携帯型人工呼吸器システム
【課題】ルーツ型ブロワをコンプレッサとして用いることで、人工呼吸器のサイズおよび消費電力が両方とも低減された携帯型人工呼吸器を提供する。
【解決手段】人工呼吸器の種々の機能上の態様が、専用のコントローラおよびソフトウェアを有する複数サブアセンブリに分担される。専用のコントローラおよびソフトウェアは、人工呼吸器プロセッサとやり取りして、ユーザ・インターフェース機能、呼気制御およびフロー制御サーボ、および患者状態のモニタリングを実現する。人工呼吸器は、ルーツ・ブロワ・ハウジングおよび複数のバッフリング・チャンバに関してノイズ低減圧力補償オリフィスを用いることによって、ノイズ問題を克服する。人工呼吸器は、非常に携帯型のフォームファクタによって構成されており、スタンド・アローンの装置として用いるか、あるいは、拡張されたインターフェースおよびモニタリング能力を伴うドッキング・クレードルを有するドッキングされた装置として用いてもよい。
【解決手段】人工呼吸器の種々の機能上の態様が、専用のコントローラおよびソフトウェアを有する複数サブアセンブリに分担される。専用のコントローラおよびソフトウェアは、人工呼吸器プロセッサとやり取りして、ユーザ・インターフェース機能、呼気制御およびフロー制御サーボ、および患者状態のモニタリングを実現する。人工呼吸器は、ルーツ・ブロワ・ハウジングおよび複数のバッフリング・チャンバに関してノイズ低減圧力補償オリフィスを用いることによって、ノイズ問題を克服する。人工呼吸器は、非常に携帯型のフォームファクタによって構成されており、スタンド・アローンの装置として用いるか、あるいは、拡張されたインターフェースおよびモニタリング能力を伴うドッキング・クレードルを有するドッキングされた装置として用いてもよい。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用人工呼吸器の分野に関し、より具体的には、自給式の携帯型人工呼吸器に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、呼吸支援が必要な患者に対する人工呼吸器は、大きく、かつ重く、電力を必要とする装置であった。そのため、このような装置とともに患者が移動することは、まったくできないか、ほとんどできない状態であった。コンプレッサ技術における最近の進歩、たとえば、米国特許第１、１５２、１３５号明細書（デブリーズ（ＤｅＶｒｉｅｓ）らに付与）に記載されているものでは、人工呼吸器のサイズおよび電力に対する要求が小さくなり、ある程度の自給式の携帯性が実現できた人工呼吸器の製造が初めて可能になっている。バッテリ・パックを装備することで、これらの携帯型人工呼吸器は、車椅子に取り付けることが可能になった。その結果、患者は、人工呼吸器を主電源に接続することなく、ある程度の時間、動き回れるようになっている。
【０００３】
従来技術の人工呼吸器は、小型で持ち運び易くなっている一方で、複雑な呼吸モードを送出する能力の維持を、通常は低圧ロータリ・ドラッグ・コンプレッサを呼吸送出メカニズムとして用いることにより、行なっている。ドラッグ・コンプレッサは、可変速度の場合もあるし、一定速度の場合もある。可変速度の人工呼吸器コンプレッサの場合は、停止状態から急速に加速することによって動作して、患者に対する吸入支援（吸気）を実現し、次に急速に減速して、患者の呼気を可能にする。従来技術の可変速度コンプレッサ人工呼吸器の急速な加速および減速では、コンプレッサの駆動回路が非常に高い電流を取り扱う必要がある。そのため、人工呼吸器が主電源に接続されていない場合には、大きくて扱いにくい高価な電源システムおよび相当量の予備バッテリ電源が必要になる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
一定速度のコンプレッサの場合は、可変速度コンプレッサの大きくて扱いにくい電源システムは必要ではないが、固有の非効率さがある。その理由は、コンプレッサは、患者に空気がまったく供給されていないとき（たとえば呼気の間）であっても、動作および電力消費を続けるからである。消費電力は、呼気の間、コンプレッサの出力空気流をコンプレッサの取入口まで再循環させることによって、減らすことができる。しかし消費電力が減ったとしても、人工呼吸器がオン・ボード・バッテリ電源によって動作できる時間は、著しく短くなる可能性がある。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明は、小型、低慣性、高速度、高効率の可変速度モードのルーツ型ブロワを用いる携帯型人工呼吸器を備える。ルーツ型ブロワは、高効率および小サイズであることが知られている。しかし、ルーツ型ブロワは、本来的に騒音が多く、従来、医療用人工呼吸器での利用には適していなかった。医療用人工呼吸器では、過剰なノイズがあると、２４時間対応の呼吸支援を必要とすることが多い患者に悪影響を及ぼすからである。本発明の人工呼吸器では、従来技術のルーツ型ブロワのノイズ問題を、ルーツ・ブロワ・ハウジング上の新しいノイズ低減圧力補償オリフィスと、人工呼吸器のハウジング内の複数のバッフリング・チャンバとを組み合わせて用いることにより、克服している。可変速度モードのルーツ型コンプレッサを、特別に構成されたフロー制御および電源システムと共に用いることで、全体として、人工呼吸器のサイズおよび消費電力の両方が低減される。本発明の実施形態により、完全な人工呼吸器機能性（体積および圧力制御モードの両方で動作する能力を含む）が小型の携帯型のユニットにおいて提供される。このようなユニットは、本当の移動し易さを初めて患者にもたらすものである。一実施形態においては、人工呼吸器は、携帯型の内蔵型人工呼吸器であり、小型のラップトップ・コンピュータのサイズに近い一方で、数時間の間、バッテリで電源供給を受けてフル・サービスの呼吸支援を実現する。
【０００６】
本発明の１つまたは複数の実施形態においては、人工呼吸器は、より重くてより慣性が大きいルーツ・ブロワを一定速度モードで用いる。ルーツ・ブロワは効率が優れているため、サイズおよび重量を、複雑な呼吸モードを送出できるフル機能の人工呼吸器において以前は達成不可能な程度にまで、小さくすることができる。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器の正面を示す斜視図である。
【図２Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器、ドッキング・クレードルおよび人工呼吸器モニタを含む人工呼吸器システムの正面を示す斜視図である。
【図２Ｂ】図２Ａの人工呼吸器システムの裏面を示す斜視図である。
【図３】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器システムに対する機能上のアーキテクチャを示すブロック図である。
【図４】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器システムに対する電子アーキテクチャを示すブロック図である。
【図５】本発明の１つまたは複数の実施形態によるドッキング・クレードルに対する電子アーキテクチャを示すブロック図である。
【図６Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器システムに対するソフトウェア・アーキテクチャの一般的なコンテキストを例示するブロック図である。
【図６Ｂ】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器システムに対するソフトウェア・アーキテクチャの一般的なコンテキストを例示するブロック図である。
【図７】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器の空圧系図である。
【図８】本発明の１つまたは複数の実施形態による呼気サーボ制御システムのトップ・レベル・ブロック図である。
【図９Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による呼気サーボ制御システムの機械アセンブリ部分を示すブロック図である。
【図９Ｂ】本発明の１つまたは複数の実施形態による呼気サーボ制御システムの電子アセンブリ部分を示すブロック図である。
【図９Ｃ】本発明の１つまたは複数の実施形態による呼気サーボ制御システムのソフトウェア制御部分を示すブロック図である。
【図１０】本発明の１つまたは複数の実施形態によるブロワ・アセンブリを示すブロック図である。
【図１１】本発明の１つまたは複数の実施形態によるブロワ・アセンブリを示す分解組立図である。
【図１２】本発明の１つまたは複数の実施形態による一対のルーツ・ブロワ・インペラを示す斜視図である。
【図１３Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による穿孔チューブ、を伴うサイレンサ・チャンバを有する人工呼吸器装置を示す図である。
【図１３Ｂ】本発明の１つまたは複数の実施形態による穿孔チューブ、を伴うサイレンサ・チャンバを有する人工呼吸器装置を示す図である。
【図１４Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による空気出口における段階的スロットを例示するルーツ・ブロワ・ハウジングを示す図である。
【図１４Ｂ】本発明の１つまたは複数の実施形態による空気出口における段階的スロットを例示するルーツ・ブロワ・ハウジングを示す図である。
【図１４Ｃ】本発明の１つまたは複数の実施形態による空気出口における段階的スロットを例示するルーツ・ブロワ・ハウジングを示す図である。
【図１４Ｄ】本発明の１つまたは複数の実施形態による空気出口における段階的スロットを例示するルーツ・ブロワ・ハウジングを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
携帯型人工呼吸器システムについて説明する。以下の説明では、本発明のより十分な説明が得られるように、多くの具体的な詳細、たとえば１つまたは複数の実施形態に対する物理的寸法について述べる。しかし、当業者には明らかなように、本発明は、これらの具体的な詳細なしで実行してもよい。他の場合には、良く知られている特徴については、本発明が不明瞭とならないように、詳細には説明していない。
【０００９】
本発明の実施形態では、可変速度モードで動作するルーツ型ブロワを、呼吸送出メカニズムとして用いる携帯型人工呼吸器を実施する。ルーツ型ブロワを用いることで生じる効率および小型化に対する要求と、新しい弱音技術および電子制御システムとによって、人工呼吸器を、パームトップ・コンピュータに匹敵するサイズにまで小さくすることができる。重量および消費電力も同様に小さくなり得る。本発明の人工呼吸器により、連続的な呼吸支援を必要とする患者に対して、向上された移動のし易さがもたらされるため、患者の生活の質の著しい改善が促進されることになる。
【００１０】
Ｉ．携帯型人工呼吸器、ドッキング・クレードル、およびモニタを有する人工呼吸器システムの実施形態
本発明の１つまたは複数の実施形態においては、携帯型人工呼吸器システムには、携帯型人工呼吸器、ドッキング・クレードル、およびモニタが含まれる。携帯型人工呼吸器は好ましくは、必ずしも必要ではないが、小型、軽量、自給式の救命装置で、非常に携帯型である。静止状態での応用例では、携帯型人工呼吸器は、ドッキング・クレードル内に配置してもよい。ドッキング・クレードルは、単純な構造支持体としての機能を果たす（おそらく電源および／または再充電システムが含まれる）か、携帯型人工呼吸器のインターフェース能力を増大する。たとえば、ドッキング・クレードルには、表示能力を拡張するためのグラフィックス・モニタが含まれていてもよい。
【００１１】
Ａ．携帯型人工呼吸器エンクロージャ
１つまたは複数の実施形態においては、携帯型人工呼吸器は、モールドされたエンクロージャ内にパッケージされていてもよい。実施形態によっては、エンクロージャは、軟質ゴムブートと共成型される。好ましくは、必ずしも必要ではないが、エンクロージャは、比較的コンパクトなフォームファクタを有するように構成される。たとえば一実施形態においては、１０インチ（２５．４センチメートル）×６インチ（１５．２４センチメートル）×２インチ（５．０８センチメートル）のエンクロージャに、患者が非常に携帯型のユニットから適切な人工呼吸器サポートを受け取るのに必要な装置を、収容してもよい。他の実施形態では、種々のフォームファクタを有するエンクロージャを用いてもよい。
【００１２】
図１は、本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器の正面の斜視図を例示する図である。例示した実施形態においては、空圧系接続部１０１を、たとえば、人工呼吸器エンクロージャ１００の中央線の下方において、左側および右側に形成してもよい。電気的相互接続１０２を、エンクロージャ１００の裏面の下端に形成してもよい（たとえば、クレードル・インターフェースを設けるために）。また電気的相互接続は、たとえば中央線の上方において、エンクロージャ１００の左側および／または右側に形成してもよい。
【００１３】
人工呼吸器エンクロージャには、ユーザ・インターフェース１０６が含まれていてもよい。たとえば、ユーザ・インターフェース１０６を、ＬＥＤおよびメンブレン・スイッチ・パネルを用いる一実施形態において、比較的安価に実施してもよい。他の実施形態では、カラーＬＣＤおよびタッチ・スクリーンを用いたグラフィカルユーザ・インターフェース１０６を実施してもよい。
【００１４】
１つまたは複数の実施形態においては、人工呼吸器エンクロージャ１００の頂部に、折り畳み式の取っ手１０３が含まれていてもよい。取っ手１０３は、折り畳まれるとテーブル・スタンドとしての機能を果たし、エンクロージャに対する面一性がなくなるようにする。ハンド／ショルダ・ストラップ接続点１０４を、エンクロージャ１００に形成してもよい。また、１つまたは複数の実施形態においては、エンクロージャ１００の裏面部に薄型のダブテール・スタイルのマウンティング・メカニズムを設けることで、マウントしないデスクトップ適用例と干渉することなく、ポール、壁、またはベッド・レールへの搭載を容易にしてもよい。
【００１５】
１つまたは複数の実施形態においては、エンクロージャ１００上にバッテリ・ポート１０５を設けて、内部リムーバブル・バッテリ・パックを収容してもよい。バッテリ・ポート１０５に、ラッチおよびイジェクト・メカニズムを取り付けて、使用中に信頼性良く接続できることと、エンクロージャがクレードル（後述する）内に設置されている場合でもリムーバブル・バッテリ・パックを容易に交換できることとを、保証することが好ましい。
【００１６】
エンクロージャ１００は、立設されたサポートに対してドッキング・クレードル内に置くように、および／または携帯型人工呼吸器とクレードル電子機器との間の接続を確立するように、設定してもよい。以下、ドッキング・クレードルの実施形態について説明する。
【００１７】
Ｂ．ドッキング・クレードルおよびモニタ
図２Ａおよび２Ｂに示すのは、本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器、ドッキング・クレードル、およびモニタを備える携帯型人工呼吸器システムの正面および裏面部の斜視図である。図示したように、ドッキング・クレードル２００には、ベース２０１Ａおよびクレードル・アーム２０１Ｂが含まれていてもよい。人工呼吸器モニタリング能力を拡張して表示するために、アーム２０１Ｂにモニタ２０２を取り付けてもよい。レードル２００のベース２０１Ａ内にドッキングされている携帯型人工呼吸器エンクロージャ１００が示されている。
【００１８】
１つまたは複数の実施形態においては、ベース２０１Ａは、内部電源またはロジック・コンポーネントがまったくない単純なテーブル・スタンドとして機能するように、設計される。しかし、ほとんどの実施形態においては、内部電子機器が含まれており、電源を供給すること、および携帯型人工呼吸器のインターフェース能力を拡張することが可能なインテリジェント・ドッキング・ステーションとなっている。後者の場合には、ベース２０１Ａによって、ドッキングされた人工呼吸器との電気的相互接続（たとえば、人工呼吸器の下部、裏面端部を通して）が、実現される。付属のモニタ２０２に対するサポートが実現されるように、ベース２０１Ａには、アーム２０１Ｂが取り外し可能に取り付けられていてもよい。クレードル・ベース２０１Ａ内の電子機器とモニタ２０２との間の電源およびデータ・ケーブルは、アーム２０１Ｂの構造内に収容してもよい。
【００１９】
クレードル２００には、ドッキングされた人工呼吸器が落下しないことを保証するために、機械的な連結装置が含まれていてもよい。人工呼吸器エンクロージャ１００の場合と同様に、クレードル２００には、ダブテール・スタイル・マウンティング・メカニズムが組み込まれており、壁またはベッド・レールへの搭載が容易になっていてもよい。ドッキング・クレードル２００およびモニタ２０２にはそれぞれ、射出成形されたコンポーネントが含まれていてもよい。
【００２０】
Ｃ．人工呼吸器システム機能上のアーキテクチャ
図３は、本発明の１つまたは複数の実施形態による人工呼吸器システムの機能上のアーキテクチャのブロック図である。人工呼吸器空圧系は、ルーツ・ブロワ３００に基づいていてもよい。ルーツ・ブロワ３００は、部屋の空気を入口フィルタ３１０を通して取り込んで、加圧ガスを吸気ポート３１１を通して患者に送る。空圧系システムは、シングル・リムおよびデュアル・リム患者回路の両方をサポートしてもよい。その結果、呼気バルブ３０１を、人工呼吸器エンクロージャ１００に対して、外部で実装することもできるし、内部で実装することもできる。呼気制御ポート３０２およびＰＥＥＰ（呼気終末陽圧：Positive End-expiratory Pressure）制御３０３によって、パイロット圧力が生成される。パイロット圧力は、吸気中に呼気バルブ３０１を閉じ、呼気中に、ソフトウェア制御されたＰＥＥＰパイロット圧力に対して、呼気バルブ３０１を開く。スカベンジング・ポート３１６を用いて、呼気中に患者が用いない圧縮空気を再生利用または再循環させてもよい。
【００２１】
人工呼吸器１００は、付属の内部Ｏ２ブレンダ３０４を用いて、ブレンドされたガスを送ってもよい。吸気リム３１２内のブレンド・ガス送出は、ＦＩＯ２インターフェース３１３に接続された外部ＦＩＯ２（吸気酸素の部分）センサ３０５を介してモニタしてもよく、またユーザ・インターフェース３０６上に表示してもよい。同様に、患者の血液Ｏ２レベルも、付属の内部パルス・オキシメータ３０７に接続された外部パルス酸素センサ３１４を介してモニタしてもよいし、またユーザ・インターフェース３０６上に表示してもよい。Ｏ２入口ポート３０８に高圧酸素が供給されたときに、人工呼吸器１００は、エアロゾル化された薬を患者に送るために外部ネブライザ３０９を駆動してもよく、同時に、付加されたガス送出を補償する。
【００２２】
１つまたは複数の実施形態においては、Ｙ字型の（「Ｙ」）接合部３２５を用いて、吸気リム３１２および呼気リム３２６を、患者までのメイン人工呼吸器チューブに結合させる。Ｙ字型の接合部３２５からの気道およびフロー・センサ・ライン３２７が、検知ポート３２８を介して、人工呼吸器エンクロージャ１００に通じる。トランスデューサ（ＸＤＣＲ）マニフォールド３２９は、検知ポート３２８からの気道およびフロー値を電気的な検知信号に変換して、人工呼吸器制御ループ内で用いる。
【００２３】
１つまたは複数の実施形態においては、携帯型人工呼吸器（１００）は、外部電源コネクタ３１７を通して（たとえば、外部バッテリ充電器３１８Ａ、外部バッテリ３１８Ｂ、ＡＣ／ＤＣアダプタ３１８Ｃ、ＤＣバス３１８Ｄなどから）受け取った外部供給のＤＣ電源により、動作する。クレードル・インターフェース３１９によって、ケーブル・プラグ・インを用いることなく人工呼吸器に外部電源を供給してもよい。たとえば、人工呼吸器エンクロージャ１００を、ドッキング・クレードル２００内に置いてもよい。ドッキング・クレードル２００では、両装置の接点が自動的に嵌合して、電源経路および／またはデータ経路が実現される。同様に、リムーバブル・バッテリ３２１をリムーバブル・バッテリ・ベイ３２０内に配置して、人工呼吸器を携帯型のスタンド・アローンの装置として用いてもよい。人工呼吸器を、内部ブリッジ・バッテリ（３２２）を用いて構成して、リムーバブル・バッテリ（３２１）を交換する間に人工呼吸器に連続的に電源が供給されるようにしてもよい。人工呼吸器エンクロージャ１００に外部電源を接続したときに、バッテリ充電器３２３を用いて、リムーバブル・バッテリ３２１および／またはブリッジ・バッテリ３２２を充電してもよい。外部リムーバブル・バッテリ充電器（３２４）を用いて、追加バッテリを充電してもよい。
【００２４】
