ＣＰＡＰの快適さを改良するための方法及び装置
【課題】睡眠呼吸障害を治療するために空気のより快適な波形を提供する低コストのＣＰＡＰ装置を提供する。
【解決手段】吸気から呼気への遷移の検出時に、ブロワモータ１０を消磁して、当該ブロワモータが惰性で動くことを可能にする低コストのＣＰＡＰ装置が開示される。患者マスク１８（または、利用される全てのインタフェース）の圧力が呼気中に最小圧力レベルに達すると、モータは再び励磁され、その速度が、呼気に適切なレベルに圧力を維持するように制御される。呼気から吸気への遷移の検出時に、モータ速度は上昇し、吸気に適切なより高い圧力を患者マスクに提供する。
【解決手段】吸気から呼気への遷移の検出時に、ブロワモータ１０を消磁して、当該ブロワモータが惰性で動くことを可能にする低コストのＣＰＡＰ装置が開示される。患者マスク１８（または、利用される全てのインタフェース）の圧力が呼気中に最小圧力レベルに達すると、モータは再び励磁され、その速度が、呼気に適切なレベルに圧力を維持するように制御される。呼気から吸気への遷移の検出時に、モータ速度は上昇し、吸気に適切なより高い圧力を患者マスクに提供する。
【発明の詳細な説明】
【関連出願】
【０００１】
本出願は、２００３年６月２０日に出願されたオーストラリア仮出願第ＡＵ２００３９０３１３８号の外国優先権を主張する。
【技術分野】
【０００２】
本発明は、睡眠呼吸障害を治療するために患者へ陽圧で空気の供給を行なうための方法及び装置に関する。特に、本発明は、滑らかで快適な圧力対時間の波形を提供する方法及び装置に関する。
【発明の背景】
【０００３】
米国特許第４，９４４，３１０号に教示されるように、閉塞型睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）及び睡眠呼吸障害（ＳＤＢ）の他の形態の治療用の経鼻持続気道陽圧法（経鼻ＣＰＡＰ）のＳｕｌｌｉｖａｎによる発明以来、この装置の快適さの改良に、多くの努力が向けられている。この一つの態様は、より快適な患者インタフェースであり、例えば、ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄが製造したＭＩＲＡＧＥ（登録商標）及びＵＬＴＡＲＡ ＭＩＲＡＧＥ（登録商標）マスク等によって提供されている。より快適な患者インタフェースを提供する別の態様は、ブロワによって提供される陽圧における空気の波形の快適さである。
【０００４】
いくつかの低コストＣＰＡＰブロワ装置、例えばＲｅｓＭｅｄ ＬｉｍｉｔｅｄによるＳ７（商標）装置等は、患者の呼吸サイクルの間中、略固定された陽圧、例えば１５ｃｍＨ２Ｏで、空気の供給を行なう。電気モータ及びファンを具備するブロワは、患者インタフェース、例えばマスクへ、特定の圧力を送出するように予め定められたモータの回転速度に基づいて、空気を送出するように構築することができる。このようなシステムで患者が息を吸い込むときに、マスクの圧力は、少量だけ減少する可能性がある。このようなシステムで患者が息を吐き出すときに、マスクの圧力は、少量だけ上昇する可能性がある。マスク圧力のこれらの変動は、「揺れ」と称される。他のブロワは、圧力コントローラのフィードバックを使用し、マスク圧力に関する患者エフォートの影響と釣り合いをとって、揺れを減少する。このような装置のオーストラリアにおける現在の小売価格は、約１０００オーストラリアドルである。
【０００５】
別のグループのＣＰＡＰ装置、例えばＲｅｓＭｅｄ ＡＵＴＯＳＥＴ（登録商標） ＳＰＩＲＩＴ（商標）装置は、患者をモニタし、適切なＣＰＡＰ設定を決定して患者へ送出することが可能であり、その圧力は、夜の間に変動してもよく、例えば、患者の睡眠の初期部分中には１５ｃｍＨ２Ｏを送出するが、夜遅くには２０ｃｍＨ２Ｏに上昇する。圧力の変化は、呼吸の態様、例えば気道閉塞及びいびき等の発生及び重大度の判断に応じて、なされる。このような装置のオーストラリアにおける現在の小売価格は、約２０００オーストラリアドルである。
【０００６】
複相型（bi-level）ＣＰＡＰ装置、例えばＲｅｓＭｅｄ ＶＰＡＰ（登録商標）製品等は、呼吸サイクルの吸気部分中に患者のマスクへより高い圧力を、例えば１０〜２０ｃｍＨ２Ｏを提供し、患者の呼吸サイクルの呼気部分中により低い圧力、例えば４〜１０ｃｍＨ２Ｏを提供する。装置制御サイクルと患者呼吸サイクルとの間のミスマッチは、患者の不快を招くこともある。装置がより高い圧力からより低い圧力へ遷移するときに、モータは制動される。装置がより低い圧力からより高い圧力へ遷移するときに、モータは加速される。装置設定に依存して、装置は、５０〜１００ミリ秒内に５〜１８ｃｍＨ２Ｏ圧力の変化を行うように要求されることがある。この変化を達成するために、ピーク電力（Power load）は、６０〜９０Ｗの大きさになり得る。ＶＰＡＰ（登録商標）装置は、低い慣性及びピーク電力を要件とするので、大型で高価な電源装置が必要である。このような装置のオーストラリアにおける現在の小売価格は、設定された装置特徴に依存し、約３，５００〜７，５００オーストラリアドルである。
【０００７】
米国特許第６，３４５，６１９号（Ｆｉｎｎ）には、装置制御サイクルの吸気部分と呼気部分との間の遷移中に、ＩＰＡＰ（吸気時気道内陽圧）とＥＰＡＰ（呼気時気道内陽圧）との中間の圧力で空気を提供するＣＰＡＰ装置が記載されている。米国特許第６，４８４，７１９号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓ）及び第６，５３２，９５７号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓ）には、波形テンプレートにしたがって圧力サポートを提供する装置が記載されている。米国特許第６，５５３，９９２号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓら）には、そのサーボコントローラが圧力波形のプロファイル及び圧力振幅変調を調整することによってサポートの程度を調整するベンチレータが記載されている。サーボコントローラは圧力振幅変調を増加することによってサポートの程度を上げるときに、漸次、より方形の、したがって効率的な、圧力波形も生成する。サーボコントローラが圧力振幅変調を低下することによってサポートの程度を下げるときには、漸次、より滑らかな、したがって快適な、圧力波形も生成する。これらの全ての特許の内容は、参照として本明細書に組み込まれる。
【０００８】
ＣＰＡＰ及びＶＰＡＰ装置は、機械的ベンチレータである。ベンチレータは、圧力、容量、又は流量のいずれかのコントローラとして分類されている（Ｃｈａｔｏｂｕｍ、Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ａｎｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ ｏｆ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ、ＭＪ Ｔｏｂｉｎ編集、ＭｃＧｒａｗ Ｈｉｌｌ、１９９４、第２章）。各場合において、ベンチレータは、患者へ送出される空気の圧力対時間、空気の容量対時間、又は空気の流量対時間を制御する。多くのこのような装置は、様々な波形、例えば、パルス（矩形）、指数関数、ランプ及び正弦等の波形を送出するようにプログラムすることが可能である。患者に実際に送出される波形の形状は、患者の呼吸器系のコンプライアンス及び抵抗、並びに、患者の呼吸エフォート、更に、機械的制約、例えばブロワモーメント及び伝播遅延等によって、影響され得る。
【０００９】
Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｓｅｒｖｏ Ｖｅｎｔｉｌａｔｏｒ ９００Ｂは、空気圧式ベンチレータであり、ハサミ状の弁を使用して吸気流量パターンを制御する（ＭｃＰｈｅｒｓｏｎ＆Ｓｐｅａｒｍａｎ、Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ、Ｔｈｅ Ｃ．Ｖ． Ｍｏｓｂｙ Ｃｏｍｐａｎｙ、１９８５、４６９〜４７４頁）。
【００１０】
ベンチレータは、圧力、容量、流量、又は時間の一つが予め設定した値に到達したときに、吸気波形を送出するように構築されている。当該の変数は、開始変数またはトリガ変数とみなされる。時間及び圧力のトリガは共通である。Ｐｕｒｉｔａｎ Ｂｅｎｎｅｔｔ ７２００ａベンチレータは、流量によってトリガされる。Ｄｒａｇｅｒ Ｂａｂｙｌｏｇベンチレータは、容量によってトリガされる。Ｉｎｆｒａｓｏｎｉｃｓ Ｓｔａｒ Ｓｙｎｃモジュールは、胸壁の動きによってＩｎｆａｎｔ Ｓｔａｒベンチレータのトリガを可能にする。いくつかの変数が予め設定した値に到達したという理由で、ベンチレータの吸気サイクルは終了する。吸気を終了するために測定されて使用される変数は、サイクル変数と呼ばれる。従時間式及び従量式のベンチレータは、公知である。
【００１１】
多くのベンチレータは、呼気終末陽圧（ＰＥＥＰ）を提供する。これらのベンチレータのいくつかは、ＰＥＥＰが変動することを可能にする弁（ＰＥＥＰ弁）を使用する。いくつかの装置、例えば米国特許第３，９６１，６２７号でＥｍｓｔらが教示したもの等は、１呼吸サイクル内に圧力及び流量制御の組み合わせを提供する。制御サイクルは、四つのフェーズ、I、II、III及びIVに分割される。呼吸サイクル及び制御サイクルは、必ずしも時間において同じになる必要はない。しかしながら、大部分においては、制御サイクルのフェーズI及びIIは吸気に対応し、制御サイクルのフェーズIII及びIVは呼気に対応する。フェーズI、III及びIVは圧制御され、フェーズIIは流量制御される。医師は、呼気圧力減少、変曲（inflexion）、及び最終呼気圧力用の三つの制御要素で圧力コースを選ぶことができる。フェーズIIIにおいて、圧力は、固定圧力減少量ｄＰ／ｄｔにしたがってフェーズIIの最後に測定された圧力から進行する。フェーズIIIで測定された圧力が変曲に達すると、圧力は、固定最終呼気圧力へリニアに進行する。変曲から呼吸サイクルの最後への呼気の部分は、フェーズIVを表す。呼気における圧力のリニアコースは、好ましい実施形態を表すが、圧力曲線の別のコース、例えば指数関数に置き換えることができる。
【００１２】
自発的に呼吸する患者は、呼吸に対して少なくともいくらかのエフォートをするが、不適切である。患者の呼吸サイクルとベンチレータの呼吸サイクルとの間の同調性（synchrony）の欠如が、患者の不快を招くことがある。
【００１３】
Ｐｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｌ Ａｓｓｉｓｔ Ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ（ＰＡＶ）において、Ｍａｇｄｙ Ｙｏｕｎｅｓが記載したように、ベンチレータは、患者のエフォートに比例して圧力を生成する。患者が引けば引くほど、機械はより高い圧力を生成する。ベンチレータは、いずれの通気ターゲット又は圧力ターゲットを課すことなく、単に患者のエフォートを増幅する。ＰＡＶの目的は、患者が、どのような換気及び呼吸パターンであれ自分の制御システムが適当であるとするものを快適に達成することを可能にすることであると理解される。ＰＡＶシステムは、米国特許第５，０４４，３６２号、第５，１０７，８３０号、第５，５４０，２２２号及び第５，８８４，６６２号に、さらに検討されている。
【００１４】
米国特許第５，０４４，３６２号において、Ｙｏｕｎｅｓは、下記のように作動するシステムを記載している。
（ａ）吸気流量：一列になった速度変換器の出力の高周波成分がフィルタで除去されると、残っている信号は、気道で独立に測定された流量に非常に良く一致する。したがって、一列になった速度信号がローパスフィルタに通され、得られた信号がベンチレータユニット用のコマンド信号として使用されて、吸気流量に比例した圧力が生成される。これは、抵抗補助（resistive assist）を提供すると言われる。利得制御は、補助の大きさの選択を可能にする。実際に、流量信号は加算増幅器に永久的に接続され、最小利得は、管（tubing）の抵抗を相殺するように設定される。患者自身の抵抗を相殺するためにより大きな補助が必要なときには、利得は増加する。
（ｂ）吸気容量：吸気流量に関連した信号は、吸気容量を測定するために積分されてもよい。圧力に比例する信号が減じられ、ピストンチャンバ圧縮を可能にする。減じられる圧力信号の大きさは、システムの気体容量の関数であり、ボイルの法則に従っている。結果として得られた信号が加算増幅器へ送られると、ベンチレータユニットは吸気容量に比例する圧力を生み出す。再度得られた補助の大きさは、利得装置によって制御されてもよい。
（ｃ）ランプ発生器：オペレーションのこのモードは、患者のエフォートとは無関係にベンチレータユニットが機能することを可能にし、制御された通気を行なう。この機能は、オペレータが波形発生器を回路にもたらすためにスイッチを入れるにことによって作動することができる。あるいは、特定の期間、患者が自発的に呼吸することができない場合に、ランプ発生器が加算増幅器へ自動的にルートづけられるように設けられてもよい。
（ｄ）Ｄ．Ｃ．出力：オフセット増幅器によって設けられた調整可能なＤＣ出力は、また、加算増幅器へ送られ、結果として連続圧力が生成される。
【００１５】
米国特許第５，５３５，７３８号（Ｅｓｔｅｓら）には、さらなるＰＡＶ装置が記載されている。
【００１６】
