰ
値を吸気流量制限のリバースチェアネスの計算された測定量に従って増加させ、その増加
量が現在の呼吸と直前の呼吸との間のリバースチェアネス（reverse-chairness）の整合
性（consistency）に依存するようにする、呼吸障害を治療するための装置又は方法を含
む。
本技術の１つの形態の別の態様は、患者への気体の流れの送達における近時の補償され
ていない漏れの程度に応じた患者の吸気流量制限のリバースチェアネスの測定量を計算す
る、呼吸障害を治療するための装置又は方法を含む。
これらの２つの直近に説明した態様は、組み合わせて用いられるときに特に有利とする
ことができる。
本技術の１つの形態の別の態様は、呼気性いびきが存在しない場合における吸気性いび
きの計算された測定量に従ってＥＰＡＰ値を増加させる、呼吸障害を治療するための装置
又は方法を含む。
本技術の１つの形態の別の態様は、瞬時インタフェース圧力に対するいびきフィルタの
出力と、瞬時インタフェース圧力に依存する閾値との間の差の現在の呼吸の吸気部分にわ
たる平均として、吸気性いびきの測定量を計算する、呼吸障害を治療するための装置又は
方法を含む。
本技術の１つの形態の別の態様は、現在の呼吸の呼気部分の間における瞬時インタフェ
ース圧力に対するいびきフィルタの出力の継続時間及び強度に関する結合閾値（joint th
resholds）を用いて、呼気性いびきの測定量を計算する、呼吸障害を治療するための装置
又は方法を含む。
これらの３つの直近に説明した態様は、「擬似いびき」に起因したＥＰＡＰの増加を低
減するべく、組み合わせて用いられるときに特に有利とすることができる。
本技術の１つの形態の別の態様は、下側呼吸数及び呼吸数の短期変動の許容範囲を改善
するべく、患者の現在の呼吸サイクルの位相を推定し、その位相推定値の標準変化率に与
えられる重みが、患者が目標換気量以上の換気量を近時に達成している程度に依存するよ
うにする、呼吸障害を治療するための装置又は方法を含む。
この最も直近に説明した態様は、前に説明した態様のうちの任意のもの又はそれらを組
み合わせたものと組み合わせて用いることができる。
本技術の１つの形態の別の態様は、周期性呼吸及び呼吸不全を有する患者を治療するべ
く、瞬時換気量を目標換気量に増加させるのに十分な圧補助の値と、総肺胞換気量を目標
総肺胞換気量に増加させるのに十分な圧補助の値とを組み合わせたものである値の圧補助
を患者に送達する、呼吸障害を治療するための装置又は方法を含む。
この最も直近に説明した態様は、前に説明した態様のうちの任意のもの又はそれらを組
み合わせたものと組み合わせて用いることができる。
本技術の他の態様は、上記に説明した態様による方法をプロセッサに実行させるように
構成されたコンピュータプログラムコードが記録されたコンピュータ可読記憶媒体を含む
。
もちろん、上記態様の幾つかの部分は、本技術の部分態様を形成することができる。ま
た、これらの部分態様及び／又は態様のうちの様々なものは、様々な方法で組み合わせる
ことができ、本技術の追加の態様又は部分態様も構成することができる。
本技術の他の特徴は、以下の詳細な説明、要約書、図面、及び特許請求の範囲に含まれ
る情報を検討することから明らかになるであろう。
本技術は、限定ではなく例として、添付図面の図に示されている。これらの図において
、同様の参照符号は類似の要素を参照する。
１ 治療システム
本技術によるシステムを示す図である。患者インタフェース３０００を装着している患者１０００は、ＰＡＰデバイス４０００から陽圧の空気の供給を受ける。ＰＡＰデバイスからの空気は、加湿器５０００において加湿され、空気回路４１７０に沿って患者１０００に進む。２ 呼吸器系 鼻腔及び口腔、喉頭、声帯、食道、気管、気管支、肺、肺胞嚢、心臓、及び横隔膜を含む人間の呼吸器系の概略を示す図である。 鼻腔、鼻骨、外側鼻軟骨、大鼻翼軟骨、鼻孔、上唇、下唇、喉頭、硬口蓋、軟口蓋、咽頭口腔部、舌、喉頭蓋、声帯、食道、及び気管を含む人間の上気道の図である。３ 患者インタフェース 本技術の１つの形態による患者インタフェースを示す図である。４ ＰＡＰデバイス 本技術の１つの形態によるＰＡＰデバイスを示す図である。 図４ａのＰＡＰデバイスの空気圧回路の概略図である。上流及び下流の方向が示されている。 図４ａのＰＡＰデバイスの電気構成要素の概略図である。 図４ａのＰＡＰデバイスにおいて実施されるアルゴリズムの概略図である。この図において、実線を有する矢印は、例えば電子信号を介した情報の実際の流れを示す。５ 加湿器 本技術の１つの態様による加湿器を示す図である。６ 呼吸波形 睡眠中の人の一般的な呼吸波形のモデルを示す図である。横軸は時間であり、縦軸は呼吸流量である。パラメータ値は変動する場合があるが、一般的な呼吸は、次の近似値、すなわち、１回換気量Ｖｔ、０．５Ｌ、吸息時間Ｔｉ、１．６ｓ、ピーク吸気流量Ｑｐｅａｋ、０．４Ｌ／ｓ、呼息時間Ｔｅ、２．４ｓ、ピーク呼気流量Ｑｐｅａｋ、−０．５Ｌ／ｓを有することができる。呼吸の全継続時間Ｔｔｏｔは、約４ｓである。人は、通常、毎分約１５呼吸（ＢＰＭ）の呼吸数で呼吸し、換気量Ｖｅｎｔは約７．５Ｌ／分である。Ｔｔｏｔに対するＴｉの比である通常のデューティサイクルは約４０％である。 自動ＰＡＰを用いて治療され、マスク圧力が約１１ｃｍＨ２Ｏである、約９０秒の期間にわたって約３４呼吸で正常に呼吸するノンレム睡眠中の患者を示す図である。上部のチャネルは、オキシメトリ（ＳｐＯ２）を示し、縦方向の目盛りは、９０％〜９９％の飽和度の範囲を有する。この患者は、図示した期間全体を通じて約９５％の飽和度を維持していた。第２のチャネルは、定量的な呼吸気流量を示し、目盛りは縦方向で−１ＬＰＳ〜＋１ＬＰＳの範囲であり、吸気は正である。第３のチャネル及び第４のチャネルには、胸部運動及び腹部運動が示されている。 治療前の患者の睡眠ポリグラフである。上から下まで６分間の横スパンを有する１１個の信号チャネルがある。上部の２つのチャネルはともに、異なる頭皮ロケーションからのＥＥＧ（脳波図）である。２番目の周期的なスパイクは、皮質の覚醒及び関連した活動を表している。下にある第３のチャネルは、おとがい下のＥＭＧ（筋電図）である。覚醒時点の辺りの活動の増加は、おとがい舌筋漸増を表す。第４のチャネル及び第５のチャネルは、ＥＯＧ（電気眼球図）である。第６のチャネルは、心電図である。第７のチャネルは、約９０％から７０％未満への反復的な脱飽和を有するパルスオキシメトリ（ＳｐＯ２）を示している。第８のチャネルは、差圧トランスデューサに接続された鼻カニューレを用いた呼吸気流量である。２５秒〜３５秒の反復的な無呼吸が１０秒〜１５秒の回復呼吸のバーストと交互に起こることは、ＥＥＧ覚醒及び増加したＥＭＧ活動と一致する。第９のものは、胸部運動を示し、第１０のものは、腹部運動を示している。腹部は、覚醒に至る無呼吸の長さにわたる運動の漸強を示す。両者は、回復過呼吸の間の身体全体の運動に起因して、覚醒の間は乱雑になる。したがって、無呼吸は閉塞性であり、その状態は深刻である。最も下のチャネルは姿勢であり、この例では、変化を示していない。 患者が一連の総合的な閉塞性無呼吸を体験している場合の患者流量データを示す図である。記録継続時間は、ほぼ１６０秒である。流量は、約＋１Ｌ／ｓ〜約−１．５Ｌ／ｓの範囲である。各無呼吸はほぼ１０ｓ〜１５ｓの間続く。 患者が低周波数の吸気性いびきを体験している場合の呼吸の目盛り付き吸気部分を示す図である。 患者が通常の又は「メサ」平坦吸気流量制限の一例を体験している場合の呼吸の目盛り付き吸気部分を示す図である。 患者が「リバースチェア（reverse chair）型」吸気流量制限の一例を体験している場合の呼吸の目盛り付き吸気部分を示す図である。 患者が「Ｍ字型」吸気流量制限の一例を体験している場合の呼吸の目盛り付き吸気部分を示す図である。 チェーンストークス呼吸の一例を示す図である。酸素飽和度（ＳｐＯ２）、流量を示す信号、及び運動の３つのチャネルがある。データは６分間にわたる。流量を表す信号は、鼻カニューレに接続された圧力センサを用いて測定されたものである。患者は、約２２秒の無呼吸と、約３８秒の過呼吸とを呈する。無呼吸中のより高い周波数の低振幅振動は心臓性のものである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 図４ａのＰＡＰデバイスの１つの形態における図４ｄのアルゴリズムの動作を示すフローチャートである。 本技術の１つの形態による位相の関数としての一例の「円滑かつ快適」な治療圧波形を示す図である。
本技術を更に詳細に説明する前に、本明細書において説明する特定の例は変化すること
ができ、本技術はこれらの例に限定されるものではないことが理解されるべきである。こ
の開示において用いられる術語は、本明細書において論述する特定の例のみを説明するた
めのものであり、限定を意図するものではないことも理解されるべきである。
１ 治療システム
１つの形態では、本技術は、呼吸障害を治療するための装置を含む。この装置は、空気
等の加圧呼吸ガスを、患者インタフェース３０００に通じる空気送達チューブを介して患
者１０００に供給するためのフロージェネレータ又はブロワを備えることができる。
２ 療法
１つの形態では、本技術は、患者１０００の気道の入口に陽圧を印加するステップを含
む、呼吸障害を治療する方法を含む。
２．１ ＯＳＡ用の経鼻ＣＰＡＰ
１つの形態では、本技術は、経鼻持続気道陽圧を患者に印加することによって患者の閉
塞性睡眠時無呼吸を治療する方法を含む。
本技術の幾つかの実施形態では、陽圧の空気の供給は、一方又は双方の鼻孔を介して患
者の鼻通路に提供される。
３ 患者インタフェース３０００
本技術の１つの態様による非侵襲的患者インタフェース３０００は、次の機能的態様、
すなわち、シール形成構造体３１００、プレナムチャンバ３２００、位置決め安定化構造
体３３００、及び空気回路４１７０への接続用の接続ポート３６００を備える。幾つかの
形態では、機能的態様は、１つ又は複数の物理構成要素によって提供することができる。
幾つかの形態では、１つの物理構成要素は、１つ又は複数の機能的態様を提供することが
できる。使用の際、シール形成構造体３１００は、気道への陽圧の空気の供給を容易にす
るべく、患者の気道への入口を取り囲むように配置される。
４ ＰＡＰデバイス４０００
本技術の１つの態様によるＰＡＰデバイス４０００は、機械構成要素及び空気圧構成要
素４１００、電気構成要素４２００を備え、１つ又は複数のアルゴリズム４３００を実行
するようにプログラムされる。このＰＡＰデバイスは、外部ハウジング４０１０を有する
。外部ハウジング４０１０は、外部ハウジング４０１０の上側部分４０１２及び外部ハウ
ジング４０１０の下側部分４０１４の２つの部分で形成される。代替の形態では、外部ハ
ウジング４０１０は、１つ又は複数のパネル４０１５を備えることができる。ＰＡＰデバ
イス４０００は、ＰＡＰデバイス４０００の１つ又は複数の内部構成要素を支持するシャ
ーシ４０１６を備える。１つの形態では、空気圧ブロック（pneumatic block）４０２０
が、シャーシ４０１６によって支持されるか、又はその一部分として形成される。ＰＡＰ
デバイス４０００は、取っ手４０１８を備えることができる。
ＰＡＰデバイス４０００の空気経路は、吸入口エアフィルタ４１１２、吸入口マフラ４
１２２、陽圧の空気を供給することが可能な制御可能圧力デバイス４１４０（好ましくは
、ブロワ４１４２）、及び放出口マフラ４１２４を備える。１つ又は複数の圧力センサ４
２７２及び流量センサ４２７４が、空気経路に備えられる。
空気圧ブロック４０２０は、空気経路のうちの、外部ハウジング４０１０内に位置する
部分を含む。
ＰＡＰデバイス４０００は、電源装置４２１０、１つ又は複数の入力デバイス４２２０
、中央コントローラ４２３０、療法デバイスコントローラ４２４０、療法デバイス４２４
５、１つ又は複数の保護回路４２５０、メモリ４２６０、トランスデューサ４２７０、デ
ータ通信インタフェース４２８０、及び１つ又は複数の出力デバイス４２９０を有する。
電気構成要素４２００は、単一のプリント回路基板アセンブリ（ＰＣＢＡ）４２０２上に
実装することができる。代替の形態では、ＰＡＰデバイス４０００は、２つ以上のＰＣＢ
Ａ４２０２を備えることができる。
ＰＡＰデバイス４０００の中央コントローラ４２３０は、１つ又は複数のアルゴリズム
モジュール４３００を実行するようにプログラムされる。これらのアルゴリズムモジュー
ルは、１つの実施態様では、前処理モジュール４３１０、療法エンジンモジュール４３２
０、圧力制御モジュール４３３０、及び故障状態モジュール４３４０を含む。
以下では、ＰＡＰデバイス４０００は、人工呼吸器（ventilator）と区別することなく
呼ばれる。
４．１ ＰＡＰデバイスの機械構成要及び空気圧構成要素４１００
４．１．１ エアフィルタ（複数の場合もある）４１１０
本技術の１つの形態によるＰＡＰデバイスは、１つのエアフィルタ４１１０、又は複数
のエアフィルタ４１１０を備えることができる。
１つの形態では、吸入口エアフィルタ４１１２は空気経路の開始部において、ブロワ４
１４２の上流に位置している。図４ｂを参照されたい。
１つの形態では、放出口エアフィルタ４１１４、例えば抗菌性フィルタは、空気圧ブロ
ック４０２０の放出口と患者インタフェース３０００との間に位置している。図４ｂを参
照されたい。
４．１．２ マフラ（複数の場合もある）４１２０
本技術の１つの形態では、吸入口マフラ４１２２は、空気経路においてブロワ４１４２
の上流に位置している。図４ｂを参照されたい。
本技術の１つの形態では、放出口マフラ４１２４は、空気経路においてブロワ４１４２
と患者インタフェース３０００との間に位置している。図４ｂを参照されたい。
４．１．３ 圧力デバイス４１４０
本技術の１つの形態では、陽圧の空気の流量を生成するための圧力デバイス４１４０は
、制御可能ブロワ４１４２である。例えば、このブロワは、ボリュート内に収容された１
つ又は複数のインペラを有するブラシレスＤＣモータ４１４４を備えることができる。ブ
ロワは、約４ｃｍＨ２Ｏ〜約２０ｃｍＨ２Ｏの範囲、又は他の形態では約３０ｃｍＨ２Ｏ
まで陽圧の空気の供給を、例えば約１２０リットル／分で送達することが可能である。
圧力デバイス４１４０は、療法デバイスコントローラ４２４０の制御を受ける。
４．１．４ トランスデューサ（複数の場合もある）４２７０
本技術の１つの形態では、１つ又は複数のトランスデューサ４２７０が、圧力デバイス
４１４０の上流に位置する。この１つ又は複数のトランスデューサ４２７０は、空気経路
のその地点における空気の性質を測定するように構成及び準備されている。
本技術の１つの形態では、１つ又は複数のトランスデューサ４２７０は、圧力デバイス
４１４０の下流であって、空気回路４１７０の上流に位置する。この１つ又は複数のトラ
ンスデューサ４２７０は、空気経路のその地点における空気の性質を測定するように構成
及び準備されている。
本技術の１つの形態では、１つ又は複数のトランスデューサ４２７０は、患者インタフ
ェース３０００に近接して位置する。
４．１．５ アンチスピルバック弁（anti-spill back valve）４１６０
本技術の１つの形態では、アンチスピルバック弁は、加湿器５０００と空気圧ブロック
４０２０との間に位置している。このアンチスピルバック弁は、水分が加湿器５０００か
ら例えばモータ４１４４へ上流に向けて流れる危険性を低減するように構成及び準備され
ている。
４．１．６ 空気回路４１７０
本技術の一態様による空気回路４１７０は、空気圧ブロック４０２０と患者インタフェ
ース３０００との間での空気又は呼吸に適したガスの流れを可能にするように構成及び準
備されている。
４．１．７ 酸素送達４１８０
本技術の１つの形態では、補助酸素４１８０が、空気経路における或る地点に送達され
る。
本技術の１つの形態では、補助酸素４１８０は、空気圧ブロック４０２０の上流に送達
される。
本技術の１つの形態では、補助酸素４１８０は、空気回路４１７０に送達される。
本技術の１つの形態では、補助酸素４１８０は、患者インタフェース３０００に送達さ
れる。
４．２ ＰＡＰデバイスの電気構成要素４２００
４．２．１ 電源装置４２１０
本技術の１つの形態では、電源装置４２１０は、ＰＡＰデバイス４０００の外部ハウジ
ング４０１０の内部にある。本技術の別の形態では、電源装置４２１０は、ＰＡＰデバイ
ス４０００の外部ハウジング４０１０の外部にある。
本技術の１つの形態では、電源装置４２１０は、電力をＰＡＰデバイス４０００のみに
提供する。本技術の別の形態では、電源装置４２１０は、電力をＰＡＰデバイス４０００
及び加湿器５０００の双方に提供する。
４．２．２ 入力デバイス４２２０
本技術の１つの形態では、ＰＡＰデバイス４０００は、人がこのデバイスとインタラク
トすることを可能にするボタン、スイッチ、又はダイアルの形態の１つ又は複数の入力デ
バイス４２２０を備える。これらのボタン、スイッチ、又はダイアルは、物理デバイスと
することもできるし、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と
することもできる。これらのボタン、スイッチ、又はダイアルは、１つの形態では、外部
ハウジング４０１０に物理的に接続することもできるし、別の形態では、中央コントロー
ラ４２３０に電気接続されている受信機と無線通信することもできる。
１つの形態では、入力デバイス４２２０は、人が値及び／又はメニュー選択肢を選択す
ることを可能にするように構成及び準備することができる。
４．２．３ 中央コントローラ４２３０
本技術の１つの形態では、中央コントローラ４２３０は、ｘ８６ＩＮＴＥＬプロセッサ
等の、ＰＡＰデバイス４０００を制御するのに好適なプロセッサである。
本技術の別の形態による、ＰＡＰデバイス４０００を制御するのに好適なプロセッサ４
２３０は、ARM Holdings社が提供しているＡＲＭ Ｃｏｒｔｅｘ−Ｍプロセッサに基づく
プロセッサを含む。例えば、ST MICROELECTRONICS社が提供しているＳＴＭ３２シリーズ
のマイクロコントローラを用いることができる。
本技術の更なる代替の形態による、ＰＡＰデバイス４０００を制御するのに好適な別の
プロセッサ４２３０は、ＡＲＭ９ベースの３２ビットＲＩＳＣ ＣＰＵファミリから選択
されたメンバを含む。例えば、ST MICROELECTRONICS社が提供しているＳＴＲ９シリーズ
のマイクロコントローラを用いることができる。
本技術の或る特定の代替の形態では、１６ビットＲＩＳＣ ＣＰＵをＰＡＰデバイス４
０００用のプロセッサ４２３０として用いることができる。例えば、TEXAS INSTRUMENTS
社によって製造されたＭＳＰ４３０ファミリのマイクロコントローラからのプロセッサを
用いることができる。
プロセッサ４２３０は、１つ又は複数のトランスデューサ４２７０及び１つ又は複数の
入力デバイス４２２０から入力信号（複数の場合もある）を受信するように構成されてい
る。
プロセッサ４２３０は、出力デバイス４２９０、療法デバイスコントローラ４２４０、
データ通信インタフェース４２８０、及び加湿器コントローラ５２５０のうちの１つ又は
複数に出力信号（複数の場合もある）を提供するように構成されている。
プロセッサ４２３０、又は複数のそのようなプロセッサは、メモリ４２６０等のコンピ
ュータ可読記憶媒体に記憶されたコンピュータプログラムとして表された１つ又は複数の
アルゴリズム４３００等の本明細書において説明する１つ又は複数の方法論を実施するよ
うに構成することができる。幾つかの場合には、前に論述したように、そのようなプロセ
ッサ（複数の場合もある）は、ＰＡＰデバイス４０００と統合することができる。しかし
ながら、幾つかのデバイスでは、プロセッサ（複数の場合もある）は、呼吸治療の送達を
直接制御することなく、本明細書において説明する方法論のうちの任意のものを実行する
等の目的で、ＰＡＰデバイスの流量生成構成要素とは別個に実装することができる。例え
ば、そのようなプロセッサは、本明細書において説明するセンサのうちの任意のもの等か
らの記憶されたデータの解析によって、人工呼吸器又は他の呼吸関連事象の制御設定を求
める目的で、本明細書において説明する方法論のうちの任意のものを実行することができ
る。
４．２．４ クロック４２３２
好ましくは、ＰＡＰデバイス４０００は、プロセッサ４２３０に接続されたクロック４
２３２を備える。
４．２．５ 療法デバイスコントローラ４２４０
本技術の１つの形態では、療法デバイスコントローラ４２４０は、プロセッサ４２３０
によって実行されるアルゴリズム４３００の一部分を形成する圧力制御モジュール４３３
０である。
本技術の１つの形態では、療法デバイスコントローラ４２４０は、専用化されたモータ
制御集積回路である。例えば、１つの形態では、ONSEMI社によって製造されたＭＣ３３０
３５ブラシレスＤＣモータコントローラが用いられる。
４．２．６ 保護回路４２５０
好ましくは、本技術によるＰＡＰデバイス４０００は、１つ又は複数の保護回路４２５
０を備える。
本技術による保護回路４２５０の１つの形態は、電気保護回路である。
本技術による保護回路４２５０の１つの形態は、温度安全回路又は圧力安全回路である
。
４．２．７ メモリ４２６０
本技術の１つの形態によれば、ＰＡＰデバイス４０００は、メモリ４２６０、好ましく
は不揮発性メモリを備える。幾つかの形態では、メモリ４２６０は、バッテリ駆動スタテ
ィックＲＡＭを含むことができる。幾つかの形態では、メモリ４２６０は、揮発性ＲＡＭ
を含むことができる。
好ましくは、メモリ４２６０は、ＰＣＢＡ４２０２上に位置する。メモリ４２６０は、
ＥＥＰＲＯＭ又はＮＡＮＤフラッシュの形態とすることができる。
付加的に又は代替的に、ＰＡＰデバイス４０００は、メモリ４２６０の着脱可能な形態
のもの、例えば、セキュアデジタル（ＳＤ）標準規格に従って作製されたメモリカードを
備える。
本技術の１つの形態では、メモリ４２６０は、１つ又は複数のアルゴリズム４３００等
の、本明細書において説明する１つ又は複数の方法論を表すコンピュータプログラム命令
が記憶されたコンピュータ可読記憶媒体として機能する。
４．２．８ トランスデューサ４２７０
トランスデューサは、デバイスの内部に存在させることができるし、ＰＡＰデバイスの
外部に存在させることもできる。外部のトランスデューサは、例えば、空気送達回路、例
えば患者インタフェースに位置させることもできるし、その一部分とすることもできる。
外部のトランスデューサは、データをＰＡＰデバイスに送信又は転送するドップラレーダ
移動センサ等の非接触センサの形態とすることもできる。
４．２．８．１ 流量４２７４
本技術による流量トランスデューサ４２７４は、差圧トランスデューサ、例えば、SENS
IRION社が提供しているＳＤＰ６００シリーズの差圧トランスデューサに基づくことがで
きる。この差圧トランスデューサは、空気圧回路と流体連通し、圧力トランスデューサの
それぞれのものは、流量制限要素における第１の地点及び第２の地点のそれぞれに接続さ
れる。
使用中、流量トランスデューサ４２７４からの信号、すなわち総流量Ｑｔ信号が、プロ
セッサ４２３０によって受信される。ただし、そのような流量信号を生成するか又は流量
を推定するための他のセンサを実装することができる。例えば、幾つかの実施形態では、
熱線質量流量センサ等の質量流量センサを実装して、流量信号を生成することができる。
オプションとして、流量は、米国特許出願第１２／１９２，２４７号に記載された方法論
のうちの任意のもの等に従って、ここで説明した他のセンサの１つ又は複数の信号から推
定することができる。この米国特許出願の開示内容は、引用することによって、本明細書
の一部をなすものとする。
４．２．８．２ 圧力４２７２
本技術による圧力トランスデューサ４２７２は、空気圧回路と流体連通して位置してい
る。好適な圧力トランスデューサの一例は、HONEYWELL社のＡＳＤＸシリーズからのセン
サである。代替の好適な圧力トランスデューサは、GENERAL ELECTRIC社が提供しているＮ
ＰＡシリーズからのセンサである。
使用中、圧力トランスデューサ４２７２からの信号は、プロセッサ４２３０によって受
信される。１つの形態では、圧力トランスデューサ４２７２からの信号は、プロセッサ４
２３０によって受信される前にフィルタリングされる。
４．２．８．３ モータ速度４２７６
本技術の１つの形態では、モータ速度信号４２７６が生成される。モータ速度信号４２
７６は、好ましくは、療法デバイスコントローラ４２４０によって提供される。モータ速
度は、例えば、ホール効果センサ等の速度センサが生成することができる。
４．２．９ データ通信システム４２８０