図３に示した実施形態においては、ドッキング・クレードル２００には、人工呼吸器インターフェース３３０が含まれている。人工呼吸器インターフェース３３０は、人工呼吸器１００のクレードル・インターフェース・ブロック３１９と接続されて、電源を伝達するとともに、クレードル２００内部のインターフェース電子機器との電気的な接続部を実現する。クレードル２００内の付属の内部ＡＣ／ＤＣアダプタ３３１は、インターフェース・ブロック３１９および３３０を介して、人工呼吸器１００に対するＤＣ電源をもたらすだけでなく、クレードル２００内の回路およびモニタ２０２へのＤＣ電源をもたらしてもよい。クレードル２００は、追加的にまたは代替的に、外部電源（たとえば、電源３１８Ａ〜３１８Ｄ）からＤＣ電源を受け取るＤＣコネクタを有していてもよい。
【００２５】
クレードル２００を用いて、人工呼吸器のインターフェース能力を拡張して、たとえば以下のものを含むようにしてもよい。出力アラーム・ケーブルを有するリモート・アラーム／ナース・コール・インターフェース３３２；リモート・アクセス・モデム３３３；ＩＳＰ／デバッグ・ポート３３４（サービスおよびメンテナンス・ポート）；外部ＥＴＣＯ２センサ３３５に接続されたＥＴＣＯ２（終末呼気二酸化炭素）モニタ３３６；患者モニタ・システムをサポートする患者モニタ・インターフェース３３７（たとえばＨＰバリューリンク（Ｖａｌｕｅｌｉｎｋ）およびスペースラブス・フレックス（ＳｐａｃｅＬａｂｓＦｌｅｘｐｏｒｔ）ポート）；リムーバブル・メモリ・カード３３９をサポートするためのリムーバブル・メモリ・カード・スロット３３８；およびモニタ・インターフェース／コントローラ３４０。リムーバブル・メモリ・カード３３９を用いて、人工呼吸器とパーソナル・コンピュータとの間の情報移動を容易にして、データの再検討および印刷に備えてもよい。
【００２６】
クレードル２００のアーム２０１Ｂに結合されているモニタ２０２は、たとえば波形、ループ、および傾向データを連続的に表わすことができる付属の表示ユニットである。
Ｄ．人工呼吸器電子アーキテクチャ
１つまたは複数の実施形態においては、携帯型人工呼吸器電子アーキテクチャを、３つの主要なサブシステムに分割してもよい。すなわち、人工呼吸器コア・サブシステム、ユーザ・インターフェース・サブシステム、および電源サブシステムである。各サブシステムには、種々のデジタル、アナログ、および電源回路とともに、サブアセンブリ中に分配される１つまたは複数のソフトウェア・プログラマブル・マイクロコントローラが、含まれていてもよい。他の実施形態においては、電子アーキテクチャを、異なるラインに沿って分割してもよいし、アーキテクチャをまったく分割しなくてもよい。
【００２７】
図４に例示するのは、人工呼吸器電子アーキテクチャの一実施形態であって、人工呼吸器コア（ＶＣサブシステム）４０１、ユーザ・インターフェース（ＵＩ）サブシステム４００、および電源サブシステム４０２を有する場合である。以下、各サブシステムについて、より詳細に説明する。
【００２８】
１．人工呼吸器コア・サブシステム
図４の実施形態においては、ＶＣサブシステム４０１に、携帯型人工呼吸器のコア・ガス送出機能を実施するための電子機器が含まれている。人工呼吸器プロセッサ４４３上で実行されるソフトウェア・プログラムは、全般的な人工呼吸器コア機能性を制御することを、各機能上のサブアセンブリまたはモジュール内に配置されたマイクロコントローラに命令を出し、かつマイクロコントローラをモニタすることによって、行なってもよい。これらのマイクロコントローラはそれぞれ、個々のサブアセンブリの特定のタスク専用のソフトウェア・プログラムを実行してもよい。他の実施形態においては、単一のプロセッサを用いて、複数のサブアセンブリのタスクを実行してもよい。例示した実施形態においては、ＶＣサブシステム４０１には、人工呼吸器プロセッサ４４３が含まれている。人工呼吸器プロセッサ４４３は、ルーツ・ブロワ・モジュール４４４、呼気制御モジュール４５４、ブレンダ・モジュール４６１、およびトランスデューサ・モジュール４７０内の個々のプロセッサと通信する（代替的な実施形態においては、モジュール４４４、４５４、４６１および４７０のうちの２つ以上が、単一のモジュール・プロセッサとして機能してもよい）。
【００２９】
ルーツ・ブロワ・モジュール４４４では、ブロワ・プロセッサ４４５が、ブロワ速度の制御を、ルーツ・ブロワのインペラに取り付けられたブラッシュレスＤＣモータ（ＢＬＤＣ４５３）のソフトウェア転流を通して、行なってもよい。インバータ４４９を用いて、ブロワ・プロセッサ４４５からのロジック・レベル転流信号を高出力ＡＣ電流に変換して、ＢＬＤＣモータ４５３を駆動してもよい。ＢＬＤＣモータ４５３内の複数の磁気的センサ（たとえば、アナログ・ホール・センサ４５２）によって、検知信号がブロワ・プロセッサ４４５に送信されて、ロータ位置および速度が決定される。ブロワ・プロセッサＩＣの内部または外部に、ＡＤＣ（アナログ・デジタル・コンバータ）回路を設けてもよい。これは、検知信号たとえばホール・センサ４５２からの検知信号を、サンプリングし、およびブロワ・プロセッサ４４５用のデジタル値に変換するためである。
【００３０】
ルーツ・ブロワ取入口および出口ポートにおけるマイクロフォン４５１を用いて、ルーツ・ブロワ装置の音響ノイズをモニタしてもよい。またマイクロフォン信号は、ブロワ・プロセッサ４４５内で処理される前に、ＡＤＣ回路によってサンプリングされる。増幅器回路４４７および４４８を用いて、マイクロフォンおよびモータ検知信号を、ＡＤＣ回路の前に、それぞれ増幅およびフィルタリングしてもよい。システム・ノイズ・レベルを減らすために、ブロワ・プロセッサ４４５が、ブロワ・ノイズを打ち消すための「騒音防止」信号を生成してもよい。騒音防止チャンネル（たとえば、各チャンネルはブロワの取入口および出口ポートにおけるノイズ用）を、電力増幅器４４６を介して増幅してもよい。電力増幅器４４６自体は、ブロワ・ダクト構造内に位置する一対のスピーカ４５０を駆動する。
【００３１】
ブロワ・プロセッサ４４５は、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭ、プログラム・フラッシュ・メモリ、および校正ＥＥＰＲＯＭを含んでいてもよい。フラッシュおよびＥＥＰＲＯＭメモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。ブロワ・プロセッサ４４５は、高速同期シリアル・ポート（ＳＳＩＯ４７９）を介して、人工呼吸器制御プロセッサ４４３と通信してもよい。
【００３２】
ブロワ・プロセッサ４４５は、ブロワ・モジュール４４４の電子機器を校正するための、およびそのＥＥＰＲＯＭ内の校正データを記憶するためのメカニズムを、実現してもよい。ブロワ・プロセッサ４４５は、ブロワ・モジュール４４４の電子機器の調子をモニタするための、および人工呼吸器プロセッサ４４３（または別個の試験装置）へのセルフ・テスト・フィードバックを生成するためのさらなる能力を、実現してもよい。
【００３３】
呼気制御モジュール４５４内では、呼気プロセッサ４５５が、パイロット圧力を生成して、この圧力を呼気バルブ風船ダイアフラムに送る複数のソレノイド・バルブを制御してもよい。ソレノイド・バルブ・ドライバ４５６は、呼気プロセッサ４５５が生成するロジック・レベル制御信号を高出力ＤＣ電流に変換して、呼気制御バルブ４５９およびＰＥＥＰパイロット・バルブ４６０を駆動させる。呼気プロセッサ４５５は、ＰＥＥＰ圧力トランスデューサ４５８をモニタして、ＰＥＥＰパイロット・バルブ４６０のクローズド・ループ制御を可能にする。トランスデューサ４５８からのアナログ信号を、増幅器４５７が増幅およびフィルタリングすることを、呼気プロセッサ４５５に対してＡＤＣ回路がこの信号をＡ／Ｄ変換およびサンプリングする前に、行なってもよい。
【００３４】
ブロワ・プロセッサ４４５の場合と同様に、呼気プロセッサ４５５には、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭ、プログラム・フラッシュ・メモリ、および校正ＥＥＰＲＯＭが含まれていてもよい。フラッシュおよびＥＥＰＲＯＭメモリは、製造、サービスおよびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。呼気プロセッサ４５５は、高速同期シリアル・ポート（ＳＳＩＯ４８０）を介して、人工呼吸器制御プロセッサ４４３と通信してもよい。
【００３５】
呼気プロセッサ４５５は、呼気制御モジュール４５４の電子機器を校正するための、およびそのＥＥＰＲＯＭ内の校正データを記憶するためのメカニズムを、実現してもよい。呼気プロセッサ４５５は、呼気制御モジュール４４４の電子機器の調子をモニタするための、および人工呼吸器プロセッサ４４３（または別個の試験置）に対するセルフ・テスト・フィードバックを生成するためのさらなる能力を、実現してもよい。
【００３６】
ブレンダ・モジュール４６１内では、ブレンダ・プロセッサ４６２が、システム内の酸素フローを制御し、付属のネブライザ駆動機能を制御し、およびＦＩＯ２センサ・インターフェース４６９を介して外部センサをモニタする。ソレノイド・バルブ・ドライバ４６３は、ブレンダ・プロセッサ４６２が生成するロジック・レベル制御信号を、高出力ＤＣ電流に変換して、ブレンダ・バルブ４６８およびネブライザ・バルブ４６７を駆動する。ブレンダ・プロセッサ４６２は、酸素圧力トランスデューサ４６５をモニタして、ブレンダ・バルブ４６８のクローズド・ループ制御を可能にする。トランスデューサ４６５およびインターフェース４６９からのアナログ信号を、増幅器４６４および４６６がそれぞれ増幅およびフィルタリングすることを、ブレンダ・プロセッサ４６２に対してＡＤＣ回路がこの信号をＡ／Ｄ変換およびサンプリングする前に、行なってもよい。
【００３７】
ブロワおよび呼気プロセッサの場合と同様に、ブレンダ・プロセッサ４６２には、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭ、プログラム・フラッシュ・メモリ、および校正ＥＥＰＲＯＭが含まれていてもよい。フラッシュおよびＥＥＰＲＯＭメモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェのア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。
【００３８】
ブレンダ・プロセッサ４６２は、高速同期シリアル・ポート（ＳＳＩＯ４８１）を介して、人工呼吸器制御プロセッサ４４３と通信してもよい。ブレンダ・プロセッサ４６２は、ブレンダ・モジュール４６１の電子機器を校正するための、およびそのＥＥＰＲＯＭ内の校正データを記憶するためのメカニズムを、実現してもよい。ブレンダ・プロセッサ４６２はさらに、ブレンダ・モジュール４６１の電子機器の調子をモニタするための、および人工呼吸器プロセッサ４４３（または別個の試験装置）へのセルフ・テスト・フィードバックを生成するためのさらなる能力を、実現してもよい。
【００３９】
トランスデューサ・モジュール４７０内では、圧力プロセッサ４７１が、臨界のシステム圧力を測定し、および周期的なオート・ゼロおよび検知ライン・パージ機能を管理する。ソレノイド・バルブ・ドライバ４７２は、圧力プロセッサ４７１が生成するロジック・レベル制御信号を、高出力ＤＣ電流にト変換して、オートゼロ・バルブ４７３およびパージ・バルブ４７４を駆動する。圧力プロセッサ４７１は、フロー・センサ圧力トランスデューサ４７７と、気道およびブロワ圧力トランスデューサ４７８とをモニタする。
【００４０】
増幅器４７６は、トランスデューサ４７７および４７８の検知信号出力を増幅およびフィルタリングすることを、圧力プロセッサ４７１がこれらの検知信号をサンプリングおよび処理する前に、行なう。一実施形態においては、２つの並列増幅器を、フロー・センサ圧力トランスデューサ４７７に専用にしてもよい。一方の増幅器が、高利得、狭レンジの、オフセット補償されたフロー・トリガ・チャンネルをもたらしてもよい。オフセット補償は、ソフトウェア制御されたＤＡＣ（デジタル・アナログ・コンバータ）回路４７５を用いて実現される。第２のチャンネルが、患者から出入りする流れの全双方向ダイナミック・レンジをカバーする低利得の増幅器をもたらしてもよい。また増幅器４７６によって、増幅された気道ゲージ圧力およびブロワ差圧信号が得られる。
【００４１】
他のモジュール・プロセッサの場合と同様に、圧力プロセッサ４７１には、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭ、プログラム・フラッシュ・メモリ、および校正ＥＥＰＲＯＭが含まれていてもよい。フラッシュおよびＥＥＰＲＯＭメモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。圧力プロセッサ４７１は、高速同期シリアル・ポート（ＳＳＩＯ４８２）を介して、人工呼吸器制御プロセッサ４４３と通信してもよい。
【００４２】
圧力プロセッサ４７１は、トランスデューサ・モジュール４７０の電子機器を校正するための、およびそのＥＥＰＲＯＭ内の校正データを記憶するためのメカニズムを、実現してもよい。圧力プロセッサ４７１はさらに、トランスデューサ・モジュール４７０の電子機器の調子をモニタするための、および人工呼吸器プロセッサ４４３（または別個の試験装置）へのセルフ・テスト・フィードバックを生成するためのさらなる能力を、実現してもよい。
【００４３】
２．ユーザ・インターフェース・サブシステム
ユーザ・インターフェース（ＵＩ）サブシステム４００には、装置ユーザおよび外部周辺機器に対するインターフェースを形成する電子機器が含まれている。１つまたは複数の実施形態においては、ＵＩサブシステム４００は、ユーザに、患者状態、装置状態、アラーム条件、および制御設定に関する音響および視覚のフィードバックなどの情報を与えてもよい。ＵＩサブシステム４００は、ユーザ入力（たとえば、ノブおよびボタン）をモニタして、設定を、人工呼吸器コア・サブシステム４０１の人工呼吸器プロセッサ４４３に、シリアル・チャンネル（たとえば、ＵＡＲＴ４３８）を介して伝達する。また１つまたは複数の実施形態においては、ＵＩサブシステム４００は、電源サブシステム４０２をモニタおよび制御し、装置構成および制御設定を不揮発性メモリ内に維持し、イベントおよびユーザ動作のレコーダとしての機能を果たし、および任意のアクセサリ装置（たとえば、ドッキング・クレードル２００、内部パルス・オキシメータ３０７など）と通信する。
【００４４】
ＵＩサブシステム４００内では、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３が、全般的なユーザ・インターフェース機能性を制御するソフトウェア・プログラムを実行する。ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３に関連するプログラム・フラッシュ・メモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。１つまたは複数の実施形態においては、ある特定のタスク、たとえば表示をリフレッシュすることおよびキーを走査することは、ユーザ・インターフェース・サブアセンブリ内に位置するプログラマブル・マイクロコントローラおよび／または専用のハードウェア・コントローラに任せてもよい。以下、可能なＵＩサブアセンブリの機能性について説明する。
【００４５】
人工呼吸器ユーザ・インターフェースは、種々の表示および入力／出力メカニズムによって実施してもよい。たとえば１つのユーザ・インターフェース実施形態（ハイ・エンド・ユーザ・インターフェース４０４として標示される）では、カラーＬＣＤ（液晶表示：たとえば、ＴＦＴまたはＶＧＡ）グラフィックス・パネル４２９およびアナログ・タッチ・スクリーン・オーバーレイ４３１を利用して、フレキシブル・ユーザ・インターフェースに高い情報内容を提供する。インターフェース４０４は、ＵＩプロセッサ４０３にバス４３５を介して接続される。ＬＣＤコントローラ４３２は、高速ＬＶＤＳ（低電圧差動シグナリング）インターフェース４２８を介して、ＲＡＭ画像バッファ（オン・チップまたはオフ・チップ）からＬＣＤ４２９をリフレッシュする時間のかかるタスクを行なってもよい。ＵＩソフトウェアは、画像バッファの更新を、表示内容が実際に変化する時間に制限してもよい。
【００４６】
ＬＣＤバックライトには、バックライト・インバータ４３０から電力が供給される。スクリーンの明るさは、バックライトＤＡＣ４３３を用いて、ＵＩソフトウェアによって制御してもよい。タッチ・スクリーンＡＤＣ／コントローラ４３４は、タッチ・スクリーン・オーバーレイ４３１の走査を行ない、またタッチ動作の時間の間にＵＩソフトウェアに割り込みおよびデータをもたらす。
【００４７】
他のユーザ・インターフェース実施形態では、代替的にまたは追加的に、ロー・エンド・ユーザ・インターフェース４０８を用いてもよい。ロー・エンド・ユーザ・インターフェース４０８には、たとえば、ドット・マトリックスの組み合わせ、７セグメントおよび／または別個のＬＥＤ（ＬＥＤマトリックス４１４として表わされる）、ならびにメンブレン・キー・マトリックス４１５が含まれる。ＬＥＤマトリックス４１４は、ＬＥＤ電源ドライバ４１６およびＬＥＤシンク・ドライバ４１７によって駆動される。ＩＯ（入力／出力）プロセッサ４１０は、ＲＡＭ画像バッファからＬＥＤマトリックス４１４をリフレッシュするタスクを行なってもよい。ＵＩソフトウェアは、画像バッファの更新を、その内容が変化したときに行なってもよい。またＩＯプロセッサ４１０は、タスクキー・マトリックス４１５を走査するタスク、およびキー動作の時間の間にＵＩソフトウェアに割り込みおよびデータをもたらすタスクを行なう。
【００４８】
ユーザ・インターフェース・オプション（ハイ・エンド・インターフェース４０４およびロー・エンド・インターフェース４０８）の両方が、共通のインターフェース４０９を用いてもよい。共通のインターフェース４０９には、ノブ（たとえば、ロータリ・スイッチ）４１８、専用機能に対する１つまたは複数のハード・キー４１９、状態ＬＥＤ４２０、および音響のソフトウェア・アラーム・スピーカ４２１が、含まれる。ＩＯプロセッサ４１０は、ノブ４１８およびハード・キー４１９を追跡して、ノブおよび／またはハード・キー動作の時間の間にＵＩソフトウェアに割り込みおよびデータをもたらしてもよい。またＩＯプロセッサ４１０は、ソフトウェア・アラームを合成して、ＵＩソフトウェアからのコマンドに基づいて状態ＬＥＤ４２０を制御してもよい。
【００４９】
付属の内部パルス・オキシメータ・モジュール４２６（その外部センサが患者の指に配置されている）は、モニタ・データたとえば脈拍数および酸素飽和レベルを、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３に与える。ユーザ・インターフェース・プロセッサは、シリアル・インターフェースたとえばＵＡＲＴ４３７を介して、モジュール４２６と通信する。
【００５０】
クレードル・インターフェース４２３には、コネクタ４２４（ドッキング・クレードル上の連結装置コネクタと電気的に結合するため）と、送受信器（たとえば、ＩＳＯ ＸＣＶＲ４２５）とが含まれており、人工呼吸器とドッキング・クレードル電子機器との間での中程度のデータ速度での通信（たとえば、シリアルＵＡＲＴインターフェース４３８を介して）が可能になっている。また、ＤＣ電源を、このインターフェースを通して（コネクタ４２４から電源モジュール４８３までのクレードル電源ライン４４１を参照のこと）、ドッキング・クレードルから人工呼吸器まで伝達してもよい。また、人工呼吸器は、外部に、クレードル・インターフェース４２３を通して、リモート・アラーム／ナース・コール信号を送ってもよい。
【００５１】
不揮発性メモリ回路（たとえば、ＮＡＮＤフラッシュ４２７）が、人工呼吸器イベントおよび制御設定変化を長期間記録するために、ＵＩサブシステム４００内に含まれていてもよい（「ブラック・ボックス」レコーダのように）。ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３は、たとえば、パラレル・バス（４３６）を介して、不揮発性メモリ４２７に直接書き込んでもよい。
【００５２】
また、ＩＯプロセッサ４１０は、電源サブシステム４０２に対する管理部としての機能を果たしてもよい。たとえば、ＩＯプロセッサ４１０は、すべての電源入力および電源出力をモニタし、アクティブな入力電源の選択（電源スイッチ・マトリックス４８９を介した）を管理し、２つの内部バッテリ充電器（４８５および４８７）を制御してもよい。さらに、ＩＯプロセッサ４１０は、「オン／オフ」および「アラーム無音／リセット」のハード・キーの状態をモニタして、共通インターフェース４０９上の「オン／オフ」、「ベント インオプ（ＶＥＮＴ ＩＮＯＰ）」、「アラーム無音」、「外部電源」、「バッテリ状態」、「充電状態」ＬＥＤを駆動してもよい。
【００５３】
ＩＯプロセッサ４１０は、装置監視部としての機能を果たしてもよい。たとえば一実施形態においては、各サブアセンブリは、ＩＯプロセッサ４１０に、調子が良好であることを周期的に報告しなければならない。同様に、ＩＯプロセッサ４１０は、アラーム・システム４０７のアラーム・ドライバ４１２に、調子が良好であることを周期的に報告しなければならない。アラーム・ドライバ４１２が、調子が良好であることの更新を受け取らない場合には、音響のハードウェア・アラーム（ＩＮＯＰ）４１３およびリモート・アラーム／ナース・コール出力（４１１）が、始動される。また、アラーム・ドライバ４１２は、救命機能の再始動を試みるために、装置リセットをトリガしてもよい。