Ｐｕｒｉｔａｎ−Ｂｅｎｎｅｔｔ ７２００ａ等のライフサポートベンチレータは、患者へ送出される空気の圧力、容量及び流速を非常に精密に制御することを可能にする。しかし、このようなライフサポートベンチレータは、高価すぎて睡眠呼吸障害を治療するために家庭で使用することはできず、コストは、５０，０００〜１００，０００オーストラリアドルである。
【発明の簡単な説明】
【００１７】
本発明の一つの態様によれば、睡眠呼吸障害を治療するために空気のより快適な波形を提供する低コストのＣＰＡＰ装置が提供される。
【００１８】
本発明の別の態様によれば、睡眠呼吸障害を治療するための低コストのＣＰＡＰ装置であって、呼気中に空気の減圧を提供するＣＰＡＰ装置が提供される。
【００１９】
本発明の別の態様によれば、睡眠呼吸障害を治療するための低コストのＣＰＡＰ装置であって、呼気中に第１のレベルから第２のレベルへ圧力を減少するＣＰＡＰ装置が提供される。第２のレベルは所定の限界以上である。
【００２０】
本発明の別の態様によれば、ブロワによって生み出された圧力が閾値を超えるときにモータを惰性で動かすステップを備える電気モータによって、ブロワによってみ出された圧力を制御する方法が提供される。
【００２１】
本発明の別の態様によれば、装置の制御サイクルの吸気部分中に第１の陽圧で空気を提供し、装置の制御サイクルの呼気部分中に第２の陽圧で空気を提供し、制御サイクルの吸気部分と呼気部分との間に滑らかに変動する圧力波形を提供するＣＰＡＰ装置が提供される。
【００２２】
本発明の別の態様にしたがって、電気モータと、モータ速度コントローラと、インペラー（本明細書で使用されるように、インペラーは、空気を吹き付けるモータによって駆動される回転機構である）と、ボリュートと、流量センサと、コントローラと、空気送出導管（conduit）と、患者インタフェースと、を備えるＣＰＡＰ装置が提供され、
（i）ＣＰＡＰ装置は、制御サイクルの吸気部分中に患者インタフェースに第１の陽圧で空気を提供するようになっており、
（ii）流量センサは、空気送出導管を通る空気の流速を測定するようになっており、
（iii）圧力センサは、患者インタフェースの空気の圧力を測定するようになっており、
（iv）コントローラは、患者の呼吸サイクルの呼気部分の開始を示す、流量センサからの信号を検出するようになっており、
（v）呼吸サイクルの呼気部分の開始の検出時に、コントローラは、患者インタフェースの圧力が所定のレベルになるまでモータを惰性で動かすようにモータ速度コントローラに指令するようになっており、その後、コントローラは、第２の陽圧で空気を送出するために電気モータの速度を制御するようモータコントローラに指令し、
（vi）無呼吸または患者の呼吸サイクルの吸気部分の開始のいずれかの検出時に、コントローラは、患者インタフェースの圧力が患者インタフェースの第１の陽圧に達するまでモータを加速するために、モータ速度コントローラに指令するようになっている。
【００２３】
本発明の別の態様は、低慣性のモータを備えたＣＰＡＰ装置を提供することである。この態様によれば、モータの慣性は十分に低く、そのため、モータは、第１の圧力レベルを送出した第１の速度から、呼気サイクルの終了前に第２の所定の圧力レベルに達するまで、惰性で動くことができる。この態様によれば、モータの慣性は十分に低く、そのため、第２の所定の圧力レベルへの減速の速度は、呼気の典型的な持続時間に対して速い。好ましくは、モータ及び／またはインペラーの慣性は、１３，６００ｇ．ｍｍ2未満である。最終結果として、モータによって駆動されるブロワに、所望の圧力の空気を患者の気道に供給させることによって、睡眠呼吸障害の治療用の低コストのＣＰＡＰ装置が提供される。呼気中の圧力は、モータを惰性で動かすことを可能にすることによって、高レベルから低レベルまで減少される
【００２４】
本発明の別の態様において、第１の圧力レベルは、米国特許第５，７０４，３４５号に記載されたような自動アルゴリズムにしたがって決定される。
【００２５】
本発明の別の態様は、ＣＰＡＰ装置に、空気のより快適な波形を送出することができるモータを提供することである。
【００２６】
本発明の別の態様は、ＣＰＡＰの快適モードに、最大圧力低下を提供することである。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】本発明の実施形態に係るＣＰＡＰ装置を示す図である。
【図２】モータを減速するために惰性運動を使用する本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図である。
【図３】ブレーキングと惰性運動との組み合わせを使用する本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図である。
【図４】３３％デューティサイクルのブレーキングを使用する本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図である。
【図５】圧力を上昇するときを決定するためにネガティブピーク検出を使用する本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図である。
【図６ａ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な下部ボリュートを示す図である。
【図６ｂ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な下部ボリュートを示す図である。
【図６ｃ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な下部ボリュートを示す図である。
【図６ｄ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な下部ボリュートを示す図である。
【図７ａ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｂ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｃ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｄ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｅ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｆ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図８ａ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す更なる図である。
【図８ｂ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す更なる図である。
【図８ｃ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す更なる図である。
【図８ｄ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す更なる図である。
【図９ａ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切なモータ及びインペラーアセンブリを示す図である。
【図９ｂ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切なモータ及びインペラーアセンブリを示す図である。
【図９ｃ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切なモータ及びインペラーアセンブリを示す図である。
【図１０】１５ｃｍＨ2ＯのＣＰＡＰ圧力、及び３ｃｍＨ2Ｏの減少レベルに設定された本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図であり、上部曲線は流量を示し、下部曲線は圧力を示し、各水平グリッドは約１秒に対応する。
【図１１】図１０と同一の水平及び垂直のスケールを備え、図１０のものに類似した図を示すが、ＣＰＡＰ圧力は１０ｃｍＨ2Ｏに設定されている。
【発明を実施するための形態】
【００２８】
図１は、本発明者の発明の実施形態に係る装置を示す。ブラシレス電気モータ１０は、それに取り付けられたインペラー１２を有する。インペラー１２は、ボリュート３６に載置される。モータ１０は、モータコントローラ２４の制御下にある（適切なコントローラとして、ＴＭＳ３２０ＬＣ２００４またはＭＣ３３０３５ＩＣが挙げられる）。モータは、センサ３２，３４を含み、当該センサ３２，３４は、モータ回転速度及び電流を示す信号を提供する。モータの巻線が励磁されると、インペラーが回転する。空気は、インペラーの入口を通って引かれ、運動量（momentum）を得る。空気がインペラーから出てボリュート内に進むときに、速度を変え、圧力を生み出す。空気は、ボリュートから出て、流量センサ２８及び圧力センサ３０（例えば、ＳＭＩ５６５２−００３流量センサ及びＳＭＩ５６５２−００８またはＭＰＸ２０１０圧力センサ等）を過ぎて、次に患者インタフェース１８へ接続された空気送出コンジット１６（例えば、Ｓｍｏｏｔｈ−ｂｏｒ Ｐｌａｓｔｉｃｓが製造したもの）へ進む。患者インタフェース１８は、例示の実施形態では鼻マスクであり、例えば、ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄが製造したＭＩＲＡＧＥ（登録商標）又はＵＬＴＡＲＡ ＭＩＲＡＧＥ（登録商標）マスクである。患者インタフェースの他の形態、例えば、フルフェースマスク、鼻カニューレ及び鼻クッションを使用してもよい。
【００２９】
流量センサ２８及び圧力センサ３０は、マイクロコントローラ１４へデータを提供する。適切なマイクロコントローラとして、ＨＩＴＡＣＨＩ ＳＨ７０３２／３４が挙げられ、これは、３２ビットＲＩＳＣ装置であり、２〜２０Ｍｈｚのクロックレート、８×１０ビットＡ−Ｄコンバータ、並びに様々な入力及び出力特徴部を備える。マイクロコントローラ１４は、Ａｃｃｅｌｅｒａｔｅｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ＩｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄによるＮｕｃｌｅｕｓ Ｐｌｕｓ Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ Ｏｐｅｒａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ（ＲＴＯＳ）を使用する。本発明の一つの形態において、装置は、所定のＣＰＡＰ圧力を送出し、このような装置は、ＲｅｓＭｅｄ ＬｉｍｉｔｅｄによるＳ７ ＥＬＩＴＥである。本発明の別の形態において、マイクロコントローラ１４は、無呼吸及び呼吸器系の気道の障害を検出するための方法及び装置を教示している米国特許第５，７０４，３４５号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓ）にしたがってＣＰＡＰ療法を供給するようにプログラムされる。米国特許第５，７０４，３４５号の内容は、参照することによって、ここに組み込まれる。
【００３０】
マイクロコントローラ１４は、患者の呼吸サイクルの吸気部分と呼気部分との間に患者の遷移を検出するようにプログラムされている。この検出を達成する多数の方法がある。一つの方法は、患者への空気の流量及び患者からの空気の流量をモニタすることである。呼吸流量信号がゼロに交差するときには（ゼロ交差）、吸気と呼気との間の遷移がある。代わりに又は加えて、マスク圧力がモニタされてもよい。マスク圧力が第１の圧力閾値より下になる場合には、吸気が発生したものとする。マスク圧力が第２の圧力閾値より上に上昇する場合には、呼気が発生したものとする。代わりに又は加えて、患者にエフォートセンサを使用して、例えば、胸壁の動き、頸切痕の動き、又は、他の患者の動きを決定してもよい（例えば、米国特許第６，４４５，９４２号に記載されているように）。測定技術は、呼吸の期間とタイミングが取られた推定値と組み合わされてもよい。例えば、患者の平均呼吸率が測定されてもよく、吸気が流量センサ、圧力センサ、又はエフォートセンサによって検出される場合に、測定された平均呼吸率に基づいた期間後に呼気が発生すると想定される。
【００３１】
この装置は、ディスプレイ２２、例えば、２行×１６文字ＬＣＤ又は類似のディスプレイデバイスを含む。この装置は、キーパッド２６、例えばバックライトシリコーンスイッチを使用するもの等を含む。デバイスはまた、ＳＫＹＮＥＴによって製造されたＣｌａｓｓ II Ｉｓｏｌａｔｉｏｎの２４Ｖで４０Ｗを提供する電源も含む。この装置は、外部デバイスとの連通を可能にするためにインタフェース２０を含んでもよい。例えば、適切なインタフェースチップは、ＭＡＸＩＭのＭＡＸ３１３０／ＭＡＸ３１３１である。これらのチップは、ＩｒＤＡ及びＲＳ−２３２通信の両方を提供する。
【００３２】
慣性は、静止時には静止したままであり、又は、動いている場合には、なんらかの外部力に作用されない限り、同一方向に動き続ける傾向である。本発明での使用に適切なモータ及びインペラーは、慣性が十分に低くなければならない。ＣＰＡＰ装置用の使用において、モータは典型的に、１分当たり数千回転（ＲＰＭ）で作動する。動いているモータにもはや電力が供給されない場合には、減速に要する時間は、モータ及びインペラーの慣性とインペラーを通る空気流量との関数である。所与のモータ、インペラー及びボリュートの組み合わせは、より低い回転速度でより低い圧力の空気を生み出す。本発明の好ましい形態において、慣性は、１３，０００から１４，０００ｇ．ｍｍ2未満であり、好ましくは、１３，６００ｇ．ｍｍ2未満である。適切なボリュートハウジングの一つの形態は、図６〜８に示されており、適切なモータ及びインペラーの一つの形態は、図９に示されている。インペラーを作るのに適切な材料は、ガラス充填ポリカーボネート、例えばＧＥ ＬＥＸＡＮ ３４１２Ｒである。このようなボリュート及びインペラーは、ＲｅｓＭｅｄ ＬｉｍｉｔｅｄによるＳ７（商標） ＥＬＩＴＥに見出される。