本技術の１つの好ましい形態では、データ通信インタフェース４２８０が設けられ、プ
ロセッサ４２３０に接続される。データ通信インタフェース４２８０は、好ましくは、リ
モート外部通信ネットワーク４２８２に接続可能である。データ通信インタフェース４２
８０は、好ましくは、ローカル外部通信ネットワーク４２８４に接続可能である。好まし
くは、リモート外部通信ネットワーク４２８２は、リモート外部デバイス４２８６に接続
可能である。好ましくは、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に接続可能である。
１つの形態では、データ通信インタフェース４２８０は、プロセッサ４２３０の一部分
である。別の形態では、データ通信インタフェース４２８０は、プロセッサ４２３０とは
別個の集積回路である。
１つの形態では、リモート外部通信ネットワーク４２８２はインターネットである。デ
ータ通信インタフェース４２８０は、（例えば、イーサネット（登録商標）又は光ファイ
バを介した）有線通信、又は無線プロトコルを用いてインターネットに接続することがで
きる。
１つの形態では、ローカル外部通信ネットワーク４２８４は、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登
録商標）又は民生赤外線プロトコル等の１つ又は複数の通信標準規格を利用する。
１つの形態では、リモート外部デバイス４２８６は、１つ又は複数のコンピュータ、例
えばネットワークコンピュータのクラスタである。１つの形態では、リモート外部デバイ
ス４２８６は、物理コンピュータではなく、仮想コンピュータとすることができる。いず
れの場合も、そのようなリモート外部デバイス４２８６は、臨床医等の適切に認可された
人にアクセス可能とすることができる。
好ましくは、ローカル外部デバイス４２８８は、パーソナルコンピュータ、移動電話、
タブレット、又はリモコンである。
４．２．１０ オプションのディスプレイ、アラームを備える出力デバイス４２９０
本技術による出力デバイス４２９０は、視覚ユニット、オーディオユニット、及び触覚
ユニットのうちの１つ又は複数の形態を取ることができる。視覚ディスプレイは、液晶デ
ィスプレイ（ＬＣＤ）又は発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイとすることができる。
４．２．１０．１ ディスプレイドライバ４２９２
ディスプレイドライバ４２９２は、ディスプレイ４２９４上での表示を目的とした文字
、シンボル、又は画像を入力として受け取り、ディスプレイ４２９４にそれらの文字、シ
ンボル、又は画像を表示させるコマンドにそれらを変換する。
４．２．１０．２ ディスプレイ４２９４
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、シンボル、又は画像を視覚的に表示するように構成されている。例えば、デ
ィスプレイ４２９４は、８セグメントディスプレイとすることができる。この場合、ディ
スプレイドライバ４２９２は、数字「０」等の各文字又は各シンボルを、８つのそれぞれ
のセグメントが特定の文字又はシンボルを表示するようにアクティブ化されるか否かを示
す８つの論理信号に変換する。
４．３ ＰＡＰデバイスアルゴリズム４３００
４．３．１ 前処理モジュール４３１０
本技術による前処理モジュール４３１０は、トランスデューサ、例えば流量トランスデ
ューサ又は圧力トランスデューサから未処理データを入力として受信し、好ましくは、別
のモジュール、例えば療法エンジンモジュール４３２０への入力として用いられる１つ又
は複数の出力値を計算する１つ又は複数のプロセスステップを実行する。
本技術の１つの形態では、これらの出力値は、インタフェース圧力又はマスク圧力Ｐｍ
、呼吸流量Ｑｒ、及び漏れ流量Ｑｌを含む。
本技術の様々な形態では、前処理モジュール４３１０は、次のアルゴリズム、すなわち
、圧力補償４３１２、通気孔流量（vent flow）４３１４、漏れ流量４３１６、呼吸流量
４３１８、及びジャミング検出４３１９のうちの１つ又は複数を含む。
４．３．１．１ 圧力補償４３１２
本技術の１つの形態では、圧力補償アルゴリズム４３１２は、空気圧ブロックの放出口
に近接した空気経路における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、空気回路４１７０における圧力降下を推定し、患者インタフェース３００
０における推定された圧力Ｐｍを出力として提供する。
４．３．１．２ 通気孔流量４３１４
本技術の１つの形態では、通気孔流量計算アルゴリズム４３１４は、患者インタフェー
ス３０００における推定された圧力Ｐｍを入力として受け取り、患者インタフェース３０
００における通気孔３４００からの空気の通気孔流量Ｑｖを推定する。
４．３．１．３ 漏れ流量４３１６
本技術の１つの形態では、漏れ流量アルゴリズム４３１６は、総流量Ｑｔ及び通気孔流
量Ｑｖを入力として受け取り、幾つかの呼吸サイクル、例えば約１０秒を含むように十分
長い期間にわたってＱｔ−Ｑｖの平均を計算することによって、漏れ流量Ｑｌを出力とし
て提供する。
１つの形態では、漏れ流量アルゴリズム４３１６は、総流量Ｑｔ、通気孔流量Ｑｖ、及
び患者インタフェース３０００における推定された圧力Ｐｍを入力として受け取り、漏れ
コンダクタンスを計算するとともに漏れ流量Ｑｌを漏れコンダクタンス及びインタフェー
ス圧力Ｐｍの関数となるように求めることによって、漏れ流量Ｑｌを出力として提供する
。１つの実施態様では、漏れコンダクタンスは、ローパスフィルタリングされた非通気孔
流量Ｑｔ−Ｑｖ及びマスク圧力Ｐｍのローパスフィルタリングされた平方根の商として計
算される。ここで、ローパスフィルタ時定数は、幾つかの呼吸サイクル、例えば約１０秒
を含むように十分に長い値を有する。
４．３．１．４ 呼吸流量４３１８
本技術の１つの形態では、呼吸流量アルゴリズム４３１８は、総流量Ｑｔ、通気孔流量
Ｑｖ、及び漏れ流量Ｑｌを入力として受け取り、通気孔流量Ｑｖ及び漏れ流量Ｑｌを総流
量Ｑｔから差し引くことによって患者への呼吸流量Ｑｒを推定する。
４．３．１．５ ジャミング検出４３１９
漏れが近時に変化し、漏れ流量アルゴリズム４３１６がその変化を十分に補償していな
いとき、「ジャミング」と呼ばれる状態が存在する。このジャミングは、米国特許第６，
５３２，９５７号、米国特許第６，８１０，８７６号、又は米国特許出願公開第２０１０
／０１０１５７４号に記載された方法に従って判断することができる。これらの米国特許
等の開示内容は、引用することによって本明細書の一部をなすものとする。ジャミング状
態では、呼吸流量ベースラインは、通例、或る程度不正確である。これは、流量の形状を
歪め、流量制限の検出に影響を及ぼす。例えば、呼吸流量ベースラインが真のレベルを超
えている場合、呼気後期における呼吸流量が正となり、したがって、吸気前期の流量とし
て取り入れられ、これが呼気後休止流量（expiratory pause flow）である場合、吸気の
真の開始は、リバースチェア型波形の平坦部分後の増加としてみなされる場合がある。し
たがって、ジャミング、すなわち補償されていない漏れが近時に存在していた程度を表す
ファジィ真理変数ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇが、ジャミングアルゴリズム４３１９によ
って計算される。
アルゴリズム４３１９では、瞬時ジャミングファジィ真理変数Ｊが、呼吸流量Ｑｒの絶
対量が予想されるものよりも長い間大きかったファジィ程度（fuzzy extent）として計算
される。空気流量が予想されるものよりも長い間正であったファジィ程度ＡＩが、以下の
ファジィメンバシップ関数を用いて、呼吸流量Ｑｒの正に向かう最後のゼロ交差以降の時
間ｔＺＩと吸気継続時間Ｔｉとから計算される。
Figure 0006782267
空気流量が大きくかつ正であるファジィ程度ＢＩは、以下のファジィメンバシップ関数
を用いて、呼吸流量Ｑｒから計算される。
Figure 0006782267
漏れが突然増加したファジィ程度ＩＩは、ファジィ真理変数ＡＩ及びＢＩのファジィ「
ａｎｄ」として計算される。
正確な対称計算が、呼気について実行され、漏れが突然減少したファジィ程度としての
ＩＥが導出される。空気流量が予想されるものよりも長い間負であるファジィ程度ＡＥが
、式（１）のファジィメンバシップ関数を用いて、呼吸流量Ｑｒの負に向かう最後のゼロ
交差以降の時間ｔＺＥと呼気継続時間Ｔｅとから計算される。空気流量が大きくかつ負で
あるファジィ程度ＢＥは、式（２）のファジィメンバシップ関数を用いて、呼吸流量Ｑｒ
の負値から計算され、ＩＥは、ファジィ真理変数ＡＥ及びＢＥのファジィ「ａｎｄ」とし
て計算される。瞬時ジャミングインデックスＪが、ファジィ真理変数ＩＩ及びＩＥのファ
ジィ「ｏｒ」として計算される。
瞬時ジャミング値ＪがＪの近時のピーク値よりも大きい場合、ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉ
ｎｇは、瞬時ジャミング値Ｊに設定される。そうでない場合、ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎ
ｇは、１０秒の時定数を用いてローパスフィルタリングされた瞬時ジャミング値Ｊに設定
される。
４．３．２ 療法エンジンモジュール４３２０
本技術の１つの形態では、療法エンジンモジュール４３２０は、患者インタフェース３
０００における圧力Ｐｍ、患者への空気の呼吸流量Ｑｒ、漏れ流量Ｑｌ、ジャミングファ
ジィ真理変数ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇのうちの１つ又は複数を入力として受け取り、
１つ又は複数の療法パラメータを出力として提供する。
本技術の１つの形態では、療法パラメータは、ＣＰＡＰ治療圧Ｐｔである。
本技術の別の形態では、療法パラメータは、ＥＰＡＰ、波形値、及び圧補助のレベルで
ある。
本技術の別の形態では、療法パラメータは、ＥＰＡＰ、波形値、目標換気量、及び瞬時
換気量である。
本技術の様々な形態では、療法エンジンモジュール４３２０は、次のアルゴリズム、す
なわち、位相決定４３２１、波形決定４３２２、換気量決定４３２３、流量制限決定４３
２４、無呼吸／呼吸低下判断４３２５、いびき判断４３２６、ＥＰＡＰ決定４３２７、目
標換気量決定４３２８、及び療法パラメータ決定４３２９のうちの１つ又は複数を含む。
療法エンジンモジュール４３２０の動作を示す図７ａ〜図７ｑでは、実線の接続線は制
御の流れを示す一方、破線の接続線はデータの流れを示す。
４．３．２．１ 位相決定４３２１
本技術の１つの形態では、位相決定アルゴリズム４３２１は、呼吸流量Ｑｒを示す信号
を入力として受け取り、患者１０００の呼吸サイクルの位相の推定値Φを提供する。位相
の変化率は呼吸数を示す。
１つの形態では、位相推定値Φは、吸息又は呼息のいずれかの値を有する離散変数であ
る。１つの形態では、位相推定値Φは、呼吸流量Ｑｒが、正の閾値を超える正値を有する
ときに、吸息の離散値を有するものとして求められる。１つの形態では、位相推定値Φは
、呼吸流量Ｑｒが負の閾値よりも負である負値を有するとき、呼息の離散値を有するもの
として求められる。
１つの形態では、位相推定値Φは、吸息、吸気中休止（mid-inspiratory pause）、及
び呼息のうちの１つの値を有する離散変数である。
１つの形態では、位相推定値Φは、例えば０〜１、すなわち０〜２π又は０度〜３６０
度に変化する連続変数である。０．５（すなわち、π又は１８０度）に等しい位相推定値
Φは、吸気から呼気への遷移時に生じる。
本技術の１つの形態では、位相決定アルゴリズム４３２１は、米国特許第６，５３２，
９５７に記載されているようなファジィ位相推定を用いる。この米国特許の開示内容は、
幾つかの調整を伴うが、引用することによって本明細書の一部をなすものとする。一般に
、これらの調整の背後にある基本的な考え方は、少ない呼吸数及び呼吸数の短期変動の許
容範囲をより広くすることである。一般的な位相ルール（phase rules：相律）には、以
前よりも低いレベルの換気量における重みがより多く与えられ、患者同期が改善される。
これは、１つ又は２つの呼吸にわたる非常に短期間に目標換気量及び目標呼吸数の維持に
関して人工呼吸器の規定（prescriptiveness）の軽度の削減を補償する以上のものをもた
らす。
従来の人工呼吸器における一種のバックアップレートに対応する「標準呼吸数」には、
ジャミングの度合い、呼吸低下の度合い、及び漏れが大きい程度に依存するファジィ論理
変数である、「トラブル」の度合いに依存する或る特定の重みが与えられる。「トラブル
」が存在しない場合であっても、この標準呼吸数には、大きな重みが与えられる。これは
、人工呼吸器の呼吸数を標準的な呼吸数に引き寄せる傾向があり、患者の呼吸数が、１つ
の実施態様では１５呼吸／分に設定される標準的な呼吸数よりも低いときに同期不全を引
き起こす傾向がある。特に睡眠開始位相中に、より低い呼吸数で呼吸したい覚醒している
患者は、これによって押し進められると感じる可能性がある。共通の反応は、人工呼吸器
と格闘することであり、その結果、低換気量（人工呼吸器の観点から）になり、これによ
って、標準呼吸数に与えられる重みが更に増加し、圧補助がより高くなる。
この影響を打ち消し、それによって、患者の快適さを高めるために、本技術の１つの形
態では、アルゴリズム４３２１によって、「トラブル」とは無関係の標準呼吸数に与えら
れる重みは、最小圧補助（最小スイング）及び最小圧補助を超える圧補助（「サーボスイ
ング」）の量に依存する。この量は、アルゴリズム４３２９によって求められる。概括的
に言えば、患者が目標換気量における換気量又はそれを超える換気量を近時に達成してお
り、そのため、患者が選ぶどの呼吸数でも呼吸することが許可されるべきであるというこ
とを低いサーボスイングレベルが示すということである。サーボスイングレベルは、次第
に高くなるにつれて、このことが当てはまらなくなることを次第に示す。実際のファジィ
メンバシップ計算は、最小スイングに依存する境界（ＳＬｏｗ及びＳＨｉｇｈ）を用いて
、現在のスイング（最小スイング及びサーボスイングの和）を用いて実行される。ファジ
ィ真理変数ＳｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅＦｏｒＳｔｄＲａｔｅは、「トラブル」とは無関係
の標準呼吸数に与えられる重み（実際には、吸気及び呼気の位相の標準変化率は一般には
異なるのこれらに与えられる重み）を求める目的での、スイングが大きいファジィ程度で
ある。
図７ａは、本技術の１つの形態における、アルゴリズム４３２１を実施するのに用いる
ことができる方法７１００を示すフローチャートである。方法７１００は、最小スイング
値ＭｉｎＳｗｉｎｇの一般に増加する関数として下側境界ＳＬｏｗを計算することによっ
てステップ７１１０から開始する。１つの実施態様では、ＳＬｏｗは、以下のように計算
される。
Figure 0006782267
ステップ７１２０において、上側境界ＳＨｉｇｈは、ＳＨｉｇｈが常に下側境界ＳＬｏ
ｗ以上であるように、最小スイングの一般に増加する関数として計算される。１つの実施
態様では、ＳＨｉｇｈは、以下のように計算される。
Figure 0006782267
ステップ７１３０において、方法７１００は、最小スイング及び現在のサーボスイング
（最小を超える圧補助）の和としてスイングを計算する。方法７１００は、次に、ステッ
プ７１４０において、ファジィ真理変数ＳｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅＦｏｒＳｔｄＲａｔｅ
を次のように計算する。すなわち、最小スイングの或るかなり高いレベル以上においては
、ＳｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅＦｏｒＳｔｄＲａｔｅは、ファジィ真（fussy true）に設定
される。最小スイングのこの或るかなり高いレベルは、１つの実施態様では、８ｃｍＨ２
Ｏ（中枢起源の周期性呼吸を治療するように設計された人工呼吸器では実際には起こるべ
きではない）である。そうでない場合、スイングが下側境界ＳＬｏｗと上側境界ＳＨｉｇ
ｈとの間で増加するにつれて、ＳｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅＦｏｒＳｔｄＲａｔｅは、ファ
ジィ偽からファジィ真に遷移する。
Figure 0006782267
最後に、ステップ７１５０において、方法７１００は、「トラブル」とは無関係の標準
呼吸数に対する重みが、ファジィ真理変数ＳｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅＦｏｒＳｔｄＲａｔ
ｅの計算値に設定されることを除いて、米国特許第６，５３２，９５７号に記載された方
法で位相を推定する。
式（３）、（４）、及び（５）によって規定されるファジィ真理関数の効果は、Ｍｉｎ
Ｓｗｉｎｇが増加するにつれて、ＳＬｏｗ及びＳＨｉｇｈの双方が次第に上昇するという
こと、並びにＭｉｎＳｗｉｎｇが増加するにつれて、特に、ＭｉｎＳｗｉｎｇが６を超え
ると、ＳＬｏｗとＳＨｉｇｈとの間の遷移領域が次第に狭くなり、ＭｉｎＳｗｉｎｇ＝８
において０にまで狭くなり、この地点で、ＳＬｏｗ及びＳＨｉｇｈもともに８に等しくな
り、そのため、最小スイング以上のスイングの任意の値は、ＳｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅＦ
ｏｒＳｔｄＲａｔｅをファジィ真にする、ということである。
アルゴリズム４３２１の代替の実施態様は、ステップ７１１０〜７１４０を省略し、そ
の代わりに、患者が近時に目標換気量以上の換気量を達成していた程度の表示として低い
サーボスイングを用いるのではなく、この程度を示すファジィ真理変数を直接計算する。
ステップ７１５０は、「トラブル」が存在しない場合には、計算されたファジィ真理変数
の値に等しい重みを標準呼吸数に与える上記に説明したような位相を推定する。
４．３．２．２ 波形決定４３２２
本技術の１つの形態では、制御モジュール４３３０は、圧力対位相の所定の波形に従っ
て気道陽圧を提供するように療法デバイス４２４５を制御する。
本技術の１つの形態では、波形決定アルゴリズム４３２２は、患者の現在の呼吸サイク
ルの位相を示す値Φを入力として受け取り、範囲［０，１］にある波形値Π（Φ）を出力
として提供する。
１つの形態では、波形は、吸気に対応する位相の前期の値については１の値を有し、呼
気に対応する位相の後期の値については０の値を有する矩形波である。他の形態では、波
形は、位相の前期の値については１に徐々に上昇し、位相の後期の値については０に徐々
に降下する、より「円滑かつ快適」な波形である。図８は、一例示の「円滑かつ快適」な
波形Π（Φ）を示している。この波形は、位相が吸気中に０から０．５に増加するにつれ
て１に上昇し、位相が呼気中に０．５から１に増加するにつれて０に降下する。
４．３．２．３ 換気量決定４３２３
本技術の１つの形態では、換気量決定アルゴリズム４３２３は、呼吸流量Ｑｒを入力と
して受け取り、瞬時患者換気量Ｖｅｎｔの値を求める。
１つの形態では、換気量決定アルゴリズム４３２３は、瞬時患者換気量Ｖｅｎｔの現在
の値を、呼吸流量Ｑｒの絶対値の２分の１として求める。
４．３．２．４ 吸気流量制限の検出４３２４
本技術の１つの形態では、プロセッサは、吸気流量制限の検出のための１つ又は複数の
アルゴリズム４３２４を実行する。
１つの形態では、アルゴリズム４３２４は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受け取り、
呼吸の吸気部分が吸気流量制限を呈する程度の１つ又は複数の測定量を計算する。
アルゴリズム４３２４は、次の３つのタイプの吸気流量制限、すなわち、通常の平坦、
Ｍ字型、及び「リバースチェアネス」（図６ｆ、図６ｈ、及び図６ｇ参照）のうちの少な
くとも１つの測定量を計算する。
４．３．２．４．１ 平坦
上気道流量制限は、往々にして、空気流量が吸気の比較的短い期間後にかなり安定した
レベルで安定する呼吸流量パターンを吸気中に生み出す。この安定したレベルは、空気流
量がこの文献に十分に説明されているスターリング弁（Starling valve）現象によって制
限され、通常は吸気の後期に下降するレベルである。このかなり安定した空気流量の期間
は、グラフ表示では「平坦」に見える（図６ｆ参照）。吸気波形の平坦を示すものは、平
坦指数（ＦＩ：flattening index）と呼ぶことができる。矩形波形の平坦指数はゼロであ
る。波形の半分である中間部分の期間中に全体平均に等しい値で一定である波形も、ゼロ
のＦＩを有する。これは、実際には、波形の第１四半期における平均を超える初期上昇が
波形の最後の四半期における平均を下回る値とバランスするときに生じる可能性がある。
ＦＩの「高い」値（例えば、０．２よりも大きい）は、流量制限が軽度であるか又はない
ことを示す。
図７ｂは、本技術の１つの形態におけるアルゴリズム４３２４の一部分としての吸気流
量制限の平坦性の測定量を計算するのに用いることができる方法７２００を示すフローチ
ャートである。方法７２００は、吸気空気流量波形から平坦指数を計算するステップ７２
１０から開始する。ステップ７２１０の１つの実施態様では、吸気空気流量波形の平均値
が計算され、流量値がこの平均によって除算されて、正規化された波形が生成され、正規
化された波形の半分である中間部分のＲＭＳ偏差が平坦指数である。
ステップ７２１０の幾つかの実施態様では、最も近時の５つの呼吸の地点別の平均の計
算が、上記ＦＩ計算の前に実行される。他の実施態様では、ＦＩは、個々の呼吸に対して
計算され、最後の３つのＦＩ値の中央値を取る等の或る種のフィルタリング演算が近時の
ＦＩ値に対して実行される。更に他の実施態様では、そのようなフィルタリングは行われ
ず、そのため、ＦＩは、単一の呼吸のみから導出され、治療応答は、その単一の呼吸のＦ
Ｉに直接基づいている。そのような単一の呼吸の実施態様の基本原理は、ＣＳＲ等の主と
して中枢起源の周期性呼吸の間は、呼吸努力の低下及び上気道閉塞の発症が非常に急速で
ある場合があるので、閉鎖型（すなわち、閉塞性）中枢性無呼吸の発症前に１つ又は２つ
の流量制限された呼吸しかないか、又は流量制限された呼吸は、通常はＵＡＯを示さない
様々な形状と入り交じる場合があり、この流量制限の証拠に迅速に応答することが望まし
い。
ステップ７２２０は、各呼吸の終わりに、その呼吸の平坦性指数（flatness index）が
増加するにつれて一般に減少するファジィ真理変数Ｆｌａｔｎｅｓｓを計算する。１つの
実施態様では、Ｆｌａｔｎｅｓｓは、以下のように計算される。
Figure 0006782267
式（６）によれば、Ｆｌａｔｎｅｓｓは、０．０５以下のＦＩの任意の値についてファ
ジィ真である。なぜならば、ＦＩ≦０．０５を有する波形は、ヒューマンアセスメントに
は等価的に流量制限されているように見え、それらの間の相違は、大部分が、流量制限の
度合いとは無関係な雑音又は特徴に起因しているからである。
４．３．２．４．２ Ｍ字型
通常の近時の値よりもあまり大きくない１回換気量又は呼吸別の換気量値を有するＭ字
型吸気流量波形は、流量制限を示す。そのような波形は、ほぼ中央において流量の比較的
急速な上昇及び降下並びにくぼみ又は「ノッチ」を有し、このくぼみは、流量制限に起因
している（図６ｈ参照）。より高い１回換気量又は換気量値において、そのような波形は
一般に行動性、すなわち、睡眠中のマイクロ覚醒（microarousals）、又は吐息であり、
流量制限を示すものではない。ＣＰＡＰデバイスでは、１回換気量又は換気量は、Ｍ字型
に従って一般に減少するが、高速に応答するサーボ人工呼吸器は、圧補助を増加させるこ
とによって換気量のそのような降下の影響を打ち消す傾向があり、そのため、低い換気量
レベルは、波形が実際に流量制限されているか否かを判定する際に一般に役立つ特徴では
ない。
Ｍ字型波形を検出するために、Ｍ字に概ね類似する波形に対する吸気流量波形の類似性
が決定される。
図７ｃは、本技術の１つの形態におけるアルゴリズム４３２４の一部分としてのＭ字型
吸気流量制限の測定量を計算するのに用いることができる方法７３００を示すフローチャ
ートである。
ノッチは、吸気流量波形の中心にない場合があるので、方法７３００は、ノッチのロケ
ーションを見つけるように試み、次に、そのノッチが波形の中心になるように波形に直線