【００５４】
３．電源サブシステム
人工呼吸器への電源供給は、外部ＤＣ電源（たとえば、外部電源４９２またはクレードル・インターフェース４２３）からコネクタ４９０を介してか、または内部電源（たとえば、リムーバブル・バッテリ４９１またはブリッジ・バッテリ４８６）から、行なってもよい。ブリッジ・バッテリ４８６のサイズは、人工呼吸器のシームレスな動作が実現され、一方でリムーバブル・バッテリ４９１がコネクタ４８８から交換されるような大きさである。２つの独立した内部充電器（４８５および４８７）が、リムーバブル・バッテリ４９１およびブリッジ・バッテリ４８６に対する充電を維持する目的で、含まれていてもよい。電源４８４には、人工呼吸器システム全体を通して用いられるＤＣ電圧を提供するために、複数のスイッチングおよび／または線形電源が含まれていてもよい。
【００５５】
Ｅ．ドッキング・クレードル電子アーキテクチャ
図５は、ドッキング・クレードル２００の一実施形態に対する電気的なアーキテクチャのブロック図である。図示したように、ドッキング・クレードルは、基本モジュール５００とフル機能モジュール５０１とに分割されている。基本モジュール５００によって、基本的な電源および状態インディケータとともに、アラーム・ケーブル出力が得られる。フル機能モジュール５０１によって、さらなる処理能力とともに、さらなる接続インターフェース、モニタリング能力、および追加の表示モニタに対するサポートが実現される。特徴の区分は、ドッキング・クレードル内で実施される（実施される必要はないが）能力の範囲を強調するように、示されている。例示した特徴は、網羅的であることが意図されているわけではなく、また必要な特徴を表わしているわけでもない。ドッキング・クレードルの異なる実施形態には、本発明の範囲から逸脱することなく、特徴の異なる組み合わせ、および異なる数の特徴が含まれていてもよい。
【００５６】
例示した実施形態においては、基本モジュール５００には、クレードル・インターフェース・コネクタ５０３が含まれている。クレードル・インターフェース・コネクタ５０３は、人工呼吸器のクレードル・インターフェース・コネクタ４２４と電気的に接続するものである。人工呼吸器には、ＤＣ電源が、ＡＣ／ＤＣアダプタ５０７を介して供給される。ＡＣ／ＤＣアダプタ５０７は、ＡＣ電源を、外部電源から（たとえば、壁出口に取り付けられるケーブルから）受け取ってもよい。また、ＡＣ／ＤＣアダプタ５０７は、ＤＣ電源をフル機能モジュール５０１に、電源モニタおよびコントローラ・ブロック５０６を介して供給してもよい。人工呼吸器からのリモート・アラーム／ナース・コール出力（図４のブロック４１１を参照）は、リモート・アラーム／ナース・コール・インターフェース５０８を通して、外部アラーム・ケーブルの取り付けができるように（たとえば、病室内の壁ジャックまたは装置へのプラグ差込みのために）、生成される。フル機能モジュール５０１がある場合には、送受信器（ＸＣＶＲ）回路５０４を実装して、クレードル・インターフェース・コネクタ５０３を介した人工呼吸器との通信を容易にしてもよい。送受信器回路５０４は、シリアル・インターフェース、たとえばＵＡＲＴインターフェース５２６を介して、クレードル・プロセッサ５０９と通信してもよい。基本モジュール５００内のハードウェア駆動の状態ＬＥＤ５０５によって、基本的な装置状態、たとえばアクティブな存在、および／またはＡＣ／ＤＣアダプタ５０７の調子、および人工呼吸器との接続の調子が、得られてもよい。
【００５７】
フル機能モジュール５０１を実施して、ドッキング・クレードルのインターフェース能力をさらに拡張して、たとえば、以下のオプションを含むようにしてもよい。追加の表示モニタ（５０２）に対するサポート、メモリ・カード・スロット５１４内に１つまたは複数のメモリ・カード５７５（たとえば、コンパクトなフラッシュ・メモリ・カード）を追加することによるメモリ拡張、追加の患者モニタリング・インターフェース５１６、内部ＥＴＣ０２モニタ５１８（外部ＥＴＣ０２センサ５７９に接続される）、およびモデム５２０（たとえば、電話機を介したリモート・アクセス用）。
【００５８】
クレードル・プロセッサ５０９が実行するソフトウェア・プログラムによって、フル機能モジュール５０１の付属の特徴が制御される。クレードル・プロセッサ５０９には、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭメモリ、プログラム・フラッシュ・メモリ、およびバッテリ・バックアップ付きＳＲＡＭが含まれていてもよい。フラッシュ・メモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、ＩＳＰ／デバッグ・インターフェース（サービス・ポート）５１７を介して、システム内でプログラマブルであってもよい。
【００５９】
フル機能モジュール５０１では、フル機能モジュール回路が必要とするすべての供給電圧を生成するＤＣ−ＤＣ変換を行なうために、電源５２１を設けてもよい。モジュール電子機器のオン／オフ状態および調子を示すために、ソフトウェア駆動状態ＬＥＤ５２２が含まれていてもよい。
【００６０】
追加の表示モニタ５０２に対するサポートを実現するために、フル機能モジュール５０１にモニタ・コントローラ５１０を備え付けてもよい。モニタ・コントローラ５１０には、ＬＣＤコントローラ５１１（モニタはＬＣＤモニタであると仮定する）、バックライトＤＡＣ５１２、およびタッチ・スクリーンＡＤＣ５１３が含まれている。ＬＣＤコントローラ５１１からは、データおよび制御信号が、ＬＣＤ−パネル５２３に、それぞれＬＣＤバス５２８および制御（ＣＴＬ）バス５２９を介して供給される。バックライトＤＡＣは、バックライト・インバータ回路５２４を駆動する。タッチ・スクリーンＡＤＣ５１３は、タッチ・スクリーン・パネル５２５を制御するとともに、ＴＳバス５３０を介してタッチ・スクリーン・データを受信する。他の実施形態においては、追加のまたは異なる特徴を、フル機能モジュール５０１内で具体化してもよい。
【００６１】
Ｆ．人工呼吸器システムに対する一般的なソフトウェア・アーキテクチャ
１つまたは複数の実施形態においては、人工呼吸器およびドッキング・クレードルには、個々のハードウェアを制御し、システムの動作特性を決定する埋め込みソフトウェア（および／またはファームウェア）が含まれている。このソフトウェアは、システム全体を通して種々のサブアセンブリ上に分配される複数のプロセッサ間で、分割してもよい。図６は、本発明の１つまたは複数の実施形態による人工呼吸器システムの一般的なソフトウェア・アーキテクチャのコンテキストを例示するブロック図である。
【００６２】
図６では、人工呼吸器システムに対するソフトウェアは、以下のプロセッサ内に分配されている。すなわち、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３、ＩＯプロセッサ４１０、換気プロセッサ４４３、ブレンダ・プロセッサ４６２、呼気プロセッサ４５５、圧力プロセッサ４７１、ブロワ・プロセッサ４４５、およびクレードル・プロセッサ５０９である。以下、これらの個々のプロセッサが実行するソフトウェアの種々の機能について説明する。説明する機能は、例示だけを目的として示しており、網羅的な表現であるとも、すべての実施形態に対して必要な機能であるとも、考えてはならない。説明を容易にするために、各プロセッサ上で実行されるソフトウェアは、プロセッサの名前を参照して呼ぶことにする（すなわち、ユーザ・インターフェース・プロセッサ上で実行されるソフトウェアは、ユーザ・インターフェース・ソフトウェアと呼び、ブレンダ・プロセッサ上で実行されるソフトウェアは、ブレンダ・ソフトウェアと呼ぶ、など）。
【００６３】
ユーザ・インターフェース・ソフトウェア（ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３上で実行される）は、ＩＯプロセッサ４１０およびクレードル・プロセッサ５０９と通信するとともに、換気制御データ（たとえば、設定およびアラーム限界）を換気プロセッサ４４３に送るように構成されてもよい。ユーザ・インターフェース・ソフトウェアは、クレードル・プロセッサ５０９から受け取ったアプリケーション・コードを、フラッシュ・メモリ４２７内に記憶してもよく、またアプリケーション・コードＩＯの更新を、プロセッサ４１０、換気プロセッサ４４３、ブレンダ・プロセッサ４６２、呼気プロセッサ４５５、圧力プロセッサ４７１およびブロワ・プロセッサ４４５に対して、行なってもよい。またユーザ・インターフェース・ソフトウェアは、傾向データ、ベント設定、およびユーザ構成データを、不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲ）６０１に記憶してもよく、また、すべてのイベント、たとえば制御変化、アラーム、および故障を、フラッシュ・メモリ４２７の「ブラック・ボックス」部分に記録してもよい。ユーザ・インターフェース・ソフトウェアは、ＬＣＤユーザ・インターフェース（ＬＣＤ４２９、タッチ・パネル４３１、およびバックライト４３３）を駆動して、たとえば、換気プロセッサ４４３から受け取るアラーム・データおよび／またはモニタされたデータを表示する。
【００６４】
ＩＯソフトウェア（ＩＯプロセッサ４１０上で実行される）は、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３と通信して、取り付けられた周辺機器回路および装置に対するインテリジェント・コントローラを実現するように構成されてもよい。たとえばＩＯソフトウェアは、状態ＬＥＤ４２０、共通のボタン（またはキー）４１９、ノブ４１８、およびスピーカ４２１に対する低レベル・ドライバを実現してもよい。加えて、ＩＯソフトウェアは、ＬＥＤマトリックス４１４をリフレッシュし、キー・マトリックス４１５を走査し、および電源スイッチ・マトリックス４８９およびバッテリ充電器６０３（４８５、４８７）を制御するように構成されてもよい。
【００６５】
換気ソフトウェア（換気プロセッサ４４３上で実行される）は、主な機能、たとえば呼吸の生成、圧力サーボの実施、および操作（たとえば、ネブライザ活性化、Ｉ−ホールド（吸入ホールド）、Ｅ−ホールド（呼気ホールド）など）の順序づけを制御するように構成されてもよい。また換気ソフトウェアは、モニタされたパラメータを算出し、モニタされた値をアラーム限界と比較し、および圧力プロセッサ４７１に対するオート・ゼロ機能をスケジュールするように構成されてもよい。
【００６６】
ブレンダ・ソフトウェア（ブレンダ・プロセッサ４６２上で実行される）は、ネブライザ・バルブ４６７を制御し、およびブレンディング・サーボを実施してブレンド・バルブ４６８を制御するように構成されてもよい。またブレンダ・ソフトウェアは、Ｏ２トランスデューサ４６５をモニタおよび校正し、センサ４６９の校正を管理し、およびＦｉＯ２データを換気プロセッサ４４３に転送してもよい。
【００６７】
呼気ソフトウェア（呼気プロセッサ４５５上で実行される）は、パイロット圧力トランスデューサ４５８からの入力に基づいて、ＰＥＥＰイン・バルブ６０４およびＰＥＥＰアウト・バルブ６０５の制御を行なうためのＰＥＥＰサーボを実施するように構成されてもよい。また呼気ソフトウェアは、呼気バルブ４５９を制御し、およびパイロット圧力トランスデューサおよびＰＥＥＰサーボの校正を管理してもよい。
【００６８】
圧力ソフトウェア（圧力プロセッサ４７１上で実行される）は、フロー・トランスデューサ４７７からの校正されたトリガ圧力読み取り値およびフロー・センサ圧力読み取り値、ブロワ・トランスデューサ６０７からの校正されたブロワ差圧読み取り値、および気道トランスデューサ６０６からの校正された気道圧力読み取り値を、換気プロセッサ４４３に供給するように構成されてもよい。また圧力ソフトウェアは、オート・ゼロ・バルブ４７３およびパージ・バルブ４７４を用いて、オート・ゼロおよびパージ機能を実施してもよい。
【００６９】
ブロワ・ソフトウェア（ブロワ・プロセッサ４４５上で実行される）は、速度サーボを実施し、ブロワ・モータ４５３を転流するように構成されてもよい。速度サーボの実施、およびモータ４５３の転流を容易にするために、ブロワ・ソフトウェアは、モータ位置センサ（たとえば、ホール・センサ４５２）を校正し、モータ位置センサ４５２の出力からロータ位置および速度を算出してもよい。また、ブロワ・ソフトウェアは、モータ４５３のアクティブなブレーキングと、アクティブな音キャンセリングとを実施してもよい（たとえば、マイクロフォン４５１からの入力を使用し、スピーカ４５０を介して騒音防止出力を生成することによって）。
【００７０】
クレードル・ソフトウェア（クレードル・プロセッサ５０９上で実行される）は、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３と通信し、換気データ（たとえば、波、ループ、データ、概要、および傾向）をＬＣＤディスプレイ５２３に表示するよう構成されてもよい。また、クレードル・ソフトウェアは、傾向データを記憶してメモリ・カード５７５上に画像を印刷するように構成されてもよい。クレードル・ソフトウェアは、ＥＴＣ０２モニタ５１８からＥＴＣ０２データを集めて、そのデータを、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３を介して人工呼吸器に送信してもよい。さらに、患者データおよびアラームを、他の患者モニタ・システムに転送してもよい（たとえば、ポート５１６を介して）。
【００７１】
ＩＩ．一実施形態における人工呼吸器の空圧系
本発明の１つまたは複数の実施形態において、人工呼吸器の空圧系は、複数の電気機械サブアセンブリを備える。換気機能性は、これらの電気機械サブアセンブリの空圧系機能をコンピュータ制御することによって、実現される。図７は、人工呼吸器の一実施形態の空圧系図である。
【００７２】
図７のシステムでは、屋内空気が、入口フィルタ７００を通して取り入れられる。その後、空気は、組み合わせアキュームレータ／サイレンサ・チャンバ７０１を通って移動する。組み合わせアキュームレータ／サイレンサ・チャンバ７０１では、空気を酸素と混合してもよい。またチャンバ７０１は、ルーツ・ブロワ７０２の入口側で生成されるノイズを吸収する働きもする。ルーツ・ブロワ７０２（たとえばブラッシュレスＤＣモータによって駆動される）は、ロータリ容積式装置であり、この装置では、ガス混合物にエネルギーを加えて、患者にガスを所望のフローおよび圧力で供給する。
【００７３】
一実施形態においては、ルーツ・ブロワ７０２は、速度、フロー、差圧、および関連するフロー・データにより特徴付けられてもよい。これらは、電子メモリに記憶されて、人工呼吸器プロセッサ４４３がブロワを交互に加速および減速して、吸気を引き起こし呼気を可能にする際に使用される。アナログ位置センサ（たとえば、ホール・センサ）が、モータ内のロータ位置を測定し、このロータ位置から、ブロワ・プロセッサ４４５が、ルーツ・ブロワ７０２の回転速度を算出してもよい。差圧トランスデューサ７０３によって、ブロワ内の圧力が測定される。人工呼吸器プロセッサ４４３（ブロワ・プロセッサ４４５とともに動作する）は、吸気相の全体を通してブロワ速度を調整して、所望のフロー、体積、および圧力を実現してもよい。ソレノイド・バルブ７０４および７０５によって、差圧トランスデューサ７０３に対するオート・ゼロ能力が得られる。
【００７４】
ルーツ・ブロワ７０２のガス出口側のサイレンサ・チャンバ７０６によって、ブロワ・ノイズが低減される。そして、ガスが、バイアス・バルブ７０７（たとえば５ｃｍＨ２Ｏまたは概ね５ｃｍＨ２Ｏに設定される）を通って移動する。
【００７５】
患者フロー・トランスデューサ７０８、即ち固定オリフィス差圧型トランスデューサによって、患者との間のフローが測定される。過圧リリーフ・バルブ７０９および準大気圧リリーフ・バルブ７１０が内部にあり、これらによって、重大な人工呼吸器動作不良が起きた場合の患者の安全性を保証するためのフェイル・セーフ機構が実現されている。ＭＩＰ／ＮＩＦロックアウト・コイル７１１が、準大気圧リリーフ・バルブ７１０に含まれており、最大吸気圧（ＭＩＰ）手順の間にバルブが開口することが防止される。
【００７６】
圧力トランスデューサ・モジュール７１２によって、システムの基本的な圧力測定能力が実現される。たとえば、３つの圧電抵抗式圧力トランスデューサによって、フロー・センサ差圧トランスデューサ７１３が形成されて、患者フロー・トランスデューサ７０８と気道ゲージ圧力トランスデューサ７１４との差圧を測定して、患者気道内の圧力を評価する。ソレノイド・バルブ７１５および７１６によって、フロー・センサ差圧トランスデューサ７１３に対するオート・ゼロ能力が実現される。一方で、バルブ７１７および７１８は、ブロワ出口からの乾燥ガスを、患者フロー・トランスデューサ検知ラインを通して、パージ・サイクルの一部として、周期的に送る。
【００７７】
呼気制御モジュール７１９によって、患者は、所望のＰＥＥＰに基づいて呼気することができる。吸気する間、呼気制御ソレノイド７２０は、ブロワ出口からのガス圧力を、呼気バルブ７２１の風船ダイアフラムに供給して、呼気バルブが閉じる。呼気する間、パイロット圧力アキュームレータ７２２から風船にパイロット圧力が供給されて、ＰＥＥＰレベルが確立される。アキュームレータ７２２におけるパイロット圧力は、パイロット・イン・ソレノイド・バルブ７２３およびパイロット・アウト・ソレノイド・バルブ７２４のパルス幅変調（ＰＷＭ）を通して、パイロット圧力トランスデューサ７２５からのフィードバックを用いて、制御される。
【００７８】
酸素ブレンディングおよびネブライザ・ドライブは、ブレンダ・モジュール７２６において制御される。加圧ガスは、外部供給源７２６から受け入れられ、フィルタリングされて、チャンバ７０１内に供給される。これは、関連するオリフィスを有するソレノイド・バルブ７２７、７２８、７２９、および７３０のＰＷＭ制御の下で行なわれる。各ソレノイド・バルブのオリフィスの特徴づけは、初期アセンブリの間に行なってもよく、また関連するフロー・データは、モジュール７２６内のＰＣＢ上の電子メモリに記憶してもよい。Ｏ２圧力トランスデューサ７３１によって、バルブ入口圧力が測定される。入口圧力、記憶されたオリフィス特徴付け、およびＰＷＭを用いて、ブレンダ・コントローラは、所望の酸素フロー範囲を送出することができる。ネブライザはソレノイド・バルブ７３２を駆動し、その関連するオリフィスは、エアロゾル化された薬剤などの内容を、吸気相の間にバルブ７２７〜７３０の駆動ポートに送る。内容量は、たとえば、６ｌｐｍまたは概ね６ｌｐｍの酸素フローであってもよい。付加されたネブライザ・フローを補償するために、システム・ソフトウェアが酸素の送出および体積を調整してもよい。
【００７９】
前述したように、可変速度ルーツ・ブロワ７０２は、人工呼吸器プロセッサ４４３によって、必要に応じて、交互に加速および減速されて、吸気および呼気を引き起こす。代替的な実施形態においては、ルーツ・ブロワ７０２は、人工呼吸器プロセッサ４４３によって比較的一定の速度に維持される。その結果、比較的一定のガス・フローが、患者の肺の換気に好適な流量および圧力で生成される。患者へのガス・フロー、吸気を引き起こす開口、および呼気を可能にする閉鎖を制御するために、下流フロー制御バルブが利用される。この代替的な実施形態においては、各ルーツ・ブロワ７０２の一意の圧力およびフロー出力を、製造中に測定する必要はなく、また人工呼吸器プロセッサ４４３による使用に備えて、個別化されたブロワ特徴付けデータを記憶する必要はまったくない。
【００８０】
ＩＩＩ．呼気制御サーボの実施形態
本発明の１つまたは複数の実施形態においては、所望のＰＥＥＰ圧力値から実際のＰＥＥＰ圧力を生成するために、呼気制御サーボを実施する。所望のＰＥＥＰ圧力値は、ＰＥＥＰ圧力を表わすデジタル値である。実際のＰＥＥＰ圧力は、ルーツ・ブロワ７０２のブロワ圧力から生成される、制御された単位面積当たりの力である。呼気サーボは、デジタル・ドメインから空圧系ドメインへのこの変換を実現するための電気機械装置を備えている。
【００８１】
図８は、本発明の実施形態による呼気サーボ・ループを示すブロック図である。図８の呼気制御サーボには、ソフトウェア制御ブロック８００、機械アセンブリ８０１、および電気的アセンブリ８０２が含まれている。動作中、ソフトウェア制御ブロック８００は、デジタルの所望のＰＥＥＰ値８０４（たとえば、人工呼吸器プロセッサ４４３から）と、現在の未処理のパイロット圧力８０８のデジタル値とを受け取り、そしてサーボ・ループの出力圧力を増加させるための充填コマンド８０５と、出力圧力を低減するための放出コマンド８０６とを生成する。コマンド８０５および８０６は、電気的な形式（たとえば、デジタル）である。
【００８２】