【００３３】
慣性又は慣性モーメントは、回転の慣性に与えられる用語であり、直線運動用の質量の回転類似物である。慣性モーメントは、特定の回転軸に対して規定され、本発明者のケースでは、モータのスピンドルの軸である。この軸に対する質点の慣性モーメントは、質量×軸からの距離の二乗の積として規定される。任意の拡張した物体の慣性モーメントは、その基本定義から確立される。
【００３４】
複雑な物体の慣性は、ＳｏｌｉｄＷｏｒｋｓ等のコンピュータパッケージを使用して計算されてもよい。パッケージは、ロータ、スピンドル、インペラー及び回転する他のものを取り、それらすべてを、何百万のブロックの質量に破断し、全ての個々の慣性を加え合わせる（Ｊ．Ｌ． Ｍｅｒｉａｍ ａｎｄ Ｌ．Ｇ．Ｋｒａｉｇｅ、Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｍｅｃｈａｎｉｃｓ−Ｄｙｎａｍｉｃｓ、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ ＆ Ｓｏｎｓ， Ｉｎｃ．、１９９８年、６６５〜６８２頁）。
【００３５】
あるいは、慣性モーメントを第１の原理から計算してもよい。ロータは、円盤、円筒形、球等の簡単な形状に破断されてもよい。これらの形状に対して、慣性値は、分析的に計算することが可能であり、次いで、慣性値を加え合わせて、合計慣性モーメントを得ることができる。
【００３６】
ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄによって製造されたＳ７ ＥＬＩＴＥ等のＣＰＡＰ装置が、本発明者の発明を組み込むように適合されてもよい。一般に、本発明者の発明の実施形態に係るＣＰＡＰ装置のコントローラは、４〜２５ｃｍＨ２Ｏの範囲のＣＰＡＰ圧力を送出するようにプログラムされる。例えばＡｕｔｏＳｅｔ ＳＰＩＲＩＴや上述の米国特許第５，７０４，３４５号に教示されるように、装置の自動調整形態では、ＣＰＡＰ装置は、ＣＰＡＰ圧力を上昇するようにプログラムされており、いびき、無呼吸、又は流量平坦化の存在によって示されるような気道の部分閉塞又は完全閉塞を克服し又は防止する。
【００３７】
コントローラ１４は、患者の呼吸サイクルの呼気部分中に患者に送出される患者インタフェース内の空気の圧力を、患者の医師によって推薦される処置圧力から、わずかに減少するようにプログラムされる。減少の量は、一つの形態では、ＣＰＡＰ装置のスイッチ２６を通ってアクセス可能な設定によって決定される。例えば、コントローラは、呼気中に四つの異なるレベルの減圧を行い、各レベルは、更に１ｃｍＨ２Ｏの圧力（快適モード）で減少へ導くようにプログラムされてもよい。例えば、ＣＰＡＰ圧力が、吸気中に患者インタフェースへ１５ｃｍＨ２Ｏで空気を送出するように設定され、且つ、快適モードがレベル２に設定される場合に、圧力は呼気中に１３ｃｍＨ２Ｏへ減少する。
【００３８】
本発明者の発明の別の形態において、減少の量は、およそ２．５、３及び３．５ｃｍＨ２Ｏであり、本発明者の発明の更なる形態において、減少の量は、およそ１、２及び３．５ｃｍＨ２Ｏ、及び、１、２及び３ｃｍＨ２Ｏ圧力である。
【００３９】
本発明者の発明の一つの好ましい形態において、圧力減少の最大量はレベル設定によって固定され、呼気中に圧力は所定の量よりも下に落ちない。好ましくは、マスク圧力は４ｃｍＨ２Ｏよりも下に落ちない。
【００４０】
本発明者の発明の一つの形態において、圧力は、呼吸の流量をモニタしている流量信号が患者の呼吸サイクルの呼気部分の開始を示すと、レベル設定に従って設定された量だけＣＰＡＰ圧力から減少される。圧力は、吸気の開始の徴候が検出されるまで、低いレベルのままであり、吸気の開始の徴候が検出されると直ぐに、ＣＰＡＰ圧力へ戻される。
【００４１】
本発明者の発明の別の形態において、圧力は、呼吸の流量をモニタしている流量信号が患者の呼吸サイクルの呼気部分の開始を示すときに、レベル設定にしたがって設定された量だけＣＰＡＰ圧力から減少される。圧力は、吸気の開始の徴候が検出されるまで、又は無呼吸が検出されるまで、圧力は低いレベルのままである。吸気の開始の徴候が検出されるか、又は無呼吸が検出されると、圧力は、ＣＰＡＰ圧力へ戻される。
【００４２】
無呼吸の検出時に、圧力は、吸気及び呼気両方の間、より高いレベルに維持されてもよい。また、無呼吸の休止（すなわち、通常呼吸の再開）の検出時に、又は、予め設定された期間の満了時に、呼気モード中の減圧の減少が再開されてもよい。
【００４３】
本発明者の発明の特徴によれば、減圧は、モータを「惰性で動かす」ことによって行われる。すなわち、呼気が検出されると、モータ巻線の励磁が一時的に停止され、ロータが最終的に減速することができ、患者インタフェースへ送出されている空気の減圧がもたらされる。このアプローチは、特に快適である圧力の緩やかな減少を提供する。患者インタフェースの圧力がモニタされ、患者インタフェースの圧力が（「快適」レベルによって設定されたように）容認可能なレベルへ落ちると、モータ巻線の励磁が、患者インタフェース圧力をより低いレベルで維持するのに十分なより低い速度で再開される。吸気の開始を示す流量信号が検出されると、モータ速度が増加され、必要なＣＰＡＰ圧力が送出される。
【００４４】
一般に、シーケンスは三つのステップを取る。
（i）吸気から呼気への遷移の検出時に、モータが、消磁されて、惰性で動くことが可能になる。
（ii）患者マスク（または、利用されるすべてのインタフェース）の圧力が呼気中に最小圧力レベルに達すると、モータは再び励磁され、その速度は、呼気に適切なレベルに圧力を維持するように制御される。
（iii）呼気から吸気への遷移の検出時に、モータ速度が増加され、患者マスクに吸気に適切なより高い圧力を提供する。
【００４５】
図２は、オシロスコープのスクリーンであり、本発明の実施形態に係る装置が、５００ｍｌの１回換気量、且つ、１分当たり１５呼吸で正弦呼吸を提供する呼吸機械で検査される場合の二つのトレースを示している。上部トレースは、圧力信号を示す。下部トレースは、流量信号を示す。流量信号を使用して、少なくとも一つの遷移を検出する。正の値から負の値への流量信号の遷移（ゼロ交差）を使用して、呼気の開始を規定することができる。負の値から正の値への流量信号の遷移（ゼロ交差）を使用して、吸気の開始を規定することができる。流量信号が閾値よりも小さい場合には、ゼロ交差が発生したものとする。閾値は、圧力及び流量曲線の間の位相遅延を調整する効果がある。閾値が大きくなればなるほど、ゼロ交差が確実に検出されているという信頼性が向上し得る。しかし、遷移が発生したときに、不確実性が増し、位相遅延及び同時性の減少を招く可能性がある。吸気流量が正の値であると規定すると、吸気から呼気への遷移の閾値は、０〜５ｌ／分であり、好ましくは、１ｌ／分である。呼気から吸気への遷移の閾値は、−４〜−１ｌ／分であり、好ましくは、−１ｌ／分である。
【００４６】
本発明の別の形態において、吸気から呼気への遷移の閾値は、−４〜−１ｌ／分の範囲であり、好ましくは、−１ｌ／分であり、呼気から吸気への遷移の閾値は、０〜５ｌ／分の範囲であり、好ましくは、１ｌ／分である。このアプローチの利点は、時折発生するように、呼気から吸気への流量曲線に安定領域（plateau）がある場合に、吸気が時期尚早にトリガされることがないことである。
【００４７】
本発明の更なる形態において、流量を積分して、容量を計算する。容量が負のときに呼気が発生するものとし、容量が正のときに吸気が発生するものとする。
【００４８】
一般に、本発明に係る装置において、サイクル／トリガ閾値の特異性が、感度よりも有利に働く。
【００４９】
「惰性運動」によって、呼気中に、新しく設定された圧力へ、約１．７秒で約３〜４ｃｍＨ２Ｏの長い減少が示され、吸気が開始すると速い立ち上がり時間（およそ３５０〜８００ミリ秒）が示される。立ち上がり時間は、電源装置及び慣性を含む様々な要因の関数である。長い立ち下がり時間は、モータの慣性、及び、アクティブな制動がないことに起因する。
【００５０】
本発明者の発明の他の形態において、減圧は、モータが惰性で動いている時間の少なくともいくらかの間に、モータを制動することによって促される。制動は、巻線を短絡することによって達成されてもよい。本発明の一つの形態において、圧力及び流量の両方が、それぞれ、圧力変換器及び流量変換器によってモニタされる。本発明の他の形態において、圧力はモータ速度から概算される。
【００５１】
図３は、図２と同一の曲線のセットを示す。しかしながら、図３は、吸気から呼気へのゼロ交差に続いて、ブレーキが適用され、圧力を２４０ミリ秒で約２．７ｃｍＨ２Ｏへ低下させる。使用される制動時間は、エラー、すなわち、測定された圧力と目標圧力との間の差の関数である。エラーが大きくなればなるほど、制動の期間が長くなる。エラーが減少するにつれて、より短い制動が使用される。したがって、制動の期間は、エラーの関数である。図２においては、５０ミリ秒オン／オフ、３０ミリ秒オン／オフ、及び１０ミリ秒オン／オフの制動期間が使用された。したがって、減圧は、モータを惰性で動かすこととモータを制動することとの組み合わせの結果として発生する。
【００５２】
一つの形態において、ブレーキが、適用されて、変換器の圧力が呼気サイクル用に新しく設定された圧力と同一になるまで解放されない。吸気が開始するときにブレーキがオンである場合には（すなわち、呼吸流量、Ｒf＞ＨTH）、ブレーキが解放され、設定された圧力は、ＣＰＡＰ処置圧力へ戻される。
【００５３】
状態機械を使用して、ブレーキをオン／オフサイクルにおいて適用し、設定された圧力に至る期間をより早くした。
【００５４】
スイッチブレーキの適用は、大きい圧力低下及び小さい圧力低下にわたる制動を考慮することによって、さらに改良することができる。
【００５５】
圧力減少を達成するためのアルゴリズムは、下記の通りである。
１）ゼロ交差を検出する。
２）目標圧力＝（処置圧力−選択された減圧）を設定する。
３）圧力エラー＝現在の圧力−目標圧力を計算する。
４）圧力エラー≧閾値、である間、好ましいデューティサイクルでモータを制動する。
【００５６】
一つの形態において、ディザ制動（dithered braking）を使用し、すなわち、短いバースト、例えば２５〜５０％、好ましくは３３％のデューティサイクルで、モータを制動する（例えば、１０ミリ秒ブレーキオン、２０ミリ秒ブレーキオフ）。必要な減圧を達成するのに必要なデューティサイクルのサイズは、慣性の関数である。上述のようなモータ及びインペラーの組み合わせでは、より短いデューティサイクル、例えば１０％の使用は、所望の時間内に所望の減圧を達成するようにモータを減速するには不十分である。しかしながら、より低い慣性のモータ及びインペラーでは、１０％デューティサイクルで所望の減圧を達成することが可能となり得る。さらに、好ましいモータ及びインペラーでは、約５０％を超えるデューティサイクルの使用が圧力スパイクを生じさせる可能性がある一方、他のモータ及びインペラーが使用されるときには、５０％を超えるデューティサイクルを使用することが可能となり得る。図４は、ブレーキングが３３％のデューティサイクルを有するときの装置の応答を示す。
【００５７】
閾値のサイズは、モータを制動するのに使用されるデューティサイクルに依存する。３３％デューティサイクルで、閾値は０．５〜０．９ｃｍＨ２Ｏに設定され、好ましくは０．５ｃｍＨ２Ｏである。２５％デューティサイクルで、０．２〜０．７ｃｍＨ２Ｏの範囲の閾値が使用され、５０％デューティサイクルで、０．８〜１．４ｃｍＨ２Ｏの範囲の閾値が使用される。
【００５８】
より低い速度から治療圧力を提供するのに十分な速度へモータを加速するには有限の時間を要するので、より低い「快適」圧力から処置圧力へ圧力を上昇することにもまた有限の時間を必要とする。時間の遅延は、患者とブロワとの間の同調性の低下を招く。本発明のこの形態においては、吸気の開始が検出されるまで待つ代わりに（例えば、負から正の信号に変わる流量信号によって）、吸気が発生する時間を予測する試みがなされ、圧力の上昇を調整して同調性を維持する。
【００５９】
本発明者の発明の一つの形態においては、図５に示されるように、ネガティブピークデテクタを使用して、圧力が呼気サイクルの頂点で上昇し始めることを可能にし、吸気サイクルが開始する前に処置圧力の送出が安定することを可能にする。この方法は、先に記載した低い閾値を使用し、高い閾値はネガティブピークデテクタに置き換えられる。
【００６０】
本発明者の発明の別の形態においては、下記の方法を使用して、誤ったネガティブピークを排除するように試みる。流量の移動平均は、１０ミリ秒離れて間隔をおいた三つの点から計算される。ヒステリシス閾値が、移動平均に適合されてもよい。この実施形態は、ピーク検出アルゴリズムにおける閾値を修正することによって、または、ネガティブピークを見出すために取られたアプローチを修正する（例えば、フィルタリングして微分を計算する）ことによって、改良することができる。ネガティブピークは、例えば、「Ｍｉｎｉｍｉｚａｉｔｏｎ ｏｒ Ｍａｘｉｍｉｚａｉｔｏｎ ｏｆ Ｆｕｎｃｔｉｏｎｓ」第１０章、Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ Ｒｅｃｉｐｅｓ、Ｗ．Ｈ． Ｐｒｅｓｓら、１９８６、Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｐｒｅｓｓ、ＩＳＢＮ０５２１３０８１１９にあるもの等の、最小値を検出するための技術を使用して検出することもできる。