的な時間歪を施す（linearly timedistort）。ノッチを見つけるために、第１のステップ
７３１０は、以下のゼロを中心とした長さＴｉ／２のＶ字型カーネルＶ（ｔ）を用いて、
正規化された吸気流量波形ｆ（ｔ）（平均による正規化除算（normalisation division）
）の修正された畳み込みを実行する。ここで、Ｔｉは吸気の継続時間である。
Figure 0006782267
修正された畳み込みは、カーネルＶ（ｔ）の左半分及び右半分を用いた別々の畳み込み
に基づいている。左半分の畳み込みは、以下のように計算される。
Figure 0006782267
右半分の畳み込みは、以下のように計算される。
Figure 0006782267
修正された畳み込みＩ（τ）は、左半分の畳み込みＩＬ（τ）及び右半分の畳み込みＩ
Ｒ（τ）のいずれかが０である場合には、他の量にかかわらず、結果が０であり、双方が
１である場合には、結果が１であるような左半分の畳み込み及び右半分の畳み込みの結合
として計算される。上記のように制約されると、左半分の畳み込み及び右半分の畳み込み
の結合は、或る意味で論理「ａｎｄ」関数と類似し、したがって、「Ｖ−ａｎｄ型畳み込
み」という名称が与えられる。１つの実施態様では、この結合は、左半分の畳み込み及び
右半分の畳み込みの修正された幾何平均である。
Figure 0006782267
上記制約は、配置されたノッチの左側の吸気流量波形が左方に一般に増加し、ノッチの
右側の吸気流量波形が右方に一般に増加するという状態を提供する。これは、左右の積分
を単に合計するよりも多くの特異度を提供する。式（１０）に与えられた実施態様では、
時間シフトした正規化された吸気流量波形と各半分のＶとの積の積分は厳密に正でなけれ
ばならず、そうでない場合、Ｖ−ａｎｄ型畳み込みは０である。これによって、例えば、
吸気流量の、Ｖの中心の左側の部分が実際には左方に増加しないが、Ｖ波形の右半分の積
分が非常に大きいので、実際には減少している左半分を圧倒するときに、様々な病態（pa
thologies）が防止される。
Ｖ−ａｎｄ型畳み込みは、Ｔｉ／４〜３Ｔｉ／４の範囲のカーネルＶ（ｔ）の中心の位
置を用いて実行され、したがって、吸気流量波形の半分である中心部分の結果が得られる
。
ステップ７３２０は、修正された畳み込みＩ（τ）がピークに達するロケーションを見
つけ、このピークの高さが閾値よりも大きい場合、ノッチは、このピークが位置するカー
ネルＶ（ｔ）の中心のロケーションｔｎｏｔｃｈに存在するとみなされる。１つの実施態
様では、上記閾値は、０．１５に設定される。
ノッチが、ステップ７３２０によってロケーションｔｎｏｔｃｈに見つかった場合（「
Ｙ」）、吸気流量波形ｆ（ｔ）は、次にステップ７３３０において、波形の半分がｔｎｏ
ｔｃｈの左側になるとともに半分が右側になるように時間歪を施されるか又は「対称にさ
れる」。この操作によって、流量波形ｆ（ｔ）に時間歪を施したもの又は流量波形ｆ（ｔ
）を「対称にした」ものＧ（ｔ）が与えられる。
Figure 0006782267
ノッチがステップ７３２０において見つからない場合（「Ｎ」）、ステップ７３３５は
、Ｇ（ｔ）を吸気流量波形ｆ（ｔ）に設定する。なぜならば、検出可能なノッチを呈示し
ない幾つかの波形は、依然としてＭ字型流量制限を有する場合があるからである。
或る区間Ｉ上の２つの関数の内積を通常の方法で定義する。
Figure 0006782267
半値幅Ｔｉの第１正弦波調和関数（sinusoidal harmonic function）及び第３正弦波調
和関数を以下のように定義する。
Figure 0006782267
 及び
Figure 0006782267
これらの２つの調和関数は、［０，Ｔｉ］上で直交する。［０，Ｔｉ］におけるｔにつ
いて、Ｆ３（ｔ）はＭ字型吸気波形と概ね類似し、Ｆ１（ｔ）は標準的な吸気波形と概ね
類似する。したがって、対称にされた波形Ｇ（ｔ）がＦ３（ｔ）と類似している程度は、
波形がどれだけＭと類似しているかのインジケータである。ステップ７３４０は、この程
度を計算する。１つの実施態様では、ステップ７３４０は、この程度を、対称にされた波
形Ｇ（ｔ）の第３の高調波（harmonic）の電力の、第１高調波及び第３高調波の電力の和
に対する比Ｍ３Ｒａｔｉｏとして計算する。ここで、内積演算子が下付き文字を有しない
場合、区間は吸気区間［０，Ｔｉ］であることが理解される。
Figure 0006782267
Ｍ３Ｒａｔｉｏが大きいとき、吸気流量波形は、通常、Ｍと類似している。しかし、波
形が非常に非対称であり、波形の第１の半分又は第２の半分の一方の平均流量が他方の半
分よりもはるかに高い場合にも、Ｍ３Ｒａｔｉｏは大きい可能性がある。この可能性を除
外するために、ステップ７３４０は、ノッチロケーションの回りの吸気流量波形ｆ（ｔ）
の対称性の測定量Ｓｙｍｍも計算する。１つの実施態様では、ステップ７３４０は、対称
にされた波形Ｇ（ｔ）の第１の半分及び第２の半分の第３調和成分を計算する。
Figure 0006782267
ステップ７３４０は、次に、これらの成分のうちの小さい方の、それらの絶対値の和に
対する比として、測定量Ｓｙｍｍを計算する。
Figure 0006782267
ステップ７３５０は、次に、測定量Ｓｙｍｍが、１つの実施態様では０．３に設定され
た低い閾値よりも小さいか否かを検査する。小さい場合（「Ｙ」）、吸気流量波形は、対
称的なＭ字型でないとみなされ、吸気流量波形が対称的なＭ字型である程度の測定量であ
る量Ｍ３ＲａｔｉｏＳｙｍは、ステップ７３６０において０に等しく設定される。測定量
Ｓｙｍｍが上記閾値よりも小さくない場合（「Ｎ」）、Ｍ３ＲａｔｉｏＳｙｍは、ステッ
プ７３７０においてＭ３Ｒａｔｉｏに等しく設定される。
４．３．２．４．３ リバースチェアネス
部分的上気道閉塞を有する幾つかの患者では、流量波形は、吸気の開始時に幾分増加し
、ほぼ定常状態で推移し、次に、吸気の後期に、閉塞がないことを示唆するレベルに大幅
に上昇し、次に、吸気の終了に向けてかなり標準的な形式で０に低下する（図６ｇ参照）
。これは、幾分、側面から見たチェア（chair：椅子）と類似し、チェアの背もたれが吸
気の終了時にある。これは、「リバースチェアネス」と呼ばれる。なぜならば、通常の閉
塞性睡眠時無呼吸の流量制限された波形はこの形状と類似しているが、チェアの背もたれ
は吸気の開始近くにあるからである。特に図８に示すような「円滑かつ快適な」圧力波形
を有する大きな圧補助が存在する場合、リバースチェアネスは、部分的閉塞の初期状態に
起因していると考えられ、上昇する圧力が吸気中に上気道を開放し、そのため、吸気の後
段の部分では、気道は、実質的に遮られていない。この現象が治療されず、ＥＰＡＰが次
第に下げられる場合、完全上気道閉塞が結果として生じる場合があることが確認されてい
る。したがって、リバースチェアネスを検出し、それに応じてＥＰＡＰを上昇させること
が望ましい。
様々な非閉塞性の行動性波形、中でも注目すべきは、睡眠中のマイクロ覚醒、又は吐息
は、リバースチェアネスを示す波形を生成する場合があり、そのため、本技術では、リバ
ースチェアネスのこれらの非閉塞性の要因には対応しないように試みる措置がとられる。
図７ｄは、本技術の１つの形態におけるアルゴリズム４３２４の一部分としての吸気流
量制限のリバースチェアネスの測定量を計算するのに用いることができる方法７４００を
示すフローチャートである。
方法７４００は、ステップ７４１０から開始する。このステップにおいて、吸気流量波
形の滑らかな導関数が計算される。１つの実施態様では、ステップ７４１０は、吸気流量
波形を、標準偏差０．１秒を有するガウス関数の第１の導関数と畳み込む。ステップ７４
１０の他の実施態様では、好適なローパスフィルタ及びその後に続く微分等の同様の周波
数応答特性を有する他の様々な手段が用いられる。リバースチェアネス等の形状特性の検
出のために、大部分においてスケール依存しない導関数が用いられることが望ましく、そ
のため、１つの実施態様では、滑らかな導関数（リットル／秒／秒）は、ステップ７４１
５においてＴｙｐＶｅｎｔ／９によって正規化され、秒−１という単位を有する正規化さ
れた導関数が与えられる。ここで、ＴｙｐＶｅｎｔは、通常の近時の換気量の測定量（リ
ットル／分）（例えば、図７ｏを参照して以下で説明するように計算される）である。
次に、ステップ７４２０が、初期上昇、ほぼ平坦な領域、及び更なる上昇に対応する３
つの状態を有する状態機械を用いて形状認識を実行する。吸気流量波形の始点において開
始すると、状態「ＬｏｏｋｉｎｇＦｏｒＩｎｉｔｉａｌＰｏｓｉｔｉｖｅ」において、正
規化された導関数は、少なくとも０．３であることが見つかるまでトラバースされ、見つ
かると、状態は「ＬｏｏｋｉｎｇＦｏｒＬｅｖｅｌ」に遷移する。この状態において、０
．０５未満の正規化された導関数の値を求める探索が、正規化された導関数における現在
の位置から開始して実行され、探索されると、状態は、「ＬｏｏｋｉｎｇＦｏｒＰｏｓｉ
ｔｉｖｅ」に遷移する。このロケーションから前方の最小及び最大の正規化された導関数
は、今度は最大の正規化された導関数が０．１５を超え、正規化された導関数がこの最大
の正規化された導関数よりも少なくとも０．０５小さいロケーションを探す探索が再び進
むにつれて、連続して更新される。後者の判定基準の意図は、或るヒステリシスを提供す
ることである。
探索が進むにつれて、最大の正規化された導関数が増加する可能性があることは明らか
であり、その後に続くものについては、適度に大きな値が見つかることが望ましい。正規
化された導関数がその最大値から適度に減少しているという判定基準がない場合、探索は
、かなり速く終了することができる。ステップ７４２０は、ＤｅｒｉｖａｔｉｖｅＲａｎ
ｇｅと呼ばれる、最大の正規化された導関数と最小の正規化された導関数との間の差を返
す。第３の状態に達することがない場合、ＤｅｒｉｖａｔｉｖｅＲａｎｇｅは、０として
返される。次に、ステップ７４２５は、ＤｅｒｉｖａｔｉｖｅＲａｎｇｅが、１つの実施
態様では０．２に等しい或る低い閾値よりも大きいか否かを検査する。大きい場合（「Ｙ
」）、波形は、暫定的にリバースチェア型とみなされ、最小の導関数のロケーションｔｍ
ｉｎが記録され、方法７４００はステップ７４３０に進む。ＤｅｒｉｖａｔｉｖｅＲａｎ
ｇｅが上記閾値より大きくない場合（「Ｎ」）、方法７４００は、ステップ７４９５にお
いて、ファジィ真理変数ＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＣｕｒｒｅｎｔを０に設定し
、終了する。
ステップ７４３０は、変数ＬａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを計算する。この変数は、時
間にして吸気の最初の１０％及び最後の１０％を無視した、吸気の後半における吸気の１
回換気量の比率である。
Figure 0006782267
ステップ７４３０は、最小の導関数のロケーションｔｍｉｎの前に起こる吸気の１回換
気量の比率である、変数ＥａｒｌｙＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎも計算する。
Figure 0006782267
式（２０）の分母は、方法７４００において後に用いられる量である吸気の１回換気量
であることに留意されたい。
ステップ７４３５は、ＥａｒｌｙＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを、１つの実施態様では０．１
に等しい低い閾値と比較する。ＥａｒｌｙＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎが閾値よりも小さい場合
（「Ｙ」）、波形は、リバースチェア型でないとみなされ、方法７４００は、上記で説明
したようなステップ７４９５に進む。ＥａｒｌｙＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎが閾値よりも小さ
くない場合（「Ｎ」）、ステップ７４４０において、通常の近時の１回換気量（毎呼吸リ
ットル）が計算される。１つの実施態様では、ステップ７４４０は、毎分リットルの通常
の近時の換気量（例えば、図７ｏを参照して以下で説明するように計算される）を、毎分
呼吸の通常の呼吸数によって除算する。
ステップ７４４０に続いて、方法７４００は、３つのファジィ真理変数を計算する。ス
テップ７４４５は、３状態検出ステップ７４２０によって返されたＤｅｒｉｖａｔｉｖｅ
Ｒａｎｇｅの一般に増加する関数としてＤｅｒｉｖＩｎｃｒｅａｓｅＩｓＬａｒｇｅを計
算する。１つの実施態様では、ステップ７４４５は、ＤｅｒｉｖＩｎｃｒｅａｓｅＩｓＬ
ａｒｇｅを以下のように計算する。
Figure 0006782267
ステップ７４５０は、ＬａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎＩｓＬａｒｇｅを、ＬａｔｅＰｒ
ｏｐｏｒｔｉｏｎの一般に増加する関数として計算する。１つの実施態様では、ステップ
７４５０は、ＬａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎＩｓＬａｒｇｅを以下のように計算する。
Figure 0006782267
ステップ７４５５は、ステップ７４４０において計算された通常の近時の１回換気量に
比例する閾値を用いて、ステップ７４３０において計算された吸気の１回換気量の一般に
減少する関数としてＴｉｄａｌＶｏｌｕｍｅＩｓＮｏｔＬａｒｇｅを計算する。１つの実
施態様では、ステップ７４５５は、ＴｉｄａｌＶｏｌｕｍｅＩｓＮｏｔＬａｒｇｅを以下
のように計算する。
Figure 0006782267
ステップ７４６０は、ジャミング前処理アルゴリズム４３１９によって計算されたファ
ジィ真理変数ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇの一般に減少する関数として実数値の変数Ｎｏ
ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇを計算する。１つの実施態様では、ステップ７４６０は、Ｎ
ｏＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇを以下のように計算する。
Figure 0006782267
最後に、方法７４００は、ステップ７４７０において、現在の吸気がリバースチェア型
であるファジィ程度の変数ＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＣｕｒｒｅｎｔを、Ｄｅｒ
ｉｖＩｎｃｒｅａｓｅＩｓＬａｒｇｅ、ＬａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎＩｓＬａｒｇｅ、
及びＴｉｄａｌＶｏｌｕｍｅＩｓＮｏｔＬａｒｇｅのファジィＡｎｄにＮｏＲｅｃｅｎｔ
Ｊａｍｍｉｎｇを乗算したものとして計算する。
Figure 0006782267
したがって、現在の吸気は、平坦区域後の導関数の増加が適度に大きい程度でリバース
チェア型であり、呼吸の後半における１回換気量の比率は大きく、１回換気量は大きくな
く（マイクロ覚醒及び吐息の除外を助ける）、近時のジャミングは起こっていない。
４．３．２．５ 無呼吸及び呼吸低下の検出４３２５
本技術の１つの形態では、プロセッサ４２３０は、無呼吸及び／又は呼吸低下の検出の
ための１つ又は複数のアルゴリズム４３２５を実行する。
完全上気道閉塞は、真のゼロの呼吸気流量を生み出す。換気補助が存在する場合、人工
呼吸器によって推定されるような呼吸気流量は、漏れが存在しない場合であっても、一般
にゼロではない。空気経路及びマスクにおける吸気中の圧力の上昇の結果、上気道閉塞の
場所に至るまでの空気経路においてガスの圧縮が生じ、したがって、少量でも、システム
内への真の流入が存在する。加えて、吸気中の圧力の上昇は、あらゆる漏れを防止するの
に十分なシールを維持している間であっても、マスクの一部を顔から引き離す場合があり
、その結果、吸気中に空気経路内への更なるガスの流入が生じる。対応する流出が呼気中
に生じる。加えて、マスク圧力の関数としての漏れのモデルは、特により高い漏れレベル
では不完全な場合があり、そのため、空気流量が真のゼロの間であっても、推定された流
量は、交互に正（吸気中）及び呼気中の負になる場合がある。これらの理由から、無呼吸
を検出するためのゼロ又はほぼゼロの呼吸気流量の判定基準は、多くの場合、真の閉鎖型
（すなわち、閉塞性）無呼吸中は適合せず、したがって、不適切である。
したがって、本技術の１つの形態では、無呼吸を検出するための判定基準は、空気流量
が通常の近時の空気流量に対して相対的に低いということにしている。
図７ｅは、本技術の１つの形態におけるアルゴリズム４３２５の一部分としての無呼吸
検出を実施するのに用いることができる方法７５００を示すフローチャートである。最初
のステップ７５１０において、現在の呼吸気流量の測定量が計算される。１つの実施態様
では、ステップ７５１０は、短い近時の区間にわたる呼吸気流量のＲＭＳ値を計算する。
この区間は、１つの実施態様では、最後の２秒に等しい。
ステップ７５２０において、通常の近時の空気流量の測定量が計算される。１つの実施
態様では、通常の近時の空気流量の測定量は、ステップ７５１０において用いられる区間
よりも長い長さの窓における呼吸気流量のＲＭＳ値を計算することによって直接計算され
る。この長さは、１つの実施態様では、現時点前の６０秒である。代替の実施態様では、
ステップ７５２０は、呼吸気流量の値の２乗に対するローパスフィルタの出力の平方根を
計算する。ここで、このローパスフィルタは、時定数６０秒を有する１次ローパスフィル
タ等のほぼ６０秒の通常の時間応答を有する。
ステップ７５３０において、通常の近時の空気流量の測定量に対する現在の空気流量の
測定量の比が計算される。次に、ステップ７５４０は、この計算された比が、所定の継続
時間Ｄ（１つの実施態様では１０秒）以上の或る継続時間の間、連続して低い閾値（１つ
の実施態様では０．２５）以下であるか否かを検査する。そうである場合（「Ｙ」）、無
呼吸が検出されたか否かを示すブール変数（フラグ）Ａｐｎｅａが、ステップ７５５０に
おいて真に設定される。そうでない場合（「Ｎ」）、このフラグは、ステップ７５６０に
おいてクリアされる。Ａｐｎｅａが真である連続した時間期間は、無呼吸症状発現とみな
される。ステップ７５４０によれば、無呼吸期間は、継続時間が少なくともＤでなければ
ならない。
深刻ではあるが完全上気道閉塞でない状態の下では、人工呼吸器は、特に、その人工呼
吸器が、本技術の１つの形態のように呼吸低下に応答して圧補助を急速に増加させる人工
呼吸器である場合に、或る真の呼吸流量を生み出す場合がある。代替的に、漏れが十分に
モデル化されていないとき、方法７５００が無呼吸を検出しないほど十分大きな中程度の
呼吸気流量が存在するように見える場合がある。真の呼吸気流量は、呼吸気流量推定（ア
ルゴリズム４３１８）が正確であったならば、方法７５００が、無呼吸を検出していたほ
ど十分低い場合がある。無呼吸検出のいずれの「偽陰性」状況においても、中程度以上の
圧補助及び小さな絶対空気流量の組み合わせは、高換気インピーダンスと呼ばれ、呼吸低
下の指標としてとらえることができる。
図７ｆは、本技術の１つの形態におけるアルゴリズム４３２５の一部分としての呼吸低
下検出を実施するのに用いることができる方法７６００を示すフローチャートである。方
法７６００は、ステップ７６１０から開始する。このステップは、ほぼ１つ又は２つの通
常の呼吸に関して特徴的な応答時間を有するローパスフィルタを空気流量の絶対値に適用
する。ステップ７６１０の１つの実施態様では、このローパスフィルタは、双一次変換方
法を用いてデジタル方式で実施される２次ベッセルローパスフィルタであり、周波数応答
が３．２／６０秒において−３ｄＢポイントを有する。ステップ７６１０の出力は、Ａｂ
ｓＡｉｒｆｌｏｗＦｉｌｔｅｒＯｕｔｐｕｔで示される。
次のステップ７６２０において、目標絶対空気流量（ＴｇｔＡｂｓＡｉｒｆｌｏｗで示
す）が、現在の目標換気量の２倍の、通常の近時の換気量の測定量に基づく連続変化する
量として計算され、以下で説明するアルゴリズム４３２８を用いて計算される。ステップ
７６２０は、次に、絶対空気流量が小さい程度を示すファジィ真理変数ＡｉｒｆｌｏｗＩ
ｓＳｍａｌｌを、ＴｇｔＡｂｓＡｉｒｆｌｏｗに比例する閾値を用いてＡｂｓＡｉｒｆｌ
ｏｗＦｉｌｔｅｒＯｕｔｐｕｔの一般に減少する関数として計算する。１つの実施態様で
は、ステップ７６２０は、ＡｉｒｆｌｏｗＩｓＳｍａｌｌを以下のように計算する。
Figure 0006782267
次に、ステップ７６３０が、圧補助（すなわち、スイング）が大きい程度を示すファジ
ィ真理変数ＳｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅを計算する。１つの実施態様では、ステップ７６３
０は、ＳｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅを以下のように計算する。
Figure 0006782267
高い換気インピーダンスを示すファジィ真理変数ＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＩｍｐｅｄａ
ｎｃｅＩｓＨｉｇｈが、ステップ７６４０において、ＡｉｒｆｌｏｗＩｓＳｍａｌｌとＳ
ｗｉｎｇＩｓＬａｒｇｅとのファジィ「Ａｎｄ」として計算される。
Figure 0006782267
無呼吸検出方法７５００に概ね対応する方法で、ＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＩｍｐｅｄａ
ｎｃｅＩｓＨｉｇｈがゼロよりも大きい、すなわち、ファジィ的に偽でない連続した時間
期間は、呼吸低下症状発現とみなされる。
４．３．２．６ いびきの検出４３２６
本技術の１つの形態では、プロセッサ４２３０は、いびきの検出のための１つ又は複数
のいびきアルゴリズムを実行する。
いびきは、一般に上気道閉塞を示す。いびき信号を取得する比較的簡単な技法は、通常
は人工呼吸器の空気経路における好適なロケーションで測定された圧力信号にバンドバス
フィルタを適用することと、例えば全波整流及びローパスフィルタリングによってフィル
タ出力の大きさのインジケータを導出することとを含むことができる。通常、人工呼吸器
によって生成された雑音の或る補償が必要である。
マスク漏れ、或る程度の通気孔流量、及び他の様々なファクタが、いびきの度合いを査
定するこの方法又は他の方法がいびきとして治療する音（「擬似いびき」と呼ばれる）を
生成する場合がある。これは、マスク漏れに応答してＥＰＡＰが増加されて、マスク漏れ
の量が更に増加し、これがいびきとして治療され、その結果、ＥＰＡＰが更に増加される
ことが繰り返される「正のフィードバック」の状況をもたらす可能性がある。
アルゴリズム４３２６の広範な目標は、真の吸気性いびきの測定量を計算することと、
呼気中の明らかないびきを検出することとである。目的は、吸気性いびきの度合いととも
に一般に増加するＥＰＡＰ増加を提供することであるが、明らかな呼気性いびきが過度に
大きい場合には、ＥＰＡＰの増加を提供しないことである。なぜならば、呼気性いびきは
、マスク漏れ又は場合によっては別の擬似いびき源を表す可能性が非常に高いからである
。これは、真の呼気性いびきは治療されないが、真の呼気性いびきは、特にＣＰＡＰデバ
イスではなく人工呼吸器においてはかなり稀であるように思われることを意味し、その結
果得られる特異度の利得は、十分に価値がある。真のいびきは、一般に吸気のみであり、
吸気の中期から後期に最大となり、吸気の最後の部分において一般に著しく減少するか又
は消滅する。
図７ｇは、本技術の１つの形態におけるアルゴリズム４３２６を実施するのに用いるこ
とができる、吸気性いびきの測定量を計算するとともに明らかな呼気性いびきを検出する
方法７７００を示すフローチャートである。
いびきを測定するための一般に受け入れられた標準はないので、以下では、いびきの大
きさは「いびき単位」で表される。これらの単位では、０は、いびきがないことを表し、
０．２は、非常に穏やかないびきを表し、１．０は、中程度に大きな音のいびきを表し、
２．０は、より大きな音のいびきを表す。これらの単位は、振幅が線形である。
方法７７００は、ステップ７７１０から開始する。このステップは、いびきフィルタを
瞬時マスク圧力Ｐｍに適用する。１つの実施態様では、このいびきフィルタは、３０Ｈｚ