機械アセンブリ８０１は、ソフトウェア制御８００からの充填および放出コマンド（８０５、８０６）とともに、物理的なブロワ圧力８０３を、空圧系の形式で受け取る。機械アセンブリ８０１は、充填および放出コマンドに基づいてブロワ圧力８０３を印加して、パイロット圧力フィードバック値８０７と実際のＰＥＥＰ値８０９とを、両方とも空圧系の形式で生成する。電子アセンブリ８０２は、パイロット圧力８０７を未処理のパイロット圧力信号８０８に変換する。パイロット圧力信号８０８は、ソフトウェア制御８００による処理に備えてデジタル形式である。
【００８３】
図９Ａは、本発明の実施形態による機械アセンブリ８０１のブロック図である。機械アセンブリ８０１では、充填コマンド８０５が充填バルブ７２３に供給されて、パイロット・チャンバ７２２内に解放されるブロワ圧力８０３の量が制御される。パイロット・チャンバ７２２からの圧力の解放を制御するために、放出コマンド８０６が放出バルブ７２４に供給される。一実施形態においては、充填コマンド８０５および放出コマンド８０６は、ＰＷＭ信号として実施される。パイロット・チャンバ７２２によって、バルブ７２３および７２４を開口および閉鎖する圧力効果が蓄積される。蓄積圧力は、パイロット圧力８０７として出力される。チャンバ９００によって、呼気制御バルブの風船ダイアフラムが具体化されてもよく、その結果、実際のＰＥＥＰ圧力８０９が活性化される。
【００８４】
図９Ｂは、電子アセンブリ８０２の実施形態のブロック図である。パイロット圧力８０７は、圧力トランスデューサ７１４によって、パイロット圧力検知信号９０１に変換される。前置増幅器９０２によって、パイロット圧力検知信号９０１が増幅され、ロー・パス・フィルタ９０３によって、増幅信号内のわずかなノイズおよび上部高調波も取り除かれる。増幅およびフィルタリングされた検知信号は次に、サンプルおよびホールド回路９０４によってサンプリングされ、その後に、ＡＤＣブロック９０５において、デジタルの未処理のパイロット圧力値８０８に変換される。
【００８５】
図９Ｃは、ソフトウェア制御ブロック８００の実施形態のブロック図である。ブロック９０６では、所望のＰＥＥＰ値８０４が、所望のパイロット圧力値９０７を生成するための関数に適用される。ブロック９０６において実施される関数は、与えられたＰＥＥＰ値に対するパイロット圧力の既知の（すなわち、校正された）値に基づく単純なテーブル索引であってもよい。あるいは、その関数は、チャンバ９００に入力されるパイロット圧力と結果的に生じるＰＥＥＰ値との間の関係の逆に近い数学的なモデルであってもよい。
【００８６】
デジタル・ロー・パス・フィルタ９０８は、未処理のパイロット圧力信号８０８と、所望のサーボ・ループ応答を維持するために信号を送るバンドリミットとを受け取る。ブロック９０９では、ブロック７１４内のトランスデューサの特性の逆に近い数学的関数を実施する。トランスデューサの作用によるパイロット圧力値のわずかな変動も、ブロック９０９によって補正される。
【００８７】
ブロック９０９に対する数学的なモデルは、製造中にトランスデューサを校正すること、および未処理のおよび実際のパイロット圧力値を記憶することによって、形成してもよい。そして、トランスデューサの効果をほぼ逆にするように、数学的な方程式を構築してもよい。これは、最小２乗法の曲線フィッティングまたは同様の技術を校正データに適用することを通して、方程式に対する係数を決定することによって、行なわれる。
【００８８】
ブロック９１１では、所望のパイロット圧力９０７および実際のパイロット圧力９１０を比較して誤差値を決定した後、その誤差値を、アルゴリズム（たとえば、ＰＩまたはＰＩＤアルゴリズム）の制御に適用して、充填コマンド８０５および放出コマンド８０６を生成する。一実施形態においては、充填および放出コマンドのバイナリ状態は、周期的な間隔で決定される。測定されたパイロット圧力が、所望のパイロット圧力を閾値量だけ超える場合には、放出コマンドをその間隔の間活性化するが、測定されたパイロット圧力が、所望のパイロット圧力を、閾値量を超えて下回る場合には、充填コマンドをその間隔の間活性化する。測定されたパイロット圧力が、所望のパイロット圧の閾値範囲内にある場合には、どちらのコマンドも活性化しない（そのままの状態を電流間隔の間、維持する）。
【００８９】
ＩＶ．ルーツ・ブロワ・アセンブリの実施形態
本発明には、機械的人工呼吸器内のコンプレッサを駆動するために用いてもよい電動モータの精密速度制御が含まれる。機械的人工呼吸器は、種々の動作モード、たとえば圧力制御および体積制御を有していてもよい。ほとんどの機械的人工呼吸器の間で共通する１つのスレッドは、所望の動作モードは、ガス・コンプレッサが生成するガス流量を制御することによって達成される、ということである。ブロワ・アセンブリに対する好適なコンプレッサ制御システムの例が、以下の文献でさらに説明されている。米国特許出願第１０／８４７、６９３号明細書（２００４年５月１８日出願）。なお、この文献の明細書および図は本明細書において参照により取り入れられている。
【００９０】
一実施形態においては、コンプレッサ・モータは、ブラッシュレスＤＣ（ＢＬＤＣ）モータであって、このモータによって、携帯型機械的人工呼吸器内でコンプレッサとして用いられるルーツ・ブロワが駆動される。コンプレッサがもたらす流量および圧力は、ＢＬＤＣモータの速度によって制御される。従来技術のシステムでは、デジタル・ホール効果センサを用いてロータ位置の別個のサンプルを取得し、別個の速度トランスデューサを用いて、ＢＬＤＣモータの速度フィードバックを取得しているが、この従来技術とは異なり、本発明の実施形態では、アナログ・センサ（たとえば、アナログ・ホール効果センサ、異方性磁気抵抗（ＡＭＲ）センサなど）を用いて、連続的なロータ位置およびクローズド・ループ制御に対する速度フィードバックを取得してもよい。
【００９１】
図１０は、本発明の実施形態によるモータ／コンプレッサ・システムのブロック図である。この説明図では、モータ／コンプレッサ・システムは、ＢＬＤＣモータ１００４に結合されたルーツ・ブロワ１００２を備えている。ルーツ・ブロワ１００２にはガス（すなわち、空気）が、入口１００８を通って入る。入口１００８からの空気は、ルーツ・ブロワ１００２によって圧縮された後、患者および／または機械的人工呼吸器の他のセクションへ、出口１０１０を通して送られる。流体伝達経路は、ルーツ・ブロワ１００２のソレノイド・バルブ１０１２への入力と、ルーツ・ブロワ１００２のソレノイド・バルブ１０１４への出力とによって与えられる。また大気圧力が、ソレノイド・バルブ１０１２および１０１４に、大気入口１０１６および１０１８を介して、それぞれ送られる。
【００９２】
ソレノイド・バルブ１０１２および１０１４の出力流体伝達チャンネルが、ブロワ差圧トランスデューサ１０４０に与えられ、２つのチャンネル間の圧力差を変換して、その圧力差を表わす電気信号にする。通常動作時は、トランスデューサ１０４０によって、ルーツ・ブロワ１００２の出力圧力と入力圧力との間の差が測定される。ソレノイド・バルブ１０１２および１０１４を制御することによって、トランスデューサ１０４０は、トランスデューサ１０４０の「オート・ゼロ」位相の間に、２つの大気入口の間の圧力差を測定することもできる。プロセッサ１０２０によって、ソレノイド・バルブ１０１２および１０１４の制御が実現される。その際、ソレノイド・ドライバ１０３２が、プロセッサ１０２０からのデジタル制御信号を変換して、ソレノイド・バルブを駆動できる電源ＤＣ信号にする。
【００９３】
絶対圧トランスデューサ１０２２および温度トランスデューサ１０２４によって、絶対圧レベルおよび温度を表わす電気信号が生成される。トランスデューサ１０２２、１０２４、および１０４０はそれぞれ、トランスデューサ（ＸＤＣＲ）インターフェース・ブロック１０２６に接続されている。トランスデューサ（ＸＤＣＲ）インターフェース・ブロック１０２６は、アナログ信号の信号増幅およびフィルタリングを行なってもよく、アナログ信号はその後、Ａ／Ｄ（アナログ・デジタル）コンバータ回路１０３８に送られる。Ａ／Ｄコンバータ１０３８によって、アナログ信号がデジタル値に変換される。デジタル値は、プロセッサ１０２０によって処理されてもよい。
【００９４】
Ａ／Ｄコンバータ回路１０３８に加えて、プロセッサ１０２０は、以下の関連回路も有する。すなわち、フラッシュ・メモリ１０４８、ＪＴＡＧ試験回路１０４６、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）１０４４、およびＵＡＲＴ（汎用非同期受信送信器）１０４２および１０３６である。外部ＪＴＡＧコネクタ１０５０が、ＪＴＡＧ回路１０４６に接続されて、ＪＴＡＧ規格に基づくハードウェア試験およびデバッギングを容易にしている。遠隔測定コネクタ１０５２が、ＵＡＲＴ１０４２に接続されている。これは、測定された人工呼吸器パラメータを、リモート・システムに、たとえばモニタリング目的で送信するためである。通信および電源コネクタ１０５４が、ＵＡＲＴ１０３６に接続されている。これは、人工呼吸器システムとのさらなる外部通信を、たとえば動作上の試験および制御のために行なうことを容易にするためである。またコネクタ１０５４によって、任意の必要な電源信号が、モータ／コンプレッサ・システム（たとえば、３．３、５．０、および／または１５ＶＤＣ（ボルトＤＣ））に送られる。
【００９５】
アナログ・センサ１００６（たとえば、アナログ・ホール効果センサ）が、円形パターンのＰＣボード上に配置されている。このＰＣボードは、ＢＬＤＣモータ１００４のロータ・シャフトに垂直で、およびロータ・シャフトの端部に取り付けられた二極磁石に隣接するものである。アナログ・センサ１００６から、ＢＬＤＣロータ位置の算出に必要な測定値が得られる。センサ１００６のアナログ出力は、センサ・インターフェース１０２８を通して送られて（たとえば、増幅およびフィルタリングのために）、そしてＡ／Ｄコンバータ回路１０３８内に至る。Ａ／Ｄコンバータ回路１０３８では、アナログ・センサ信号はデジタル値に変換されて、プロセッサ１０２０内での処理に備える。
【００９６】
プロセッサ１０２０は、モータ／コンプレッサ制御ループのある特定の要素を実施するために、ソフトウェア命令を実行する。プロセッサ１０２０は、たとえば、汎用プロセッサまたはデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）によって実施してもよい。他の実施形態では、プロセッサ１０２０の機能を実施することを、ファームウェア（たとえば、ＥＰＲＯＭ内に記憶された命令）で行なってもよいし、またはハードウェア装置（たとえば、ＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）もしくはＦＰＧＡ（フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ））における等価なロジックとして、行なってもよい。
【００９７】
プロセッサ１０２０は、デジタル化されたセンサ信号および圧力測定値を、Ａ／Ｄコンバータ・ブロック１０３８（値は、ＲＡＭ１０４４を一時記憶用に用いる）を介して受け取り、実施される制御プロセス（たとえば、圧力制御または体積制御）に基づいて、適切な速度制御値を決定する。またプロセッサ１０２０は、電流転流状態が与えられたとして適切な転流制御信号を生成し、この転流制御信号のパルス幅を、速度制御値に基づいて変調する。三相インバータ１０３０には、変調された転流制御信号が入力される。
【００９８】
三相インバータ１０３０によって、ＢＬＤＣモータ１００４内の個々のステータ・コイルに対して駆動信号が生成される。これは前述の通りである。またシステムは、三相インバータ・ブロック１０３０に接続される電流制限回路１０３４を含んでいてもよい。
【００９９】
図１１は、本発明の実施形態によるルーツ・ブロワの物理的構造の分解組立図である。図示したように、構造１１００にはＢＬＤＣモータが含まれている。ＢＬＤＣモータのステータは、中空の穴１１０８を囲んでおり、この穴１１０８内には、製造時に、ロータ１１０１が挿入される。ロータ１１０１は、ＢＬＤＣモータ内の電圧印加されたステータ・コイルの影響で回転する。スタビライザ１１０２は、ロータ１１０１およびルーツ・ブロワ・インペラ１１０３が共有する回転軸をサポートしている。ＢＬＤＣモータが強制的にロータ１１０１を回転させると、共有軸が強制的にインペラ１１０３を回転させる。
【０１００】
インペラ１１０３は、インペラ軸の一方の端部がギア１１０５に結合された状態で、ルーツ・ブロワ・ハウジング１１０４内で回転する。また第２のインペラ（図示せず）が、ギア１１０５に、この第２のインペラがインペラ１１０３の対向方向に回転するように、結合されている。動作中、インペラの回転により、空気が強制的にインペラ間を流れて、さらなるエネルギーが生じ、圧力が形成される。ハウジング１１０４の両側における開口部が、空気の入力および出力経路となっている。
【０１０１】
図示したように、ブロワ・アセンブリの要素は、幅広のコネクタ１１０６によって周囲構造に横方向に結合され、長尺コネクタ１１０７によって長手方向に結合されている。これらのコネクタのサイズが大きくなっていることによって、装置に対するサポートが大きくなる一方で、ブロワ装置の運動に起因する振動が減衰される。
【０１０２】
図１２に、ルーツ・ブロワ・インペラ１１０３および１２０３が連動する様子を例示する。この図では、インペラ１１０３およびロータ１１０１の共有軸が見えており、ルーツ・ブロワ・インペラが駆動されるメカニズムが示されている。ギア１２０１および１２０２の歯合によって、インペラ１１０３の軸からの対向する回転エネルギーが、インペラ１２０３の軸に移動する。
【０１０３】
Ｖ．ノイズ減少
ルート・ブロワは比較的騒音が多いため、および本発明の実施形態は、患者に極めて接近した状態で用いるように設計されているため、ブロワが生成するノイズを減衰させるための１つまたは複数の方法および特徴を、本発明の実施形態において実施してもよい。このような方法および特徴には、螺旋状のねじれ（図１２に示したような）を有するブロワ・ロータを形成すること、および複数の弱音技術たとえば前述した騒音防止キャンセル方法を用いることが、含まれていてもよい。
【０１０４】
さらに本発明の実施形態には、穿孔チューブ・マフラを用いることが含まれていてもよい。穿孔チューブ・マフラでは、多数の穿孔が、各穿孔チューブのボディから、小さいチューブの形態で直角に突出しており、その結果、マフラ重量およびサイズの増加が伴うことなく音波を効率的に減衰できる、より長い効果的な弱音経路が形成される。穿孔チューブ・マフラは好ましくは、軽量のポリマーまたは他の頑丈だが軽量の材料から形成されている。
【０１０５】
図１３Ａに、本発明の一実施形態の空圧系経路およびノイズ減少チャンバの図を示す。図示したように、空気が、フィルタリングされた入口１３００を通って人工呼吸器に入り、撚られた空圧系経路を、サイレンサ・チャンバ１３０３の底部に到達するまで横断する。サイレンサ・チャンバ１３０３の頂部付近で、空気は、ルーツ・ブロワ・アセンブリ１３０２の入口ポート内に送られる。圧縮空気は、ルーツ・ブロワ・アセンブリから出力されて、サイレンサ・チャンバ１３０４の上部内に至り、そしてチャンバ１３０４の底部（１３０１）から送られる。
【０１０６】
サイレンサ・チャンバ１３０３および１３０４にはそれぞれ、２つの穿孔されたマフラ・チューブ１３０５および１３０６が含まれている。これらは平行に、たとえば上下に、配置されている。図１３Ｂに、頂部チューブ（１３０５）を取り除いたサイレンサ・チャンバを例示する。この結果、その下にあるチューブ１３０６のより明瞭な図が得られている。各サイレンサ・チャンバへの入力は、チューブ１３０５の一方の端部を通して行なわれ、排出は、対向する端部チューブ１３０６を通して行なわれる。したがって、空気は、チューブ１３０５から外へ流れて、チューブ１３０６を通って中へ流れる。コンプレッサ・ノイズに関連する圧力過渡現象は、小さい管状の穿孔が示す抵抗によって減衰される。さらに、ノイズ圧力波のコヒーレンスは、長さが異なる複数の小さい経路を強制的に横断させることによって、分散される。経路の長さが異なることで、個々の経路の空気流が、互いと位相がずれた状態で再結合するため、これまでコヒーレントだったノイズが拡散される。その結果、ほとんどのコンプレッサ・ノイズは、サイレンサ・チャンバを通過する間に減衰する。
【０１０７】
また本発明の実施形態には、ルーツ・ブロワのハウジング内に段階的スロットが含まれていてもよい。段階的スロットによって、ブロワ・ロータの前縁がブロワ出口ポートに近づくにつれて、徐々にガスを滑らかに逆流させることが可能になるため、ほとんどのノイズの原因である典型的なルーツ・ブロワ・パルシング効果が小さくなる。ルーツ・ブロワのハウジング内に段階的スロットを設けることによって、ノイズ減少が最大になる一方で、回転中にブロワ・チャンバ内に徐々に逆流させることを可能にする際の効率の減少が最小になる。
【０１０８】
図１４Ａ〜４Ｄに、ルーツ・ブロワ・ハウジング１４００の種々の図を示す。オリフィス１４０１は、ＢＬＤＣモータの方向に向いており、インペラ対を収容する。ハウジング１４００の対向面１４０２には、２つのオリフィスが設けられている。この２つのオリフィスを通って、インペラの軸が延びて、ギア構造１１０５と嵌合している。オリフィス１４０１および対向面１４０２によって規定される軸に垂直に、空気入口１４０３および圧縮空気出力ポート１４０４が設けられている。入口および出力ポートは、たとえば、初期円形のくぼみ１４０５によって、管状の空気ガイド装置を受け入れるように構成されている。円形のくぼみ内には、くぼみ１４０５の面において概略三角形の断面と、湾曲した羽形状をと有するオリフィス１４０６があり、三角形のカット・アウトが、回転インペラを取り囲む二重の円形状に形成されたチャンバに接触している。また、溝１４０７が、オリフィス１４０６の内部に、三角形の辺に沿って概ね中間に、インペラの積み重ねと同じ平面内にアライメントされて、形成されている。溝１４０７は、三角形オリフィス１４０６の縁において最も深く、オリフィス１４０６から離れるに従って徐々に浅くなって、内部チャンバの面に至る。
【０１０９】
前述した技術、方法、および特徴によって、ルート・ブロワに一般的に関連するノイズが減り、患者に対するわずかな聴覚の不快感も最小になる。その結果、人工呼吸器装置を、患者に極めて接近した状態で用いることが、本発明の実施形態の重量または寸法をそれほど増やすことなく可能になり、そのため、携帯性が促進される。
【０１１０】
前述したノイズ減少技術と共にルーツ・ブロワの人工呼吸器において用いることにより、これまでは高性能な換気モードまたは患者の快適さを犠牲にしなければ達成できなかった人工呼吸器の小型化を改善することができる。
【０１１１】
以上、携帯型人工呼吸器について説明した。本明細書で説明した特定の実施形態は、単に例示的なものであり、それによって本発明を限定するものではない。本発明は、請求項およびそれらの均等物の完全な範囲によって、規定される。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用人工呼吸器の分野に関し、より具体的には、自給式の携帯型人工呼吸器に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、呼吸支援が必要な患者に対する人工呼吸器は、大きく、かつ重く、電力を必要とする装置であった。そのため、このような装置とともに患者が移動することは、まったくできないか、ほとんどできない状態であった。コンプレッサ技術における最近の進歩、たとえば、米国特許第１、１５２、１３５号明細書（デブリーズ（ＤｅＶｒｉｅｓ）らに付与）に記載されているものでは、人工呼吸器のサイズおよび電力に対する要求が小さくなり、ある程度の自給式の携帯性が実現できた人工呼吸器の製造が初めて可能になっている。バッテリ・パックを装備することで、これらの携帯型人工呼吸器は、車椅子に取り付けることが可能になった。その結果、患者は、人工呼吸器を主電源に接続することなく、ある程度の時間、動き回れるようになっている。
【０００３】
従来技術の人工呼吸器は、小型で持ち運び易くなっている一方で、複雑な呼吸モードを送出する能力の維持を、通常は低圧ロータリ・ドラッグ・コンプレッサを呼吸送出メカニズムとして用いることにより、行なっている。ドラッグ・コンプレッサは、可変速度の場合もあるし、一定速度の場合もある。可変速度の人工呼吸器コンプレッサの場合は、停止状態から急速に加速することによって動作して、患者に対する吸入支援（吸気）を実現し、次に急速に減速して、患者の呼気を可能にする。従来技術の可変速度コンプレッサ人工呼吸器の急速な加速および減速では、コンプレッサの駆動回路が非常に高い電流を取り扱う必要がある。そのため、人工呼吸器が主電源に接続されていない場合には、大きくて扱いにくい高価な電源システムおよび相当量の予備バッテリ電源が必要になる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