【００６１】
他の技術を使用して、吸気が発生する時間を予測し、圧力の上昇を調整し、同調性を維持してもよい。例えば、本発明の別の形態においては、平均呼気サイクル持続時間ｔdは、流量の連続したゼロ交差、及び、より低い「快適」圧力から治療圧力ｔpへの圧力の上昇に必要な時間から計算される。呼気が検出されると、タイマーｔeが、呼気の開始以降の時間を計算する。より低い速度からより高い速度へのモータの加速は、ｔe＝ｔd−ｔpであるときに開始される。
【００６２】
惰性運動中の圧力低下の速度は、惰性運動の開始直前の吸気圧力に依存し得る。例えば、１５ｃｍＨ２Ｏの吸気圧力から、３ｃｍＨ２Ｏの圧力の低下が、約１秒内に発生してもよい。図１０を参照されたい。対照的に、１０ｃｍＨ２Ｏの吸気圧力から、３ｃｍＨ２Ｏの圧力の低下が、約２秒内に発生してもよい。図１１を参照されたい。したがって、本発明の実施形態によれば、呼気圧力緩和の調整可能な速度を達成するための手段が提供される。
【００６３】
発生する減圧が調整可能な量によって限定される本発明の利点は、この限定が、適切なＣＯ2ウォシュアウト及び／又は開いた気道の維持を確実にすることである。例えば、呼気減圧が純粋に呼気流量に依存するＣＰＡＰシステムにおいては、呼気中のＣＰＡＰ圧力は、適切なＣＯ2ウォシュアウトを確実にするのに必要な圧力、一般に約４ｃｍＨ２Ｏより下に落ちることもある。したがって、米国特許第５，５３５，７３８号に記載のもの等の装置、または、Ｒｅｓｐｉｒｏｎｉｃｓ Ｉｎｃ．のＣ−Ｆｌｅｘモード付ＢｉＰＡＰベンチレータに改良を行うことができ、当該改良においては、サイクルの呼気部分中に、圧力が、呼気流量に従うことができるが、閾値へ低下するだけであってもよい。したがって、患者インタフェース圧力が、十分なＣＯ2ウォシュアウトを確実にするために且つ／又は開いた上部気道を維持するために適切な圧力より下に落ちることは絶対にない。
【００６４】
本発明の惰性運動技術は、今までのところ、反復治療サイクルの管理中に適用されるものとして記載されている。しかし、この技術には少なくとも二つの他の用途がある。一つは、多くのＣＰＡＰ治療機械で利用可能なランプフェーズ特徴中にあり、患者が眠ろうと試みるときに、マスク圧力はランプフェーズ中に治療圧力へ向けて徐々に増える。米国特許第５，１９９，４２４号、第５，５２２，３８２号及び第６，７０５，３５１号を参照されたい。例えば、ランプフェーズ中に、吸気圧力がサイクルの間（サイクルからサイクルへ増加している間）一定であってもよい。しかし、呼気圧力はサイクルからサイクルへ増加していてもよく、呼気圧力は本発明の教示にしたがって惰性で動いているモータ又はブロワロータによって制御されてもよい。ランプフェーズの最後には、すなわち、治療圧力に達すると、惰性運動技術を無効にすることも可能である。治療ＣＰＡＰ圧力レベルへの滑らかな遷移を達成するように、惰性運動技術のランプフェーズの最後を徐々にテーパー化（taper）することが適切であるとも考えられる。このテーパリングは、連続呼吸に対して呼気と吸気の間の圧力差を徐々に減少することによって発生するものである。好ましくは、これは、ランプフェーズの最後に発生し、約１５平均の呼吸に等しい。このテーパリングは、患者の障害を減少し患者の快適さを促進するよう意図されている。
【００６５】
ランプフェーズの最後に惰性運動技術を無効にすることによって、患者には、眠ろうとしている間に（すなわち、ランプフェーズ中に）最大の快適さが提供され、睡眠中に（すなわち、治療フェーズ中に）臨床的に決定された治療圧力に惰性運動技術が干渉することはない。同様に、本発明の惰性運動技術は、ＲｅｓＭｅｄ ＡｕｔｏＳｅｔ（登録商標） ＳＰＩＲＩＴ ＣＰＡＰ装置とともに利用可能な自動滴定気道陽圧（ＡＰＡＰ）の「整定時間（settling time）」フェーズ中に使用することが可能である。「整定時間」フェーズ中に、一定であるが低いマスク圧力が提供されて、患者が眠りに陥ることができるようなる。「整定時間」の最後に、ＡＰＡＰは患者に、処置アルゴリズムによって適切に決定された可変治療処置圧力を提供する。「整定時間」中のみに本発明の惰性で動く惰性運動技術を適用することによって、患者の快適さは、睡眠への遷移中に高められ、実際の治療を危うくすることはない。当然ながら、患者インタフェース圧力が「整定時間」フェーズ用に設定された低い圧力よりも下になることが臨床的に望ましくないとみなされる場合には、そのフェーズ中に惰性運動技術を作動させないことが適切である。あるいは、整定時間フェーズ圧力は、惰性運動技術が有効になるのに十分であるレベルで設定されてもよいが、呼気中の圧力を、所定の臨床的に容認可能なレベルよりも低いレベルへ低下しない。ＣＰＡＰのランプフェーズの最後に、又はＡＰＡＰの「整定時間」の最後に惰性運動技術を無効にすることは、治療フェーズ中に惰性運動が誘発した不十分な圧力サポート、又は不十分なＣＯ2ウォシュアウトの発生を回避する。
【００６６】
本発明は特定の実施形態を参照して記載されているが、これらの実施形態は、本発明の原理の適用を単に例示するだけである。本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、多数の修正が行われてもよく、他の仕組みが考案されてもよい。例えば、例示的な実施形態において、吸気と呼気との間の遷移を決定するために流量信号が使用されるが、他の信号、例えば圧力が、使用されてもよい。信号の組み合わせ、例えば流量及びエフォートが使用されてよく、惰性運動が、患者インタフェース圧力の揺れを制御し、又は減少するために、使用されてもよい。
【符号の説明】
【００６７】
１０…モータ、１２…インペラー、１４…コントローラ、１６…空気送出コンジット、１８…患者インタフェース、２０…インタフェース、２２…ディスプレイ、２４…モータコントローラ、２８…流量センサ、３０…圧力センサ、３２，３４…センサ、３６…ボリュート。
【関連出願】
【０００１】
本出願は、２００３年６月２０日に出願されたオーストラリア仮出願第ＡＵ２００３９０３１３８号の外国優先権を主張する。
【技術分野】
【０００２】
本発明は、睡眠呼吸障害を治療するために患者へ陽圧で空気の供給を行なうための方法及び装置に関する。特に、本発明は、滑らかで快適な圧力対時間の波形を提供する方法及び装置に関する。
【発明の背景】
【０００３】
米国特許第４，９４４，３１０号に教示されるように、閉塞型睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）及び睡眠呼吸障害（ＳＤＢ）の他の形態の治療用の経鼻持続気道陽圧法（経鼻ＣＰＡＰ）のＳｕｌｌｉｖａｎによる発明以来、この装置の快適さの改良に、多くの努力が向けられている。この一つの態様は、より快適な患者インタフェースであり、例えば、ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄが製造したＭＩＲＡＧＥ（登録商標）及びＵＬＴＡＲＡ ＭＩＲＡＧＥ（登録商標）マスク等によって提供されている。より快適な患者インタフェースを提供する別の態様は、ブロワによって提供される陽圧における空気の波形の快適さである。
【０００４】
いくつかの低コストＣＰＡＰブロワ装置、例えばＲｅｓＭｅｄ ＬｉｍｉｔｅｄによるＳ７（商標）装置等は、患者の呼吸サイクルの間中、略固定された陽圧、例えば１５ｃｍＨ２Ｏで、空気の供給を行なう。電気モータ及びファンを具備するブロワは、患者インタフェース、例えばマスクへ、特定の圧力を送出するように予め定められたモータの回転速度に基づいて、空気を送出するように構築することができる。このようなシステムで患者が息を吸い込むときに、マスクの圧力は、少量だけ減少する可能性がある。このようなシステムで患者が息を吐き出すときに、マスクの圧力は、少量だけ上昇する可能性がある。マスク圧力のこれらの変動は、「揺れ」と称される。他のブロワは、圧力コントローラのフィードバックを使用し、マスク圧力に関する患者エフォートの影響と釣り合いをとって、揺れを減少する。このような装置のオーストラリアにおける現在の小売価格は、約１０００オーストラリアドルである。
【０００５】
別のグループのＣＰＡＰ装置、例えばＲｅｓＭｅｄ ＡＵＴＯＳＥＴ（登録商標） ＳＰＩＲＩＴ（商標）装置は、患者をモニタし、適切なＣＰＡＰ設定を決定して患者へ送出することが可能であり、その圧力は、夜の間に変動してもよく、例えば、患者の睡眠の初期部分中には１５ｃｍＨ２Ｏを送出するが、夜遅くには２０ｃｍＨ２Ｏに上昇する。圧力の変化は、呼吸の態様、例えば気道閉塞及びいびき等の発生及び重大度の判断に応じて、なされる。このような装置のオーストラリアにおける現在の小売価格は、約２０００オーストラリアドルである。
【０００６】
複相型（bi-level）ＣＰＡＰ装置、例えばＲｅｓＭｅｄ ＶＰＡＰ（登録商標）製品等は、呼吸サイクルの吸気部分中に患者のマスクへより高い圧力を、例えば１０〜２０ｃｍＨ２Ｏを提供し、患者の呼吸サイクルの呼気部分中により低い圧力、例えば４〜１０ｃｍＨ２Ｏを提供する。装置制御サイクルと患者呼吸サイクルとの間のミスマッチは、患者の不快を招くこともある。装置がより高い圧力からより低い圧力へ遷移するときに、モータは制動される。装置がより低い圧力からより高い圧力へ遷移するときに、モータは加速される。装置設定に依存して、装置は、５０〜１００ミリ秒内に５〜１８ｃｍＨ２Ｏ圧力の変化を行うように要求されることがある。この変化を達成するために、ピーク電力（Power load）は、６０〜９０Ｗの大きさになり得る。ＶＰＡＰ（登録商標）装置は、低い慣性及びピーク電力を要件とするので、大型で高価な電源装置が必要である。このような装置のオーストラリアにおける現在の小売価格は、設定された装置特徴に依存し、約３，５００〜７，５００オーストラリアドルである。
【０００７】
米国特許第６，３４５，６１９号（Ｆｉｎｎ）には、装置制御サイクルの吸気部分と呼気部分との間の遷移中に、ＩＰＡＰ（吸気時気道内陽圧）とＥＰＡＰ（呼気時気道内陽圧）との中間の圧力で空気を提供するＣＰＡＰ装置が記載されている。米国特許第６，４８４，７１９号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓ）及び第６，５３２，９５７号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓ）には、波形テンプレートにしたがって圧力サポートを提供する装置が記載されている。米国特許第６，５５３，９９２号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓら）には、そのサーボコントローラが圧力波形のプロファイル及び圧力振幅変調を調整することによってサポートの程度を調整するベンチレータが記載されている。サーボコントローラは圧力振幅変調を増加することによってサポートの程度を上げるときに、漸次、より方形の、したがって効率的な、圧力波形も生成する。サーボコントローラが圧力振幅変調を低下することによってサポートの程度を下げるときには、漸次、より滑らかな、したがって快適な、圧力波形も生成する。これらの全ての特許の内容は、参照として本明細書に組み込まれる。
【０００８】
ＣＰＡＰ及びＶＰＡＰ装置は、機械的ベンチレータである。ベンチレータは、圧力、容量、又は流量のいずれかのコントローラとして分類されている（Ｃｈａｔｏｂｕｍ、Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ａｎｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ ｏｆ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ、ＭＪ Ｔｏｂｉｎ編集、ＭｃＧｒａｗ Ｈｉｌｌ、１９９４、第２章）。各場合において、ベンチレータは、患者へ送出される空気の圧力対時間、空気の容量対時間、又は空気の流量対時間を制御する。多くのこのような装置は、様々な波形、例えば、パルス（矩形）、指数関数、ランプ及び正弦等の波形を送出するようにプログラムすることが可能である。患者に実際に送出される波形の形状は、患者の呼吸器系のコンプライアンス及び抵抗、並びに、患者の呼吸エフォート、更に、機械的制約、例えばブロワモーメント及び伝播遅延等によって、影響され得る。
【０００９】
Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｓｅｒｖｏ Ｖｅｎｔｉｌａｔｏｒ ９００Ｂは、空気圧式ベンチレータであり、ハサミ状の弁を使用して吸気流量パターンを制御する（ＭｃＰｈｅｒｓｏｎ＆Ｓｐｅａｒｍａｎ、Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ、Ｔｈｅ Ｃ．Ｖ． Ｍｏｓｂｙ Ｃｏｍｐａｎｙ、１９８５、４６９〜４７４頁）。
【００１０】
ベンチレータは、圧力、容量、流量、又は時間の一つが予め設定した値に到達したときに、吸気波形を送出するように構築されている。当該の変数は、開始変数またはトリガ変数とみなされる。時間及び圧力のトリガは共通である。Ｐｕｒｉｔａｎ Ｂｅｎｎｅｔｔ ７２００ａベンチレータは、流量によってトリガされる。Ｄｒａｇｅｒ Ｂａｂｙｌｏｇベンチレータは、容量によってトリガされる。Ｉｎｆｒａｓｏｎｉｃｓ Ｓｔａｒ Ｓｙｎｃモジュールは、胸壁の動きによってＩｎｆａｎｔ Ｓｔａｒベンチレータのトリガを可能にする。いくつかの変数が予め設定した値に到達したという理由で、ベンチレータの吸気サイクルは終了する。吸気を終了するために測定されて使用される変数は、サイクル変数と呼ばれる。従時間式及び従量式のベンチレータは、公知である。