〜３００Ｈｚの通過帯域を有するバンドパスフィルタであり、この後に、全波整流と、０
．５Ｈｚ〜２Ｈｚの高い周波数カットオフを有するローパスフィルタリングとが続く。こ
のいびきフィルタの出力は、「未処理いびき（raw snore）」と呼ばれる。
次のステップ７７２０において、いびき閾値が計算される。このいびき閾値は、ＥＰＡ
Ｐには依存しないが、瞬時マスク圧力Ｐｍには依存する。なぜならば、擬似いびき信号は
、一般に、マスク圧力とともにほぼ瞬時に変化し、場合によっては、マスク及び顔の慣性
等の物理的性質に起因する小さな遅延を伴って変化する。いびき閾値ｔｓｎは、増加する
マスク圧力Ｐｍとともに一般に増加するコースに従う。１つの実施態様では、ステップ７
７２０は、（いびき単位で）ｔｓｎを以下のように計算する。
Figure 0006782267
ステップ７７３０が次に続く。このステップにおいて、方法７７００は、いびき閾値ｔ
ｓｎを超える未処理の吸気性いびきの量ｓに適用される重みＷ（ｓ）を計算する。吸気流
量が高い場合、患者の呼吸器系及び空気経路の双方において生成される雑音は相当なもの
になる場合があり、擬似いびきを生成する。そのような状況では、この高い流量は、有意
な度合いのＵＡＯが存在することができないことを示す。したがって、非常に高い呼吸流
量において生じる未処理いびきには、低い重みが与えられる。
上記に説明したように、補償されていない漏れに起因して、一般に呼吸流量のベースラ
インについて或る不確実性が存在する（すなわち、計算された０の呼吸流量は、正確には
ゼロの真の呼吸流量に対応しない）ので、非常に低い呼吸流量において生じる未処理いび
きにも、低い重みが与えられる。
したがって、ステップ７７３０において計算された重み関数Ｗ（ｓ）は、１つの実施態
様では、以下の式によって与えられる。
Figure 0006782267
ステップ７７３５は、各サンプル（例えば５０Ｈｚ）における差分に重み関数Ｗ（ｓ）
を乗算することによって、現在の呼吸の吸気部分にわたる未処理いびきの量といびき閾値
ｔｓｎとの間の重み付き差分を累算する。次に、ステップ７７４０は、現在の呼吸の吸気
部分の終わりにおいて、累算された重み付き差分を、吸気部分にわたるＷ（ｓ）の累算し
たものによって除算する。その結果は、現在の呼吸の閾値（ＭＷＩＳＡＴ）を超える平均
重み付き吸気性いびきである。
方法７７００は、有意な呼気性いびきを検出するために、呼気部分の間の未処理いびき
の強度及び継続時間に関する結合閾値を用いる。これらの閾値は、強度に関する閾値が増
加するにつれて継続時間に関する閾値が一般に減少するという意味で「結合」されている
。これは、大きな音の呼気性いびきが短い時間期間の間存在していた場合、又はより穏や
かな呼気性いびきがより長い時間期間の間存在していた場合、又は更に穏やかな呼気性い
びきが更に長い時間期間の間存在していた場合に、有意な呼気性いびきが存在するとみな
されることを意味する。１つの実施態様では、継続時間は、時間の観点から測定されるが
、他の実施態様では、継続時間は、呼気の継続時間Ｔｅによって除算することによって正
規化される。
したがって、方法７７００のステップ７７５０は、現在の呼吸の呼気部分の間の未処理
いびきの強度ｓの分布Ｄ（ｓ）（観測される確率分布関数に類似している）を累算する。
１つの実施態様では、ステップ７７５０は、呼気中の未処理いびき強度ｓのヒストグラム
としてＤ（ｓ）を保持する。現在の呼吸の終わりに、ステップ７７６０は、分布Ｄ（ｓ）
を、呼気中の未処理いびき強度ｓの逆累積分布関数（ＣＤＦ）Ｃ（ｓ）に変換する。この
逆ＣＤＦ Ｃ（ｓ）は、ｓ以上のいびき強度で費やされた呼気継続時間Ｔｅの比率である
。逆ＣＤＦ Ｃ（ｓ）は、次にステップ７７７０において、強度及び継続時間に関する結
合閾値を表す所定の「クリティカル（critical：臨界）」いびき関数Ｃｃ（ｓ）と比較さ
れる。このクリティカルいびき関数Ｃｃ（ｓ）は、増加する未処理いびき強度ｓとともに
一般に減少する。１つの実施態様では、クリティカルいびき関数Ｃｃ（ｓ）は、以下のよ
うに定義される。
Figure 0006782267
実際のいびき逆ＣＤＦ Ｃ（ｓ）が、未処理いびきの最小強度ｓｔを超える未処理いび
き強度ｓの任意の値においてクリティカルいびき関数Ｃｃ（ｓ）を超える場合（すなわち
、Ｃ（ｓ）＞Ｃｃ（ｓ）であるようなｓ＞ｓｔが存在する場合）（「Ｙ」）、ステップ７
７８０が、有意な呼気性いびきが検出されたことを示すブール変数Ｅｘｐｉｒａｔｏｒｙ
ＳｎｏｒｅをＴｒｕｅ（真）に設定する。そうでない場合（「Ｎ」）、ステップ７７９０
が、ＥｘｐｉｒａｔｏｒｙＳｎｏｒｅをＦａｌｓｅ（偽）に設定する。１つの実施態様で
は、未処理いびきの最小強度ｓｔは、０．２いびき単位である。
例えば、式（３１）のクリティカルいびき関数Ｃｃ（ｓ）の定義に基づくと、呼気性い
びき強度が、０．１秒間１いびき単位以上であった場合、又は呼気性いびき強度が、０．
３秒間０．５いびき単位以上であった場合、明らかな呼気性いびきが検出される。
４．３．２．７ ＥＰＡＰの決定４３２７
本技術の１つの形態では、上気道閉塞が存在する場合にそれを示す複数の異なる特徴が
、上気道閉塞の重症度に一般に比例する度合いで、事前に設定された最小値ｍｉｎＥＰＡ
Ｐを超えるＥＰＡＰの上昇を引き起こす。ＵＡＯを示す特徴が存在しない場合、ＥＰＡＰ
は、事前に設定された最小ＥＰＡＰに向けて次第に減衰する。この減衰は、送達されるＥ
ＰＡＰを最小にする傾向がある。任意の所与の時点において、ＥＰＡＰは、これを上昇さ
せる傾向がある力と、減衰する傾向とがバランスした状態である。近似の平衡状態に達す
る場合がある。この近似の平衡状態では、軽度のＵＡＯが時折示されることによって、Ｕ
ＡＯが示されないときに生じる減衰によって平衡にされたＥＰＡＰの上方への移動が引き
起こされる。
流量制限が示されたことに対するＥＰＡＰ応答は漸進的である（すなわち、流量制限が
多くなった結果、ＥＰＡＰ成分は、少ない流量制限に起因したＥＰＡＰ成分と比較してよ
り大きくなる）。なぜならば、流量制限が次第に深刻になるに伴って、無呼吸又は覚醒の
防止を試みるために高速に応答する必要性が高くからであり、また、流量制限の存在につ
いての不確実性が小さくなるからでもある。信号に対する漸進的応答を有する制御システ
ムも、信号のレベルの小さな変化に応答して大きな変化を有するものよりもほぼ常に安定
しており、概ね正常に動作する。
アルゴリズム４３２７がＥＰＡＰの増加を処方すると、その増加は、瞬時に起こらない
場合がある。ＥＰＡＰのそのような上昇は、プロセッサ４２３０が制御することができ、
ＰＡＰデバイス４０００が吸気とみなすものの間にのみ行われるようにタイミングを合わ
せることができる。呼気中のＥＰＡＰの上昇は、吸気中の同じ上昇よりも覚醒を引き起こ
す傾向が高いと考えられている。なぜならば、おそらく、吸気における上昇は吸気作業を
減少させるが、呼気における上昇は、患者を次の吸気に押し進める傾向があるからである
。そのような技法の一例は、米国特許出願公開第２０１１／０２０３５８８号に開示され
ている。この米国特許出願公開の開示内容は、引用することによって本明細書の一部をな
すものとする。
図７ｈは、アルゴリズム４３２４、４３２５、及び４３２６によって計算された上気道
閉塞の様々な指標の関数として、ＥＰＡＰの新たな値ＣｕｒｒｅｎｔＥＰＡＰを求める方
法７８００を示すフローチャートである。方法７８００は、本技術の１つの形態では、ア
ルゴリズム４３２７を実施するのに用いることができる。
方法７８００は、事前に設定された最小値ｍｉｎＥＰＡＰを超えるＥＰＡＰの５つの別
々の成分を計算する。すなわち、ＥＰＡＰ（１，２）（無呼吸及び／又は高い換気インピ
ーダンスに起因する）をステップ７８１０において計算し、ＥＰＡＰ（３）（吸気流量の
平坦性に起因する）をステップ７８２０において計算し、ＥＰＡＰ（４）（Ｍ字型吸気流
量に起因する）をステップ７８３０において計算し、ＥＰＡＰ（５）（吸気流量のリバー
スチェアネスに起因する）をステップ７８４０において計算し、ＥＰＡＰ（６）（いびき
に起因する）をステップ７８５０において計算する。ステップ７８６０は、これらの５つ
の成分を事前に設定された最小値ｍｉｎＥＰＡＰに加算する。最後に、ステップ７８７０
において、方法７８００は、その結果のＣｕｒｒｅｎｔＥＰＡＰの新たな値が事前に設定
された最大値ｍａｘＥＰＡＰを超えないことを保証する。換言すれば、ステップ７８７０
は、ＣｕｒｒｅｎｔＥＰＡＰの新たに計算された値の「上部をクリッピングして（clips
above）」ｍａｘＥＰＡＰにする。方法７８００は、その後終了する。
ステップ７８１０〜７８５０のそれぞれは、ＵＡＯの対応する測定量（複数の場合もあ
る）に加えて、次のＰＡＰデバイス変数又は信号、すなわち、呼吸流量Ｑｒ、漏れの量Ｌ
ｅａｋ（リットル毎秒の漏れ流量Ｑｌに等しい）、現在の目標換気量Ｖｔｇｔ、Ｃｕｒｒ
ｅｎｔＥＰＡＰの現時点の値、スイング（又は圧補助）の量、瞬時マスク圧力Ｐｍ、及び
近時のジャミングファジィ真理変数ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇのうちの１つ又は複数を
入力として取る。
一般に、ＥＰＡＰの現在の値が増加するとき、ＥＰＡＰの同じ上昇についてＵＡＯのよ
り強力な証拠を必要とすることは道理にかなっている。なぜならば、ＥＰＡＰが増加する
につれて、上昇したＥＰＡＰの潜在的な悪影響が増加するからである。これらの影響は、
固定された最大圧力を所与とした最大可能圧補助が減少し、漏れの可能性がより高くなる
ということである。漏れが増加するにつれて、計算された呼吸流量波形の精度の信頼度が
減少する。なぜならば、漏れのモデルは、漏れの規模が増大するにつれて、ますます不正
確になる傾向があるからである。
４．３．２．７．１ 無呼吸／呼吸低下に起因したＥＰＡＰ成分
ステップ７８１０において、ＥＰＡＰ成分ＥＰＡＰ（１，２）は、無呼吸又は高い換気
インピーダンス（ＨＶＩ）の検出された症状発現の継続時間とともに増加する。アルゴリ
ズム４３２５によって計算されるような無呼吸及び高い換気インピーダンスの症状発現は
重なる場合があるので、それらを或る方法で組み合わせることが望ましい。
図７ｉは、方法７８００のステップ７８１０を実施するのに用いることができる方法７
９００を示すフローチャートである。方法７９００は、ステップ７９１０から開始する。
このステップは、無呼吸又はＨＶＩの症状発現、すなわち、ＦｕｚｚｙＯｒ（Ｖｅｎｔｉ
ｌａｔｉｏｎＩｍｐｅｄａｎｃｅＩｓＨｉｇｈ，Ａｐｎｅａ）＞０（ここでは、Ａｐｎｅ
ａを０又は１のいずれかであるファジィ真理変数であるとする）が連続して当てはまって
いる期間が丁度途絶えたか否かを判断する。そうである場合（「Ｙ」）、次のステップ７
９２０は、療法目的で症状発現の継続時間Ｔ＿ａｐｎ＿Ｒｘを計算する。ステップ７９２
０の１つの実施態様では、この継続時間は、各時点ｔの重み関数Ｗ（ｔ）を次のように計
算することによって計算される。すなわち、Ａｐｎｅａが真である場合、Ｗ（ｔ）＝１で
あり、Ａｐｎｅａが偽であるが、ＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＩｍｐｅｄａｎｃｅＩｓＨｉｇ
ｈがファジィ的に偽でない場合、Ｗ（ｔ）は、ＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＩｍｐｅｄａｎｃ
ｅＩｓＨｉｇｈの値に依存し、例えば、Ｗ（ｔ）は、拡大係数にＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ
ＩｍｐｅｄａｎｃｅＩｓＨｉｇｈを乗算したものである。次に、症状発現にわたるＷ（ｔ
）の時間に関する積分は、療法目的での無呼吸及び高い換気インピーダンスの症状発現を
組み合わせたものの継続時間Ｔ＿ａｐｎ＿Ｒｘとみなすことができる。
より簡単かつより伝統的なステップ７９２０の別の実施態様は、次のとおりである。症
状発現中に無呼吸があった場合、高い換気インピーダンスの期間は無視され、Ｔ＿ａｐｎ
＿Ｒｘは、単に上記に説明したような実際の無呼吸継続時間であるとみなされる。そうで
ない場合、Ｔ＿ａｐｎ＿Ｒｘは、上記に説明したようなＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＩｍｐｅ
ｄａｎｃｅＩｓＨｉｇｈに拡大係数を乗算したものを積分することによって求められる、
高い換気インピーダンスの重み付き継続時間に等しく設定される。
ステップ７９２０のいずれの実施態様においても、
高い換気インピーダンスの状態のみが存在するとき、呼吸低下が、無呼吸検出方法７５０
０が無呼吸を検出するときに得るものほど重症でないか、若しくは無呼吸が実際に存在し
ているが、そうである信頼度が低いものほど重症でないかのいずれかでること、又はこれ
らの２つの可能性の或る組み合わせであり、そのため、この呼吸低下は、同じ継続時間の
明らかに診断された無呼吸に比べて療法を受けるに足らないこと、という事実に起因して
、拡大係数は０〜１、例えば０．７５に設定される。
ステップ７９３０及び７９４０において、増加するＴ＿ａｐｎ＿Ｒｘとともに、Ｍａｘ
ＰｏｓｓｉｂｌｅＮｅｗＥＰＡＰと呼ばれる、ＥＰＡＰ（１，２）の結果としてのＥＰＡ
Ｐの新たな最大可能値が、最大可能ＥＰＡＰ値ｍａｘＥＰＡＰを幾分超えて設定されたＨ
ｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌＯｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅと呼ばれる値に指数関数的に近づくよ
うに、無呼吸／呼吸低下に起因したＥＰＡＰ成分ＥＰＡＰ（１，２）が計算される。ステ
ップ７９３０の１つの実施態様では、
Figure 0006782267
 であり、
Figure 0006782267
 である。
式（３３）のレート定数ｋ（単位１／秒を有する）は、低いＥＰＡＰ値における圧力の
過度に急速な増加を回避するために、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌＯｆｆＰｒｅｓｓｕｒ
ｅが増加するにつれて減少する。ステップ７９３０の１つの実施態様では、
Figure 0006782267
 である。
ＥＰＡＰ（１，２）の結果としての実際の新たなＥＰＡＰは、次にステップ７９４０に
おいて、ｍａｘＥＰＡＰ以下となるように制限される。したがって、成分ＥＰＡＰ（１，
２）は、ステップ７９４０において以下のように計算される。
Figure 0006782267
ステップ７９１０が「Ｎ」を返す場合、すなわち、無呼吸／呼吸低下に起因したＥＰＡ
Ｐの増加が処方されない場合、ステップ７９５０において、ＥＰＡＰ成分ＥＰＡＰ（１，
２）は、時定数τ１，２を用いてゼロに向けて指数関数的に減衰される。これは、ＥＰＡ
Ｐ（１，２）＊ΔＴ／τ１，２だけＥＰＡＰ（１，２）を削減することによって行われる
。ここで、ΔＴは、ＥＰＡＰ（１，２）の最後の更新以降の時間間隔である。１つの実施
態様では、時定数τ１，２は４０分である。
４．３．２．７．２ 平坦性に起因したＥＰＡＰ成分
図７ｊは、方法７８００のステップ７８２０を実施するのに用いることができる方法７
１０００を示すフローチャートである。
ＣｕｒｒｅｎｔＥＰＡＰの値が上昇するにつれて、平坦性に起因したＥＰＡＰ成分ＥＰ
ＡＰ（３）の増加に必要とされる吸気流量制限の平坦度が増大する。したがって、方法７
１０００は、ステップ７１０１０から開始し、このステップは、ＣｕｒｒｅｎｔＥＰＡＰ
が増加するつれて一般に減少する値ＣｕｒｒｅｎｔＥＥＰ＿ＲｘＦａｃｔｏｒを計算する
。１つの実施態様では、
Figure 0006782267
 である。
加えて、ＥＰＡＰ（３）の増加は、漏れの量が増加するにつれて次第に減少される。し
たがって、方法７１０００は、ステップ７１０２０において、Ｌｅａｋが増加するにつれ
て一般に減少する変数ＬｅａｋＲｘＦａｃｔｏｒを計算する。１つの実施態様では、ステ
ップ７１０２０は、ＬｅａｋＲｘＦａｃｔｏｒを以下のように計算する。
Figure 0006782267
式（３７）のＬｅａｋに関する閾値０．５及び１．０は、以前の技術におけるものより
も高い。
加えて、口漏れのインジケータである「弁型の漏れ（valve-like leak）」が増加する
につれて、ＥＰＡＰ（３）の増加に必要とされる最小平坦度は増加する。したがって、ス
テップ７１０３０は、呼気の最初の０．５秒におけるピーク流量の、呼気の次の０．５秒
における平均流量に対する比として変数ＥａｒｌｙＥｘｐＬｅａｋＲａｔｉｏを計算する
。弁型の漏れの間、ＥａｒｌｙＥｘｐＬｅａｋＲａｔｉｏは、通常、５：１を超える。通
常の呼吸は、約１：１〜４：１の比を与える。ステップ７１０３０は、次に、Ｅａｒｌｙ
ＥｘｐＬｅａｋＲａｔｉｏが、弁型の漏れが発生している可能性を示す閾値を超えて増加
するにつれて一般に減少する変数ＶａｌｖｅＬｉｋｅＬｅａｋ＿ＲｘＦａｃｔｏｒを計算
する。１つの実施態様では、
Figure 0006782267
 である。
これらの３つのファクタから、ステップ７１０４０は、処方されるＥＰＡＰ（３）の増
加のための平坦性に関する閾値ＭｉｎＦｌａｔｎｅｓｓＦｏｒＲｘを以下のように計算す
る。
Figure 0006782267
式（３６）〜（３９）によれば、ＣｕｒｒｅｎｔＥＰＡＰ、Ｌｅａｋ、又は弁型の漏れ
のうちのいずれかが大きい場合、閾値ＭｉｎＦｌａｔｎｅｓｓＦｏｒＲｘは１に近く、し
たがって、深刻な平坦性のみがＥＰＡＰ（３）の増加を引き起こす。
次に、ステップ７１０５０が、アルゴリズム４３２４によって計算されたＦｌａｔｎｅ
ｓｓの値が閾値ＭｉｎＦｌａｔｎｅｓｓＦｏｒＲｘ以下であるか否かを検査する。そうで
ない場合（「Ｎ」）、閾値ＭｉｎＦｌａｔｎｅｓｓＦｏｒＲｘを超えるＦｌａｔｎｅｓｓ
の超過量に比例するＥＰＡＰ（３）の増加量ΔＥＰＡＰ（３）が、ステップ７１０６０に
おいて計算される。１つの実施態様では、比例定数は、０．５ｃｍＨ２０である。
Figure 0006782267
次に、ステップ７１０６０が、ＥＰＡＰ（３）をΔＥＰＡＰ（３）だけ増加させる。ス
テップ７１０７０は、ＥＰＡＰ（３）の増加された値をｍａｘＥＰＡＰ−Ｃｕｒｒｅｎｔ
ＥＰＡＰにクリッピングして、平坦性の結果としてのＥＰＡＰの増加された値がｍａｘＥ
ＰＡＰを超えないことを保証する。
ステップ７１０５０が、ＦｌａｔｎｅｓｓがＭｉｎＦｌａｔｎｅｓｓＦｏｒＲｘ以下で
あると判断した場合（「Ｙ」）、ステップ７１０８０において、ＥＰＡＰ（３）の値は、
時定数τ３を用いてゼロに向けて指数関数的に減衰される。これは、ＥＰＡＰ（３）＊Δ
Ｔ／τ３だけＥＰＡＰ（３）を削減することによって行われる。ここで、ΔＴは、ＥＰＡ
Ｐ（３）の最後の更新以降の時間間隔である。１つの実施態様では、時定数τ３は２０分
である。
４．３．２．７．３ Ｍ字型に起因したＥＰＡＰ成分
図７ｋは、本技術の１つの形態における方法７８００のステップ７８３０を実施するの
に用いることができる方法７１１００を示すフローチャートである。
非常に長い吸気流量波形は、ほぼＭ字型の外観を有する場合があるが、これは、流量制
限された呼吸をまれにしか反映しない。したがって、方法７１１００は、ステップ７１１
１０から開始し、このステップは、吸気の継続時間Ｔｉが「長い」閾値よりも大きいか否
かを検査する。この閾値は、１つの実施態様では３．５秒である。吸気の継続時間Ｔｉが
「長い」閾値よりも大きい場合（「Ｙ」）、現在の呼吸において適用される、Ｍ字型吸気
流量に起因したＥＰＡＰ成分であるＥＰＡＰ（４）における呼吸当たりの最大増加量の比
率である変数ＭＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎが、ステップ７１１２０において０に設定され
る。吸気の継続時間Ｔｉが「長い」閾値よりも大きくない場合（「Ｎ」）、ステップ７１
１３０は、アルゴリズム４３２４によって計算されたＭ３ＲａｔｉｏＳｙｍの値とともに
一般に増加するようにＭＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを計算する。１つの実施態様では、ス
テップ７１１３０は、ＭＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎをＭ３ＲａｔｉｏＳｙｍから以下のよ
うに計算する。
Figure 0006782267
通常の近時の換気量よりも大幅に大きな換気量を有する呼吸は、流量制限をまれにしか
反映せず、通例、行動性である。したがって、ステップ７１１２０又はステップ７１１３
０のいずれかに続いて、ステップ７１０４０は、通常の近時の換気量（例えば、図７ｏを
参照して以下で説明するように計算される）に対する呼吸別の換気量（その呼吸にわたる
瞬時換気量Ｖｅｎｔの平均）の比を計算する。次に、ステップ７１１４０は、その比が増
加するにつれて一般に減少するようにＭＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを調整する。１つの実
施態様では、ステップ７１１４０は、ＭＲＸＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを以下のように調整す
る。
Figure 0006782267
ステップ７１１５０は、Ｍ３ＲａｔｉｏＳｙｍが０よりも大きいか否かを検査する。Ｍ
３ＲａｔｉｏＳｙｍが０よりも大きい場合（「Ｙ」）、ステップ７１１６０は、ＥＰＡＰ
（４）を、ＭＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎに比例する量ΔＥＰＡＰ（４）だけ増加させる。
比例定数、すなわち、Ｍ字型吸気流量に起因したＥＰＡＰ成分における呼吸当たりの最大
増加量は、１つの実施態様では、０．３ｃｍＨ２０に設定される。
Figure 0006782267
ステップ７１１７０は、ＥＰＡＰ（４）の増加された値をｍａｘＥＰＡＰ−Ｃｕｒｒｅ
ｎｔＥＰＡＰにクリッピングして、ＥＰＡＰの新たな値がｍａｘＥＰＡＰを超えないこと
を保証する。
ステップ７１１５０が、Ｍ３ＲａｔｉｏＳｙｍがゼロよりも大きくないと判断した場合
（「Ｎ」）、ステップ７１１８０において、ＥＰＡＰ（４）の値は、時定数τ４を用いて
ゼロに向けて指数関数的に減衰される。これは、ＥＰＡＰ（４）＊ΔＴ／τ４だけＥＰＡ
Ｐ（４）を削減することによって行われる。ここで、ΔＴは、ＥＰＡＰ（４）の最後の更
新以降の時間間隔である。１つの実施態様では、時定数τ４は２０分である。
４．３．２．７．４ リバースチェアネスに起因したＥＰＡＰ成分
図７ｌは、方法７８００のステップ７８４０を実施するのに用いることができる方法７
１２００を示すフローチャートである。
ＥＰＡＰの現在の値が増加するにつれて、ＥＰＡＰを更に増加させる前に、リバースチ
ェアネスを引き起こす基礎を成す状態が確かに存在するという信頼度がより大きいことが
望ましい。これを達成する１つの方法は、直前の呼吸もリバースチェアネスを呈している
程度を評価し、次に、現在のＥＰＡＰが上昇するにつれて、ＥＰＡＰの増加量を計算する
ときに現在の呼吸の単純なリバースチェアネスにわたるその「整合性」の測定量をますま
す偏重することである。
したがって、方法７１２００の最初のステップ７１２１０は、変数ＲｅｖｅｒｓｅＣｈ
ａｉｒｎｅｓｓＣｏｎｓｉｓｔｅｎｔを、現在の呼吸及び直前の呼吸についてアルゴリズ
ム４３２４によって計算されたＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＣｕｒｒｅｎｔの重み
付き幾何平均として計算する。この計算は、現在の呼吸及び直前の呼吸に関する特定の種
類のファジィ「ａｎｄ」関数と解釈することができる。
１つの実施態様では、ステップ７１２１０は、現在の呼吸及び直前の呼吸についてのＲ
ｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＣｕｒｒｅｎｔの値の最小値及び最大値を見つける。こ
れらの最小値及び最大値は、ＭｉｎＣｈａｉｒｎｅｓｓ及びＭａｘＣｈａｉｒｎｅｓｓと
呼ばれる。ＭｉｎＣｈａｉｒｎｅｓｓ及びＭａｘＣｈａｉｒｎｅｓｓの一方又は双方がゼ
ロである場合、リバースチェアネス測定量ＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＣｏｎｓｉ
ｓｔｅｎｔは、ゼロに設定される。そうでない場合、１つの実施態様では、ステップ７１
２１０は、ＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＣｏｎｓｉｓｔｅｎｔを以下のように計算
する。