一定速度のコンプレッサの場合は、可変速度コンプレッサの大きくて扱いにくい電源システムは必要ではないが、固有の非効率さがある。その理由は、コンプレッサは、患者に空気がまったく供給されていないとき（たとえば呼気の間）であっても、動作および電力消費を続けるからである。消費電力は、呼気の間、コンプレッサの出力空気流をコンプレッサの取入口まで再循環させることによって、減らすことができる。しかし消費電力が減ったとしても、人工呼吸器がオン・ボード・バッテリ電源によって動作できる時間は、著しく短くなる可能性がある。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明は、小型、低慣性、高速度、高効率の可変速度モードのルーツ型ブロワを用いる携帯型人工呼吸器を備える。ルーツ型ブロワは、高効率および小サイズであることが知られている。しかし、ルーツ型ブロワは、本来的に騒音が多く、従来、医療用人工呼吸器での利用には適していなかった。医療用人工呼吸器では、過剰なノイズがあると、２４時間対応の呼吸支援を必要とすることが多い患者に悪影響を及ぼすからである。本発明の人工呼吸器では、従来技術のルーツ型ブロワのノイズ問題を、ルーツ・ブロワ・ハウジング上の新しいノイズ低減圧力補償オリフィスと、人工呼吸器のハウジング内の複数のバッフリング・チャンバとを組み合わせて用いることにより、克服している。可変速度モードのルーツ型コンプレッサを、特別に構成されたフロー制御および電源システムと共に用いることで、全体として、人工呼吸器のサイズおよび消費電力の両方が低減される。本発明の実施形態により、完全な人工呼吸器機能性（体積および圧力制御モードの両方で動作する能力を含む）が小型の携帯型のユニットにおいて提供される。このようなユニットは、本当の移動し易さを初めて患者にもたらすものである。一実施形態においては、人工呼吸器は、携帯型の内蔵型人工呼吸器であり、小型のラップトップ・コンピュータのサイズに近い一方で、数時間の間、バッテリで電源供給を受けてフル・サービスの呼吸支援を実現する。
【０００６】
本発明の１つまたは複数の実施形態においては、人工呼吸器は、より重くてより慣性が大きいルーツ・ブロワを一定速度モードで用いる。ルーツ・ブロワは効率が優れているため、サイズおよび重量を、複雑な呼吸モードを送出できるフル機能の人工呼吸器において以前は達成不可能な程度にまで、小さくすることができる。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器の正面を示す斜視図である。
【図２Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器、ドッキング・クレードルおよび人工呼吸器モニタを含む人工呼吸器システムの正面を示す斜視図である。
【図２Ｂ】図２Ａの人工呼吸器システムの裏面を示す斜視図である。
【図３】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器システムに対する機能上のアーキテクチャを示すブロック図である。
【図４】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器システムに対する電子アーキテクチャを示すブロック図である。
【図５】本発明の１つまたは複数の実施形態によるドッキング・クレードルに対する電子アーキテクチャを示すブロック図である。
【図６Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器システムに対するソフトウェア・アーキテクチャの一般的なコンテキストを例示するブロック図である。
【図６Ｂ】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器システムに対するソフトウェア・アーキテクチャの一般的なコンテキストを例示するブロック図である。
【図７】本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器の空圧系図である。
【図８】本発明の１つまたは複数の実施形態による呼気サーボ制御システムのトップ・レベル・ブロック図である。
【図９Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による呼気サーボ制御システムの機械アセンブリ部分を示すブロック図である。
【図９Ｂ】本発明の１つまたは複数の実施形態による呼気サーボ制御システムの電子アセンブリ部分を示すブロック図である。
【図９Ｃ】本発明の１つまたは複数の実施形態による呼気サーボ制御システムのソフトウェア制御部分を示すブロック図である。
【図１０】本発明の１つまたは複数の実施形態によるブロワ・アセンブリを示すブロック図である。
【図１１】本発明の１つまたは複数の実施形態によるブロワ・アセンブリを示す分解組立図である。
【図１２】本発明の１つまたは複数の実施形態による一対のルーツ・ブロワ・インペラを示す斜視図である。
【図１３Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による穿孔チューブ、を伴うサイレンサ・チャンバを有する人工呼吸器装置を示す図である。
【図１３Ｂ】本発明の１つまたは複数の実施形態による穿孔チューブ、を伴うサイレンサ・チャンバを有する人工呼吸器装置を示す図である。
【図１４Ａ】本発明の１つまたは複数の実施形態による空気出口における段階的スロットを例示するルーツ・ブロワ・ハウジングを示す図である。
【図１４Ｂ】本発明の１つまたは複数の実施形態による空気出口における段階的スロットを例示するルーツ・ブロワ・ハウジングを示す図である。
【図１４Ｃ】本発明の１つまたは複数の実施形態による空気出口における段階的スロットを例示するルーツ・ブロワ・ハウジングを示す図である。
【図１４Ｄ】本発明の１つまたは複数の実施形態による空気出口における段階的スロットを例示するルーツ・ブロワ・ハウジングを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
携帯型人工呼吸器システムについて説明する。以下の説明では、本発明のより十分な説明が得られるように、多くの具体的な詳細、たとえば１つまたは複数の実施形態に対する物理的寸法について述べる。しかし、当業者には明らかなように、本発明は、これらの具体的な詳細なしで実行してもよい。他の場合には、良く知られている特徴については、本発明が不明瞭とならないように、詳細には説明していない。
【０００９】
本発明の実施形態では、可変速度モードで動作するルーツ型ブロワを、呼吸送出メカニズムとして用いる携帯型人工呼吸器を実施する。ルーツ型ブロワを用いることで生じる効率および小型化に対する要求と、新しい弱音技術および電子制御システムとによって、人工呼吸器を、パームトップ・コンピュータに匹敵するサイズにまで小さくすることができる。重量および消費電力も同様に小さくなり得る。本発明の人工呼吸器により、連続的な呼吸支援を必要とする患者に対して、向上された移動のし易さがもたらされるため、患者の生活の質の著しい改善が促進されることになる。
【００１０】
Ｉ．携帯型人工呼吸器、ドッキング・クレードル、およびモニタを有する人工呼吸器システムの実施形態
本発明の１つまたは複数の実施形態においては、携帯型人工呼吸器システムには、携帯型人工呼吸器、ドッキング・クレードル、およびモニタが含まれる。携帯型人工呼吸器は好ましくは、必ずしも必要ではないが、小型、軽量、自給式の救命装置で、非常に携帯型である。静止状態での応用例では、携帯型人工呼吸器は、ドッキング・クレードル内に配置してもよい。ドッキング・クレードルは、単純な構造支持体としての機能を果たす（おそらく電源および／または再充電システムが含まれる）か、携帯型人工呼吸器のインターフェース能力を増大する。たとえば、ドッキング・クレードルには、表示能力を拡張するためのグラフィックス・モニタが含まれていてもよい。
【００１１】
Ａ．携帯型人工呼吸器エンクロージャ
１つまたは複数の実施形態においては、携帯型人工呼吸器は、モールドされたエンクロージャ内にパッケージされていてもよい。実施形態によっては、エンクロージャは、軟質ゴムブートと共成型される。好ましくは、必ずしも必要ではないが、エンクロージャは、比較的コンパクトなフォームファクタを有するように構成される。たとえば一実施形態においては、１０インチ（２５．４センチメートル）×６インチ（１５．２４センチメートル）×２インチ（５．０８センチメートル）のエンクロージャに、患者が非常に携帯型のユニットから適切な人工呼吸器サポートを受け取るのに必要な装置を、収容してもよい。他の実施形態では、種々のフォームファクタを有するエンクロージャを用いてもよい。
【００１２】
図１は、本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器の正面の斜視図を例示する図である。例示した実施形態においては、空圧系接続部１０１を、たとえば、人工呼吸器エンクロージャ１００の中央線の下方において、左側および右側に形成してもよい。電気的相互接続１０２を、エンクロージャ１００の裏面の下端に形成してもよい（たとえば、クレードル・インターフェースを設けるために）。また電気的相互接続は、たとえば中央線の上方において、エンクロージャ１００の左側および／または右側に形成してもよい。
【００１３】
人工呼吸器エンクロージャには、ユーザ・インターフェース１０６が含まれていてもよい。たとえば、ユーザ・インターフェース１０６を、ＬＥＤおよびメンブレン・スイッチ・パネルを用いる一実施形態において、比較的安価に実施してもよい。他の実施形態では、カラーＬＣＤおよびタッチ・スクリーンを用いたグラフィカルユーザ・インターフェース１０６を実施してもよい。
【００１４】
１つまたは複数の実施形態においては、人工呼吸器エンクロージャ１００の頂部に、折り畳み式の取っ手１０３が含まれていてもよい。取っ手１０３は、折り畳まれるとテーブル・スタンドとしての機能を果たし、エンクロージャに対する面一性がなくなるようにする。ハンド／ショルダ・ストラップ接続点１０４を、エンクロージャ１００に形成してもよい。また、１つまたは複数の実施形態においては、エンクロージャ１００の裏面部に薄型のダブテール・スタイルのマウンティング・メカニズムを設けることで、マウントしないデスクトップ適用例と干渉することなく、ポール、壁、またはベッド・レールへの搭載を容易にしてもよい。
【００１５】
１つまたは複数の実施形態においては、エンクロージャ１００上にバッテリ・ポート１０５を設けて、内部リムーバブル・バッテリ・パックを収容してもよい。バッテリ・ポート１０５に、ラッチおよびイジェクト・メカニズムを取り付けて、使用中に信頼性良く接続できることと、エンクロージャがクレードル（後述する）内に設置されている場合でもリムーバブル・バッテリ・パックを容易に交換できることとを、保証することが好ましい。
【００１６】
エンクロージャ１００は、立設されたサポートに対してドッキング・クレードル内に置くように、および／または携帯型人工呼吸器とクレードル電子機器との間の接続を確立するように、設定してもよい。以下、ドッキング・クレードルの実施形態について説明する。
【００１７】
Ｂ．ドッキング・クレードルおよびモニタ
図２Ａおよび２Ｂに示すのは、本発明の１つまたは複数の実施形態による携帯型人工呼吸器、ドッキング・クレードル、およびモニタを備える携帯型人工呼吸器システムの正面および裏面部の斜視図である。図示したように、ドッキング・クレードル２００には、ベース２０１Ａおよびクレードル・アーム２０１Ｂが含まれていてもよい。人工呼吸器モニタリング能力を拡張して表示するために、アーム２０１Ｂにモニタ２０２を取り付けてもよい。レードル２００のベース２０１Ａ内にドッキングされている携帯型人工呼吸器エンクロージャ１００が示されている。
【００１８】
１つまたは複数の実施形態においては、ベース２０１Ａは、内部電源またはロジック・コンポーネントがまったくない単純なテーブル・スタンドとして機能するように、設計される。しかし、ほとんどの実施形態においては、内部電子機器が含まれており、電源を供給すること、および携帯型人工呼吸器のインターフェース能力を拡張することが可能なインテリジェント・ドッキング・ステーションとなっている。後者の場合には、ベース２０１Ａによって、ドッキングされた人工呼吸器との電気的相互接続（たとえば、人工呼吸器の下部、裏面端部を通して）が、実現される。付属のモニタ２０２に対するサポートが実現されるように、ベース２０１Ａには、アーム２０１Ｂが取り外し可能に取り付けられていてもよい。クレードル・ベース２０１Ａ内の電子機器とモニタ２０２との間の電源およびデータ・ケーブルは、アーム２０１Ｂの構造内に収容してもよい。
【００１９】
クレードル２００には、ドッキングされた人工呼吸器が落下しないことを保証するために、機械的な連結装置が含まれていてもよい。人工呼吸器エンクロージャ１００の場合と同様に、クレードル２００には、ダブテール・スタイル・マウンティング・メカニズムが組み込まれており、壁またはベッド・レールへの搭載が容易になっていてもよい。ドッキング・クレードル２００およびモニタ２０２にはそれぞれ、射出成形されたコンポーネントが含まれていてもよい。
【００２０】
Ｃ．人工呼吸器システム機能上のアーキテクチャ
図３は、本発明の１つまたは複数の実施形態による人工呼吸器システムの機能上のアーキテクチャのブロック図である。人工呼吸器空圧系は、ルーツ・ブロワ３００に基づいていてもよい。ルーツ・ブロワ３００は、部屋の空気を入口フィルタ３１０を通して取り込んで、加圧ガスを吸気ポート３１１を通して患者に送る。空圧系システムは、シングル・リムおよびデュアル・リム患者回路の両方をサポートしてもよい。その結果、呼気バルブ３０１を、人工呼吸器エンクロージャ１００に対して、外部で実装することもできるし、内部で実装することもできる。呼気制御ポート３０２およびＰＥＥＰ（呼気終末陽圧：Positive End-expiratory Pressure）制御３０３によって、パイロット圧力が生成される。パイロット圧力は、吸気中に呼気バルブ３０１を閉じ、呼気中に、ソフトウェア制御されたＰＥＥＰパイロット圧力に対して、呼気バルブ３０１を開く。スカベンジング・ポート３１６を用いて、呼気中に患者が用いない圧縮空気を再生利用または再循環させてもよい。
【００２１】
人工呼吸器１００は、付属の内部Ｏ２ブレンダ３０４を用いて、ブレンドされたガスを送ってもよい。吸気リム３１２内のブレンド・ガス送出は、ＦＩＯ２インターフェース３１３に接続された外部ＦＩＯ２（吸気酸素の部分）センサ３０５を介してモニタしてもよく、またユーザ・インターフェース３０６上に表示してもよい。同様に、患者の血液Ｏ２レベルも、付属の内部パルス・オキシメータ３０７に接続された外部パルス酸素センサ３１４を介してモニタしてもよいし、またユーザ・インターフェース３０６上に表示してもよい。Ｏ２入口ポート３０８に高圧酸素が供給されたときに、人工呼吸器１００は、エアロゾル化された薬を患者に送るために外部ネブライザ３０９を駆動してもよく、同時に、付加されたガス送出を補償する。
【００２２】
１つまたは複数の実施形態においては、Ｙ字型の（「Ｙ」）接合部３２５を用いて、吸気リム３１２および呼気リム３２６を、患者までのメイン人工呼吸器チューブに結合させる。Ｙ字型の接合部３２５からの気道およびフロー・センサ・ライン３２７が、検知ポート３２８を介して、人工呼吸器エンクロージャ１００に通じる。トランスデューサ（ＸＤＣＲ）マニフォールド３２９は、検知ポート３２８からの気道およびフロー値を電気的な検知信号に変換して、人工呼吸器制御ループ内で用いる。
【００２３】
１つまたは複数の実施形態においては、携帯型人工呼吸器（１００）は、外部電源コネクタ３１７を通して（たとえば、外部バッテリ充電器３１８Ａ、外部バッテリ３１８Ｂ、ＡＣ／ＤＣアダプタ３１８Ｃ、ＤＣバス３１８Ｄなどから）受け取った外部供給のＤＣ電源により、動作する。クレードル・インターフェース３１９によって、ケーブル・プラグ・インを用いることなく人工呼吸器に外部電源を供給してもよい。たとえば、人工呼吸器エンクロージャ１００を、ドッキング・クレードル２００内に置いてもよい。ドッキング・クレードル２００では、両装置の接点が自動的に嵌合して、電源経路および／またはデータ経路が実現される。同様に、リムーバブル・バッテリ３２１をリムーバブル・バッテリ・ベイ３２０内に配置して、人工呼吸器を携帯型のスタンド・アローンの装置として用いてもよい。人工呼吸器を、内部ブリッジ・バッテリ（３２２）を用いて構成して、リムーバブル・バッテリ（３２１）を交換する間に人工呼吸器に連続的に電源が供給されるようにしてもよい。人工呼吸器エンクロージャ１００に外部電源を接続したときに、バッテリ充電器３２３を用いて、リムーバブル・バッテリ３２１および／またはブリッジ・バッテリ３２２を充電してもよい。外部リムーバブル・バッテリ充電器（３２４）を用いて、追加バッテリを充電してもよい。
【００２４】
図３に示した実施形態においては、ドッキング・クレードル２００には、人工呼吸器インターフェース３３０が含まれている。人工呼吸器インターフェース３３０は、人工呼吸器１００のクレードル・インターフェース・ブロック３１９と接続されて、電源を伝達するとともに、クレードル２００内部のインターフェース電子機器との電気的な接続部を実現する。クレードル２００内の付属の内部ＡＣ／ＤＣアダプタ３３１は、インターフェース・ブロック３１９および３３０を介して、人工呼吸器１００に対するＤＣ電源をもたらすだけでなく、クレードル２００内の回路およびモニタ２０２へのＤＣ電源をもたらしてもよい。クレードル２００は、追加的にまたは代替的に、外部電源（たとえば、電源３１８Ａ〜３１８Ｄ）からＤＣ電源を受け取るＤＣコネクタを有していてもよい。
【００２５】
クレードル２００を用いて、人工呼吸器のインターフェース能力を拡張して、たとえば以下のものを含むようにしてもよい。出力アラーム・ケーブルを有するリモート・アラーム／ナース・コール・インターフェース３３２；リモート・アクセス・モデム３３３；ＩＳＰ／デバッグ・ポート３３４（サービスおよびメンテナンス・ポート）；外部ＥＴＣＯ２センサ３３５に接続されたＥＴＣＯ２（終末呼気二酸化炭素）モニタ３３６；患者モニタ・システムをサポートする患者モニタ・インターフェース３３７（たとえばＨＰバリューリンク（Ｖａｌｕｅｌｉｎｋ）およびスペースラブス・フレックス（ＳｐａｃｅＬａｂｓＦｌｅｘｐｏｒｔ）ポート）；リムーバブル・メモリ・カード３３９をサポートするためのリムーバブル・メモリ・カード・スロット３３８；およびモニタ・インターフェース／コントローラ３４０。リムーバブル・メモリ・カード３３９を用いて、人工呼吸器とパーソナル・コンピュータとの間の情報移動を容易にして、データの再検討および印刷に備えてもよい。
【００２６】
クレードル２００のアーム２０１Ｂに結合されているモニタ２０２は、たとえば波形、ループ、および傾向データを連続的に表わすことができる付属の表示ユニットである。
Ｄ．人工呼吸器電子アーキテクチャ
１つまたは複数の実施形態においては、携帯型人工呼吸器電子アーキテクチャを、３つの主要なサブシステムに分割してもよい。すなわち、人工呼吸器コア・サブシステム、ユーザ・インターフェース・サブシステム、および電源サブシステムである。各サブシステムには、種々のデジタル、アナログ、および電源回路とともに、サブアセンブリ中に分配される１つまたは複数のソフトウェア・プログラマブル・マイクロコントローラが、含まれていてもよい。他の実施形態においては、電子アーキテクチャを、異なるラインに沿って分割してもよいし、アーキテクチャをまったく分割しなくてもよい。
【００２７】
図４に例示するのは、人工呼吸器電子アーキテクチャの一実施形態であって、人工呼吸器コア（ＶＣサブシステム）４０１、ユーザ・インターフェース（ＵＩ）サブシステム４００、および電源サブシステム４０２を有する場合である。以下、各サブシステムについて、より詳細に説明する。
【００２８】
１．人工呼吸器コア・サブシステム
図４の実施形態においては、ＶＣサブシステム４０１に、携帯型人工呼吸器のコア・ガス送出機能を実施するための電子機器が含まれている。人工呼吸器プロセッサ４４３上で実行されるソフトウェア・プログラムは、全般的な人工呼吸器コア機能性を制御することを、各機能上のサブアセンブリまたはモジュール内に配置されたマイクロコントローラに命令を出し、かつマイクロコントローラをモニタすることによって、行なってもよい。これらのマイクロコントローラはそれぞれ、個々のサブアセンブリの特定のタスク専用のソフトウェア・プログラムを実行してもよい。他の実施形態においては、単一のプロセッサを用いて、複数のサブアセンブリのタスクを実行してもよい。例示した実施形態においては、ＶＣサブシステム４０１には、人工呼吸器プロセッサ４４３が含まれている。人工呼吸器プロセッサ４４３は、ルーツ・ブロワ・モジュール４４４、呼気制御モジュール４５４、ブレンダ・モジュール４６１、およびトランスデューサ・モジュール４７０内の個々のプロセッサと通信する（代替的な実施形態においては、モジュール４４４、４５４、４６１および４７０のうちの２つ以上が、単一のモジュール・プロセッサとして機能してもよい）。
【００２９】