【００１１】
多くのベンチレータは、呼気終末陽圧（ＰＥＥＰ）を提供する。これらのベンチレータのいくつかは、ＰＥＥＰが変動することを可能にする弁（ＰＥＥＰ弁）を使用する。いくつかの装置、例えば米国特許第３，９６１，６２７号でＥｍｓｔらが教示したもの等は、１呼吸サイクル内に圧力及び流量制御の組み合わせを提供する。制御サイクルは、四つのフェーズ、I、II、III及びIVに分割される。呼吸サイクル及び制御サイクルは、必ずしも時間において同じになる必要はない。しかしながら、大部分においては、制御サイクルのフェーズI及びIIは吸気に対応し、制御サイクルのフェーズIII及びIVは呼気に対応する。フェーズI、III及びIVは圧制御され、フェーズIIは流量制御される。医師は、呼気圧力減少、変曲（inflexion）、及び最終呼気圧力用の三つの制御要素で圧力コースを選ぶことができる。フェーズIIIにおいて、圧力は、固定圧力減少量ｄＰ／ｄｔにしたがってフェーズIIの最後に測定された圧力から進行する。フェーズIIIで測定された圧力が変曲に達すると、圧力は、固定最終呼気圧力へリニアに進行する。変曲から呼吸サイクルの最後への呼気の部分は、フェーズIVを表す。呼気における圧力のリニアコースは、好ましい実施形態を表すが、圧力曲線の別のコース、例えば指数関数に置き換えることができる。
【００１２】
自発的に呼吸する患者は、呼吸に対して少なくともいくらかのエフォートをするが、不適切である。患者の呼吸サイクルとベンチレータの呼吸サイクルとの間の同調性（synchrony）の欠如が、患者の不快を招くことがある。
【００１３】
Ｐｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｌ Ａｓｓｉｓｔ Ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ（ＰＡＶ）において、Ｍａｇｄｙ Ｙｏｕｎｅｓが記載したように、ベンチレータは、患者のエフォートに比例して圧力を生成する。患者が引けば引くほど、機械はより高い圧力を生成する。ベンチレータは、いずれの通気ターゲット又は圧力ターゲットを課すことなく、単に患者のエフォートを増幅する。ＰＡＶの目的は、患者が、どのような換気及び呼吸パターンであれ自分の制御システムが適当であるとするものを快適に達成することを可能にすることであると理解される。ＰＡＶシステムは、米国特許第５，０４４，３６２号、第５，１０７，８３０号、第５，５４０，２２２号及び第５，８８４，６６２号に、さらに検討されている。
【００１４】
米国特許第５，０４４，３６２号において、Ｙｏｕｎｅｓは、下記のように作動するシステムを記載している。
（ａ）吸気流量：一列になった速度変換器の出力の高周波成分がフィルタで除去されると、残っている信号は、気道で独立に測定された流量に非常に良く一致する。したがって、一列になった速度信号がローパスフィルタに通され、得られた信号がベンチレータユニット用のコマンド信号として使用されて、吸気流量に比例した圧力が生成される。これは、抵抗補助（resistive assist）を提供すると言われる。利得制御は、補助の大きさの選択を可能にする。実際に、流量信号は加算増幅器に永久的に接続され、最小利得は、管（tubing）の抵抗を相殺するように設定される。患者自身の抵抗を相殺するためにより大きな補助が必要なときには、利得は増加する。
（ｂ）吸気容量：吸気流量に関連した信号は、吸気容量を測定するために積分されてもよい。圧力に比例する信号が減じられ、ピストンチャンバ圧縮を可能にする。減じられる圧力信号の大きさは、システムの気体容量の関数であり、ボイルの法則に従っている。結果として得られた信号が加算増幅器へ送られると、ベンチレータユニットは吸気容量に比例する圧力を生み出す。再度得られた補助の大きさは、利得装置によって制御されてもよい。
（ｃ）ランプ発生器：オペレーションのこのモードは、患者のエフォートとは無関係にベンチレータユニットが機能することを可能にし、制御された通気を行なう。この機能は、オペレータが波形発生器を回路にもたらすためにスイッチを入れるにことによって作動することができる。あるいは、特定の期間、患者が自発的に呼吸することができない場合に、ランプ発生器が加算増幅器へ自動的にルートづけられるように設けられてもよい。
（ｄ）Ｄ．Ｃ．出力：オフセット増幅器によって設けられた調整可能なＤＣ出力は、また、加算増幅器へ送られ、結果として連続圧力が生成される。
【００１５】
米国特許第５，５３５，７３８号（Ｅｓｔｅｓら）には、さらなるＰＡＶ装置が記載されている。
【００１６】
Ｐｕｒｉｔａｎ−Ｂｅｎｎｅｔｔ ７２００ａ等のライフサポートベンチレータは、患者へ送出される空気の圧力、容量及び流速を非常に精密に制御することを可能にする。しかし、このようなライフサポートベンチレータは、高価すぎて睡眠呼吸障害を治療するために家庭で使用することはできず、コストは、５０，０００〜１００，０００オーストラリアドルである。
【発明の簡単な説明】
【００１７】
本発明の一つの態様によれば、睡眠呼吸障害を治療するために空気のより快適な波形を提供する低コストのＣＰＡＰ装置が提供される。
【００１８】
本発明の別の態様によれば、睡眠呼吸障害を治療するための低コストのＣＰＡＰ装置であって、呼気中に空気の減圧を提供するＣＰＡＰ装置が提供される。
【００１９】
本発明の別の態様によれば、睡眠呼吸障害を治療するための低コストのＣＰＡＰ装置であって、呼気中に第１のレベルから第２のレベルへ圧力を減少するＣＰＡＰ装置が提供される。第２のレベルは所定の限界以上である。
【００２０】
本発明の別の態様によれば、ブロワによって生み出された圧力が閾値を超えるときにモータを惰性で動かすステップを備える電気モータによって、ブロワによってみ出された圧力を制御する方法が提供される。
【００２１】
本発明の別の態様によれば、装置の制御サイクルの吸気部分中に第１の陽圧で空気を提供し、装置の制御サイクルの呼気部分中に第２の陽圧で空気を提供し、制御サイクルの吸気部分と呼気部分との間に滑らかに変動する圧力波形を提供するＣＰＡＰ装置が提供される。
【００２２】
本発明の別の態様にしたがって、電気モータと、モータ速度コントローラと、インペラー（本明細書で使用されるように、インペラーは、空気を吹き付けるモータによって駆動される回転機構である）と、ボリュートと、流量センサと、コントローラと、空気送出導管（conduit）と、患者インタフェースと、を備えるＣＰＡＰ装置が提供され、
（i）ＣＰＡＰ装置は、制御サイクルの吸気部分中に患者インタフェースに第１の陽圧で空気を提供するようになっており、
（ii）流量センサは、空気送出導管を通る空気の流速を測定するようになっており、
（iii）圧力センサは、患者インタフェースの空気の圧力を測定するようになっており、
（iv）コントローラは、患者の呼吸サイクルの呼気部分の開始を示す、流量センサからの信号を検出するようになっており、
（v）呼吸サイクルの呼気部分の開始の検出時に、コントローラは、患者インタフェースの圧力が所定のレベルになるまでモータを惰性で動かすようにモータ速度コントローラに指令するようになっており、その後、コントローラは、第２の陽圧で空気を送出するために電気モータの速度を制御するようモータコントローラに指令し、
（vi）無呼吸または患者の呼吸サイクルの吸気部分の開始のいずれかの検出時に、コントローラは、患者インタフェースの圧力が患者インタフェースの第１の陽圧に達するまでモータを加速するために、モータ速度コントローラに指令するようになっている。
【００２３】
本発明の別の態様は、低慣性のモータを備えたＣＰＡＰ装置を提供することである。この態様によれば、モータの慣性は十分に低く、そのため、モータは、第１の圧力レベルを送出した第１の速度から、呼気サイクルの終了前に第２の所定の圧力レベルに達するまで、惰性で動くことができる。この態様によれば、モータの慣性は十分に低く、そのため、第２の所定の圧力レベルへの減速の速度は、呼気の典型的な持続時間に対して速い。好ましくは、モータ及び／またはインペラーの慣性は、１３，６００ｇ．ｍｍ2未満である。最終結果として、モータによって駆動されるブロワに、所望の圧力の空気を患者の気道に供給させることによって、睡眠呼吸障害の治療用の低コストのＣＰＡＰ装置が提供される。呼気中の圧力は、モータを惰性で動かすことを可能にすることによって、高レベルから低レベルまで減少される
【００２４】
本発明の別の態様において、第１の圧力レベルは、米国特許第５，７０４，３４５号に記載されたような自動アルゴリズムにしたがって決定される。
【００２５】
本発明の別の態様は、ＣＰＡＰ装置に、空気のより快適な波形を送出することができるモータを提供することである。
【００２６】
本発明の別の態様は、ＣＰＡＰの快適モードに、最大圧力低下を提供することである。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】本発明の実施形態に係るＣＰＡＰ装置を示す図である。
【図２】モータを減速するために惰性運動を使用する本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図である。
【図３】ブレーキングと惰性運動との組み合わせを使用する本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図である。
【図４】３３％デューティサイクルのブレーキングを使用する本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図である。
【図５】圧力を上昇するときを決定するためにネガティブピーク検出を使用する本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図である。
【図６ａ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な下部ボリュートを示す図である。
【図６ｂ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な下部ボリュートを示す図である。
【図６ｃ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な下部ボリュートを示す図である。
【図６ｄ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な下部ボリュートを示す図である。
【図７ａ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｂ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｃ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｄ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｅ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図７ｆ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す図である。
【図８ａ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す更なる図である。
【図８ｂ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す更なる図である。
【図８ｃ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す更なる図である。
【図８ｄ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切な上部ボリュートを示す更なる図である。
【図９ａ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切なモータ及びインペラーアセンブリを示す図である。
【図９ｂ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切なモータ及びインペラーアセンブリを示す図である。
【図９ｃ】本発明の実施形態に係る装置への使用に適切なモータ及びインペラーアセンブリを示す図である。
【図１０】１５ｃｍＨ2ＯのＣＰＡＰ圧力、及び３ｃｍＨ2Ｏの減少レベルに設定された本発明の実施形態に係る装置の応答を示す図であり、上部曲線は流量を示し、下部曲線は圧力を示し、各水平グリッドは約１秒に対応する。
【図１１】図１０と同一の水平及び垂直のスケールを備え、図１０のものに類似した図を示すが、ＣＰＡＰ圧力は１０ｃｍＨ2Ｏに設定されている。
【発明を実施するための形態】
【００２８】