Figure 0006782267
次に、ステップ７１２２０は、ＣｕｒｒｅｎｔＥＰＡＰが増加するにつれてＲｅｖｅｒ
ｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＣｕｒｒｅｎｔからＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＣｏｎｓ
ｉｓｔｅｎｔに遷移する、療法目的のリバースチェアネスの測定量である変数Ｒｅｖｅｒ
ｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＦｏｒＲｘを計算する。１つの実施態様では、ステップ７１２２
０は、ＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＦｏｒＲｘを以下のように計算する。
Figure 0006782267
次に、ステップ７１２３０は、ＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＦｏｒＲｘが、１つ
の実施態様では０．０５である低い閾値未満であるか否かを検査する。そうでない場合（
「Ｎ」）、リバースチェアネスは有意であるとみなされ、ステップ７１２４０は、リバー
スチェアネスに起因したＥＰＡＰ成分ＥＰＡＰ（５）を、増加する現在のＥＰＡＰ及び増
加する漏れとともに減少する量だけＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＦｏｒＲｘに比例
する量ΔＥＰＡＰ（５）だけ増加させる。１つの実施態様では、ステップ７１２４０は、
以下の量だけＥＰＡＰ（５）を増加させる。
Figure 0006782267
ステップ７１２５０は、ＥＰＡＰ（５）の増加された値をｍａｘＥＰＡＰ−Ｃｕｒｒｅ
ｎｔＥＰＡＰにクリッピングして、ＥＰＡＰの新たな値がｍａｘＥＰＡＰを超えないこと
を保証する。
ステップ７１２３０が、ＲｅｖｅｒｓｅＣｈａｉｒｎｅｓｓＦｏｒＲｘが有意でないと
判断した場合（「Ｎ」）、ステップ７１２６０において、ＥＰＡＰ（５）の値は、時定数
τ５を用いてゼロに向けて指数関数的に減衰される。これは、ＥＰＡＰ（５）＊ΔＴ／τ
５によってＥＰＡＰ（５）を削減することによって行われる。ここで、ΔＴは、ＥＰＡＰ
（５）の最後の更新以降の時間間隔である。１つの実施態様では、時定数τ５は２０分で
ある。
４．３．２．７．５ いびきに起因したＥＰＡＰ成分
図７ｍは、方法７８００のステップ７８５０を実施するのに用いることができる方法７
１３００を示すフローチャートである。
方法７１３００は、ステップ７１３２０から開始し、このステップは、アルゴリズム４
３２６によって計算された、有意な呼気性いびきが検出されたことを示す、ブール変数Ｅ
ｘｐｉｒａｔｏｒｙＳｎｏｒｅを調べる。ステップ７１３２０が、Ｅｘｐｉｒａｔｏｒｙ
Ｓｎｏｒｅが真であると判断した場合（「Ｙ」）、ステップ７１３３０において、いびき
に起因したＥＰＡＰの成分ＥＰＡＰ（６）の値は、時定数τ６を用いてゼロに向けて指数
関数的に減衰される。これは、ＥＰＡＰ（６）＊ΔＴ／τ６だけＥＰＡＰ（６）を削減す
ることによって行われる。ここで、ΔＴは、ＥＰＡＰ（６）の最後の更新以降の時間間隔
である。１つの実施態様では、時定数τ６は２０分である
ステップ７１３２０が、ＥｘｐｉｒａｔｏｒｙＳｎｏｒｅが真であると判断しない場合
（「Ｎ」）、ステップ７１３４０は、アルゴリズム４３２６によって計算された閾値（Ｍ
ＷＩＳＡＴ）を超える平均重み付き吸気性いびきが、吸気性いびきが存在することを示す
ゼロよりも大きいか否かを判断する。大きくない場合（「Ｎ」）、方法７１３００は、ス
テップ７１３３０に進み、上記に説明したように、ＥＰＡＰ（６）の値をゼロに向けて減
衰させる。
大きい場合（「Ｙ」）、ＥＰＡＰ成分ＥＰＡＰ（６）は、ＭＷＩＳＡＴ値に従って増加
される。前に説明したように、ジャミングが存在するとき、呼吸流量ベースラインについ
てより大きな不確実性が存在する。したがって、ＥＰＡＰ（６）の増加量は、増加するジ
ャミングとともに、特に完了したばかりの呼吸の間のファジィ真理変数ＲｅｃｅｎｔＪａ
ｍｍｉｎｇの最大値とともに減少される。この最大値ＭａｘＪａｍｍｉｎｇＤｕｒｉｎｇ
Ｂｒｅａｔｈは、ステップ７１３５０においてＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇから計算され
る。
次に、ステップ７１３６０は、ＭａｘＪａｍｍｉｎｇＤｕｒｉｎｇＢｒｅａｔｈが増加
するにつれて減少する量だけＭＷＩＳＡＴに比例する量ΔＥＰＡＰ（６）だけＥＰＡＰ（
６）を増加させる。１つの実施態様では、ステップ７１３６０は、以下の量だけＥＰＡＰ
（６）を増加させる。
Figure 0006782267
最後に、ステップ７１３７０は、ＥＰＡＰ（６）の増加された値をｍａｘＥＰＡＰ−Ｃ
ｕｒｒｅｎｔＥＰＡＰにクリッピングして、ＥＰＡＰの新たな値がｍａｘＥＰＡＰを超え
ないことを保証する。
４．３．２．８ 目標換気量の決定４３２８
これまでの手法では、目標換気量は、瞬時換気量に適用される時定数３分を有する１次
ローパスフィルタ（換気フィルタ）の出力として計算される通常の近時の換気量の９０％
に設定されている。
そのような手法の下では、増加及び減少に関する目標換気量のダイナミクスには根本的
な非対称性が存在する。人工呼吸器は、換気量の上昇の影響を打ち消すことを何もしない
（人工呼吸器は、その圧補助を単に最小に下げるだけである）が、通常の近時の値の９０
％における換気量を補助することによって換気量の降下の影響を打ち消す。患者努力がゼ
ロに突然低下する簡単な場合を考えることにする。最大圧補助がゼロである場合、実際の
換気量はゼロであり、そのため、換気フィルタ出力は、３分の時定数でゼロに向けて降下
する。一方、最大圧補助が目標換気量を維持するのに十分である場合、実際の換気量は、
患者努力がゼロに降下する直前の値の９０％に維持される。したがって、換気フィルタの
出力と入力との間の差分は、圧補助がなかった場合のものの１０％であり、そのため、出
力値の降下レートは、圧補助がなかった場合のものの１０％であり、換気量は、１／０．
１＊３＝３０分の時定数で低下する。
目標換気量は、上昇するのが容易であるが、降下するのは困難であるので、実際の換気
量の短時間の上昇が、目標換気量及び実際の換気量の長い寿命の上昇を生み出す。そのよ
うな上昇は、通常、換気量の短時間の上昇が就寝の努力又はベッド内で動き回ること（mo
ving around in bed）に関連付けられる睡眠中の覚醒若しくは覚醒中の呼吸に起因するか
、又は、睡眠開始時には一般的ではあるが、人工呼吸器は周期性呼吸のサイクルの潜在的
な開始として治療する、短時間の無呼吸及び呼吸低下の間に、換気量を人工呼吸器が積極
的にサポートすることによって生み出される不安に起因する。加えて、人工呼吸器の目標
換気量が実際の換気量を超えるとき、人工呼吸器は、標準レートで呼吸を送達することに
ますます固執するようになり、これは、覚醒している患者に、更なる不快さ、不安、及び
人工呼吸器との格闘を引き起こす可能性があり、その後、過換気のバーストが続き、これ
は、目標換気量を更に上昇させ、したがって、状況を悪化させる。その上、本技術の目的
は、換気量を安定させることであって、任意の特定のレベルを設定することではなく、本
技術が一般に用いられる患者は、標準を下回る動脈血ＣＯ２レベルを有し、これらの患者
の目標は、ＣＯ２レベルを上昇させることであり、そのため、覚醒時の快適さと一致した
最低レベルで圧補助を維持することが望ましい。
このために、本技術は、目標換気量が急速に上昇することを困難にするように設計され
るとともに、圧補助が少しの間適度に安定しており、したがって、上記検討によって不適
切に高いレベルにあるときに目標換気量が降下することを容易にするように設計された特
徴部を含む。
図７ｎは、本技術の１つの形態におけるアルゴリズム４３２８を実施するのに用いるこ
とができる目標換気量を計算する方法７１４００を示すフローチャートである。
方法７１４００は、ステップ７１４１０から開始し、このステップは、図７ｏを参照し
て以下で詳細に説明するように、瞬時換気量（アルゴリズム４３２３によって計算される
）から通常の近時の換気量の測定量を計算する。ステップ７１４１０は、通常近時換気フ
ィルタ（typical recent ventilation filter）と呼ばれることがある。次のステップ７
１４２０は、図７ｐを参照して以下で説明するように、圧補助の現在の値から、目標換気
量の任意の降下が高速化されるべきであるファジィ程度であるファジィ真理変数Ｓｈｏｕ
ｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔを計算す
る。次に、ステップ７１４３０は、通常の近時の換気量が乗算される目標小数（target f
raction）を計算する。これまでの手法では、目標小数は、１の直前の値、例えば０．９
に固定されていた。目標換気量をより急速に下げるための１つのメカニズムは、Ｓｈｏｕ
ｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔが増加す
るにつれて１よりも更に僅かに小さな値に目標小数を減少させることを伴う。１つの実施
態様では、ステップ７１４３０は、目標小数を以下のように計算する。
Figure 0006782267
これは、ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓ
ｔｍｅｎｔが十分に真であるとき、０．８の目標小数を生成する効果を有する。
次のステップ７１４４０は、ステップ７１４１０によって計算された通常の近時の換気
量の測定量を計算された目標小数に乗算する。その結果の積は、図７ｑを参照して以下で
詳細に説明するように、目標換気量を計算するステップ７１４６０に渡される。ステップ
７１４６０は、目標換気フィルタと呼ばれることがある。これまでの手法における目標換
気量を計算するローパスフィルタのレート定数（時定数の逆数）は、通常は１／１８０に
固定されており、目標換気量の増加及び減少の双方について等しかった。しかしながら、
目標換気量をより急速に下げるための別のメカニズムは、ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴ
ａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔが増加するにつれて、目標換気
フィルタの減少レート定数を増加させることである。したがって、ステップ７１４５０は
、ステップ７１４６０において減少レート定数が乗算される、ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵ
ｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔとともに一般に増加する係
数ＳｐｅｅｄＵｐＲａｔｉｏを計算する。１つの実施態様では、ステップ７１４５０は、
係数ＳｐｅｅｄＵｐＲａｔｉｏを以下のように計算する。
Figure 0006782267
そのため、ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕ
ｓｔｍｅｎｔが十分に真であるとき、減少レート定数は、その基本値の３倍の最大値を有
する。
したがって、これらの２つのメカニズム（式（４８）及び（４９））を組み合わせるこ
とによって、６の係数による目標換気量の下方調整の高速化を生み出すことができる。
目標換気量を患者の平均換気要件に低減するのに要する時間は、目標換気量がこの要件
をどれだけ超えているのかに依存するが、目標換気量、したがって実際の換気量が低減し
て、動脈血ＣＯ２が無呼吸閾値を超える結果となるレベルに下げられるようになるには、
（安定した僅かではない圧補助の初期の９０秒後に）１分〜３分の期間にわたることを見
ることは珍しいことではなく、そのため、固有の呼吸ドライブは戻り、圧補助は最小値に
急速に降下する。
図７ｏは、本技術の１つの形態における方法７１４００のステップ７１４１０を実施す
るのに用いられるような通常の近時の換気量の測定量を計算する方法７１５００を示すフ
ローチャートである。
ジャミング（上記で説明）は、呼吸流量ベースラインをシフトさせることによって、ほ
ぼ常に、明らかな換気量、したがって通常の近時の換気量の不当な増加を引き起こす。し
たがって、本技術の１つの形態では、ジャミングが存在するとき又は近時に存在していた
とき、通常の近時の換気量の調整のレートは削減される。
瞬時換気量（アルゴリズム４３２３によって計算される）は、各入力サンプルの受信時
に実行されるステップ７１５２０〜７１５８０を含むジャミング依存（jam-dependent）
ローパスフィルタ７１５１０に入力される。ジャミング依存フィルタ７１５１０は、ジャ
ミングが存在するか又は近時に存在していた限りにおいて時間を効果的に低速化する。ジ
ャミング依存フィルタ７１５１０におけるこの時間の低速化は、ジャミング依存フィルタ
出力に対する、実行されるべき更新の比率を累算し、累算された比率が１を超えるときに
のみ更新が行われることを可能にすることによって実施される。ジャミング依存フィルタ
の出力サンプルの更新レートは、その更新によって、更新比率の値だけ削減される。した
がって、最初のステップ７１５２０は、ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇが増加するにつれて
１から０に一般に減少する変数ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを計算する。１つの実
施態様では、ステップ７１５２０は、ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを以下のように
計算する。
Figure 0006782267
次のステップ７１５３０は、ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの累算された値をＵｐ
ｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎだけインクリメントする。次に、ステップ７１５４０は、
ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの累算された値が１以上であるか否かを検査する。１
以上でない場合（「Ｎ」）、変数ＷｅｉｇｈｔｅｄＳｕｍが、ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒ
ｔｉｏｎと換気フィルタの現在の出力サンプルとの積だけインクリメントされる（ステッ
プ７１５５０）。方法７１５００は、次に、ステップ７１５２０に戻り、ＵｐｄａｔｅＰ
ｒｏｐｏｒｔｉｏｎの新たな値をＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇから計算する。
ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの累算された値が、少なくとも１に等しい場合（「
Ｙ」）、変数ＷｅｉｇｈｔｅｄＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが、ステップ７１５６０において
、ＷｅｉｇｈｔｅｄＳｕｍと、換気フィルタの現在の出力サンプルと累算されたＵｐｄａ
ｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの前の値（１未満である）を１から引いたものとの積との和と
して計算される。
次に、ステップ７１５７０において、ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの累算された
値は、ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの累算された値から１を減算することによって
（０〜１の値に）再初期化される。最後に、ステップ７１５８０は、累算されたＵｐｄａ
ｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの新たな値に換気フィルタの現在の出力サンプルを乗算するこ
とによってＷｅｉｇｈｔｅｄＳｕｍを再初期化する。方法７１５００は、次に、ステップ
７１５２０に戻り、ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの新たな値をＲｅｃｅｎｔＪａｍ
ｍｉｎｇから計算する。
ジャミング依存フィルタ７１５１０の出力は、ステップ７１５６０によって生成された
ＷｅｉｇｈｔｅｄＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎの値のシーケンスである。ＵｐｄａｔｅＰｒｏ
ｐｏｒｔｉｏｎが１である場合（ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇが十分に偽であるときのよ
うに）、ジャミング依存フィルタ７１５１０の出力は、単なる瞬時換気量である。Ｕｐｄ
ａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎがゼロになる場合（ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇが十分に真
であるときのように）、ジャミング依存フィルタ７１５１０の出力は、その現在の値にフ
リーズされる。ＵｐｄａｔｅＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎが０〜１である中間の場合（Ｒｅｃｅ
ｎｔＪａｍｍｉｎｇが０．１〜０．３であるときのように）、例えば、Ｎを整数とした場
合の１／Ｎである場合、ジャミング依存フィルタ７１５１０の出力は、Ｎ個のサンプル毎
に１回更新される、瞬時換気量のＮ個のサンプルの平均である。
ジャミングが存在するか否かを判定する際に多少の遅延が必然的に存在する（例えば、
静かな呼気の終わりにおいて、漏れの突然の上昇は真の吸気流量と区別可能ではなく、相
違が明らかになるには少しの時間を要する）ので、ジャミング依存フィルタ７１５１０の
出力は、本技術の１つの形態では、換気フィルタ７１５９０に渡される。この換気フィル
タの応答は、ジャミング検出アルゴリズム４３１９と同様の時間経過を有する。したがっ
て、換気フィルタ７１５９０の出力は、ＲｅｃｅｎｔＪａｍｍｉｎｇがファジィ的に真に
なり始めるまで、突然の補償されていない漏れに応答して上昇しない。換気フィルタ７１
５９０の出力は、この場合、通常の近時の換気量である。
１つの実施態様では、換気フィルタ７１５９０は、０．０１７８Ｈｚの−３ｄｂポイン
トを有する２次ベッセルローパスフィルタである。他の実施態様では、換気フィルタ７１
５９０の応答は、換気量における呼吸内変動を、以下で説明する上方スルーレート制限よ
りもはるかに低い値まで低減するように十分低速であるとともに、その時定数がこれまで
の手法の通常近時換気フィルタにおいて用いられる３分の時定数よりも小さくなるように
十分に高速である。
ステップ７１４１０の代替の実施態様では、換気フィルタ７１５９０は、ジャミング依
存フィルタ７１５１０よりも前に配置される。ジャミング依存フィルタ７１５１０の出力
は、この場合、通常の近時の換気量の測定量として用いられる。
以下で説明するように目標換気量の増加レートに最大限度を課すにもかかわらず、目標
換気量が、患者が実際に必要とするものを平均で超えることは、依然として比較的容易で
ある。これは、目標換気量が覚醒に起因して上昇するときに生じる場合もあるし、代謝率
が減少するとともに呼吸コントローラのＣＯ２応答が減少し、「覚醒ドライブ（awake dr
ive）」が消滅するときは、単に覚醒から睡眠への遷移の結果である場合もある。繰り返
すが、本技術の目的は、安定させなければ換気量が振動する呼吸器系において換気量を安
定させるために、中枢ドライブ（central drive）における比較的活発で短時間の降下に
対処するのに実際に必要なときにのみ、最小値を超える圧補助を送達することである。
したがって、上記で説明したように、方法７１４００は、最小値を大幅に超えるかなり
安定した圧補助の状態を検出するステップ７１４２０と、それが生じたときに下方への目
標換気量の調整を高速化するメカニズム（式（４８）及び（４９））とを組み込んでいる
。
図７ｐは、本技術の１つの形態における方法７１４００のステップ７１４２０において
用いられるようなファジィ真理変数ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉ
ｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔを計算する方法７１６００を示すフローチャートであ
る。
概括的に言えば、方法７１６００は、最小値を超える圧補助（「サーボアシスタンス」
又は「サーボスイング」）が第１の近時の期間の間かなり安定しているとともに、第１の
近時の期間よりも大幅に短い第２の近時の期間の間もかなり安定しており、その上、圧補
助がしばらくの間かなり安定しており、現在もかなり安定しているファジィ程度を計算す
る。これは、標準偏差、平均絶対偏差、又は或るタイプのハイパスフィルタ等のスプレッ
ドの様々な統計的測定量によって求めることができる。これらのうちの任意のものによっ
て取得されるかなり低い値のスプレッドは、圧補助がかなり安定していることを示す。方
法７１６００では、この場合において典型的であるように特に特定の個人の分布が未知で
あるときに、一般によりロバストである順序統計量が、安定性を求めるのに用いられる。
方法７１６００の１つの実施態様では、第１の近時の期間は最も近時の９０秒であり、
第２の近時の期間は最も近時の３０秒である。安定性を評価する期間としての９０秒の選
択は、中枢ドライブの本質的に全てのチェーンストークス振動が、４０秒〜６０秒が通常
の範囲である９０秒以下の周期を有するということによって決定される。他が原因の周期
性呼吸は、６０秒以下の周期を有する傾向がある。したがって、人工呼吸器は、そのよう
な振動を安定させるためだけに有意なサーボアシスタンスを送達している場合、９０秒の
期間にわたってかなり安定していない可能性がある。
方法７１６００は、ステップ７１６１０から開始し、このステップにおいて、最小値を
超える圧補助が、１つの実施態様では２秒の時定数を用いて軽くローパスフィルタリング
される。次のステップ７１６２０は、最も近時の３０秒にわたるランニング（running）
順序統計量を計算する。ステップ７１６２０の１つの実施態様では、最も近時の３０秒に
わたる値のヒストグラムが、長さが３０秒の入力値の循環バッファによって絶えず更新さ
れる。新たな入力値が追加されるとき、循環バッファ内の最も新しいサンプル及び最も古
いサンプルのヒストグラムカテゴリーが求められ、最も古いサンプルのヒストグラムカテ
ゴリー内のカウントが１だけディクリメントされ、最も新しいサンプルのヒストグラム内
のカウントが１だけインクリメントされる。ヒストグラムから近似の順序統計量を求める
ことは、定型化された作業である。特に、ステップ７１６２０は、０．８の順序統計量と
０．２の順序統計量との差分、等価的には第８０百分位数値と第２０百分位数値との差分
として、Ｓｐｒｅａｄ３０と呼ばれるスプレッドの測定量を計算する。ステップ７１６２
０は、Ｍｅｄｉａｎ３０と呼ばれる中央値も計算する。次のステップ７１６３０は、Ｍｅ
ｄｉａｎ３０に対するＳｐｒｅａｄ３０の比を計算する。
ステップ７１６４０が続き、このステップにおいて、最も近時の９０秒にわたるランニ
ング順序統計量がステップ７１６２０と同様の方法で計算される。特に、ステップ７１６
４０は、０．８の順序統計量と０．２の順序統計量との差分、等価的には第８０百分位数
値と第２０百分位数値との差分として、Ｓｐｒｅａｄ９０と呼ばれるスプレッドの測定量
を計算する。
最後のステップ７１６５０は、計算された順序統計量と、最大圧補助と最小圧補助との
差分である定数ＭａｘＰｏｓｓｉｂｌｅＳｅｒｖｏＡｓｓｉｓｔａｎｃｅとに基づいて、
ファジィ真理変数ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄ
ｊｕｓｔｍｅｎｔを計算する。
Ｍｅｄｉａｎ３０が、１つの実施態様では２に設定される低い閾値よりも小さい場合、
ステップ７１６５０は、ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏ
ｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔをゼロに設定する。なぜならば、近時の圧補助は、これらの状況
の下では安定することができず、高くすることができないからである。そうでない場合、
ステップ７１６５０は、ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏ
ｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔを５つのファジィ真理変数のファジィ「Ａｎｄ」として計算する
。ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎ
ｔを計算するためにファジィ「Ａｎｄ」が行われた５つのファジィ真理変数のうちの第１
のものは、ＭａｘＰｏｓｓｉｂｌｅＳｅｒｖｏＡｓｓｉｓｔａｎｃｅが所定の閾値と比較
して大きい程度を示す。この変数は、ＭａｘＰｏｓｓｉｂｌｅＳｅｒｖｏＡｓｓｉｓｔａ
ｎｃｅが小さいとき、実際の換気量に大きな変動が存在する場合であっても、サーボアシ
スタンスが小さくあることがかなり容易であり、そのため、圧補助のいずれの明らかな安
定性も軽視されることから、存在する。
次の２つのファジィ真理変数は、圧補助が最も近時の３０秒にわたってかなり安定して
いた程度を査定する。第４のファジィ真理変数は、サーボアシスタンスが最後の３０秒に
わたって僅かではなかった程度（例えば、一般に、患者の呼吸パターンに影響を与えるの
に十分である）を査定し、最後のファジィ真理変数は、圧補助が最後の９０秒にわたって
安定していた程度を査定する。
１つの実施態様では、ステップ７１６５０は、ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒｇｅ
ｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔを以下のように計算する。
Figure 0006782267
順序統計量は、各「マスク装着（mask-on）」事象時にクリアされ、そのため、そのよ
うな事象から９０秒後、ステップ７１６５０は、変数ＳｈｏｕｌｄＳｐｅｅｄＵｐＴａｒ
ｇｅｔＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎＡｄｊｕｓｔｍｅｎｔを計算することが可能になる。
図７ｑは、本技術の１つの形態における方法７１４００のステップ７１４６０を実施す
るのに用いることができる、通常の近時の換気量から目標換気量を計算する方法７１７０
０を示すフローチャートである。
方法７１７００は、目標換気量の増加レート（上方スルーレート）に上限を課す。
方法７１７００は、ステップ７１７１０から開始し、このステップは、方法７１４００
のステップ７１４４０によって提供されるように、通常の近時の換気量に目標小数を乗算
したものから目標換気量の現在の値を減算し、目標換気量に対する予想インクリメントを
得る。
ステップ７１７２０は、予想インクリメントがゼロよりも大きいか否か判断する。そう
である場合（「Ｙ」）、ステップ７１７３０において、予想インクリメントに、増加レー
ト定数が乗算される。この増加レート定数は、１つの実施態様では、固定値、通常は１／
１８０秒−１に設定される。次のステップ７１７４０は、その結果の調整されたインクリ
メントの上部を、１つの実施態様では３分当たり２．５リットル／分の目標換気量増加に
対応する０．９３リットル／分／分に設定された上方スルーレート制限にクリッピングす
る。方法７１７００は、次に、以下で説明するステップ７１７９０に進む。
ステップ７１７２０が、予想インクリメントがゼロよりも大きくないと判断した場合（
「Ｎ」）、ステップ７１７５０は、予想インクリメント（実際にはディクリメント）に減
少レート定数を乗算し、次のステップ７１７６０は、この積に、方法７１４００のステッ
プ７１４５０において計算されたＳｐｅｅｄＵｐＲａｔｉｏを乗算して、調整されたイン
クリメントを取得する。
ステップ７１７４０及び７１７６０のいずれかの後、方法７１７００は、調整されたイ
ンクリメントを現在の目標換気量に加算して、目標換気量の新たな値を生成する。ステッ
プ７１７９５は、以下で説明するオプションのステップである。
４．３．２．９ 療法パラメータの決定４３２９
プロセッサ４２３０は、療法パラメータの決定のための１つ又は複数のアルゴリズム４
３２９を実行する。
本技術の１つの形態では、アルゴリズム４３２９は、以下のものの１つ又は複数を入力
として受け取る。
ｉ．範囲［０，１］にある波形値Π（Φ）（アルゴリズム４３２２から）、
ｉｉ．瞬時換気量Ｖｅｎｔの測定量（アルゴリズム４３２３から）、
ｉｉｉ．目標換気量Ｖｔｇｔ（アルゴリズム４３２８から）、及び
ｉｖ．ＥＰＡＰ値（アルゴリズム４３２７から）。
アルゴリズム４３２９は、瞬時換気量を目標換気量に増加させるのに十分な圧補助値Ａ
を最初に計算する。１つの実施態様では、アルゴリズム４３２９は、目標換気量と瞬時換
気量との差分の積分に比例するＡを計算する。
Figure 0006782267
式中、Ｇは、コントローラ利得であり、通常は０．３ｃｍＨ２０リットル／分／秒に設
定される。計算された圧補助Ａは範囲［ｍｉｎＳｗｉｎｇ，ｍａｘＳｗｉｎｇ］にクリッ
ピングされることに留意されたい。
アルゴリズム４３２９の実施態様では、他の形態のコントローラ、例えば、比例、比例
積分、比例積分微分が、目標換気量及び瞬時換気量から圧補助値Ａを計算するのに用いら
れる。
アルゴリズム４３２９は、次に、以下の式を用いて目標治療圧Ｐｔを計算する。
Figure 0006782267
本技術の他の形態では、アルゴリズム４３２９は、式（５２）のように圧補助値Ａを計
算する。次に、療法エンジンモジュール４３２０は、ＥＰＡＰ、波形値、及び圧補助Ａの
計算された値を出力する。次に、制御モジュール４３３０は、上記で説明したような目標
治療圧Ｐｔの残りの計算を実行する。
本技術の他の形態では、アルゴリズム４３２９は、ＥＰＡＰ、波形値、目標換気量、及
び瞬時換気量を単に出力するにすぎない。次に、制御モジュール４３３０は、上記で説明
したような目標治療圧Ｐｔの残りの計算を実行する。
中枢起源の周期性呼吸（ＣＳＲ等）を有する患者は、有意な呼吸不全をまれにしか有さ
ない。なぜならば、不全は、プラント利得（plant gain）を減少させ、そのため、高い呼
吸コントローラ利得が存在する場合であっても、患者を安定させる傾向があるからである
。しかしながら、この組み合わせは、時として起こる。このメカニズムは、動脈血酸素飽
和度が比較的低く、呼吸仕事量の対応する増加がなく、オキシヘモグロビン飽和度曲線の
急勾配部分がプラント利得を増加させ、これらの患者とは、酸素が呼吸コントローラドラ
イブの重要な部分である領域において動作する肺疾患を伴う場合がある。そのような患者
は、徐波睡眠において中枢性呼吸不安定性を有する場合があり、この不安定性は、場合に
よっては、或る度合いの心不全によって悪化し、重度の（marked）ＲＥＭ脱飽和と結合す
る。酸素は、これらの患者にとっての主要な療法であるが、呼吸安定性を安定させるには
不十分な場合があり、ＲＥＭ脱飽和は、換気補助によって或る程度改善することができる
。
そのような患者に対する従来の手法は、ＲＥＭ中には周期性呼吸がないので、呼吸不全
に対処するために、ＲＥＭにおける十分な換気補助が存在するための十分高いレベルの最
小圧補助を設定することである。しかしながら、これは満足のいくものではない。なぜな
らば、これは、それ以外の時において換気量の不安定性の影響を打ち消すのに利用可能な
圧補助の範囲を減らすからである。好ましい手法は、最小目標換気量を設定することであ
る。これは、設定された最小目標換気量によって目標換気量の下方の限度を定めるオプシ
ョンのステップ７１７９５（図７ｑに破線のボックスとして示す）を挿入することによっ
て、方法７１７００において簡単に実施することができる。１つの実施態様では、最小目
標換気量は、ゼロからその設定レベルに徐々に上昇して、患者が、目標換気量の下方の限
度が最小目標換気量によって定められる前に睡眠に入ることを可能にする。
別の手法は、最小目標総肺胞換気量（同一出願人の米国特許出願公開第２００７０１６
３５９０号に記載されている。この米国特許出願公開の開示内容は、引用することによっ
て本明細書の一部をなすものとする）を設定し、その開示内容に記載された総肺胞換気量
に基づく制御方法論を上記で説明したアルゴリズム４３２９の制御方法論と組み合わせる
ことである。
上記２つの方法論を組み合わせるために、１つの実施態様は、双方を並列に実行し、各
方法論によって設定された圧補助の値の或る組み合わせに圧補助を調整するものである。
１つの実施態様では、この組み合わせは、２つの値のうちの大きい方である。
この組み合わされた手法の利点は、低い総肺胞換気量ではあるが十分な全換気量を生み
出すことができる高い呼吸数における小さな１回換気量が、満足な換気量とみなされるの
ではなく、また、圧補助の増加を何ら生み出さないというのではなく、圧補助の適切な増
加を得るということである。これは、通常、呼吸数が一般に標準範囲にあるチェーンスト
ークス等の通常の中枢性呼吸不安定性を有する患者においては問題ではないが、素早く浅
い呼吸が生じる場合がある呼吸不全においては重要である。
４．３．３ 制御モジュール４３３０
本技術の１つの形態による制御モジュール４３３０は、目標治療圧Ｐｔを入力として受
け取り、その圧力を送達するように療法デバイス４２４５を制御する。
本技術の別の形態による制御モジュール４３３０は、ＥＰＡＰ、波形値、及び圧補助の
レベルを入力として受け取り、式（５３）のように目標治療圧Ｐｔを計算し、その圧力を
送達するように療法デバイス４２４５を制御する。
本技術の別の形態による制御モジュール４３３０は、ＥＰＡＰ、波形値、目標換気量、
及び瞬時換気量を入力として受け取り、目標換気量及び瞬時換気量から式（５２）のよう
に圧補助のレベルを計算し、ＥＰＡＰ、波形値、及び圧補助を用いて式（５３）のように
目標治療圧Ｐｔを計算し、その圧力を送達するように療法デバイス４２４５を制御する。
４．３．４ 故障状態の検出４３４０
本技術の１つの形態では、プロセッサは、故障状態の検出のための１つ又は複数の方法
を実行する。好ましくは、この１つ又は複数の方法によって検出された故障状態は、以下
のものの少なくとも１つを含む。
・電力障害（無電力又は不十分な電力）
・トランスデューサ故障検出
・構成要素の存在の検出不良
・推奨範囲外の動作パラメータ（例えば圧力、流量、温度、ＰａＯ２）
・検出可能なアラーム信号を生成する検査アラームの障害。
故障状態を検出すると、対応するアルゴリズムが、以下のものの１つ又は複数によって
故障の存在をシグナリングする。
・可聴、視覚、及び／又は運動（例えば振動）アラームの起動
・外部デバイスへのメッセージの送信
・出来事のログ記録
４．３．５ 療法デバイス４２４５
本技術の好ましい形態では、療法デバイス４２４５は、療法を患者１０００に送達する
ように制御モジュール４３３０の制御を受ける。
好ましくは、療法デバイス４２４５は、陽圧空気デバイス４１４０である。
５ 加湿器５０００
本技術の１つの形態では、貯水器５１１０及び加熱板５１２０を備える加湿器５０００
が設けられる。
６ 用語解説
本技術を開示するために、本技術の幾つかの形態では、以下の定義のうちの１つ又は複
数を適用することができる。本技術の他の形態では、代替の定義を適用することができる
。
６．１ 通則
空気：本技術の幾つかの形態では、患者に供給される空気は、大気の空気とすることが
でき、本技術の他の形態では、大気の空気には、酸素を補うことができる。
持続気道陽圧（ＣＰＡＰ）：ＣＰＡＰ治療は、大気に対して連続して陽圧で、好ましく
は患者の呼吸サイクルを通じてほぼ一定の圧力で、空気又は呼吸に適したガスの供給を気
道の入口に適用することを意味するものとされる。幾つかの形態では、気道の入口におけ
る圧力は、単一の呼吸サイクル内で数水柱センチメートルだけ変動し、例えば、吸息中は
高くなり、呼息中は低くなる。幾つかの形態では、気道の入口における圧力は、呼息中は
僅かに高くなり、吸息中は僅かに低くなる。幾つかの形態では、圧力は、患者の呼吸サイ
クルごとに変動し、例えば、部分的上気道閉塞の指標の検出に応答して増加され、部分的
上気道閉塞の指標が存在しない場合には減少される。
６．２ ＰＡＰデバイスの態様
空気回路：ＰＡＰデバイスと患者インタフェースとの間の空気又は呼吸に適したガスの
供給を送達するように使用時に構成及び準備された導管又はチューブである。特に、空気
回路は、空気圧ブロック及び患者インタフェースの放出口と流体接続することができる。
空気回路は、空気送達チューブと呼ばれる場合がある。幾つかの場合には、吸息用及び呼
息用に回路の別々のリムが存在する場合がある。他の場合には、単一のリムが用いられる
。
ＡＰＡＰ：自動気道陽圧である。ＳＤＢ事象の指標の存否に応じて最小限度と最大限度
との間で絶えず調整可能な気道陽圧である。
ブロワ又はフロージェネレータ：周囲圧力を超える圧力で空気の流れを送達するデバイ
スである。
コントローラ：入力に基づいて出力を調整するデバイス、又はデバイスの一部分である
。例えば、コントローラの１つの形態は、デバイスへの入力を構成する、制御を受ける変
数、すなわち制御変数を有する。デバイスの出力は、制御変数の現在の値とその変数の設
定点との関数である。サーボ人工呼吸器は、入力として換気量を有し、設定点として目標
換気量を有し、出力として圧補助のレベルを有するコントローラを備えることができる。
入力の他の形態は、酸素飽和度（ＳａＯ２）、二酸化炭素の分圧（ＰＣＯ２）、運動、光
プレチスモグラムからの信号、及びピーク流量のうちの１つ又は複数とすることができる
。コントローラの設定点は、固定されたもの、可変のもの、又は学習されたもののうちの
１つ又は複数とすることができる。例えば、人工呼吸器における設定点は、患者の測定さ
れた換気量の長期平均とすることができる。別の人工呼吸器は、時間とともに変化する換
気設定点を有することができる。圧力コントローラは、特定の圧力で空気を送達するよう
にブロワ又はポンプを制御するように構成することができる。
療法：本文脈における療法は、陽圧療法、酸素療法、二酸化炭素療法、死腔の制御、及
び薬の投与うちの１つ又は複数とすることができる。
モータ：電気エネルギーを部材の回転運動に変換するためのデバイスである。本文脈に
おいて、この回転部材は、回転軸に沿って移動する空気に圧力増加を与えるように、所定
の位置において固定軸の回りを回転するインペラである。
気道陽圧（ＰＡＰ）デバイス：陽圧の空気の供給を気道に提供するためのデバイスであ
る。
トランスデューサ：エネルギー又は信号の１つの形態を別の形態に変換するためのデバ
イスである。トランスデューサは、力学的エネルギー（運動等）を電気信号に変換するた
めのセンサ又は検出器とすることができる。トランスデューサの例には、圧力センサ、流
量センサ、二酸化炭素（ＣＯ２）センサ、酸素（Ｏ２）センサ、努力センサ、運動センサ
、雑音センサ、プレチスモグラフ、及びカメラが含まれる。
ボリュート：インペラによって圧送されている空気を受け取って、空気の流量率を低速
にし、圧力を増加させる遠心ポンプのケーシングである。ボリュートの断面は、面積が放
出ポートに向かって増大している。
６．３ 呼吸サイクルの態様
無呼吸：無呼吸は、流量が或る継続時間、例えば１０秒の間、所定の閾値未満に降下し
たときに発生したと言われる。閉塞性無呼吸は、患者の努力にもかかわらず、気道の或る
閉塞によって空気が流れることができないときに発生したと言われる。中枢性無呼吸は、
呼吸努力の低下又は呼吸努力の欠如に起因した無呼吸が検出されたときに発生したと言わ
れる。
呼吸数：患者の自発呼吸数は、通例、呼吸毎分で測定される。
デューティサイクル：全呼吸時間Ｔｔｏｔに対する吸息時間Ｔｉの比である。
努力（呼吸）：呼吸を試みる自発呼吸する人によって行われる作業である。
呼吸サイクルの呼気部分：呼気流の開始から吸気流の開始までの期間である。
流量制限：好ましくは、流量制限は、患者による努力の増大が流量の対応する増加を引
き起こさない患者の呼吸の状態とされる。流量制限が呼吸サイクルの吸気部分の間に生じ
ている場合、これは、吸気流量制限と呼ぶことができる。流量制限が呼吸サイクルの呼気
部分の間に生じている場合、これは、呼気流量制限と呼ぶことができる。
流量制限された吸気波形のタイプ
（ｉ）平坦型：上昇を有し、その後に比較的平坦な部分が続き、その後に降下が続く。
（ｉｉ）チェア型：単一の局所的なピークを有し、このピークは前縁にあり、その後に
比較的平坦な部分が続く。
（ｉｉｉ）リバースチェア型：比較的平坦な部分を有し、その後に単一の局所的なピー
クが続き、このピークは後縁にある。
（ｉｖ）Ｍ字型：１つは前縁にあり１つは後縁にある２つの局所的なピークを有し、こ
れらの２つのピーク間に比較的平坦な部分又はくぼみを有する。
呼吸低下：呼吸低下は、流量の停止ではなく、流量の低下とされる。１つの形態では、
呼吸低下は、或る継続時間の間、閾値を下回る流量の低下があるときに発生したと言うこ
とができる。成人の１つの形態では、以下のもののいずれかが呼吸低下であるとみなすこ
とができる。
（ｉ）少なくとも１０秒間の患者呼吸の３０％の低下に、関連した４％脱飽和が加わっ
たもの、又は
（ｉｉ）少なくとも３％の関連した脱飽和又は覚醒を伴った少なくとも１０秒間の患者
呼吸の低下（ただし、５０％未満）。
過呼吸：標準流量よりも高いレベルへの流量の増加である。
呼吸サイクルの吸気部分：好ましくは、吸気流の開始から呼気流の開始までの期間が、
呼吸サイクルの吸気部分とされる。
開存性（気道）：気道が開放している度合い、又は気道が開放している程度である。開
存気道は開放している。気道開存性は定量化することができ、例えば、１の値は開存して
おり、０の値は閉鎖している。
終末呼気陽圧（ＰＥＥＰ）：呼気の終わりに存在する肺内の大気を超える圧力である。
ピーク流量（Ｑｐｅａｋ）：呼吸流量波形の吸気部分の間の流量の最大値である。
呼吸流量、空気流量、患者空気流量、呼吸気流量（Ｑｒ）：これらの同義の用語は、通
例はリットル毎分で表される、患者が受けている実際の呼吸流量である「真の呼吸流量」
又は「真の呼吸気流量」とは対照的に、ＰＡＰデバイスの呼吸気流量の推定値を指すもの
と理解することができる。
１回換気量（Ｖｔ）：余分な努力が加えられないとき、通常の呼吸中に吸い込んだ空気
又は吐き出した空気の体積である。
（吸息）時間（Ｔｉ）：呼吸流量波形の吸気部分の継続時間である。
（呼息）時間（Ｔｅ）：呼吸流量波形の呼気部分の継続時間である。
（全）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全継続時間である。
通常の近時の換気量：或る所定の時間スケールを超える近時の値がクラスタ化する傾向
がある換気量の値、すなわち、換気量の近時の値の中心傾向の測定量である。
上気道閉塞（ＵＡＯ）：部分上気道閉塞及び完全上気道閉塞の双方を含む。これは、上
気道にわたる圧力差が増加するにつれて、流量のレベルが僅かにしか増加しないか又は減
少する場合さえある（スターリングレジスタ挙動）流量制限の状態に関連付けることがで
きる。
換気量（Ｖｅｎｔ）：単位時間当たりの吸気流量及び呼気流量の双方を含めて、患者の
呼吸器系によって交換されているガスの総量の測定量である。毎分の体積として表される
とき、この量は、「毎分換気量」と呼ばれることが多い。毎分換気量は、単に体積として
与えられることがあるが、毎分の体積であると理解される。
６．４ ＰＡＰデバイスパラメータ
流量率：単位時間当たりに送達される空気の瞬時体積（又は質量）である。流量率及び
換気量は、単位時間当たりの体積又は質量という同じ次元を有するが、流量率は、はるか
に短い時間期間にわたって測定される。流量は、患者の呼吸サイクルの吸気部分の間は名
目的に正とすることができ、したがって、患者の呼吸サイクルの呼気部分の間は負とする
ことができる。幾つかの場合には、流量率というときは、スカラー量、すなわち、大きさ
のみを有する量を指す。他の場合には、流量率というときは、ベクトル量、すなわち、大
きさ及び方向の双方を有する量を指す。流量には、シンボルＱが与えられる。総流量Ｑｔ
は、ＰＡＰデバイスを出て行く空気の流量である。通気孔流量Ｑｖは、吐き出されたガス
のウォッシュアウトを可能にする通気孔を出て行く空気の流量である。漏れ流量Ｑｌは、
患者インタフェースシステムからの意図的でない漏れの流量率である。呼吸流量Ｑｒは、
患者の呼吸器系内に受け入れられる空気の流量である。
漏れ：周囲への空気の流れである。漏れは、例えば吐き出されたＣＯ２のウォッシュア
ウトを可能にするために意図的である場合がある。漏れは、例えば、マスクと患者の顔と
の間の不完全なシールの結果として意図的でない場合がある。
圧力：単位面積当たりの力である。圧力は、ｃｍＨ２Ｏ、ｇ−ｆ／ｃｍ２、ヘクトパス
カルを含む様々な単位で測定することができる。１ｃｍＨ２Ｏは、１ｇ−ｆ／ｃｍ２に等
しく、ほぼ０．９８ヘクトパスカルである。この明細書では、別段の明示がない限り、圧
力はｃｍＨ２Ｏの単位で与えられる。ＯＳＡの経鼻ＣＰＡＰ治療の場合、治療圧というと
きは、約４ｃｍＨ２Ｏ〜２０ｃｍＨ２Ｏ又は約４ｃｍＨ２Ｏ〜３０ｃｍＨ２Ｏの範囲の圧
力を指す。患者インタフェースにおける圧力（より簡潔にマスク圧力）には、シンボルＰ
ｍが与えられる。
音響パワー：音波によって搬送される単位時間当たりのエネルギーである。音響パワー
は、音圧に波面の面積を乗算したものの２乗に比例する。音響パワーは、通例、デシベル
ＳＷＬ、すなわち、通常は１０−１２ワットとされる基準電力に対するデシベルで与えら
れる。
音圧：音波が媒体を通って進む結果としての所与の時点における周囲圧力からの局所的
な偏りである。音響パワーは、通例、デシベルＳＰＬ、すなわち、人間の聴覚の閾値を考
慮して通常は２０×１０−６パスカル（Ｐａ）とされる基準電力に対するデシベルで与え
られる。
６．５ 人工呼吸器の用語
適応サーボ人工呼吸器：固定された目標換気量ではなく変更可能な目標換気量を有する
人工呼吸器である。変更可能な目標換気量は、患者の或る特性、例えば、患者の呼吸特性
から学習することができる。
バックアップレート：特にトリガされない限り、人工呼吸器が患者に送達する最小呼吸
数（通常は、毎分の呼吸の数）を設定する人工呼吸器のパラメータである。
循環（cycled）：人工呼吸器の吸気位相の終了である。人工呼吸器が、自発呼吸する患
者に呼吸を送達するとき、呼吸サイクルの吸気部分の終わりに、人工呼吸器は、呼吸の送
達を停止するように循環されると言われる。
ＥＰＡＰ（又はＥＥＰ）：人工呼吸器が所与の時点において達成しように試みる所望の
マスク圧力を生成するために、呼吸内で変動する圧力が追加される基底圧力である。
ＩＰＡＰ：人工呼吸器が呼吸の吸気部分の間に達成しようと試みる所望のマスク圧力で
ある。
圧補助：人工呼吸器の呼気中の圧力を超える人工呼吸器の吸気中の圧力の増加を示し、
一般に、吸気中の圧力の最大値と呼気中の圧力の最小値との差分（例えば、ＰＳ＝ＩＰＡ
Ｐ−ＥＰＡＰ）を意味する数値である。幾つかの文脈では、圧補助は、デバイスが実際に
達成する差分ではなく、達成しようと目標としている差分を意味する。
サーボ人工呼吸器：患者の換気量を測定する人工呼吸器は目標換気量を有し、この患者
の換気量を目標換気量に持って行くように圧補助のレベルを調整する人工呼吸器である。
自発／時限（Ｓ／Ｔ）：自発呼吸する患者の呼吸の開始を検出しようと試みる人工呼吸
器又は他のデバイスのモードである。しかしながら、デバイスは、所定の時間期間内に呼
吸を検出することができない場合、呼吸の送達を自動的に開始する。
スイング：圧補助と等価語である。
トリガ：人工呼吸器が、自発呼吸する患者に空気の呼吸を送達するとき、患者の努力に
よる呼吸サイクルの呼吸部分の開始時に送達するようにトリガされると言われる。
人工呼吸器：呼吸の作用の一部又は全てを実行する、患者に圧補助を提供する機械式デ
バイスである。
人工呼吸器の吸気及び人工呼吸器の呼気：人工呼吸器が患者の吸気及び呼気にそれぞれ
適切な圧力を送達すべきであるとみなす期間である。患者と人工呼吸器との同期の質及び
上気道閉塞の有無に応じて、これらは、実際の患者の吸気又は呼気に対応する場合もある
し、対応しない場合もある。
６．６ 呼吸器系の解剖学
横隔膜：胸郭の底部にわたって延在する筋層である。横隔膜は、心臓、肺、及び肋骨を
収容する胸腔を腹腔から隔てている。横隔膜が収縮するにつれて、胸腔の体積が増加し、
空気が肺に引き込まれる。