ルーツ・ブロワ・モジュール４４４では、ブロワ・プロセッサ４４５が、ブロワ速度の制御を、ルーツ・ブロワのインペラに取り付けられたブラッシュレスＤＣモータ（ＢＬＤＣ４５３）のソフトウェア転流を通して、行なってもよい。インバータ４４９を用いて、ブロワ・プロセッサ４４５からのロジック・レベル転流信号を高出力ＡＣ電流に変換して、ＢＬＤＣモータ４５３を駆動してもよい。ＢＬＤＣモータ４５３内の複数の磁気的センサ（たとえば、アナログ・ホール・センサ４５２）によって、検知信号がブロワ・プロセッサ４４５に送信されて、ロータ位置および速度が決定される。ブロワ・プロセッサＩＣの内部または外部に、ＡＤＣ（アナログ・デジタル・コンバータ）回路を設けてもよい。これは、検知信号たとえばホール・センサ４５２からの検知信号を、サンプリングし、およびブロワ・プロセッサ４４５用のデジタル値に変換するためである。
【００３０】
ルーツ・ブロワ取入口および出口ポートにおけるマイクロフォン４５１を用いて、ルーツ・ブロワ装置の音響ノイズをモニタしてもよい。またマイクロフォン信号は、ブロワ・プロセッサ４４５内で処理される前に、ＡＤＣ回路によってサンプリングされる。増幅器回路４４７および４４８を用いて、マイクロフォンおよびモータ検知信号を、ＡＤＣ回路の前に、それぞれ増幅およびフィルタリングしてもよい。システム・ノイズ・レベルを減らすために、ブロワ・プロセッサ４４５が、ブロワ・ノイズを打ち消すための「騒音防止」信号を生成してもよい。騒音防止チャンネル（たとえば、各チャンネルはブロワの取入口および出口ポートにおけるノイズ用）を、電力増幅器４４６を介して増幅してもよい。電力増幅器４４６自体は、ブロワ・ダクト構造内に位置する一対のスピーカ４５０を駆動する。
【００３１】
ブロワ・プロセッサ４４５は、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭ、プログラム・フラッシュ・メモリ、および校正ＥＥＰＲＯＭを含んでいてもよい。フラッシュおよびＥＥＰＲＯＭメモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。ブロワ・プロセッサ４４５は、高速同期シリアル・ポート（ＳＳＩＯ４７９）を介して、人工呼吸器制御プロセッサ４４３と通信してもよい。
【００３２】
ブロワ・プロセッサ４４５は、ブロワ・モジュール４４４の電子機器を校正するための、およびそのＥＥＰＲＯＭ内の校正データを記憶するためのメカニズムを、実現してもよい。ブロワ・プロセッサ４４５は、ブロワ・モジュール４４４の電子機器の調子をモニタするための、および人工呼吸器プロセッサ４４３（または別個の試験装置）へのセルフ・テスト・フィードバックを生成するためのさらなる能力を、実現してもよい。
【００３３】
呼気制御モジュール４５４内では、呼気プロセッサ４５５が、パイロット圧力を生成して、この圧力を呼気バルブ風船ダイアフラムに送る複数のソレノイド・バルブを制御してもよい。ソレノイド・バルブ・ドライバ４５６は、呼気プロセッサ４５５が生成するロジック・レベル制御信号を高出力ＤＣ電流に変換して、呼気制御バルブ４５９およびＰＥＥＰパイロット・バルブ４６０を駆動させる。呼気プロセッサ４５５は、ＰＥＥＰ圧力トランスデューサ４５８をモニタして、ＰＥＥＰパイロット・バルブ４６０のクローズド・ループ制御を可能にする。トランスデューサ４５８からのアナログ信号を、増幅器４５７が増幅およびフィルタリングすることを、呼気プロセッサ４５５に対してＡＤＣ回路がこの信号をＡ／Ｄ変換およびサンプリングする前に、行なってもよい。
【００３４】
ブロワ・プロセッサ４４５の場合と同様に、呼気プロセッサ４５５には、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭ、プログラム・フラッシュ・メモリ、および校正ＥＥＰＲＯＭが含まれていてもよい。フラッシュおよびＥＥＰＲＯＭメモリは、製造、サービスおよびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。呼気プロセッサ４５５は、高速同期シリアル・ポート（ＳＳＩＯ４８０）を介して、人工呼吸器制御プロセッサ４４３と通信してもよい。
【００３５】
呼気プロセッサ４５５は、呼気制御モジュール４５４の電子機器を校正するための、およびそのＥＥＰＲＯＭ内の校正データを記憶するためのメカニズムを、実現してもよい。呼気プロセッサ４５５は、呼気制御モジュール４４４の電子機器の調子をモニタするための、および人工呼吸器プロセッサ４４３（または別個の試験置）に対するセルフ・テスト・フィードバックを生成するためのさらなる能力を、実現してもよい。
【００３６】
ブレンダ・モジュール４６１内では、ブレンダ・プロセッサ４６２が、システム内の酸素フローを制御し、付属のネブライザ駆動機能を制御し、およびＦＩＯ２センサ・インターフェース４６９を介して外部センサをモニタする。ソレノイド・バルブ・ドライバ４６３は、ブレンダ・プロセッサ４６２が生成するロジック・レベル制御信号を、高出力ＤＣ電流に変換して、ブレンダ・バルブ４６８およびネブライザ・バルブ４６７を駆動する。ブレンダ・プロセッサ４６２は、酸素圧力トランスデューサ４６５をモニタして、ブレンダ・バルブ４６８のクローズド・ループ制御を可能にする。トランスデューサ４６５およびインターフェース４６９からのアナログ信号を、増幅器４６４および４６６がそれぞれ増幅およびフィルタリングすることを、ブレンダ・プロセッサ４６２に対してＡＤＣ回路がこの信号をＡ／Ｄ変換およびサンプリングする前に、行なってもよい。
【００３７】
ブロワおよび呼気プロセッサの場合と同様に、ブレンダ・プロセッサ４６２には、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭ、プログラム・フラッシュ・メモリ、および校正ＥＥＰＲＯＭが含まれていてもよい。フラッシュおよびＥＥＰＲＯＭメモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェのア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。
【００３８】
ブレンダ・プロセッサ４６２は、高速同期シリアル・ポート（ＳＳＩＯ４８１）を介して、人工呼吸器制御プロセッサ４４３と通信してもよい。ブレンダ・プロセッサ４６２は、ブレンダ・モジュール４６１の電子機器を校正するための、およびそのＥＥＰＲＯＭ内の校正データを記憶するためのメカニズムを、実現してもよい。ブレンダ・プロセッサ４６２はさらに、ブレンダ・モジュール４６１の電子機器の調子をモニタするための、および人工呼吸器プロセッサ４４３（または別個の試験装置）へのセルフ・テスト・フィードバックを生成するためのさらなる能力を、実現してもよい。
【００３９】
トランスデューサ・モジュール４７０内では、圧力プロセッサ４７１が、臨界のシステム圧力を測定し、および周期的なオート・ゼロおよび検知ライン・パージ機能を管理する。ソレノイド・バルブ・ドライバ４７２は、圧力プロセッサ４７１が生成するロジック・レベル制御信号を、高出力ＤＣ電流にト変換して、オートゼロ・バルブ４７３およびパージ・バルブ４７４を駆動する。圧力プロセッサ４７１は、フロー・センサ圧力トランスデューサ４７７と、気道およびブロワ圧力トランスデューサ４７８とをモニタする。
【００４０】
増幅器４７６は、トランスデューサ４７７および４７８の検知信号出力を増幅およびフィルタリングすることを、圧力プロセッサ４７１がこれらの検知信号をサンプリングおよび処理する前に、行なう。一実施形態においては、２つの並列増幅器を、フロー・センサ圧力トランスデューサ４７７に専用にしてもよい。一方の増幅器が、高利得、狭レンジの、オフセット補償されたフロー・トリガ・チャンネルをもたらしてもよい。オフセット補償は、ソフトウェア制御されたＤＡＣ（デジタル・アナログ・コンバータ）回路４７５を用いて実現される。第２のチャンネルが、患者から出入りする流れの全双方向ダイナミック・レンジをカバーする低利得の増幅器をもたらしてもよい。また増幅器４７６によって、増幅された気道ゲージ圧力およびブロワ差圧信号が得られる。
【００４１】
他のモジュール・プロセッサの場合と同様に、圧力プロセッサ４７１には、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭ、プログラム・フラッシュ・メモリ、および校正ＥＥＰＲＯＭが含まれていてもよい。フラッシュおよびＥＥＰＲＯＭメモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。圧力プロセッサ４７１は、高速同期シリアル・ポート（ＳＳＩＯ４８２）を介して、人工呼吸器制御プロセッサ４４３と通信してもよい。
【００４２】
圧力プロセッサ４７１は、トランスデューサ・モジュール４７０の電子機器を校正するための、およびそのＥＥＰＲＯＭ内の校正データを記憶するためのメカニズムを、実現してもよい。圧力プロセッサ４７１はさらに、トランスデューサ・モジュール４７０の電子機器の調子をモニタするための、および人工呼吸器プロセッサ４４３（または別個の試験装置）へのセルフ・テスト・フィードバックを生成するためのさらなる能力を、実現してもよい。
【００４３】
２．ユーザ・インターフェース・サブシステム
ユーザ・インターフェース（ＵＩ）サブシステム４００には、装置ユーザおよび外部周辺機器に対するインターフェースを形成する電子機器が含まれている。１つまたは複数の実施形態においては、ＵＩサブシステム４００は、ユーザに、患者状態、装置状態、アラーム条件、および制御設定に関する音響および視覚のフィードバックなどの情報を与えてもよい。ＵＩサブシステム４００は、ユーザ入力（たとえば、ノブおよびボタン）をモニタして、設定を、人工呼吸器コア・サブシステム４０１の人工呼吸器プロセッサ４４３に、シリアル・チャンネル（たとえば、ＵＡＲＴ４３８）を介して伝達する。また１つまたは複数の実施形態においては、ＵＩサブシステム４００は、電源サブシステム４０２をモニタおよび制御し、装置構成および制御設定を不揮発性メモリ内に維持し、イベントおよびユーザ動作のレコーダとしての機能を果たし、および任意のアクセサリ装置（たとえば、ドッキング・クレードル２００、内部パルス・オキシメータ３０７など）と通信する。
【００４４】
ＵＩサブシステム４００内では、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３が、全般的なユーザ・インターフェース機能性を制御するソフトウェア・プログラムを実行する。ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３に関連するプログラム・フラッシュ・メモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、システム内でプログラマブルであってもよい。１つまたは複数の実施形態においては、ある特定のタスク、たとえば表示をリフレッシュすることおよびキーを走査することは、ユーザ・インターフェース・サブアセンブリ内に位置するプログラマブル・マイクロコントローラおよび／または専用のハードウェア・コントローラに任せてもよい。以下、可能なＵＩサブアセンブリの機能性について説明する。
【００４５】
人工呼吸器ユーザ・インターフェースは、種々の表示および入力／出力メカニズムによって実施してもよい。たとえば１つのユーザ・インターフェース実施形態（ハイ・エンド・ユーザ・インターフェース４０４として標示される）では、カラーＬＣＤ（液晶表示：たとえば、ＴＦＴまたはＶＧＡ）グラフィックス・パネル４２９およびアナログ・タッチ・スクリーン・オーバーレイ４３１を利用して、フレキシブル・ユーザ・インターフェースに高い情報内容を提供する。インターフェース４０４は、ＵＩプロセッサ４０３にバス４３５を介して接続される。ＬＣＤコントローラ４３２は、高速ＬＶＤＳ（低電圧差動シグナリング）インターフェース４２８を介して、ＲＡＭ画像バッファ（オン・チップまたはオフ・チップ）からＬＣＤ４２９をリフレッシュする時間のかかるタスクを行なってもよい。ＵＩソフトウェアは、画像バッファの更新を、表示内容が実際に変化する時間に制限してもよい。
【００４６】
ＬＣＤバックライトには、バックライト・インバータ４３０から電力が供給される。スクリーンの明るさは、バックライトＤＡＣ４３３を用いて、ＵＩソフトウェアによって制御してもよい。タッチ・スクリーンＡＤＣ／コントローラ４３４は、タッチ・スクリーン・オーバーレイ４３１の走査を行ない、またタッチ動作の時間の間にＵＩソフトウェアに割り込みおよびデータをもたらす。
【００４７】
他のユーザ・インターフェース実施形態では、代替的にまたは追加的に、ロー・エンド・ユーザ・インターフェース４０８を用いてもよい。ロー・エンド・ユーザ・インターフェース４０８には、たとえば、ドット・マトリックスの組み合わせ、７セグメントおよび／または別個のＬＥＤ（ＬＥＤマトリックス４１４として表わされる）、ならびにメンブレン・キー・マトリックス４１５が含まれる。ＬＥＤマトリックス４１４は、ＬＥＤ電源ドライバ４１６およびＬＥＤシンク・ドライバ４１７によって駆動される。ＩＯ（入力／出力）プロセッサ４１０は、ＲＡＭ画像バッファからＬＥＤマトリックス４１４をリフレッシュするタスクを行なってもよい。ＵＩソフトウェアは、画像バッファの更新を、その内容が変化したときに行なってもよい。またＩＯプロセッサ４１０は、タスクキー・マトリックス４１５を走査するタスク、およびキー動作の時間の間にＵＩソフトウェアに割り込みおよびデータをもたらすタスクを行なう。
【００４８】
ユーザ・インターフェース・オプション（ハイ・エンド・インターフェース４０４およびロー・エンド・インターフェース４０８）の両方が、共通のインターフェース４０９を用いてもよい。共通のインターフェース４０９には、ノブ（たとえば、ロータリ・スイッチ）４１８、専用機能に対する１つまたは複数のハード・キー４１９、状態ＬＥＤ４２０、および音響のソフトウェア・アラーム・スピーカ４２１が、含まれる。ＩＯプロセッサ４１０は、ノブ４１８およびハード・キー４１９を追跡して、ノブおよび／またはハード・キー動作の時間の間にＵＩソフトウェアに割り込みおよびデータをもたらしてもよい。またＩＯプロセッサ４１０は、ソフトウェア・アラームを合成して、ＵＩソフトウェアからのコマンドに基づいて状態ＬＥＤ４２０を制御してもよい。
【００４９】
付属の内部パルス・オキシメータ・モジュール４２６（その外部センサが患者の指に配置されている）は、モニタ・データたとえば脈拍数および酸素飽和レベルを、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３に与える。ユーザ・インターフェース・プロセッサは、シリアル・インターフェースたとえばＵＡＲＴ４３７を介して、モジュール４２６と通信する。
【００５０】
クレードル・インターフェース４２３には、コネクタ４２４（ドッキング・クレードル上の連結装置コネクタと電気的に結合するため）と、送受信器（たとえば、ＩＳＯ ＸＣＶＲ４２５）とが含まれており、人工呼吸器とドッキング・クレードル電子機器との間での中程度のデータ速度での通信（たとえば、シリアルＵＡＲＴインターフェース４３８を介して）が可能になっている。また、ＤＣ電源を、このインターフェースを通して（コネクタ４２４から電源モジュール４８３までのクレードル電源ライン４４１を参照のこと）、ドッキング・クレードルから人工呼吸器まで伝達してもよい。また、人工呼吸器は、外部に、クレードル・インターフェース４２３を通して、リモート・アラーム／ナース・コール信号を送ってもよい。
【００５１】
不揮発性メモリ回路（たとえば、ＮＡＮＤフラッシュ４２７）が、人工呼吸器イベントおよび制御設定変化を長期間記録するために、ＵＩサブシステム４００内に含まれていてもよい（「ブラック・ボックス」レコーダのように）。ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３は、たとえば、パラレル・バス（４３６）を介して、不揮発性メモリ４２７に直接書き込んでもよい。
【００５２】
また、ＩＯプロセッサ４１０は、電源サブシステム４０２に対する管理部としての機能を果たしてもよい。たとえば、ＩＯプロセッサ４１０は、すべての電源入力および電源出力をモニタし、アクティブな入力電源の選択（電源スイッチ・マトリックス４８９を介した）を管理し、２つの内部バッテリ充電器（４８５および４８７）を制御してもよい。さらに、ＩＯプロセッサ４１０は、「オン／オフ」および「アラーム無音／リセット」のハード・キーの状態をモニタして、共通インターフェース４０９上の「オン／オフ」、「ベント インオプ（ＶＥＮＴ ＩＮＯＰ）」、「アラーム無音」、「外部電源」、「バッテリ状態」、「充電状態」ＬＥＤを駆動してもよい。
【００５３】
ＩＯプロセッサ４１０は、装置監視部としての機能を果たしてもよい。たとえば一実施形態においては、各サブアセンブリは、ＩＯプロセッサ４１０に、調子が良好であることを周期的に報告しなければならない。同様に、ＩＯプロセッサ４１０は、アラーム・システム４０７のアラーム・ドライバ４１２に、調子が良好であることを周期的に報告しなければならない。アラーム・ドライバ４１２が、調子が良好であることの更新を受け取らない場合には、音響のハードウェア・アラーム（ＩＮＯＰ）４１３およびリモート・アラーム／ナース・コール出力（４１１）が、始動される。また、アラーム・ドライバ４１２は、救命機能の再始動を試みるために、装置リセットをトリガしてもよい。
【００５４】
３．電源サブシステム
人工呼吸器への電源供給は、外部ＤＣ電源（たとえば、外部電源４９２またはクレードル・インターフェース４２３）からコネクタ４９０を介してか、または内部電源（たとえば、リムーバブル・バッテリ４９１またはブリッジ・バッテリ４８６）から、行なってもよい。ブリッジ・バッテリ４８６のサイズは、人工呼吸器のシームレスな動作が実現され、一方でリムーバブル・バッテリ４９１がコネクタ４８８から交換されるような大きさである。２つの独立した内部充電器（４８５および４８７）が、リムーバブル・バッテリ４９１およびブリッジ・バッテリ４８６に対する充電を維持する目的で、含まれていてもよい。電源４８４には、人工呼吸器システム全体を通して用いられるＤＣ電圧を提供するために、複数のスイッチングおよび／または線形電源が含まれていてもよい。
【００５５】
Ｅ．ドッキング・クレードル電子アーキテクチャ
図５は、ドッキング・クレードル２００の一実施形態に対する電気的なアーキテクチャのブロック図である。図示したように、ドッキング・クレードルは、基本モジュール５００とフル機能モジュール５０１とに分割されている。基本モジュール５００によって、基本的な電源および状態インディケータとともに、アラーム・ケーブル出力が得られる。フル機能モジュール５０１によって、さらなる処理能力とともに、さらなる接続インターフェース、モニタリング能力、および追加の表示モニタに対するサポートが実現される。特徴の区分は、ドッキング・クレードル内で実施される（実施される必要はないが）能力の範囲を強調するように、示されている。例示した特徴は、網羅的であることが意図されているわけではなく、また必要な特徴を表わしているわけでもない。ドッキング・クレードルの異なる実施形態には、本発明の範囲から逸脱することなく、特徴の異なる組み合わせ、および異なる数の特徴が含まれていてもよい。
【００５６】
例示した実施形態においては、基本モジュール５００には、クレードル・インターフェース・コネクタ５０３が含まれている。クレードル・インターフェース・コネクタ５０３は、人工呼吸器のクレードル・インターフェース・コネクタ４２４と電気的に接続するものである。人工呼吸器には、ＤＣ電源が、ＡＣ／ＤＣアダプタ５０７を介して供給される。ＡＣ／ＤＣアダプタ５０７は、ＡＣ電源を、外部電源から（たとえば、壁出口に取り付けられるケーブルから）受け取ってもよい。また、ＡＣ／ＤＣアダプタ５０７は、ＤＣ電源をフル機能モジュール５０１に、電源モニタおよびコントローラ・ブロック５０６を介して供給してもよい。人工呼吸器からのリモート・アラーム／ナース・コール出力（図４のブロック４１１を参照）は、リモート・アラーム／ナース・コール・インターフェース５０８を通して、外部アラーム・ケーブルの取り付けができるように（たとえば、病室内の壁ジャックまたは装置へのプラグ差込みのために）、生成される。フル機能モジュール５０１がある場合には、送受信器（ＸＣＶＲ）回路５０４を実装して、クレードル・インターフェース・コネクタ５０３を介した人工呼吸器との通信を容易にしてもよい。送受信器回路５０４は、シリアル・インターフェース、たとえばＵＡＲＴインターフェース５２６を介して、クレードル・プロセッサ５０９と通信してもよい。基本モジュール５００内のハードウェア駆動の状態ＬＥＤ５０５によって、基本的な装置状態、たとえばアクティブな存在、および／またはＡＣ／ＤＣアダプタ５０７の調子、および人工呼吸器との接続の調子が、得られてもよい。
【００５７】
フル機能モジュール５０１を実施して、ドッキング・クレードルのインターフェース能力をさらに拡張して、たとえば、以下のオプションを含むようにしてもよい。追加の表示モニタ（５０２）に対するサポート、メモリ・カード・スロット５１４内に１つまたは複数のメモリ・カード５７５（たとえば、コンパクトなフラッシュ・メモリ・カード）を追加することによるメモリ拡張、追加の患者モニタリング・インターフェース５１６、内部ＥＴＣ０２モニタ５１８（外部ＥＴＣ０２センサ５７９に接続される）、およびモデム５２０（たとえば、電話機を介したリモート・アクセス用）。
【００５８】