図１は、本発明者の発明の実施形態に係る装置を示す。ブラシレス電気モータ１０は、それに取り付けられたインペラー１２を有する。インペラー１２は、ボリュート３６に載置される。モータ１０は、モータコントローラ２４の制御下にある（適切なコントローラとして、ＴＭＳ３２０ＬＣ２００４またはＭＣ３３０３５ＩＣが挙げられる）。モータは、センサ３２，３４を含み、当該センサ３２，３４は、モータ回転速度及び電流を示す信号を提供する。モータの巻線が励磁されると、インペラーが回転する。空気は、インペラーの入口を通って引かれ、運動量（momentum）を得る。空気がインペラーから出てボリュート内に進むときに、速度を変え、圧力を生み出す。空気は、ボリュートから出て、流量センサ２８及び圧力センサ３０（例えば、ＳＭＩ５６５２−００３流量センサ及びＳＭＩ５６５２−００８またはＭＰＸ２０１０圧力センサ等）を過ぎて、次に患者インタフェース１８へ接続された空気送出コンジット１６（例えば、Ｓｍｏｏｔｈ−ｂｏｒ Ｐｌａｓｔｉｃｓが製造したもの）へ進む。患者インタフェース１８は、例示の実施形態では鼻マスクであり、例えば、ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄが製造したＭＩＲＡＧＥ（登録商標）又はＵＬＴＡＲＡ ＭＩＲＡＧＥ（登録商標）マスクである。患者インタフェースの他の形態、例えば、フルフェースマスク、鼻カニューレ及び鼻クッションを使用してもよい。
【００２９】
流量センサ２８及び圧力センサ３０は、マイクロコントローラ１４へデータを提供する。適切なマイクロコントローラとして、ＨＩＴＡＣＨＩ ＳＨ７０３２／３４が挙げられ、これは、３２ビットＲＩＳＣ装置であり、２〜２０Ｍｈｚのクロックレート、８×１０ビットＡ−Ｄコンバータ、並びに様々な入力及び出力特徴部を備える。マイクロコントローラ１４は、Ａｃｃｅｌｅｒａｔｅｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ＩｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄによるＮｕｃｌｅｕｓ Ｐｌｕｓ Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ Ｏｐｅｒａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ（ＲＴＯＳ）を使用する。本発明の一つの形態において、装置は、所定のＣＰＡＰ圧力を送出し、このような装置は、ＲｅｓＭｅｄ ＬｉｍｉｔｅｄによるＳ７ ＥＬＩＴＥである。本発明の別の形態において、マイクロコントローラ１４は、無呼吸及び呼吸器系の気道の障害を検出するための方法及び装置を教示している米国特許第５，７０４，３４５号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓ）にしたがってＣＰＡＰ療法を供給するようにプログラムされる。米国特許第５，７０４，３４５号の内容は、参照することによって、ここに組み込まれる。
【００３０】
マイクロコントローラ１４は、患者の呼吸サイクルの吸気部分と呼気部分との間に患者の遷移を検出するようにプログラムされている。この検出を達成する多数の方法がある。一つの方法は、患者への空気の流量及び患者からの空気の流量をモニタすることである。呼吸流量信号がゼロに交差するときには（ゼロ交差）、吸気と呼気との間の遷移がある。代わりに又は加えて、マスク圧力がモニタされてもよい。マスク圧力が第１の圧力閾値より下になる場合には、吸気が発生したものとする。マスク圧力が第２の圧力閾値より上に上昇する場合には、呼気が発生したものとする。代わりに又は加えて、患者にエフォートセンサを使用して、例えば、胸壁の動き、頸切痕の動き、又は、他の患者の動きを決定してもよい（例えば、米国特許第６，４４５，９４２号に記載されているように）。測定技術は、呼吸の期間とタイミングが取られた推定値と組み合わされてもよい。例えば、患者の平均呼吸率が測定されてもよく、吸気が流量センサ、圧力センサ、又はエフォートセンサによって検出される場合に、測定された平均呼吸率に基づいた期間後に呼気が発生すると想定される。
【００３１】
この装置は、ディスプレイ２２、例えば、２行×１６文字ＬＣＤ又は類似のディスプレイデバイスを含む。この装置は、キーパッド２６、例えばバックライトシリコーンスイッチを使用するもの等を含む。デバイスはまた、ＳＫＹＮＥＴによって製造されたＣｌａｓｓ II Ｉｓｏｌａｔｉｏｎの２４Ｖで４０Ｗを提供する電源も含む。この装置は、外部デバイスとの連通を可能にするためにインタフェース２０を含んでもよい。例えば、適切なインタフェースチップは、ＭＡＸＩＭのＭＡＸ３１３０／ＭＡＸ３１３１である。これらのチップは、ＩｒＤＡ及びＲＳ−２３２通信の両方を提供する。
【００３２】
慣性は、静止時には静止したままであり、又は、動いている場合には、なんらかの外部力に作用されない限り、同一方向に動き続ける傾向である。本発明での使用に適切なモータ及びインペラーは、慣性が十分に低くなければならない。ＣＰＡＰ装置用の使用において、モータは典型的に、１分当たり数千回転（ＲＰＭ）で作動する。動いているモータにもはや電力が供給されない場合には、減速に要する時間は、モータ及びインペラーの慣性とインペラーを通る空気流量との関数である。所与のモータ、インペラー及びボリュートの組み合わせは、より低い回転速度でより低い圧力の空気を生み出す。本発明の好ましい形態において、慣性は、１３，０００から１４，０００ｇ．ｍｍ2未満であり、好ましくは、１３，６００ｇ．ｍｍ2未満である。適切なボリュートハウジングの一つの形態は、図６〜８に示されており、適切なモータ及びインペラーの一つの形態は、図９に示されている。インペラーを作るのに適切な材料は、ガラス充填ポリカーボネート、例えばＧＥ ＬＥＸＡＮ ３４１２Ｒである。このようなボリュート及びインペラーは、ＲｅｓＭｅｄ ＬｉｍｉｔｅｄによるＳ７（商標） ＥＬＩＴＥに見出される。
【００３３】
慣性又は慣性モーメントは、回転の慣性に与えられる用語であり、直線運動用の質量の回転類似物である。慣性モーメントは、特定の回転軸に対して規定され、本発明者のケースでは、モータのスピンドルの軸である。この軸に対する質点の慣性モーメントは、質量×軸からの距離の二乗の積として規定される。任意の拡張した物体の慣性モーメントは、その基本定義から確立される。
【００３４】
複雑な物体の慣性は、ＳｏｌｉｄＷｏｒｋｓ等のコンピュータパッケージを使用して計算されてもよい。パッケージは、ロータ、スピンドル、インペラー及び回転する他のものを取り、それらすべてを、何百万のブロックの質量に破断し、全ての個々の慣性を加え合わせる（Ｊ．Ｌ． Ｍｅｒｉａｍ ａｎｄ Ｌ．Ｇ．Ｋｒａｉｇｅ、Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｍｅｃｈａｎｉｃｓ−Ｄｙｎａｍｉｃｓ、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ ＆ Ｓｏｎｓ， Ｉｎｃ．、１９９８年、６６５〜６８２頁）。
【００３５】
あるいは、慣性モーメントを第１の原理から計算してもよい。ロータは、円盤、円筒形、球等の簡単な形状に破断されてもよい。これらの形状に対して、慣性値は、分析的に計算することが可能であり、次いで、慣性値を加え合わせて、合計慣性モーメントを得ることができる。
【００３６】
ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄによって製造されたＳ７ ＥＬＩＴＥ等のＣＰＡＰ装置が、本発明者の発明を組み込むように適合されてもよい。一般に、本発明者の発明の実施形態に係るＣＰＡＰ装置のコントローラは、４〜２５ｃｍＨ２Ｏの範囲のＣＰＡＰ圧力を送出するようにプログラムされる。例えばＡｕｔｏＳｅｔ ＳＰＩＲＩＴや上述の米国特許第５，７０４，３４５号に教示されるように、装置の自動調整形態では、ＣＰＡＰ装置は、ＣＰＡＰ圧力を上昇するようにプログラムされており、いびき、無呼吸、又は流量平坦化の存在によって示されるような気道の部分閉塞又は完全閉塞を克服し又は防止する。
【００３７】
コントローラ１４は、患者の呼吸サイクルの呼気部分中に患者に送出される患者インタフェース内の空気の圧力を、患者の医師によって推薦される処置圧力から、わずかに減少するようにプログラムされる。減少の量は、一つの形態では、ＣＰＡＰ装置のスイッチ２６を通ってアクセス可能な設定によって決定される。例えば、コントローラは、呼気中に四つの異なるレベルの減圧を行い、各レベルは、更に１ｃｍＨ２Ｏの圧力（快適モード）で減少へ導くようにプログラムされてもよい。例えば、ＣＰＡＰ圧力が、吸気中に患者インタフェースへ１５ｃｍＨ２Ｏで空気を送出するように設定され、且つ、快適モードがレベル２に設定される場合に、圧力は呼気中に１３ｃｍＨ２Ｏへ減少する。
【００３８】
本発明者の発明の別の形態において、減少の量は、およそ２．５、３及び３．５ｃｍＨ２Ｏであり、本発明者の発明の更なる形態において、減少の量は、およそ１、２及び３．５ｃｍＨ２Ｏ、及び、１、２及び３ｃｍＨ２Ｏ圧力である。
【００３９】
本発明者の発明の一つの好ましい形態において、圧力減少の最大量はレベル設定によって固定され、呼気中に圧力は所定の量よりも下に落ちない。好ましくは、マスク圧力は４ｃｍＨ２Ｏよりも下に落ちない。
【００４０】
本発明者の発明の一つの形態において、圧力は、呼吸の流量をモニタしている流量信号が患者の呼吸サイクルの呼気部分の開始を示すと、レベル設定に従って設定された量だけＣＰＡＰ圧力から減少される。圧力は、吸気の開始の徴候が検出されるまで、低いレベルのままであり、吸気の開始の徴候が検出されると直ぐに、ＣＰＡＰ圧力へ戻される。
【００４１】
本発明者の発明の別の形態において、圧力は、呼吸の流量をモニタしている流量信号が患者の呼吸サイクルの呼気部分の開始を示すときに、レベル設定にしたがって設定された量だけＣＰＡＰ圧力から減少される。圧力は、吸気の開始の徴候が検出されるまで、又は無呼吸が検出されるまで、圧力は低いレベルのままである。吸気の開始の徴候が検出されるか、又は無呼吸が検出されると、圧力は、ＣＰＡＰ圧力へ戻される。
【００４２】
無呼吸の検出時に、圧力は、吸気及び呼気両方の間、より高いレベルに維持されてもよい。また、無呼吸の休止（すなわち、通常呼吸の再開）の検出時に、又は、予め設定された期間の満了時に、呼気モード中の減圧の減少が再開されてもよい。
【００４３】
本発明者の発明の特徴によれば、減圧は、モータを「惰性で動かす」ことによって行われる。すなわち、呼気が検出されると、モータ巻線の励磁が一時的に停止され、ロータが最終的に減速することができ、患者インタフェースへ送出されている空気の減圧がもたらされる。このアプローチは、特に快適である圧力の緩やかな減少を提供する。患者インタフェースの圧力がモニタされ、患者インタフェースの圧力が（「快適」レベルによって設定されたように）容認可能なレベルへ落ちると、モータ巻線の励磁が、患者インタフェース圧力をより低いレベルで維持するのに十分なより低い速度で再開される。吸気の開始を示す流量信号が検出されると、モータ速度が増加され、必要なＣＰＡＰ圧力が送出される。
【００４４】
一般に、シーケンスは三つのステップを取る。
（i）吸気から呼気への遷移の検出時に、モータが、消磁されて、惰性で動くことが可能になる。
（ii）患者マスク（または、利用されるすべてのインタフェース）の圧力が呼気中に最小圧力レベルに達すると、モータは再び励磁され、その速度は、呼気に適切なレベルに圧力を維持するように制御される。
（iii）呼気から吸気への遷移の検出時に、モータ速度が増加され、患者マスクに吸気に適切なより高い圧力を提供する。
【００４５】
図２は、オシロスコープのスクリーンであり、本発明の実施形態に係る装置が、５００ｍｌの１回換気量、且つ、１分当たり１５呼吸で正弦呼吸を提供する呼吸機械で検査される場合の二つのトレースを示している。上部トレースは、圧力信号を示す。下部トレースは、流量信号を示す。流量信号を使用して、少なくとも一つの遷移を検出する。正の値から負の値への流量信号の遷移（ゼロ交差）を使用して、呼気の開始を規定することができる。負の値から正の値への流量信号の遷移（ゼロ交差）を使用して、吸気の開始を規定することができる。流量信号が閾値よりも小さい場合には、ゼロ交差が発生したものとする。閾値は、圧力及び流量曲線の間の位相遅延を調整する効果がある。閾値が大きくなればなるほど、ゼロ交差が確実に検出されているという信頼性が向上し得る。しかし、遷移が発生したときに、不確実性が増し、位相遅延及び同時性の減少を招く可能性がある。吸気流量が正の値であると規定すると、吸気から呼気への遷移の閾値は、０〜５ｌ／分であり、好ましくは、１ｌ／分である。呼気から吸気への遷移の閾値は、−４〜−１ｌ／分であり、好ましくは、−１ｌ／分である。
【００４６】
本発明の別の形態において、吸気から呼気への遷移の閾値は、−４〜−１ｌ／分の範囲であり、好ましくは、−１ｌ／分であり、呼気から吸気への遷移の閾値は、０〜５ｌ／分の範囲であり、好ましくは、１ｌ／分である。このアプローチの利点は、時折発生するように、呼気から吸気への流量曲線に安定領域（plateau）がある場合に、吸気が時期尚早にトリガされることがないことである。
【００４７】
本発明の更なる形態において、流量を積分して、容量を計算する。容量が負のときに呼気が発生するものとし、容量が正のときに吸気が発生するものとする。
【００４８】
一般に、本発明に係る装置において、サイクル／トリガ閾値の特異性が、感度よりも有利に働く。
【００４９】
「惰性運動」によって、呼気中に、新しく設定された圧力へ、約１．７秒で約３〜４ｃｍＨ２Ｏの長い減少が示され、吸気が開始すると速い立ち上がり時間（およそ３５０〜８００ミリ秒）が示される。立ち上がり時間は、電源装置及び慣性を含む様々な要因の関数である。長い立ち下がり時間は、モータの慣性、及び、アクティブな制動がないことに起因する。
【００５０】
本発明者の発明の他の形態において、減圧は、モータが惰性で動いている時間の少なくともいくらかの間に、モータを制動することによって促される。制動は、巻線を短絡することによって達成されてもよい。本発明の一つの形態において、圧力及び流量の両方が、それぞれ、圧力変換器及び流量変換器によってモニタされる。本発明の他の形態において、圧力はモータ速度から概算される。