喉頭：喉頭、又は発声器（voice box）は、声帯を収容し、咽頭の下部分（下咽頭）を
気管と接続する。
肺：人間の呼吸器官である。肺の気道部（conducting zone）は、気管、気管支、細気
管支、及び終末細気管支を含む。呼吸域は、呼吸細気管支肺胞管、及び肺胞を含む。
鼻腔：鼻腔（又は鼻窩）は、顔の中央において鼻の上部及び背後の空気で満たされた大
きな空間である。鼻腔は、鼻中隔と呼ばれる垂直のひれによって２つに分割されている。
鼻腔の両側には、鼻甲介又は鼻介骨と呼ばれる３つの水平の伸び出たもの（outgrowths）
がある。鼻腔の前方には鼻がある一方、後方は、後鼻孔を経由して鼻咽頭に融合している
。
咽頭：鼻腔の直ぐ下（下部）でかつ食道及び喉頭の上に位置する咽喉の部分である。咽
頭は、慣習的に３つの区域、すなわち、鼻咽頭（上咽頭）（咽頭の鼻部分）、咽頭口腔部
（中咽頭）（咽頭の口腔部分）、及び喉頭咽頭（下咽頭）に分割される。
６．７ 数学用語
この技術の複数の箇所でファジィ論理が用いられている。以下は、範囲［０，１］の「
ファジィ真理値」を出力するファジィメンバシップ関数を示すのに用いられる。０はファ
ジィ偽を表し、１はファジィ真を表す。
Figure 0006782267
ファジィメンバシップ関数は、以下のように定義される。
Figure 0006782267
式中、
Figure 0006782267
 であり、ｆｊはファジィ真理値であり、ｘ及びｘｊは実数である。
関数「Ｉｎｔｅｒｐ」は、値ｆｋがファジィ真理値ではなく実数と解釈されることを除
いて「ＦｕｚｚｙＭｅｍｂｅｒ」と同じであると定義される。
ファジィ真理値のファジィ「Ｏｒ」は、それらの値のうちの最大値であり、ファジィ真
理値のファジィ「Ａｎｄ」は、これらの値のうちの最小値である。これらは、２つ以上の
ファジィ真理値の関数ＦｕｚｚｙＯｒ及びＦｕｚｚｙＡｎｄによって示される。これらの
ファジィ演算の他の一般的な定義は、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。
時定数τを用いた「ゼロに向かう指数関数的減衰」は、時刻ｔ＝Ｔにおいて開始する任
意の減衰期間の間に減衰量Ｖの値が以下の式によって与えられることを意味する。
Figure 0006782267
７ 利点
チェーンストークス呼吸に関連付けられた呼吸筋系への中枢ドライブにおける振動は、
上気道筋系へのドライブにおける振動に関連付けられる場合があり、上気道閉塞への傾向
を悪化させる。通常、患者努力が高い期間中よりも患者努力が低い期間中の方が高い人工
呼吸器ドライブを用いた、患者を換気することによって呼吸ドライブにおける自律振動の
影響を打ち消すように試みるいずれの方法も、換気補助を送達しようと試みているとき、
上気道を大きく開放する必要があり、そうしない場合、換気補助は、或る程度、多くの場
合は完全に、患者努力が低い又は患者努力がゼロの期間中に効果的でなく、したがって、
患者の換気量を安定させることができない。
この上気道を開放した状態に維持する必要があるということは、通常、上気道が常に開
放した状態に維持されるように呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）を設定しようと試みることによ
って対処される。これは、滴定と呼ばれる手法において様々なＥＰＡＰレベルにおける気
道の開存性のインジケータを観察しながら、ＥＰＡＰの或る種の反復調整によって達成す
ることができる。滴定は、熟練を要する通常は高価な操作であり、好ましくは、睡眠検査
室で行われ、上気道閉塞（ＵＡＯ）を克服するのに十分なＥＰＡＰを与えない場合がある
。この理由は、ＵＡＯが多くの場合に体位性であり、患者は、滴定夜の間、通常は仰臥姿
勢である最悪のＵＡＯをもたらす姿勢を一度も呈さない場合があるということを含む。鎮
静薬及び他の薬は、上気道に様々な影響を与える場合がある。心不全の度合いが上気道の
浮腫を介して上気道閉塞の度合いに影響を及ぼすという証拠もある。したがって、心不全
の悪化は、滴定夜の間に予期することができない程度に上気道閉塞をより悪化させる場合
がある。
したがって、本技術の利点は、ＣＳＲ及びＯＳＡの組み合わせを、睡眠検査室における
ＰＳＧ及び／又は滴定の必要なく、患者の自宅で診断及び／又は治療することができると
いうことである。
更なる利点は、ＣＳＲ及びＯＳＡの組み合わせをより効果的にかつ患者の快適さを改善
する方法で治療することができるということである。
特に、利点は、補償されていない漏れ等のアーティファクトに応答して目標換気量を不
適切に増加させる自動サーボ人工呼吸器の傾向の影響を打ち消すことである。
８ 他の特記事項
本特許文書の開示内容の一部分は、著作権保護を受けるマテリアルを含んでいる。著作
権者は、本特許文書又は特許開示内容が特許商標庁の包袋又は記録に現われているときは
、いかなる者によるこの特許文書又は特許開示内容の複製に対しても異議を有しないが、
それ以外については、いかなる著作権も全てこれを留保する。
文脈が明らかに別段の規定をしていない限り、値の範囲が提供されている場合には、下
限の単位の１０分の１まで、その範囲の上限と下限との間にある各値、及びその明示され
た範囲にある他の任意の明示された値又は間にある値が、本技術の範囲内に包含されるこ
とが理解される。これらの間にある範囲の上限及び下限は、当該間にある範囲に独立して
含まれる場合があり、これらも、本技術の範囲内に包含され、明示された範囲内で任意の
明確に除外された制限に従う。明示された範囲がこれらの上限及び下限の一方又は双方を
含む場合、それらの含まれる上限及び下限の一方又は双方を除外した範囲も本技術に含ま
れる。
さらに、単数又は複数の値が、本技術の一部分として実施されるものとして本明細書に
明示されている場合、そのような値は、別段の明示がない限り、近似することができ、そ
のような値は、実際の技術的な実施態様が可能とすることができるか又は必要とする場合
がある程度まで任意の好適な有効桁で利用することができることが理解される。
別段の定義がない限り、本明細書に用いられる全ての科学技術用語は、この技術が属す
る技術分野の当業者によって一般に理解されているものと同じ意味を有する。本明細書に
記載された方法及びマテリアルと類似の又は等価ないずれの方法及びマテリアルも、本技
術の実践又は試験において用いることができるが、限られた数の例示の方法及びマテリア
ルが本明細書に記載されている。
特定のマテリアルが、構成要素の構築に用いられることが好ましいと特定されたとき、
同様の性質を有する明らかな代替のマテリアルを代替物として用いることができる。さら
に、本明細書に記載したありとあらゆる構成要素は、逆のことが明記されていない限り、
製造することが可能であると理解され、したがって、合わせて又は別々に製造することが
できる。
数が特定されていないものは、本明細書及び添付の特許請求の範囲において用いられる
とき、文脈が明らかに別段の規定をしていない限り、単数及び複数の等価なものを含むこ
とに留意しなければならない。
本明細書で言及した全ての刊行物は、それらの刊行物の主題である方法及び／又はマテ
リアルを開示及び記載しているように引用することによって本明細書の一部をなすものと
する。本明細書において論述した刊行物は、本出願の出願日前のそれらの開示内容につい
てのみ提供される。本明細書におけるいかなるものについても、本技術が先行発明による
そのような刊行物に先行する権利がないことを認めるものと解釈されるべきではない。さ
らに、提供される刊行物の日付は、実際の公開日とは異なる場合があり、実際の公開日は
、別個に確認することが必要な場合がある。
その上、開示内容を解釈する際に、全ての用語は、文脈と一貫性のある最も広い合理的
な方法で解釈されるべきである。特に、「備える」及び「含む」（“comprises” and “
comprising”）という用語は、非排他的な方法で要素、構成要素、又はステップを指すも
のと解釈されるべきであり、参照される要素、構成要素、又はステップが存在することが
できること、利用することができること、又は明確に参照されない他の要素、構成要素、
若しくはステップと組み合わせることができることを示す。
詳細な説明において用いられた見出し語は、読み手の参照を容易にするためにのみ含ま
れており、本開示又は特許請求の範囲全体を通じて見られる主題を限定するために用いら
れるべきではない。これらの見出し語は、特許請求の範囲の範囲又は特許請求の範囲の限
定事項を解釈する際に用いられるべきではない。
特定の実施形態を参照して本明細書における技術を説明してきたが、これらの実施形態
は、本技術の原理及び適用の単なる例示にすぎないことが理解されるべきである。幾つか
の場合には、術語及びシンボルは、本技術を実施するのに必要とされない特定の詳細を意
味している場合がある。例えば、「第１」及び「第２」という用語が用いられる場合があ
るが、別段の指定がない限り、それらは、何らかの順序を示すことを意図するものではな
く、異なる要素を区別するのに利用される場合がある。さらに、上記方法論におけるプロ
セスステップは、或る順序で説明又は図示される場合があるが、そのような順序付けは必
須ではない。当業者であれば、そのような順序付けを変更することができ、及び／又はそ
れらの態様を同時に行うこともできるし、同期して行うこともできることを認識するであ
ろう。
したがって、本技術の趣旨及び範囲から逸脱することなく、非常に多くの変更を例示の実施形態に行うことができ、他のアレンジを考案することができることが理解されるべきできである。
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：
サーボ人工呼吸器であって、
近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて、目標換気量がよりゆっくりと上昇するように、前記目標換気量を連続して計算し、
前記目標換気量を達成するように空気の供給の圧力を制御する、
ように構成されている、サーボ人工呼吸器。
請求項２：
呼吸障害を治療するための装置であって、通常の近時の換気量の測定量の調整の割合が、近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて低減されるように、前記通常の近時の換気量の測定量を計算するように構成されている、呼吸障害を治療するための装置。
請求項３：
前記近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて一般に減少する更新比率を計算することと、
各入力サンプルの受信時に前記更新比率を累算することと、
前記累算された更新比率が１を超えるときにのみ、前記通常の近時の換気量の測定量に対する更新量を計算することと、
によって、前記通常の近時の換気量の測定量を計算するように構成されている、請求項２に記載の装置。
請求項４：
前記通常の近時の換気量の測定量に対する前記更新量は、最後の更新以降の入力サンプルを各サンプルにおける前記更新比率によって重み付けしたものの和として計算される、請求項３に記載の装置。
請求項５：
前記通常の近時の換気量の測定量に対する前記更新量を計算する際に、前記累算された更新比率を再初期化することを更に含む、請求項３又は４に記載の装置。
請求項６：
前記通常の近時の換気量の測定量は、瞬時換気量の測定量から計算される、請求項３〜５のいずれか１項に記載の装置。
請求項７：
前記通常の近時の換気量の測定量にローパス換気フィルタを適用することを更に含む、請求項６に記載の装置。
請求項８：
前記通常の近時の換気量の測定量は、瞬時換気量の測定量に適用されるローパス換気フィルタの前記出力から計算される、請求項３〜７のいずれか１項に記載の装置。
請求項９：
呼吸障害を治療するための装置であって、通常の近時の換気量の測定量と目標小数との積から目標換気量を計算するように構成され、前記目標小数は、前記近時の圧補助に依存する、呼吸障害を治療するための装置。
請求項１０：
前記目標小数は、近時の圧補助の安定性が高まるにつれて減少する、請求項９に記載の装置。
請求項１１：
前記圧補助が第１の近時の期間の間安定しており、該第１の近時の期間よりも大幅に短い第２の近時の期間の間も安定していた程度を示すファジィ真理変数として前記近時の圧補助の安定性を計算するように構成されている、請求項１０に記載の装置。
請求項１２：
各期間にわたる前記圧補助の安定性は、その期間にわたって計算された圧補助の順序統計量に基づいて計算される、請求項１１に記載の装置。
請求項１３：
前記ファジィ真理変数は、所定の最小圧補助を超える圧補助の量が前記第２の近時の期間にわたって僅かではなかった程度を含む、請求項１１に記載の装置。
請求項１４：
前記ファジィ真理変数は、所定の最小圧補助を超える圧補助の最大値が大きい程度を含む、請求項１１に記載の装置。
請求項１５：
呼吸障害を治療するための装置であって、前記近時の圧補助の安定性に応じて増加される減少レート定数を用いて、通常の近時の換気量の測定量と目標小数との積から目標換気量を計算するように構成されている、呼吸障害を治療するための装置。
請求項１６：
前記圧補助が第１の近時の期間の間安定しており、該第１の近時の期間よりも大幅に短い第２の近時の期間の間も安定していた程度を示すファジィ真理変数として前記近時の圧補助の安定性を計算するように構成されている、請求項１５に記載の装置。
請求項１７：
各期間にわたる前記圧補助の安定性は、その期間にわたって計算された圧補助の順序統計量に基づいて計算される、請求項１６に記載の装置。
請求項１８：
前記減少レート定数は、前記ファジィ真理変数の前記値とともに一般に増加する係数によって増加される、請求項１６又は１７に記載の装置。
請求項１９：
前記係数は、１に、前記ファジィ真理変数の前記値の２倍を加えたものである、請求項１８に記載の装置。
請求項２０：
呼吸障害を治療するための装置であって、瞬時換気量から目標換気量を計算するように構成され、前記目標換気量の増加レートは、前記目標換気量の上方スルーレートに対する上限によって限度が定められる、呼吸障害を治療するための装置。
請求項２１：
前記目標換気量は、所定の最小目標換気量によって下方の限度が定められる、請求項９及び請求項１５及び請求項２０のいずれか１項に記載の装置。
請求項２２：
呼吸障害を治療するための装置であって、
無呼吸又は呼吸低下の検出された症状発現の継続時間を計算することと、
前記計算された継続時間に従って呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）の値を調整することであって、増加する継続時間とともに、前記ＥＰＡＰの調整された値が、最大ＥＰＡＰ値よりも大きな値に指数関数的に接近するように、調整することと、
を行うように構成されている、呼吸障害を治療するための装置。
請求項２３：
前記指数関数的な増加の前記レート定数は、前記最大ＥＰＡＰ値よりも大きな値が増加するにつれて減少される、請求項２２に記載の装置。
請求項２４：
前記ＥＰＡＰの調整された値を前記最大ＥＰＡＰ値以下になるように制限することを更に含む、請求項２２又は２３に記載の装置。
請求項２５：
無呼吸又は呼吸低下の検出された症状発現がない場合には、前記ＥＰＡＰ値を最小ＥＰＡＰ値に向けて減衰させることを更に含む、請求項２２〜２４のいずれか１項に記載の装置。
請求項２６：
呼吸障害を治療するための装置であって、
Ｍ字型吸気流量制限の測定量を計算することと、
前記Ｍ字型吸気流量制限の計算された測定量に従って呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）値を増加させることであって、該増加の量が、通常の近時の換気量に対する呼吸別の換気量の比に依存するように増加させることと、
を行うように構成されている、呼吸障害を治療するための装置。
請求項２７：
前記Ｍ字型吸気流量制限の計算された測定量がゼロである場合、前記ＥＰＡＰ値を最小ＥＰＡＰ値に向けて減衰させることを更に含む、請求項２６に記載の装置。
請求項２８：
前記吸気継続時間が閾値よりも大きい場合、前記ＥＰＡＰ値を最小ＥＰＡＰ値に減衰させることを更に含む、請求項２６又は２７に記載の装置。
請求項２９：
前記増加の量は、前記比が増加するにつれて一般に減少する、請求項２６〜２８のいずれか１項に記載の装置。
請求項３０：
Ｍ字型吸気流量制限は、１つは前縁にあり１つは後縁にある２つの局所的なピークと、該２つのピーク間の比較的平坦部分又はくぼみとを有する吸気流量波形によって特徴付けられる、請求項２６〜２９のいずれか１項に記載の装置。
請求項３１：
呼吸障害を治療するための装置であって、
吸気流量制限のリバースチェアネスの測定量を計算することと、
前記計算された吸気流量制限のリバースチェアネスの測定量に従って呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）値を増加させることであって、該増加の量が現在の呼吸と直前の呼吸との間のリバースチェアネスの整合性に依存するように増加させることと、
を行うように構成されている、呼吸障害を治療するための装置。
請求項３２：
前記リバースチェアネスの整合性は、前記現在の呼吸及び前記直前の呼吸について計算された前記リバースチェアネスの測定量の重み付き幾何平均として計算される、請求項３１に記載の装置。
請求項３３：
前記増加の量は、前記ＥＰＡＰの現在の値が増加するにつれて、前記現在の呼吸の前記リバースチェアネスの測定量と、前記現在の呼吸と前記直前の呼吸との間の前記リバースチェアネスの整合性との間で遷移する変数に比例する、請求項３１又は３２に記載の装置。
請求項３４：
前記増加の量は、増加する漏れの量とともに減少する、請求項３１〜３３のいずれか１項に記載の装置。
請求項３５：
前記増加の量は、現在のＥＰＡＰの増加する値とともに減少する、請求項３１〜３４のいずれか１項に記載の装置。
請求項３６：
前記吸気流量制限のリバースチェアネスの計算された測定量が閾値よりも小さい場合、前記ＥＰＡＰ値を最小ＥＰＡＰ値に向けて減衰させることを更に含む、請求項３１〜３５のいずれか１項に記載の装置。
請求項３７：
吸気流量制限のリバースチェアネスは、比較的平坦な部分と、この後に続く後縁にある単一の局所的なピークとを有する吸気流量波形によって特徴付けられる、請求項３１〜３６のいずれか１項に記載の装置。
請求項３８：
呼吸障害を治療するための装置であって、
吸気性いびきの測定量を計算することと、
呼気性いびきを検出することと、
呼気性いびきが存在しない場合に、前記吸気性いびきの測定量に従って呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）値を増加させることと、
を行うように構成されている、呼吸障害を治療するための装置。
請求項３９：
前記増加の量は、近時の補償されていない漏れの量が増加するにつれて減少される、請求項３８に記載の装置。
請求項４０：
前記近時の補償されていない漏れの量は、前記近時の補償されていない漏れの程度を示すファジィ真理変数の前記現在の呼吸中の最大値として計算される、請求項３９に記載の装置。
請求項４１：
吸気性いびきが存在しない場合又は呼気性いびきが存在する場合、前記ＥＰＡＰ値を最小ＥＰＡＰ値に向けて減衰させることを更に含む、請求項３８〜４０のいずれか１項に記載の装置。
請求項４２：
呼吸障害を治療するための装置であって、患者の現在の呼吸サイクルの位相を推定するように構成され、前記位相の推定値の標準的な変化率に与えられる重みが、前記患者が目標換気量における換気量又はそれを超える換気量を近時に達成している程度に依存する、呼吸障害を治療するための装置。
請求項４３：
前記患者が目標換気量における換気量又はそれを超える換気量を近時に達成している程度は、圧補助の現在のレベルが大きい程度を示すファジィ真理変数として計算される、請求項４２に記載の装置。
請求項４４：
前記ファジィ真理変数は、圧補助の最小値が増加するにつれて増加する境界に対して計算される、請求項４３に記載の装置。
請求項４５：
呼吸障害を治療するための装置であって、
瞬時換気量を目標換気量に増加させるのに十分な圧補助の値と、
総肺胞換気量を目標総肺胞換気量に増加させるのに十分な圧補助の値と、
の組み合わせである値で患者に圧補助を送達するように構成されている、呼吸障害を治療するための装置。
請求項４６：
患者の呼吸低下を検出するための装置であって、
前記患者に送達されている圧補助が大きい程度と、
前記患者の空気流量の絶対値の測定量が目標絶対空気流量と比較して小さい程度と、に応じて、患者の呼吸低下を検出するための装置。
請求項４７：
前記目標絶対空気流量は現在の目標換気量の２倍である、請求項４６に記載の装置。
請求項４８：
前記絶対空気流量の測定量は、前記空気流量の絶対値に対するローパスフィルタの出力として計算される、請求項４６又は４７に記載の装置。
請求項４９：
患者のＭ字型吸気流量制限の測定量を計算するための装置であって、吸気流量波形を吸気流量波形におけるノッチのロケーションの回りに対称にしたものに基づいて、患者のＭ字型吸気流量制限の測定量を計算するための装置。
請求項５０：
Ｖ字型カーネルの左半分及び右半分との前記吸気空気流量波形の畳み込みの組み合わせのピークのロケーションとして前記ノッチのロケーションを計算することを更に含む、請求項４９に記載の装置。
請求項５１：
前記組み合わせは、修正された幾何平均である、請求項５０に記載の装置。
請求項５２：
前記Ｍ字型吸気流量制限の測定量は、前記対称にされた波形が第３高調波関数と類似している程度である、請求項４９〜５１のいずれか１項に記載の装置。
請求項５３：
前記Ｍ字型吸気流量制限の測定量は、前記対称にされた波形の第１高調波及び第３高調波の電力の和に対する前記対称にされた波形の第３高調波の電力の比として計算される、請求項５２に記載の装置。
請求項５４：
Ｍ字型吸気流量制限は、１つは前縁にあり１つは後縁にある２つの局所的なピークと、前記２つのピーク間の比較的平坦な部分又はくぼみとを有する前記吸気流量波形によって特徴付けられる、請求項４９〜５３のいずれか１項に記載の装置。
請求項５５：
前記Ｍ字型吸気流量制限の測定量は、前記ノッチロケーションの回りの前記吸気流量波形の対称性の測定量が閾値未満である場合にゼロに設定される、請求項５２〜５４のいずれか１項に記載の装置。
請求項５６：
前記吸気流量波形の対称性の前記測定量は、前記対称にされた波形の第１の半分及び第２の半分の前記第３高調波成分のうちの小さい方の、該成分の絶対値の和に対する比として計算される、請求項５５に記載の装置。
請求項５７：
患者への空気流量の送達における近時の補償されていない漏れの程度に応じて、前記患者の吸気流量制限のリバースチェアネスの測定量を計算するための装置。
請求項５８：
前記リバースチェアネスの測定量は、前記近時の補償されていない漏れの程度を示すファジィ真理変数の一般に減少する関数に比例する、請求項５７に記載の装置。
請求項５９：
吸気流量制限のリバースチェアネスは、比較的平坦な部分と、この後に続く後縁にある単一の局所的なピークとを有する吸気流量波形によって特徴付けられる、請求項５７又は５８に記載の装置。
請求項６０：
空気流量がインタフェースを介して送達されている患者の吸気性いびきの測定量を計算するための装置であって、瞬時インタフェース圧力に対するいびきフィルタの出力と前記瞬時インタフェース圧力に依存する閾値との差分の現在の呼吸の吸気部分にわたる平均として前記測定量を計算するように構成されている、装置。
請求項６１：
前記平均は、前記患者の呼吸気流量に依存する重み関数によって重み付けされる、請求項６０に記載の装置。
請求項６２：
前記重み関数は、低い呼吸気流量及び高い呼吸気流量において低い、請求項６１に記載の装置。
請求項６３：
前記閾値は、増加するインタフェース圧力とともに一般に増加する、請求項６０〜６２のいずれか１項に記載の装置。
請求項６４：
空気流量がインタフェースを介して送達されている患者の呼気性いびきを検出するための装置であって、現在の呼吸の呼気部分の間の瞬時インタフェース圧力に対するいびきフィルタの出力の継続時間及び強度に関する結合閾値を用いる装置。
請求項６５：
前記結合閾値は、いびき強度の所定のクリティカル関数で表される、請求項６４に記載の装置。
請求項６６：
前記所定のクリティカルいびき関数は、増加するいびき強度とともに一般に減少する、請求項６５に記載の装置。
請求項６７：
前記いびきフィルタの出力の前記強度の逆累積分布関数と前記所定のクリティカルいびき関数との比較に基づいて呼気性いびきを検出するように構成されている、請求項６５又は６６に記載の装置。
請求項６８：