クレードル・プロセッサ５０９が実行するソフトウェア・プログラムによって、フル機能モジュール５０１の付属の特徴が制御される。クレードル・プロセッサ５０９には、（オン・チップまたはオフ・チップの）データＳＲＡＭメモリ、プログラム・フラッシュ・メモリ、およびバッテリ・バックアップ付きＳＲＡＭが含まれていてもよい。フラッシュ・メモリは、製造、サービス、およびフィールド・ソフトウェア更新を容易にするために、ＩＳＰ／デバッグ・インターフェース（サービス・ポート）５１７を介して、システム内でプログラマブルであってもよい。
【００５９】
フル機能モジュール５０１では、フル機能モジュール回路が必要とするすべての供給電圧を生成するＤＣ−ＤＣ変換を行なうために、電源５２１を設けてもよい。モジュール電子機器のオン／オフ状態および調子を示すために、ソフトウェア駆動状態ＬＥＤ５２２が含まれていてもよい。
【００６０】
追加の表示モニタ５０２に対するサポートを実現するために、フル機能モジュール５０１にモニタ・コントローラ５１０を備え付けてもよい。モニタ・コントローラ５１０には、ＬＣＤコントローラ５１１（モニタはＬＣＤモニタであると仮定する）、バックライトＤＡＣ５１２、およびタッチ・スクリーンＡＤＣ５１３が含まれている。ＬＣＤコントローラ５１１からは、データおよび制御信号が、ＬＣＤ−パネル５２３に、それぞれＬＣＤバス５２８および制御（ＣＴＬ）バス５２９を介して供給される。バックライトＤＡＣは、バックライト・インバータ回路５２４を駆動する。タッチ・スクリーンＡＤＣ５１３は、タッチ・スクリーン・パネル５２５を制御するとともに、ＴＳバス５３０を介してタッチ・スクリーン・データを受信する。他の実施形態においては、追加のまたは異なる特徴を、フル機能モジュール５０１内で具体化してもよい。
【００６１】
Ｆ．人工呼吸器システムに対する一般的なソフトウェア・アーキテクチャ
１つまたは複数の実施形態においては、人工呼吸器およびドッキング・クレードルには、個々のハードウェアを制御し、システムの動作特性を決定する埋め込みソフトウェア（および／またはファームウェア）が含まれている。このソフトウェアは、システム全体を通して種々のサブアセンブリ上に分配される複数のプロセッサ間で、分割してもよい。図６は、本発明の１つまたは複数の実施形態による人工呼吸器システムの一般的なソフトウェア・アーキテクチャのコンテキストを例示するブロック図である。
【００６２】
図６では、人工呼吸器システムに対するソフトウェアは、以下のプロセッサ内に分配されている。すなわち、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３、ＩＯプロセッサ４１０、換気プロセッサ４４３、ブレンダ・プロセッサ４６２、呼気プロセッサ４５５、圧力プロセッサ４７１、ブロワ・プロセッサ４４５、およびクレードル・プロセッサ５０９である。以下、これらの個々のプロセッサが実行するソフトウェアの種々の機能について説明する。説明する機能は、例示だけを目的として示しており、網羅的な表現であるとも、すべての実施形態に対して必要な機能であるとも、考えてはならない。説明を容易にするために、各プロセッサ上で実行されるソフトウェアは、プロセッサの名前を参照して呼ぶことにする（すなわち、ユーザ・インターフェース・プロセッサ上で実行されるソフトウェアは、ユーザ・インターフェース・ソフトウェアと呼び、ブレンダ・プロセッサ上で実行されるソフトウェアは、ブレンダ・ソフトウェアと呼ぶ、など）。
【００６３】
ユーザ・インターフェース・ソフトウェア（ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３上で実行される）は、ＩＯプロセッサ４１０およびクレードル・プロセッサ５０９と通信するとともに、換気制御データ（たとえば、設定およびアラーム限界）を換気プロセッサ４４３に送るように構成されてもよい。ユーザ・インターフェース・ソフトウェアは、クレードル・プロセッサ５０９から受け取ったアプリケーション・コードを、フラッシュ・メモリ４２７内に記憶してもよく、またアプリケーション・コードＩＯの更新を、プロセッサ４１０、換気プロセッサ４４３、ブレンダ・プロセッサ４６２、呼気プロセッサ４５５、圧力プロセッサ４７１およびブロワ・プロセッサ４４５に対して、行なってもよい。またユーザ・インターフェース・ソフトウェアは、傾向データ、ベント設定、およびユーザ構成データを、不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲ）６０１に記憶してもよく、また、すべてのイベント、たとえば制御変化、アラーム、および故障を、フラッシュ・メモリ４２７の「ブラック・ボックス」部分に記録してもよい。ユーザ・インターフェース・ソフトウェアは、ＬＣＤユーザ・インターフェース（ＬＣＤ４２９、タッチ・パネル４３１、およびバックライト４３３）を駆動して、たとえば、換気プロセッサ４４３から受け取るアラーム・データおよび／またはモニタされたデータを表示する。
【００６４】
ＩＯソフトウェア（ＩＯプロセッサ４１０上で実行される）は、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３と通信して、取り付けられた周辺機器回路および装置に対するインテリジェント・コントローラを実現するように構成されてもよい。たとえばＩＯソフトウェアは、状態ＬＥＤ４２０、共通のボタン（またはキー）４１９、ノブ４１８、およびスピーカ４２１に対する低レベル・ドライバを実現してもよい。加えて、ＩＯソフトウェアは、ＬＥＤマトリックス４１４をリフレッシュし、キー・マトリックス４１５を走査し、および電源スイッチ・マトリックス４８９およびバッテリ充電器６０３（４８５、４８７）を制御するように構成されてもよい。
【００６５】
換気ソフトウェア（換気プロセッサ４４３上で実行される）は、主な機能、たとえば呼吸の生成、圧力サーボの実施、および操作（たとえば、ネブライザ活性化、Ｉ−ホールド（吸入ホールド）、Ｅ−ホールド（呼気ホールド）など）の順序づけを制御するように構成されてもよい。また換気ソフトウェアは、モニタされたパラメータを算出し、モニタされた値をアラーム限界と比較し、および圧力プロセッサ４７１に対するオート・ゼロ機能をスケジュールするように構成されてもよい。
【００６６】
ブレンダ・ソフトウェア（ブレンダ・プロセッサ４６２上で実行される）は、ネブライザ・バルブ４６７を制御し、およびブレンディング・サーボを実施してブレンド・バルブ４６８を制御するように構成されてもよい。またブレンダ・ソフトウェアは、Ｏ２トランスデューサ４６５をモニタおよび校正し、センサ４６９の校正を管理し、およびＦｉＯ２データを換気プロセッサ４４３に転送してもよい。
【００６７】
呼気ソフトウェア（呼気プロセッサ４５５上で実行される）は、パイロット圧力トランスデューサ４５８からの入力に基づいて、ＰＥＥＰイン・バルブ６０４およびＰＥＥＰアウト・バルブ６０５の制御を行なうためのＰＥＥＰサーボを実施するように構成されてもよい。また呼気ソフトウェアは、呼気バルブ４５９を制御し、およびパイロット圧力トランスデューサおよびＰＥＥＰサーボの校正を管理してもよい。
【００６８】
圧力ソフトウェア（圧力プロセッサ４７１上で実行される）は、フロー・トランスデューサ４７７からの校正されたトリガ圧力読み取り値およびフロー・センサ圧力読み取り値、ブロワ・トランスデューサ６０７からの校正されたブロワ差圧読み取り値、および気道トランスデューサ６０６からの校正された気道圧力読み取り値を、換気プロセッサ４４３に供給するように構成されてもよい。また圧力ソフトウェアは、オート・ゼロ・バルブ４７３およびパージ・バルブ４７４を用いて、オート・ゼロおよびパージ機能を実施してもよい。
【００６９】
ブロワ・ソフトウェア（ブロワ・プロセッサ４４５上で実行される）は、速度サーボを実施し、ブロワ・モータ４５３を転流するように構成されてもよい。速度サーボの実施、およびモータ４５３の転流を容易にするために、ブロワ・ソフトウェアは、モータ位置センサ（たとえば、ホール・センサ４５２）を校正し、モータ位置センサ４５２の出力からロータ位置および速度を算出してもよい。また、ブロワ・ソフトウェアは、モータ４５３のアクティブなブレーキングと、アクティブな音キャンセリングとを実施してもよい（たとえば、マイクロフォン４５１からの入力を使用し、スピーカ４５０を介して騒音防止出力を生成することによって）。
【００７０】
クレードル・ソフトウェア（クレードル・プロセッサ５０９上で実行される）は、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３と通信し、換気データ（たとえば、波、ループ、データ、概要、および傾向）をＬＣＤディスプレイ５２３に表示するよう構成されてもよい。また、クレードル・ソフトウェアは、傾向データを記憶してメモリ・カード５７５上に画像を印刷するように構成されてもよい。クレードル・ソフトウェアは、ＥＴＣ０２モニタ５１８からＥＴＣ０２データを集めて、そのデータを、ユーザ・インターフェース・プロセッサ４０３を介して人工呼吸器に送信してもよい。さらに、患者データおよびアラームを、他の患者モニタ・システムに転送してもよい（たとえば、ポート５１６を介して）。
【００７１】
ＩＩ．一実施形態における人工呼吸器の空圧系
本発明の１つまたは複数の実施形態において、人工呼吸器の空圧系は、複数の電気機械サブアセンブリを備える。換気機能性は、これらの電気機械サブアセンブリの空圧系機能をコンピュータ制御することによって、実現される。図７は、人工呼吸器の一実施形態の空圧系図である。
【００７２】
図７のシステムでは、屋内空気が、入口フィルタ７００を通して取り入れられる。その後、空気は、組み合わせアキュームレータ／サイレンサ・チャンバ７０１を通って移動する。組み合わせアキュームレータ／サイレンサ・チャンバ７０１では、空気を酸素と混合してもよい。またチャンバ７０１は、ルーツ・ブロワ７０２の入口側で生成されるノイズを吸収する働きもする。ルーツ・ブロワ７０２（たとえばブラッシュレスＤＣモータによって駆動される）は、ロータリ容積式装置であり、この装置では、ガス混合物にエネルギーを加えて、患者にガスを所望のフローおよび圧力で供給する。
【００７３】
一実施形態においては、ルーツ・ブロワ７０２は、速度、フロー、差圧、および関連するフロー・データにより特徴付けられてもよい。これらは、電子メモリに記憶されて、人工呼吸器プロセッサ４４３がブロワを交互に加速および減速して、吸気を引き起こし呼気を可能にする際に使用される。アナログ位置センサ（たとえば、ホール・センサ）が、モータ内のロータ位置を測定し、このロータ位置から、ブロワ・プロセッサ４４５が、ルーツ・ブロワ７０２の回転速度を算出してもよい。差圧トランスデューサ７０３によって、ブロワ内の圧力が測定される。人工呼吸器プロセッサ４４３（ブロワ・プロセッサ４４５とともに動作する）は、吸気相の全体を通してブロワ速度を調整して、所望のフロー、体積、および圧力を実現してもよい。ソレノイド・バルブ７０４および７０５によって、差圧トランスデューサ７０３に対するオート・ゼロ能力が得られる。
【００７４】
ルーツ・ブロワ７０２のガス出口側のサイレンサ・チャンバ７０６によって、ブロワ・ノイズが低減される。そして、ガスが、バイアス・バルブ７０７（たとえば５ｃｍＨ２Ｏまたは概ね５ｃｍＨ２Ｏに設定される）を通って移動する。
【００７５】
患者フロー・トランスデューサ７０８、即ち固定オリフィス差圧型トランスデューサによって、患者との間のフローが測定される。過圧リリーフ・バルブ７０９および準大気圧リリーフ・バルブ７１０が内部にあり、これらによって、重大な人工呼吸器動作不良が起きた場合の患者の安全性を保証するためのフェイル・セーフ機構が実現されている。ＭＩＰ／ＮＩＦロックアウト・コイル７１１が、準大気圧リリーフ・バルブ７１０に含まれており、最大吸気圧（ＭＩＰ）手順の間にバルブが開口することが防止される。
【００７６】
圧力トランスデューサ・モジュール７１２によって、システムの基本的な圧力測定能力が実現される。たとえば、３つの圧電抵抗式圧力トランスデューサによって、フロー・センサ差圧トランスデューサ７１３が形成されて、患者フロー・トランスデューサ７０８と気道ゲージ圧力トランスデューサ７１４との差圧を測定して、患者気道内の圧力を評価する。ソレノイド・バルブ７１５および７１６によって、フロー・センサ差圧トランスデューサ７１３に対するオート・ゼロ能力が実現される。一方で、バルブ７１７および７１８は、ブロワ出口からの乾燥ガスを、患者フロー・トランスデューサ検知ラインを通して、パージ・サイクルの一部として、周期的に送る。
【００７７】
呼気制御モジュール７１９によって、患者は、所望のＰＥＥＰに基づいて呼気することができる。吸気する間、呼気制御ソレノイド７２０は、ブロワ出口からのガス圧力を、呼気バルブ７２１の風船ダイアフラムに供給して、呼気バルブが閉じる。呼気する間、パイロット圧力アキュームレータ７２２から風船にパイロット圧力が供給されて、ＰＥＥＰレベルが確立される。アキュームレータ７２２におけるパイロット圧力は、パイロット・イン・ソレノイド・バルブ７２３およびパイロット・アウト・ソレノイド・バルブ７２４のパルス幅変調（ＰＷＭ）を通して、パイロット圧力トランスデューサ７２５からのフィードバックを用いて、制御される。
【００７８】
酸素ブレンディングおよびネブライザ・ドライブは、ブレンダ・モジュール７２６において制御される。加圧ガスは、外部供給源７２６から受け入れられ、フィルタリングされて、チャンバ７０１内に供給される。これは、関連するオリフィスを有するソレノイド・バルブ７２７、７２８、７２９、および７３０のＰＷＭ制御の下で行なわれる。各ソレノイド・バルブのオリフィスの特徴づけは、初期アセンブリの間に行なってもよく、また関連するフロー・データは、モジュール７２６内のＰＣＢ上の電子メモリに記憶してもよい。Ｏ２圧力トランスデューサ７３１によって、バルブ入口圧力が測定される。入口圧力、記憶されたオリフィス特徴付け、およびＰＷＭを用いて、ブレンダ・コントローラは、所望の酸素フロー範囲を送出することができる。ネブライザはソレノイド・バルブ７３２を駆動し、その関連するオリフィスは、エアロゾル化された薬剤などの内容を、吸気相の間にバルブ７２７〜７３０の駆動ポートに送る。内容量は、たとえば、６ｌｐｍまたは概ね６ｌｐｍの酸素フローであってもよい。付加されたネブライザ・フローを補償するために、システム・ソフトウェアが酸素の送出および体積を調整してもよい。
【００７９】
前述したように、可変速度ルーツ・ブロワ７０２は、人工呼吸器プロセッサ４４３によって、必要に応じて、交互に加速および減速されて、吸気および呼気を引き起こす。代替的な実施形態においては、ルーツ・ブロワ７０２は、人工呼吸器プロセッサ４４３によって比較的一定の速度に維持される。その結果、比較的一定のガス・フローが、患者の肺の換気に好適な流量および圧力で生成される。患者へのガス・フロー、吸気を引き起こす開口、および呼気を可能にする閉鎖を制御するために、下流フロー制御バルブが利用される。この代替的な実施形態においては、各ルーツ・ブロワ７０２の一意の圧力およびフロー出力を、製造中に測定する必要はなく、また人工呼吸器プロセッサ４４３による使用に備えて、個別化されたブロワ特徴付けデータを記憶する必要はまったくない。
【００８０】
ＩＩＩ．呼気制御サーボの実施形態
本発明の１つまたは複数の実施形態においては、所望のＰＥＥＰ圧力値から実際のＰＥＥＰ圧力を生成するために、呼気制御サーボを実施する。所望のＰＥＥＰ圧力値は、ＰＥＥＰ圧力を表わすデジタル値である。実際のＰＥＥＰ圧力は、ルーツ・ブロワ７０２のブロワ圧力から生成される、制御された単位面積当たりの力である。呼気サーボは、デジタル・ドメインから空圧系ドメインへのこの変換を実現するための電気機械装置を備えている。
【００８１】
図８は、本発明の実施形態による呼気サーボ・ループを示すブロック図である。図８の呼気制御サーボには、ソフトウェア制御ブロック８００、機械アセンブリ８０１、および電気的アセンブリ８０２が含まれている。動作中、ソフトウェア制御ブロック８００は、デジタルの所望のＰＥＥＰ値８０４（たとえば、人工呼吸器プロセッサ４４３から）と、現在の未処理のパイロット圧力８０８のデジタル値とを受け取り、そしてサーボ・ループの出力圧力を増加させるための充填コマンド８０５と、出力圧力を低減するための放出コマンド８０６とを生成する。コマンド８０５および８０６は、電気的な形式（たとえば、デジタル）である。
【００８２】
機械アセンブリ８０１は、ソフトウェア制御８００からの充填および放出コマンド（８０５、８０６）とともに、物理的なブロワ圧力８０３を、空圧系の形式で受け取る。機械アセンブリ８０１は、充填および放出コマンドに基づいてブロワ圧力８０３を印加して、パイロット圧力フィードバック値８０７と実際のＰＥＥＰ値８０９とを、両方とも空圧系の形式で生成する。電子アセンブリ８０２は、パイロット圧力８０７を未処理のパイロット圧力信号８０８に変換する。パイロット圧力信号８０８は、ソフトウェア制御８００による処理に備えてデジタル形式である。
【００８３】
図９Ａは、本発明の実施形態による機械アセンブリ８０１のブロック図である。機械アセンブリ８０１では、充填コマンド８０５が充填バルブ７２３に供給されて、パイロット・チャンバ７２２内に解放されるブロワ圧力８０３の量が制御される。パイロット・チャンバ７２２からの圧力の解放を制御するために、放出コマンド８０６が放出バルブ７２４に供給される。一実施形態においては、充填コマンド８０５および放出コマンド８０６は、ＰＷＭ信号として実施される。パイロット・チャンバ７２２によって、バルブ７２３および７２４を開口および閉鎖する圧力効果が蓄積される。蓄積圧力は、パイロット圧力８０７として出力される。チャンバ９００によって、呼気制御バルブの風船ダイアフラムが具体化されてもよく、その結果、実際のＰＥＥＰ圧力８０９が活性化される。
【００８４】
図９Ｂは、電子アセンブリ８０２の実施形態のブロック図である。パイロット圧力８０７は、圧力トランスデューサ７１４によって、パイロット圧力検知信号９０１に変換される。前置増幅器９０２によって、パイロット圧力検知信号９０１が増幅され、ロー・パス・フィルタ９０３によって、増幅信号内のわずかなノイズおよび上部高調波も取り除かれる。増幅およびフィルタリングされた検知信号は次に、サンプルおよびホールド回路９０４によってサンプリングされ、その後に、ＡＤＣブロック９０５において、デジタルの未処理のパイロット圧力値８０８に変換される。
【００８５】
図９Ｃは、ソフトウェア制御ブロック８００の実施形態のブロック図である。ブロック９０６では、所望のＰＥＥＰ値８０４が、所望のパイロット圧力値９０７を生成するための関数に適用される。ブロック９０６において実施される関数は、与えられたＰＥＥＰ値に対するパイロット圧力の既知の（すなわち、校正された）値に基づく単純なテーブル索引であってもよい。あるいは、その関数は、チャンバ９００に入力されるパイロット圧力と結果的に生じるＰＥＥＰ値との間の関係の逆に近い数学的なモデルであってもよい。
【００８６】
デジタル・ロー・パス・フィルタ９０８は、未処理のパイロット圧力信号８０８と、所望のサーボ・ループ応答を維持するために信号を送るバンドリミットとを受け取る。ブロック９０９では、ブロック７１４内のトランスデューサの特性の逆に近い数学的関数を実施する。トランスデューサの作用によるパイロット圧力値のわずかな変動も、ブロック９０９によって補正される。
【００８７】
ブロック９０９に対する数学的なモデルは、製造中にトランスデューサを校正すること、および未処理のおよび実際のパイロット圧力値を記憶することによって、形成してもよい。そして、トランスデューサの効果をほぼ逆にするように、数学的な方程式を構築してもよい。これは、最小２乗法の曲線フィッティングまたは同様の技術を校正データに適用することを通して、方程式に対する係数を決定することによって、行なわれる。
【００８８】
ブロック９１１では、所望のパイロット圧力９０７および実際のパイロット圧力９１０を比較して誤差値を決定した後、その誤差値を、アルゴリズム（たとえば、ＰＩまたはＰＩＤアルゴリズム）の制御に適用して、充填コマンド８０５および放出コマンド８０６を生成する。一実施形態においては、充填および放出コマンドのバイナリ状態は、周期的な間隔で決定される。測定されたパイロット圧力が、所望のパイロット圧力を閾値量だけ超える場合には、放出コマンドをその間隔の間活性化するが、測定されたパイロット圧力が、所望のパイロット圧力を、閾値量を超えて下回る場合には、充填コマンドをその間隔の間活性化する。測定されたパイロット圧力が、所望のパイロット圧の閾値範囲内にある場合には、どちらのコマンドも活性化しない（そのままの状態を電流間隔の間、維持する）。
【００８９】
ＩＶ．ルーツ・ブロワ・アセンブリの実施形態
本発明には、機械的人工呼吸器内のコンプレッサを駆動するために用いてもよい電動モータの精密速度制御が含まれる。機械的人工呼吸器は、種々の動作モード、たとえば圧力制御および体積制御を有していてもよい。ほとんどの機械的人工呼吸器の間で共通する１つのスレッドは、所望の動作モードは、ガス・コンプレッサが生成するガス流量を制御することによって達成される、ということである。ブロワ・アセンブリに対する好適なコンプレッサ制御システムの例が、以下の文献でさらに説明されている。米国特許出願第１０／８４７、６９３号明細書（２００４年５月１８日出願）。なお、この文献の明細書および図は本明細書において参照により取り入れられている。