【００５１】
図３は、図２と同一の曲線のセットを示す。しかしながら、図３は、吸気から呼気へのゼロ交差に続いて、ブレーキが適用され、圧力を２４０ミリ秒で約２．７ｃｍＨ２Ｏへ低下させる。使用される制動時間は、エラー、すなわち、測定された圧力と目標圧力との間の差の関数である。エラーが大きくなればなるほど、制動の期間が長くなる。エラーが減少するにつれて、より短い制動が使用される。したがって、制動の期間は、エラーの関数である。図２においては、５０ミリ秒オン／オフ、３０ミリ秒オン／オフ、及び１０ミリ秒オン／オフの制動期間が使用された。したがって、減圧は、モータを惰性で動かすこととモータを制動することとの組み合わせの結果として発生する。
【００５２】
一つの形態において、ブレーキが、適用されて、変換器の圧力が呼気サイクル用に新しく設定された圧力と同一になるまで解放されない。吸気が開始するときにブレーキがオンである場合には（すなわち、呼吸流量、Ｒf＞ＨTH）、ブレーキが解放され、設定された圧力は、ＣＰＡＰ処置圧力へ戻される。
【００５３】
状態機械を使用して、ブレーキをオン／オフサイクルにおいて適用し、設定された圧力に至る期間をより早くした。
【００５４】
スイッチブレーキの適用は、大きい圧力低下及び小さい圧力低下にわたる制動を考慮することによって、さらに改良することができる。
【００５５】
圧力減少を達成するためのアルゴリズムは、下記の通りである。
１）ゼロ交差を検出する。
２）目標圧力＝（処置圧力−選択された減圧）を設定する。
３）圧力エラー＝現在の圧力−目標圧力を計算する。
４）圧力エラー≧閾値、である間、好ましいデューティサイクルでモータを制動する。
【００５６】
一つの形態において、ディザ制動（dithered braking）を使用し、すなわち、短いバースト、例えば２５〜５０％、好ましくは３３％のデューティサイクルで、モータを制動する（例えば、１０ミリ秒ブレーキオン、２０ミリ秒ブレーキオフ）。必要な減圧を達成するのに必要なデューティサイクルのサイズは、慣性の関数である。上述のようなモータ及びインペラーの組み合わせでは、より短いデューティサイクル、例えば１０％の使用は、所望の時間内に所望の減圧を達成するようにモータを減速するには不十分である。しかしながら、より低い慣性のモータ及びインペラーでは、１０％デューティサイクルで所望の減圧を達成することが可能となり得る。さらに、好ましいモータ及びインペラーでは、約５０％を超えるデューティサイクルの使用が圧力スパイクを生じさせる可能性がある一方、他のモータ及びインペラーが使用されるときには、５０％を超えるデューティサイクルを使用することが可能となり得る。図４は、ブレーキングが３３％のデューティサイクルを有するときの装置の応答を示す。
【００５７】
閾値のサイズは、モータを制動するのに使用されるデューティサイクルに依存する。３３％デューティサイクルで、閾値は０．５〜０．９ｃｍＨ２Ｏに設定され、好ましくは０．５ｃｍＨ２Ｏである。２５％デューティサイクルで、０．２〜０．７ｃｍＨ２Ｏの範囲の閾値が使用され、５０％デューティサイクルで、０．８〜１．４ｃｍＨ２Ｏの範囲の閾値が使用される。
【００５８】
より低い速度から治療圧力を提供するのに十分な速度へモータを加速するには有限の時間を要するので、より低い「快適」圧力から処置圧力へ圧力を上昇することにもまた有限の時間を必要とする。時間の遅延は、患者とブロワとの間の同調性の低下を招く。本発明のこの形態においては、吸気の開始が検出されるまで待つ代わりに（例えば、負から正の信号に変わる流量信号によって）、吸気が発生する時間を予測する試みがなされ、圧力の上昇を調整して同調性を維持する。
【００５９】
本発明者の発明の一つの形態においては、図５に示されるように、ネガティブピークデテクタを使用して、圧力が呼気サイクルの頂点で上昇し始めることを可能にし、吸気サイクルが開始する前に処置圧力の送出が安定することを可能にする。この方法は、先に記載した低い閾値を使用し、高い閾値はネガティブピークデテクタに置き換えられる。
【００６０】
本発明者の発明の別の形態においては、下記の方法を使用して、誤ったネガティブピークを排除するように試みる。流量の移動平均は、１０ミリ秒離れて間隔をおいた三つの点から計算される。ヒステリシス閾値が、移動平均に適合されてもよい。この実施形態は、ピーク検出アルゴリズムにおける閾値を修正することによって、または、ネガティブピークを見出すために取られたアプローチを修正する（例えば、フィルタリングして微分を計算する）ことによって、改良することができる。ネガティブピークは、例えば、「Ｍｉｎｉｍｉｚａｉｔｏｎ ｏｒ Ｍａｘｉｍｉｚａｉｔｏｎ ｏｆ Ｆｕｎｃｔｉｏｎｓ」第１０章、Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ Ｒｅｃｉｐｅｓ、Ｗ．Ｈ． Ｐｒｅｓｓら、１９８６、Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｐｒｅｓｓ、ＩＳＢＮ０５２１３０８１１９にあるもの等の、最小値を検出するための技術を使用して検出することもできる。
【００６１】
他の技術を使用して、吸気が発生する時間を予測し、圧力の上昇を調整し、同調性を維持してもよい。例えば、本発明の別の形態においては、平均呼気サイクル持続時間ｔdは、流量の連続したゼロ交差、及び、より低い「快適」圧力から治療圧力ｔpへの圧力の上昇に必要な時間から計算される。呼気が検出されると、タイマーｔeが、呼気の開始以降の時間を計算する。より低い速度からより高い速度へのモータの加速は、ｔe＝ｔd−ｔpであるときに開始される。
【００６２】
惰性運動中の圧力低下の速度は、惰性運動の開始直前の吸気圧力に依存し得る。例えば、１５ｃｍＨ２Ｏの吸気圧力から、３ｃｍＨ２Ｏの圧力の低下が、約１秒内に発生してもよい。図１０を参照されたい。対照的に、１０ｃｍＨ２Ｏの吸気圧力から、３ｃｍＨ２Ｏの圧力の低下が、約２秒内に発生してもよい。図１１を参照されたい。したがって、本発明の実施形態によれば、呼気圧力緩和の調整可能な速度を達成するための手段が提供される。
【００６３】
発生する減圧が調整可能な量によって限定される本発明の利点は、この限定が、適切なＣＯ2ウォシュアウト及び／又は開いた気道の維持を確実にすることである。例えば、呼気減圧が純粋に呼気流量に依存するＣＰＡＰシステムにおいては、呼気中のＣＰＡＰ圧力は、適切なＣＯ2ウォシュアウトを確実にするのに必要な圧力、一般に約４ｃｍＨ２Ｏより下に落ちることもある。したがって、米国特許第５，５３５，７３８号に記載のもの等の装置、または、Ｒｅｓｐｉｒｏｎｉｃｓ Ｉｎｃ．のＣ−Ｆｌｅｘモード付ＢｉＰＡＰベンチレータに改良を行うことができ、当該改良においては、サイクルの呼気部分中に、圧力が、呼気流量に従うことができるが、閾値へ低下するだけであってもよい。したがって、患者インタフェース圧力が、十分なＣＯ2ウォシュアウトを確実にするために且つ／又は開いた上部気道を維持するために適切な圧力より下に落ちることは絶対にない。
【００６４】
本発明の惰性運動技術は、今までのところ、反復治療サイクルの管理中に適用されるものとして記載されている。しかし、この技術には少なくとも二つの他の用途がある。一つは、多くのＣＰＡＰ治療機械で利用可能なランプフェーズ特徴中にあり、患者が眠ろうと試みるときに、マスク圧力はランプフェーズ中に治療圧力へ向けて徐々に増える。米国特許第５，１９９，４２４号、第５，５２２，３８２号及び第６，７０５，３５１号を参照されたい。例えば、ランプフェーズ中に、吸気圧力がサイクルの間（サイクルからサイクルへ増加している間）一定であってもよい。しかし、呼気圧力はサイクルからサイクルへ増加していてもよく、呼気圧力は本発明の教示にしたがって惰性で動いているモータ又はブロワロータによって制御されてもよい。ランプフェーズの最後には、すなわち、治療圧力に達すると、惰性運動技術を無効にすることも可能である。治療ＣＰＡＰ圧力レベルへの滑らかな遷移を達成するように、惰性運動技術のランプフェーズの最後を徐々にテーパー化（taper）することが適切であるとも考えられる。このテーパリングは、連続呼吸に対して呼気と吸気の間の圧力差を徐々に減少することによって発生するものである。好ましくは、これは、ランプフェーズの最後に発生し、約１５平均の呼吸に等しい。このテーパリングは、患者の障害を減少し患者の快適さを促進するよう意図されている。
【００６５】
ランプフェーズの最後に惰性運動技術を無効にすることによって、患者には、眠ろうとしている間に（すなわち、ランプフェーズ中に）最大の快適さが提供され、睡眠中に（すなわち、治療フェーズ中に）臨床的に決定された治療圧力に惰性運動技術が干渉することはない。同様に、本発明の惰性運動技術は、ＲｅｓＭｅｄ ＡｕｔｏＳｅｔ（登録商標） ＳＰＩＲＩＴ ＣＰＡＰ装置とともに利用可能な自動滴定気道陽圧（ＡＰＡＰ）の「整定時間（settling time）」フェーズ中に使用することが可能である。「整定時間」フェーズ中に、一定であるが低いマスク圧力が提供されて、患者が眠りに陥ることができるようなる。「整定時間」の最後に、ＡＰＡＰは患者に、処置アルゴリズムによって適切に決定された可変治療処置圧力を提供する。「整定時間」中のみに本発明の惰性で動く惰性運動技術を適用することによって、患者の快適さは、睡眠への遷移中に高められ、実際の治療を危うくすることはない。当然ながら、患者インタフェース圧力が「整定時間」フェーズ用に設定された低い圧力よりも下になることが臨床的に望ましくないとみなされる場合には、そのフェーズ中に惰性運動技術を作動させないことが適切である。あるいは、整定時間フェーズ圧力は、惰性運動技術が有効になるのに十分であるレベルで設定されてもよいが、呼気中の圧力を、所定の臨床的に容認可能なレベルよりも低いレベルへ低下しない。ＣＰＡＰのランプフェーズの最後に、又はＡＰＡＰの「整定時間」の最後に惰性運動技術を無効にすることは、治療フェーズ中に惰性運動が誘発した不十分な圧力サポート、又は不十分なＣＯ2ウォシュアウトの発生を回避する。
【００６６】
本発明は特定の実施形態を参照して記載されているが、これらの実施形態は、本発明の原理の適用を単に例示するだけである。本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、多数の修正が行われてもよく、他の仕組みが考案されてもよい。例えば、例示的な実施形態において、吸気と呼気との間の遷移を決定するために流量信号が使用されるが、他の信号、例えば圧力が、使用されてもよい。信号の組み合わせ、例えば流量及びエフォートが使用されてよく、惰性運動が、患者インタフェース圧力の揺れを制御し、又は減少するために、使用されてもよい。
【符号の説明】
【００６７】
１０…モータ、１２…インペラー、１４…コントローラ、１６…空気送出コンジット、１８…患者インタフェース、２０…インタフェース、２２…ディスプレイ、２４…モータコントローラ、２８…流量センサ、３０…圧力センサ、３２，３４…センサ、３６…ボリュート。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
前記患者インタフェースに提供される前記呼吸可能な空気の流量信号を求めるセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
前記センサによって求められる前記流量信号に基づいて前記吸気フェーズが発生するときを予測し、前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項２】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの開始の検出の前に、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加を開始する、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記快適な圧力から前記治療圧力に前記圧力を増加させる、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの頂点を検出することによって前記吸気フェーズの開始を決定し、次いで前記治療圧力に前記圧力を上昇させるように構成されたネガティブピーク検出器を含む、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記ネガティブピーク検出器は、前記患者の呼吸サイクルの間において前記流量信号の移動平均を求め、ヒステリシスを流量の前記移動平均に適合させる、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記ネガティブピーク検出器は、前記流量信号をフィルタリングし、前記流量の微分を計算する、請求項４に記載の装置。
【請求項７】
前記同調手段は、平均呼気フェーズ持続時間ｔｄ、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加に必要な時間ｔｐ、及び、前記呼気フェーズの開始からの時間を記録するタイマーｔｅを求める手段を含み、前記モータは、ｔｅ＝ｔｄ−ｔｐであるときに前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を開始するように加速される、請求項１に記載の装置。
【請求項８】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