呼気性いびきは、前記逆累積分布関数が、最小強度を超えるいびき強度の任意の値における前記クリティカル逆累積分布関数を超えている場合に検出される、請求項６７に記載の装置。
請求項６９：
呼吸障害を治療するための装置であって、
導管及びインタフェースを介して陽圧の空気の供給を患者の気道に送達するように構成された圧力デバイスと、
コントローラであって、
前記患者の通常の近時の換気量の測定量の調整のレートが、前記導管及び／又は前記インタフェースにおける近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて低減されるように前記通常の近時の換気量の測定量を計算し、
前記呼吸障害を治療するために前記計算された通常の近時の換気量の測定量に応じて、前記圧力デバイスによって送達される空気の前記供給の前記圧力を制御する、
ように構成されたコントローラと
を備える装置。
請求項７０：
患者の呼吸状態を検出するための装置であって、
前記患者の呼吸パラメータを表す信号を提供するように構成された１つ又は複数のセンサと、
前記呼吸状態を検出するために前記センサからの前記信号を解析するように構成されたプロセッサであって、
前記呼吸状態は呼吸低下であり、
前記呼吸パラメータは絶対空気流量であり、
前記検出は、前記患者に送達されている圧補助が大きい程度と、前記患者の前記絶対空気流量が目標絶対空気流量と比較して小さい程度とに依存する、
プロセッサと
を備える装置。
請求項７１：
呼吸障害を治療する方法であって、
通常の近時の換気量の測定量の調整のレートが、近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて低減されるように前記通常の近時の換気量の測定量を計算するステップ含む方法。
請求項７２：
前記計算するステップは、
前記近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて一般に減少する更新比率を計算するステップと、
各入力サンプルの受信時に前記更新比率を累算するステップと、
前記累算された更新比率が１を超えるときにのみ、前記通常の近時の換気量の測定量に対する更新量を計算するステップと
を含む、請求項７１に記載の方法。
請求項７３：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項７１又は７２に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項７４：
呼吸障害を治療する方法であって、
通常の近時の換気量の測定量と目標小数との積から目標換気量を計算するステップを含み、前記目標小数は、近時の圧補助に依存する方法。
請求項７５：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項７４に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項７６：
呼吸障害を治療する方法であって、
近時の圧補助の安定性に応じて増加される減少レート定数を用いて、通常の近時の換気量の測定量と目標小数との積から目標換気量を計算するステップを含む、呼吸障害を治療する方法。
請求項７７：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項７６に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項７８：
呼吸障害を治療する方法であって、
瞬時換気量から目標換気量を計算するステップを含み、前記目標換気量の増加のレートは、前記目標換気量の上方スルーレートに対する上限によって限度が定められる方法。
請求項７９：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項７８に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項８０：
呼吸障害を治療するための装置であって、
無呼吸又は呼吸低下の検出された症状発現の継続時間を計算することと、
前記計算された継続時間に従って呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）の値を調整することであって、増加する継続時間とともに、前記ＥＰＡＰの調整された値が、最大ＥＰＡＰ値よりも大きな値に指数関数的に接近するように、調整することと、
を含む、呼吸障害を治療するための装置。
請求項８１：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項８０に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項８２：
呼吸障害を治療する方法であって、
Ｍ字型吸気流量制限の測定量を計算するステップと、
前記Ｍ字型吸気流量制限の計算された測定量に従って呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）値を増加させるステップであって、該増加の量が、通常の近時の換気量に対する呼吸別の換気量の比に依存するように増加させるステップと
を含む方法。
請求項８３：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項８２に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項８４：
呼吸障害を治療する方法であって、
吸気流量制限のリバースチェアネスの測定量を計算するステップと、
前記計算された吸気流量制限のリバースチェアネスの測定量に従って呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）値を増加させるステップであって、該増加の量が現在の呼吸と直前の呼吸との間のリバースチェアネスの整合性に依存するように増加させるステップとを含む方法。
請求項８５：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項８４に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項８６：
呼吸障害を治療する方法であって、
吸気性いびきの測定量を計算するステップと、
呼気性いびきを検出するステップと、
呼気性いびきが存在しない場合に、前記吸気性いびきの測定量に従って呼気気道陽圧（ＥＰＡＰ）値を増加させるステップとを含む方法。
請求項８７：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項８６に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項８８：
呼吸障害を治療する方法であって、
患者の現在の呼吸サイクルの位相を推定するステップを含み、前記位相の推定値の標準的な変化率に与えられる重みが、前記患者が目標換気量の換気量又はそれを超える換気量を近時に達成している程度に依存する、方法。
請求項８９：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項８８に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項９０：
呼吸障害を治療する方法であって、
瞬時換気量を目標換気量に増加させるのに十分な圧補助の値と、
総肺胞換気量を目標総肺胞換気量に増加させるのに十分な圧補助の値と、
の組み合わせである値で患者に圧補助を送達するステップ
を含む方法。
請求項９１：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項９０に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項９２：
患者の呼吸低下を検出する方法であって、
前記患者に送達されている圧補助が大きい程度と、
前記患者の空気流量の絶対値の測定量が目標絶対空気流量と比較して小さい程度と、
に応じて前記呼吸低下を検出するステップを含む方法。
請求項９３：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項９２に記載の患者の呼吸低下を検出する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項９４：
患者のＭ字型吸気流量制限の測定量を計算する方法であって、吸気流量波形を吸気流量波形におけるノッチのロケーションの回りに対称にしたものに基づいて、患者のＭ字型吸気流量制限の測定量を計算する方法。
請求項９５：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項９４に記載の患者のＭ字型吸気流量制限の測定量を計算する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項９６：
患者への空気流量の送達における近時の補償されていない漏れの程度に応じて、前記患者の吸気流量制限のリバースチェアネスの測定量を計算する方法。
請求項９７：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項９６に記載の患者の吸気流量制限のリバースチェアネスの測定量を計算する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項９８：
空気流量がインタフェースを介して送達されている患者の吸気性いびきの測定量を計算する方法であって、
瞬時インタフェース圧力に対するいびきフィルタの出力と前記瞬時インタフェース圧力に依存する閾値との差分の現在の呼吸の吸気部分にわたる平均を計算するステップを含む方法。
請求項９９：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項９８に記載の空気流量がインタフェースを介して送達されている患者の吸気性いびきの測定量を計算する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項１００：
空気流量がインタフェースを介して送達されている患者の呼気性いびきを検出する方法であって、
現在の呼吸の呼気部分の間の瞬時インタフェース圧力に対するいびきフィルタの出力の継続時間及び強度に関する結合閾値を用いるステップを含む方法。
請求項１０１：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項１００に記載の空気流量がインタフェースを介して送達されている患者の呼気性いびきを検出する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
請求項１０２：
呼吸障害を治療する方法であって、
導管及びインタフェースを介して陽圧の空気の供給を患者の気道に送達するステップと、
前記患者の通常の近時の換気量の測定量の調整のレートが、前記導管及び／又は前記インタフェースにおける近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて低減されるように前記通常の近時の換気量の測定量を計算するステップと、
前記呼吸障害を治療するために前記計算された通常の近時の換気量の測定量に応じて、前記空気の供給の前記圧力を制御するステップとを含む方法。
請求項１０３：
コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項１０２に記載の呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
１０００ 患者
３０００ 患者インタフェース
３１００ 構造体
３２００ プレナムチャンバ
３３００ 構造体
３４００ 通気孔
３６００ 接続ポート
４０００ ＰＡＰデバイス
４０１０ 外部ハウジング
４０１２ 上側部分
４０１４ 部分
４０１５ パネル
４０１６ シャーシ
４０１８ 取っ手
４０２０ 空気圧ブロック
４１００ 空気圧構成要素
４１１０ エアフィルタ
４１１２ 吸入口エアフィルタ
４１１４ 放出口エアフィルタ
４１２０ マフラ
４１２２ 吸入口マフラ
４１２４ 放出口マフラ
４１４０ 制御可能圧力デバイス
４１４２ 制御可能ブロワ
４１４４ ブラシレスＤＣモータ
４１６０ バック弁
４１７０ 空気回路
４１８０ 補助酸素
４２００ 電気構成要素
４２０２ ＰＣＢＡ
４２１０ 電源装置
４２２０ 入力デバイス
４２３０ プロセッサ
４２３２ クロック
４２４０ 療法デバイスコントローラ
４２４５ 療法デバイス
４２５０ 保護回路
４２６０ メモリ
４２７０ トランスデューサ
４２７２ 圧力トランスデューサ
４２７４ 流量
４２７６ モータ速度信号
４２８０ データ通信インタフェース
４２８２ リモート外部通信ネットワーク
４２８４ ローカル外部通信ネットワーク
４２８６ そのようなリモート外部デバイス
４２８８ ローカル外部デバイス
４２９０ 出力デバイス
４２９２ ディスプレイドライバ
４２９４ ディスプレイ
４３００ アルゴリズムモジュール
４３１０ 処理モジュール
４３１２ 圧力補償アルゴリズム
４３１４ 通気孔流量
４３１６ 漏れ流量
４３１８ 呼吸流量
４３１９ アルゴリズム
４３２０ 療法エンジンモジュール
４３２１ 位相決定アルゴリズム
４３２２ 波形決定アルゴリズム
４３２３ 換気量決定
４３２４ アルゴリズム
４３２５ アルゴリズム
４３２６ アルゴリズム
４３２７ アルゴリズム
４３２８ 目標換気量
４３２９ 療法パラメータ
４３３０ 制御モジュール
４３４０ 故障状態
５０００ 加湿器
５１１０ 貯水器
５１２０ 加熱板
５２５０ 加湿器コントローラ
７１００ 方法
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
７２００ 方法
７２１０ ステップ
７２２０ ステップ
７３００ 方法
７３１０ 第１のステップ
７３２０ ステップ
７３３０ ステップ
７３３５ ステップ
７３４０ ステップ
７３５０ ステップ
７３６０ ステップ
７３７０ ステップ
７４００ 方法
７４１０ ステップ
７４１５ ステップ
７４２０ 状態検出ステップ
７４２５ ステップ
７４３０ ステップ
７４３５ ステップ
７４４０ ステップ
７４４５ ステップ
７４５０ ステップ
７４５５ ステップ
７４６０ ステップ
７４７０ ステップ
７４９５ ステップ
７５００ 無呼吸検出方法
７５１０ ステップ
７５２０ ステップ
７５３０ ステップ
７５４０ ステップ
７５５０ ステップ
７５６０ ステップ
７６００ 方法
７６１０ ステップ
７６２０ ステップ
７６３０ ステップ
７７００ 方法
７７１０ ステップ
７７２０ ステップ
７７３０ ステップ
７７３５ ステップ
７７４０ ステップ
７７５０ ステップ
７７６０ ステップ
７７７０ ステップ
７７８０ ステップ
７７９０ ステップ
７８００ 方法
７８１０ ステップ
７８２０ ステップ
７８３０ ステップ
７８４０ ステップ
７８５０ ステップ
７８６０ ステップ
７８７０ ステップ
７９００ 方法
７９１０ ステップ
７９２０ ステップ
７９３０ ステップ
７９４０ ステップ
７９５０ ステップ
７１０００ 方法
７１０１０ ステップ
７１０２０ ステップ
７１０３０ ステップ
７１０４０ ステップ
７１０５０ ステップ
７１０６０ ステップ
７１０７０ ステップ
７１０８０ ステップ
７１１００ 方法
７１１１０ ステップ
７１１２０ ステップ
７１１３０ ステップ
７１１４０ ステップ
７１１５０ ステップ
７１１６０ ステップ
７１１７０ ステップ
７１１８０ ステップ
７１２００ 方法
７１２１０ 最初のステップ
７１２２０ ステップ
７１２３０ ステップ
７１２４０ ステップ
７１２５０ ステップ
７１２６０ ステップ
７１３００ 方法
７１３２０ ステップ
７１３３０ ステップ
７１３４０ ステップ
７１３５０ ステップ
７１３６０ ステップ
７１３７０ ステップ
７１４００ 方法
７１４１０ ステップ
７１４２０ ステップ
７１４３０ ステップ
７１４４０ 次のステップ
７１４５０ ステップ
７１４６０ ステップ
７１５００ 方法
７１５１０ 依存フィルタ
７１５２０ ステップ
７１５３０ 次のステップ
７１５４０ ステップ
７１５５０ 現在の出力サンプルステップ
７１５６０ ステップ
７１５７０ ステップ
７１５８０ ステップ
７１５９０ 換気フィルタ
７１６００ 方法
７１６１０ ステップ
７１６２０ ステップ
７１６３０ 次のステップ
７１６４０ ステップ
７１６５０ ステップ
７１７００ 方法
７１７１０ ステップ
７１７２０ ステップ
７１７３０ ステップ
７１７４０ ステップ
７１７５０ ステップ
７１７６０ ステップ
７１７９０ ステップ
７１７９５ オプションのステップ

Claims (31)

  1. ブロワと、
    コントローラであって、
    近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて、目標換気量の調整の割合が低減されるように、前記目標換気量を連続して計算し、
    前記目標換気量を達成し、患者の換気量を前記目標換気量に持って行くように、前記ブロワにより生成される空気の供給の圧力を制御し、
    ここで、換気量は、前記患者の呼吸器系によって交換されているガスの総量の測定量であり、単位時間当たりの吸気流量及び呼気流量を含む、
    ように構成されているコントローラと、
    を備える、サーボ人工呼吸器。
  2. 前記目標換気量は、
    瞬時換気量から通常の近時の換気量の測定量を計算し、
    ファジィ真理変数を計算し、
    前記ファジィ真理変数に基づいて目標小数を計算し、
    前記通常の近時の換気量で前記目標小数を乗算する、
    ことにより計算される、請求項１に記載のサーボ人工呼吸器。
  3. 前記通常の近時の換気量は、換気フィルタからの出力である、請求項２に記載のサーボ人工呼吸器。
  4. 前記換気フィルタは、換気量における呼吸内変動を、上方スルーレート制限よりもはるかに低い値まで低減するように十分低速である応答を備えるように構成されている、請求項３に記載のサーボ人工呼吸器。
  5. 前記コントローラは、前記換気フィルタに重み付けされた換気量の値のシーケンスを与えるジャミング依存フィルタを備える、請求項３又は４に記載のサーボ人工呼吸器。
  6. 前記ファジィ真理変数は、最小値を超える圧補助を、ローパスフィルタリングすることにより計算される、請求項２〜５のいずれか１項に記載のサーボ人工呼吸器。
  7. 前記ファジィ真理変数は、所定の時間期間にわたるランニング順序統計量を計算することにより計算される、請求項２〜６のいずれか１項に記載のサーボ人工呼吸器。
  8. 前記所定の時間期間は３０秒である、請求項７に記載のサーボ人工呼吸器。
  9. 前記ファジィ真理変数は、スプレッドの計算された測定量及び計算された中央値に基づいて計算される、請求項２〜８のいずれか１項に記載のサーボ人工呼吸器。
  10. 前記ファジィ真理変数は、スプレッドの前記計算された測定量と前記計算された中央値の比を計算することによって計算される、請求項９に記載のサーボ人工呼吸器。
  11. 前記コントローラは、通常の近時の換気量の前記測定量の調整の割合が、近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて低減されるように、前記通常の近時の換気量の測定量を計算するように構成されている、請求項１に記載のサーボ人工呼吸器。
  12. 前記コントローラは、
    近時の補償されていない漏れの前記測定量が増加するにつれて一般に減少する更新比率を計算することと、
    各入力サンプルの受信時に前記更新比率を累算することと、
    前記累算された更新比率が１を超えるときにのみ、通常の近時の換気量の前記測定量に対する更新量を計算することと、
    によって、通常の近時の換気量の前記測定量を計算するように構成されている、請求項１１に記載のサーボ人工呼吸器。
  13. 通常の近時の換気量の前記測定量に対する前記更新量は、最後の更新以降の入力サンプルを各サンプルにおける前記更新比率によって重み付けしたものの和として計算される、請求項１２に記載のサーボ人工呼吸器。
  14. 前記コントローラは、通常の近時の換気量の前記測定量に対する前記更新量を計算する際に、前記累算された更新比率を再初期化するように構成されている、請求項１２又は１３に記載のサーボ人工呼吸器。
  15. 通常の近時の換気量の前記測定量は、瞬時換気量の測定量から計算される、請求項１２〜１４のいずれか１項に記載のサーボ人工呼吸器。
  16. 通常の近時の換気量の前記測定量にローパス換気フィルタを適用することを更に含む、請求項１５に記載のサーボ人工呼吸器。
  17. 通常の近時の換気量の前記測定量は、瞬時換気量の測定量に適用されるローパス換気フィルタの出力から計算される、請求項１２〜１６のいずれか１項に記載のサーボ人工呼吸器。
  18. 前記目標換気量の増加レートは、前記目標換気量の上方スルーレートに対する上限によって限度が定められる、請求項１に記載のサーボ人工呼吸器。
  19. 前記目標換気量は、所定の最小目標換気量によって下方の限度が定められる、請求項１又は請求項１８に記載のサーボ人工呼吸器。
  20. サーボ人工呼吸器のコントローラの動作方法であって、前記コントローラは目標換気量を達成するための空気の供給の圧力の設定を決定し、前記動作方法は、
    前記コントローラが、近時の補償されていない漏れの測定量が増加するにつれて、目標換気量の調整の割合が低減されるように、前記目標換気量を繰り返し計算するステップと、
    前記コントローラが、前記目標換気量を達成するように前記サーボ人工呼吸器のブロワにより生成される空気の供給の圧力の設定の決定を制御するステップと、
    を含む、方法。
  21. 前記目標換気量は、
    前記コントローラが、瞬時換気量から通常の近時の換気量の測定量を計算し、
    前記コントローラが、ファジィ真理変数を計算し、
    前記コントローラが、前記ファジィ真理変数に基づいて目標小数を計算し、
    前記コントローラが、前記通常の近時の換気量で前記目標小数を乗算する、
    ことにより計算される、請求項２０に記載の方法。
  22. 前記通常の近時の換気量は、前記コントローラが、換気フィルタの出力から計算するものである、請求項２１に記載の方法。
  23. 前記換気フィルタは、換気量における呼吸内変動を、上方スルーレート制限よりもはるかに低い値まで低減するように十分低速である応答を有するように構成される、請求項２２に記載の方法。
  24. 前記換気フィルタに、ジャミング依存フィルタが重み付けされた換気量の値のシーケンスを与える、請求項２２又は２３に記載の方法。
  25. 前記ファジィ真理変数は、前記コントローラが、最小値を超える圧補助を、ローパスフィルタリングすることにより計算される、請求項２２〜２４のいずれか１項に記載の方法。
  26. 前記ファジィ真理変数は、前記コントローラが、所定の時間期間にわたるランニング順序統計量を計算することにより計算される、請求項２２〜２５のいずれか１項に記載の方法。
  27. 前記所定の時間期間は３０秒である、請求項２６に記載の方法。
  28. 前記ファジィ真理変数は、前記コントローラが、スプレッドの計算された測定量及び計算された中央値に基づいて計算する、請求項２２〜２７のいずれか１項に記載の方法。
  29. 前記ファジィ真理変数は、前記コントローラが、スプレッドの前記計算された測定量と前記計算された中央値の比を計算することによって計算される、請求項２８に記載の方法。
  30. 前記近時の換気量の測定量を計算するステップは、
    前記コントローラが、近時の補償されていない漏れの前記測定量が増加するにつれて一般に減少する更新比率を計算するステップと、
    前記コントローラが、各入力サンプルの受信時に前記更新比率を累算するステップと、
    前記コントローラが、前記累算された更新比率が１を超えるときにのみ、通常の近時の換気量の前記測定量に対する更新量を計算するステップと
    を含む、請求項２１〜２９のいずれか１項に記載の方法。
  31. コンピュータ可読記憶媒体であって、請求項２０〜３０のいずれか１項に記載の方法に従って、呼吸障害を治療する方法をプロセッサに実行させるように構成されたコンピュータプログラムコードが記録されている、コンピュータ可読記憶媒体。
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