【００９０】
一実施形態においては、コンプレッサ・モータは、ブラッシュレスＤＣ（ＢＬＤＣ）モータであって、このモータによって、携帯型機械的人工呼吸器内でコンプレッサとして用いられるルーツ・ブロワが駆動される。コンプレッサがもたらす流量および圧力は、ＢＬＤＣモータの速度によって制御される。従来技術のシステムでは、デジタル・ホール効果センサを用いてロータ位置の別個のサンプルを取得し、別個の速度トランスデューサを用いて、ＢＬＤＣモータの速度フィードバックを取得しているが、この従来技術とは異なり、本発明の実施形態では、アナログ・センサ（たとえば、アナログ・ホール効果センサ、異方性磁気抵抗（ＡＭＲ）センサなど）を用いて、連続的なロータ位置およびクローズド・ループ制御に対する速度フィードバックを取得してもよい。
【００９１】
図１０は、本発明の実施形態によるモータ／コンプレッサ・システムのブロック図である。この説明図では、モータ／コンプレッサ・システムは、ＢＬＤＣモータ１００４に結合されたルーツ・ブロワ１００２を備えている。ルーツ・ブロワ１００２にはガス（すなわち、空気）が、入口１００８を通って入る。入口１００８からの空気は、ルーツ・ブロワ１００２によって圧縮された後、患者および／または機械的人工呼吸器の他のセクションへ、出口１０１０を通して送られる。流体伝達経路は、ルーツ・ブロワ１００２のソレノイド・バルブ１０１２への入力と、ルーツ・ブロワ１００２のソレノイド・バルブ１０１４への出力とによって与えられる。また大気圧力が、ソレノイド・バルブ１０１２および１０１４に、大気入口１０１６および１０１８を介して、それぞれ送られる。
【００９２】
ソレノイド・バルブ１０１２および１０１４の出力流体伝達チャンネルが、ブロワ差圧トランスデューサ１０４０に与えられ、２つのチャンネル間の圧力差を変換して、その圧力差を表わす電気信号にする。通常動作時は、トランスデューサ１０４０によって、ルーツ・ブロワ１００２の出力圧力と入力圧力との間の差が測定される。ソレノイド・バルブ１０１２および１０１４を制御することによって、トランスデューサ１０４０は、トランスデューサ１０４０の「オート・ゼロ」位相の間に、２つの大気入口の間の圧力差を測定することもできる。プロセッサ１０２０によって、ソレノイド・バルブ１０１２および１０１４の制御が実現される。その際、ソレノイド・ドライバ１０３２が、プロセッサ１０２０からのデジタル制御信号を変換して、ソレノイド・バルブを駆動できる電源ＤＣ信号にする。
【００９３】
絶対圧トランスデューサ１０２２および温度トランスデューサ１０２４によって、絶対圧レベルおよび温度を表わす電気信号が生成される。トランスデューサ１０２２、１０２４、および１０４０はそれぞれ、トランスデューサ（ＸＤＣＲ）インターフェース・ブロック１０２６に接続されている。トランスデューサ（ＸＤＣＲ）インターフェース・ブロック１０２６は、アナログ信号の信号増幅およびフィルタリングを行なってもよく、アナログ信号はその後、Ａ／Ｄ（アナログ・デジタル）コンバータ回路１０３８に送られる。Ａ／Ｄコンバータ１０３８によって、アナログ信号がデジタル値に変換される。デジタル値は、プロセッサ１０２０によって処理されてもよい。
【００９４】
Ａ／Ｄコンバータ回路１０３８に加えて、プロセッサ１０２０は、以下の関連回路も有する。すなわち、フラッシュ・メモリ１０４８、ＪＴＡＧ試験回路１０４６、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）１０４４、およびＵＡＲＴ（汎用非同期受信送信器）１０４２および１０３６である。外部ＪＴＡＧコネクタ１０５０が、ＪＴＡＧ回路１０４６に接続されて、ＪＴＡＧ規格に基づくハードウェア試験およびデバッギングを容易にしている。遠隔測定コネクタ１０５２が、ＵＡＲＴ１０４２に接続されている。これは、測定された人工呼吸器パラメータを、リモート・システムに、たとえばモニタリング目的で送信するためである。通信および電源コネクタ１０５４が、ＵＡＲＴ１０３６に接続されている。これは、人工呼吸器システムとのさらなる外部通信を、たとえば動作上の試験および制御のために行なうことを容易にするためである。またコネクタ１０５４によって、任意の必要な電源信号が、モータ／コンプレッサ・システム（たとえば、３．３、５．０、および／または１５ＶＤＣ（ボルトＤＣ））に送られる。
【００９５】
アナログ・センサ１００６（たとえば、アナログ・ホール効果センサ）が、円形パターンのＰＣボード上に配置されている。このＰＣボードは、ＢＬＤＣモータ１００４のロータ・シャフトに垂直で、およびロータ・シャフトの端部に取り付けられた二極磁石に隣接するものである。アナログ・センサ１００６から、ＢＬＤＣロータ位置の算出に必要な測定値が得られる。センサ１００６のアナログ出力は、センサ・インターフェース１０２８を通して送られて（たとえば、増幅およびフィルタリングのために）、そしてＡ／Ｄコンバータ回路１０３８内に至る。Ａ／Ｄコンバータ回路１０３８では、アナログ・センサ信号はデジタル値に変換されて、プロセッサ１０２０内での処理に備える。
【００９６】
プロセッサ１０２０は、モータ／コンプレッサ制御ループのある特定の要素を実施するために、ソフトウェア命令を実行する。プロセッサ１０２０は、たとえば、汎用プロセッサまたはデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）によって実施してもよい。他の実施形態では、プロセッサ１０２０の機能を実施することを、ファームウェア（たとえば、ＥＰＲＯＭ内に記憶された命令）で行なってもよいし、またはハードウェア装置（たとえば、ＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）もしくはＦＰＧＡ（フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ））における等価なロジックとして、行なってもよい。
【００９７】
プロセッサ１０２０は、デジタル化されたセンサ信号および圧力測定値を、Ａ／Ｄコンバータ・ブロック１０３８（値は、ＲＡＭ１０４４を一時記憶用に用いる）を介して受け取り、実施される制御プロセス（たとえば、圧力制御または体積制御）に基づいて、適切な速度制御値を決定する。またプロセッサ１０２０は、電流転流状態が与えられたとして適切な転流制御信号を生成し、この転流制御信号のパルス幅を、速度制御値に基づいて変調する。三相インバータ１０３０には、変調された転流制御信号が入力される。
【００９８】
三相インバータ１０３０によって、ＢＬＤＣモータ１００４内の個々のステータ・コイルに対して駆動信号が生成される。これは前述の通りである。またシステムは、三相インバータ・ブロック１０３０に接続される電流制限回路１０３４を含んでいてもよい。
【００９９】
図１１は、本発明の実施形態によるルーツ・ブロワの物理的構造の分解組立図である。図示したように、構造１１００にはＢＬＤＣモータが含まれている。ＢＬＤＣモータのステータは、中空の穴１１０８を囲んでおり、この穴１１０８内には、製造時に、ロータ１１０１が挿入される。ロータ１１０１は、ＢＬＤＣモータ内の電圧印加されたステータ・コイルの影響で回転する。スタビライザ１１０２は、ロータ１１０１およびルーツ・ブロワ・インペラ１１０３が共有する回転軸をサポートしている。ＢＬＤＣモータが強制的にロータ１１０１を回転させると、共有軸が強制的にインペラ１１０３を回転させる。
【０１００】
インペラ１１０３は、インペラ軸の一方の端部がギア１１０５に結合された状態で、ルーツ・ブロワ・ハウジング１１０４内で回転する。また第２のインペラ（図示せず）が、ギア１１０５に、この第２のインペラがインペラ１１０３の対向方向に回転するように、結合されている。動作中、インペラの回転により、空気が強制的にインペラ間を流れて、さらなるエネルギーが生じ、圧力が形成される。ハウジング１１０４の両側における開口部が、空気の入力および出力経路となっている。
【０１０１】
図示したように、ブロワ・アセンブリの要素は、幅広のコネクタ１１０６によって周囲構造に横方向に結合され、長尺コネクタ１１０７によって長手方向に結合されている。これらのコネクタのサイズが大きくなっていることによって、装置に対するサポートが大きくなる一方で、ブロワ装置の運動に起因する振動が減衰される。
【０１０２】
図１２に、ルーツ・ブロワ・インペラ１１０３および１２０３が連動する様子を例示する。この図では、インペラ１１０３およびロータ１１０１の共有軸が見えており、ルーツ・ブロワ・インペラが駆動されるメカニズムが示されている。ギア１２０１および１２０２の歯合によって、インペラ１１０３の軸からの対向する回転エネルギーが、インペラ１２０３の軸に移動する。
【０１０３】
Ｖ．ノイズ減少
ルート・ブロワは比較的騒音が多いため、および本発明の実施形態は、患者に極めて接近した状態で用いるように設計されているため、ブロワが生成するノイズを減衰させるための１つまたは複数の方法および特徴を、本発明の実施形態において実施してもよい。このような方法および特徴には、螺旋状のねじれ（図１２に示したような）を有するブロワ・ロータを形成すること、および複数の弱音技術たとえば前述した騒音防止キャンセル方法を用いることが、含まれていてもよい。
【０１０４】
さらに本発明の実施形態には、穿孔チューブ・マフラを用いることが含まれていてもよい。穿孔チューブ・マフラでは、多数の穿孔が、各穿孔チューブのボディから、小さいチューブの形態で直角に突出しており、その結果、マフラ重量およびサイズの増加が伴うことなく音波を効率的に減衰できる、より長い効果的な弱音経路が形成される。穿孔チューブ・マフラは好ましくは、軽量のポリマーまたは他の頑丈だが軽量の材料から形成されている。
【０１０５】
図１３Ａに、本発明の一実施形態の空圧系経路およびノイズ減少チャンバの図を示す。図示したように、空気が、フィルタリングされた入口１３００を通って人工呼吸器に入り、撚られた空圧系経路を、サイレンサ・チャンバ１３０３の底部に到達するまで横断する。サイレンサ・チャンバ１３０３の頂部付近で、空気は、ルーツ・ブロワ・アセンブリ１３０２の入口ポート内に送られる。圧縮空気は、ルーツ・ブロワ・アセンブリから出力されて、サイレンサ・チャンバ１３０４の上部内に至り、そしてチャンバ１３０４の底部（１３０１）から送られる。
【０１０６】
サイレンサ・チャンバ１３０３および１３０４にはそれぞれ、２つの穿孔されたマフラ・チューブ１３０５および１３０６が含まれている。これらは平行に、たとえば上下に、配置されている。図１３Ｂに、頂部チューブ（１３０５）を取り除いたサイレンサ・チャンバを例示する。この結果、その下にあるチューブ１３０６のより明瞭な図が得られている。各サイレンサ・チャンバへの入力は、チューブ１３０５の一方の端部を通して行なわれ、排出は、対向する端部チューブ１３０６を通して行なわれる。したがって、空気は、チューブ１３０５から外へ流れて、チューブ１３０６を通って中へ流れる。コンプレッサ・ノイズに関連する圧力過渡現象は、小さい管状の穿孔が示す抵抗によって減衰される。さらに、ノイズ圧力波のコヒーレンスは、長さが異なる複数の小さい経路を強制的に横断させることによって、分散される。経路の長さが異なることで、個々の経路の空気流が、互いと位相がずれた状態で再結合するため、これまでコヒーレントだったノイズが拡散される。その結果、ほとんどのコンプレッサ・ノイズは、サイレンサ・チャンバを通過する間に減衰する。
【０１０７】
また本発明の実施形態には、ルーツ・ブロワのハウジング内に段階的スロットが含まれていてもよい。段階的スロットによって、ブロワ・ロータの前縁がブロワ出口ポートに近づくにつれて、徐々にガスを滑らかに逆流させることが可能になるため、ほとんどのノイズの原因である典型的なルーツ・ブロワ・パルシング効果が小さくなる。ルーツ・ブロワのハウジング内に段階的スロットを設けることによって、ノイズ減少が最大になる一方で、回転中にブロワ・チャンバ内に徐々に逆流させることを可能にする際の効率の減少が最小になる。
【０１０８】
図１４Ａ〜４Ｄに、ルーツ・ブロワ・ハウジング１４００の種々の図を示す。オリフィス１４０１は、ＢＬＤＣモータの方向に向いており、インペラ対を収容する。ハウジング１４００の対向面１４０２には、２つのオリフィスが設けられている。この２つのオリフィスを通って、インペラの軸が延びて、ギア構造１１０５と嵌合している。オリフィス１４０１および対向面１４０２によって規定される軸に垂直に、空気入口１４０３および圧縮空気出力ポート１４０４が設けられている。入口および出力ポートは、たとえば、初期円形のくぼみ１４０５によって、管状の空気ガイド装置を受け入れるように構成されている。円形のくぼみ内には、くぼみ１４０５の面において概略三角形の断面と、湾曲した羽形状をと有するオリフィス１４０６があり、三角形のカット・アウトが、回転インペラを取り囲む二重の円形状に形成されたチャンバに接触している。また、溝１４０７が、オリフィス１４０６の内部に、三角形の辺に沿って概ね中間に、インペラの積み重ねと同じ平面内にアライメントされて、形成されている。溝１４０７は、三角形オリフィス１４０６の縁において最も深く、オリフィス１４０６から離れるに従って徐々に浅くなって、内部チャンバの面に至る。
【０１０９】
前述した技術、方法、および特徴によって、ルート・ブロワに一般的に関連するノイズが減り、患者に対するわずかな聴覚の不快感も最小になる。その結果、人工呼吸器装置を、患者に極めて接近した状態で用いることが、本発明の実施形態の重量または寸法をそれほど増やすことなく可能になり、そのため、携帯性が促進される。
【０１１０】
前述したノイズ減少技術と共にルーツ・ブロワの人工呼吸器において用いることにより、これまでは高性能な換気モードまたは患者の快適さを犠牲にしなければ達成できなかった人工呼吸器の小型化を改善することができる。
【０１１１】
以上、携帯型人工呼吸器について説明した。本明細書で説明した特定の実施形態は、単に例示的なものであり、それによって本発明を限定するものではない。本発明は、請求項およびそれらの均等物の完全な範囲によって、規定される。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
携帯型人工呼吸器であって、
ルーツ・ブロワと、
前記ルーツ・ブロワのノイズを低減するための複数の穿孔チューブ・マフラと
を備える携帯型人工呼吸器。
【請求項２】
前記穿孔チューブ・マフラが搭載された少なくとも１つのサイレンサ・チャンバを更に備え、前記サイレンサ・チャンバは前記人工呼吸器の入口ポートまたは出口ポートに連結されている、請求項１に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項３】
前記ルーツ・ブロワの前記入口ポートに連結されている第１サイレンサ・チャンバと、前記ルーツ・ブロワの前記出口ポートに接続されている第２サイレンサ・チャンバとを更に備え、前記第１サイレンサ・チャンバ及び前記第２サイレンサ・チャンバの各々は、少なくとも１つの穿孔チューブ・マフラを含む、請求項１に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項４】
前記穿孔チューブ・マフラの各々は、該穿孔チューブ・マフラから垂直に穿孔された複数の管を含む、請求項１、２、または３に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項５】
携帯型人工呼吸器であって、
患者へのガス・フローを供給するブロワを備え、前記ブロワはアナログ・センサを含み、前記アナログ・センサは、連続的なロータ位置、クローズド・ループ制御に対する速度フィードバック、および信号をアナログから信号への変換回路に供給し、前記フィードバックにより、前記ブロワの性能を決定するためのセルフ・テストが生成される、携帯型人工呼吸器。
【請求項６】
前記ブロワのノイズを低減するためのノイズ減衰システムを更に備える、請求項５に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項７】
少なくとも１つのマイクロフォンおよび少なくとも１つのスピーカを更に備え、
前記マイクロフォンは、前記ブロワの音響ノイズをモニタして、該音響ノイズを示す信号を生成するように構成され、
前記スピーカは、前記信号に応答して前記ブロワのノイズを少なくとも部分的にキャンセルする騒音防止出力を生成するように構成される、請求項１、５、または６に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項１】
携帯型人工呼吸器であって、
ルーツ・ブロワと、
前記ルーツ・ブロワのノイズを低減するための複数の穿孔チューブ・マフラと
を備える携帯型人工呼吸器。
【請求項２】
前記穿孔チューブ・マフラが搭載された少なくとも１つのサイレンサ・チャンバを更に備え、前記サイレンサ・チャンバは前記人工呼吸器の入口ポートまたは出口ポートに連結されている、請求項１に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項３】
前記ルーツ・ブロワの前記入口ポートに連結されている第１サイレンサ・チャンバと、前記ルーツ・ブロワの前記出口ポートに接続されている第２サイレンサ・チャンバとを更に備え、前記第１サイレンサ・チャンバ及び前記第２サイレンサ・チャンバの各々は、少なくとも１つの穿孔チューブ・マフラを含む、請求項１に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項４】
前記穿孔チューブ・マフラの各々は、該穿孔チューブ・マフラから垂直に穿孔された複数の管を含む、請求項１、２、または３に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項５】
携帯型人工呼吸器であって、
患者へのガス・フローを供給するブロワを備え、前記ブロワはアナログ・センサを含み、前記アナログ・センサは、連続的なロータ位置、クローズド・ループ制御に対する速度フィードバック、および信号をアナログから信号への変換回路に供給し、前記フィードバックにより、前記ブロワの性能を決定するためのセルフ・テストが生成される、携帯型人工呼吸器。
【請求項６】
前記ブロワのノイズを低減するためのノイズ減衰システムを更に備える、請求項５に記載の携帯型人工呼吸器。
【請求項７】
少なくとも１つのマイクロフォンおよび少なくとも１つのスピーカを更に備え、
前記マイクロフォンは、前記ブロワの音響ノイズをモニタして、該音響ノイズを示す信号を生成するように構成され、
前記スピーカは、前記信号に応答して前記ブロワのノイズを少なくとも部分的にキャンセルする騒音防止出力を生成するように構成される、請求項１、５、または６に記載の携帯型人工呼吸器。
【図１】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６Ａ】
【図６Ｂ】
【図７】
【図８】
【図９Ａ】
【図９Ｂ】
【図９Ｃ】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３Ａ】
【図１３Ｂ】
【図１４Ａ】
【図１４Ｂ】
【図１４Ｃ】
【図１４Ｄ】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６Ａ】
【図６Ｂ】
【図７】
【図８】
【図９Ａ】
【図９Ｂ】
【図９Ｃ】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３Ａ】
【図１３Ｂ】
【図１４Ａ】
【図１４Ｂ】
【図１４Ｃ】
【図１４Ｄ】
【公開番号】特開２０１１−７８８５４（Ｐ２０１１−７８８５４Ａ）
【公開日】平成２３年４月２１日（２０１１．４．２１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１６５４０（Ｐ２０１１−１６５４０）
【出願日】平成２３年１月２８日（２０１１．１．２８）
【分割の表示】特願２００６−５２２７３１（Ｐ２００６−５２２７３１）の分割
【原出願日】平成１６年８月４日（２００４．８．４）
【出願人】（５０６０３９９５５）ケアフュージョン ２０３ インコーポレイテッド (8)
【氏名又は名称原語表記】ＣａｒｅＦｕｓｉｏｎ ２０３，Ｉｎｃ．
【公開日】平成２３年４月２１日（２０１１．４．２１）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年１月２８日（２０１１．１．２８）
【分割の表示】特願２００６−５２２７３１（Ｐ２００６−５２２７３１）の分割
【原出願日】平成１６年８月４日（２００４．８．４）
【出願人】（５０６０３９９５５）ケアフュージョン ２０３ インコーポレイテッド (8)
【氏名又は名称原語表記】ＣａｒｅＦｕｓｉｏｎ ２０３，Ｉｎｃ．
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