前記患者インタフェースに提供される前記呼吸可能な空気の流量信号を求めるセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
前記センサによって求められる前記流量信号に基づいて前記呼気フェーズが発生するときを予測し、前記治療圧力から前記快適な圧力への圧力の減少を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項９】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの開始の検出の前に、前記治療圧力から前記快適な圧力への前記圧力の減少を開始する、請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記治療圧力から前記快適な圧力に前記圧力を減少させる、請求項８に記載の装置。
【請求項１１】
無呼吸の存在を検出する検出器を更に備え、無呼吸の検出時に、前記同調手段は、該検出器が前記無呼吸の休止を検出するまで、圧力の減少を中断する、請求項８に記載の装置。
【請求項１２】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
患者のエフォートを求めるセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
前記センサによって求められる前記患者のエフォートに基づいて前記吸気フェーズが発生するときを予測し、前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項１３】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの開始の検出の前に、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加を開始する、請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記快適な圧力から前記治療圧力に前記圧力を増加させる、請求項１２に記載の装置。
【請求項１５】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの頂点を検出することによって前記吸気フェーズの開始を決定し、次いで前記治療圧力に前記圧力を上昇させるように構成されたネガティブピーク検出器を含む、請求項１２に記載の装置。
【請求項１６】
前記ネガティブピーク検出器は、前記患者の呼吸サイクルの間において流量信号の移動平均を求め、ヒステリシスを流量の前記移動平均に適合させる、請求項１５に記載の装置。
【請求項１７】
前記ネガティブピーク検出器は、流量信号をフィルタリングし、前記流量の微分を計算する、請求項１５に記載の装置。
【請求項１８】
前記同調手段は、平均呼気フェーズ持続時間ｔｄ、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加に必要な時間ｔｐ、及び、前記呼気フェーズの開始からの時間を記録するタイマーｔｅを求める手段を含み、前記モータは、ｔｅ＝ｔｄ−ｔｐであるときに前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を開始するように加速される、請求項１２に記載の装置。
【請求項１９】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
患者のエフォートを検知するセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
検知される前記患者のエフォートに基づいて前記呼気フェーズが発生するときを予測し、前記治療圧力から前記快適な圧力への圧力の減少を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項２０】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの開始の検出の前に、前記治療圧力から前記快適な圧力への前記圧力の減少を開始する、請求項１９に記載の装置。
【請求項２１】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記治療圧力から前記快適な圧力に前記圧力を減少させる、請求項１９に記載の装置。
【請求項２２】
無呼吸の存在を検出する検出器を更に備え、無呼吸の検出時に、前記同調手段は、該検出器が前記無呼吸の休止を検出するまで、圧力の減少を中断する、請求項１９に記載の装置。
【請求項２３】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
前記患者インタフェースにおいて圧力を求めるセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
前記センサによって求められる前記患者インタフェースにおける前記圧力に基づいて前記吸気フェーズが発生するときを予測し、前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項２４】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの開始の検出の前に、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加を開始する、請求項２３に記載の装置。
【請求項２５】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記快適な圧力から前記治療圧力に前記圧力を増加させる、請求項２３に記載の装置。
【請求項２６】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの頂点を検出することによって前記吸気フェーズの開始を決定し、次いで前記治療圧力に前記圧力を上昇させるように構成されたネガティブピーク検出器を含む、請求項２３に記載の装置。
【請求項２７】
前記ネガティブピーク検出器は、前記患者の呼吸サイクルの間において流量信号の移動平均を求め、ヒステリシスを流量の前記移動平均に適合させる、請求項２６に記載の装置。
【請求項２８】
前記ネガティブピーク検出器は、流量信号をフィルタリングし、前記流量の微分を計算する、請求項２６に記載の装置。
【請求項２９】
前記同調手段は、平均呼気フェーズ持続時間ｔｄ、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加に必要な時間ｔｐ、及び、前記呼気フェーズの開始からの時間を記録するタイマーｔｅを求める手段を含み、前記モータは、ｔｅ＝ｔｄ−ｔｐであるときに前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を開始するように加速される、請求項２３に記載の装置。
【請求項３０】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
前記患者インタフェースにおける圧力を検知するセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
検知される前記患者インタフェースにおける前記圧力に基づいて前記呼気フェーズが発生するときを予測し、前記治療圧力から前記快適な圧力への圧力の減少を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項３１】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの開始の検出の前に、前記治療圧力から前記快適な圧力への前記圧力の減少を開始する、請求項３０に記載の装置。
【請求項３２】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記治療圧力から前記快適な圧力に前記圧力を減少させる、請求項３０に記載の装置。
【請求項３３】
無呼吸の存在を検出する検出器を更に備え、無呼吸の検出時に、前記同調手段は、該検出器が前記無呼吸の休止を検出するまで、圧力の減少を中断する、請求項３０に記載の装置。
【請求項１】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
前記患者インタフェースに提供される前記呼吸可能な空気の流量信号を求めるセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
前記センサによって求められる前記流量信号に基づいて前記吸気フェーズが発生するときを予測し、前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項２】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの開始の検出の前に、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加を開始する、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記快適な圧力から前記治療圧力に前記圧力を増加させる、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの頂点を検出することによって前記吸気フェーズの開始を決定し、次いで前記治療圧力に前記圧力を上昇させるように構成されたネガティブピーク検出器を含む、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記ネガティブピーク検出器は、前記患者の呼吸サイクルの間において前記流量信号の移動平均を求め、ヒステリシスを流量の前記移動平均に適合させる、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記ネガティブピーク検出器は、前記流量信号をフィルタリングし、前記流量の微分を計算する、請求項４に記載の装置。
【請求項７】
前記同調手段は、平均呼気フェーズ持続時間ｔｄ、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加に必要な時間ｔｐ、及び、前記呼気フェーズの開始からの時間を記録するタイマーｔｅを求める手段を含み、前記モータは、ｔｅ＝ｔｄ−ｔｐであるときに前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を開始するように加速される、請求項１に記載の装置。
【請求項８】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
前記患者インタフェースに提供される前記呼吸可能な空気の流量信号を求めるセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
前記センサによって求められる前記流量信号に基づいて前記呼気フェーズが発生するときを予測し、前記治療圧力から前記快適な圧力への圧力の減少を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項９】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの開始の検出の前に、前記治療圧力から前記快適な圧力への前記圧力の減少を開始する、請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記治療圧力から前記快適な圧力に前記圧力を減少させる、請求項８に記載の装置。
【請求項１１】
無呼吸の存在を検出する検出器を更に備え、無呼吸の検出時に、前記同調手段は、該検出器が前記無呼吸の休止を検出するまで、圧力の減少を中断する、請求項８に記載の装置。
【請求項１２】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
患者のエフォートを求めるセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
前記センサによって求められる前記患者のエフォートに基づいて前記吸気フェーズが発生するときを予測し、前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項１３】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの開始の検出の前に、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加を開始する、請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記快適な圧力から前記治療圧力に前記圧力を増加させる、請求項１２に記載の装置。
【請求項１５】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの頂点を検出することによって前記吸気フェーズの開始を決定し、次いで前記治療圧力に前記圧力を上昇させるように構成されたネガティブピーク検出器を含む、請求項１２に記載の装置。
【請求項１６】
前記ネガティブピーク検出器は、前記患者の呼吸サイクルの間において流量信号の移動平均を求め、ヒステリシスを流量の前記移動平均に適合させる、請求項１５に記載の装置。
【請求項１７】
前記ネガティブピーク検出器は、流量信号をフィルタリングし、前記流量の微分を計算する、請求項１５に記載の装置。
【請求項１８】
前記同調手段は、平均呼気フェーズ持続時間ｔｄ、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加に必要な時間ｔｐ、及び、前記呼気フェーズの開始からの時間を記録するタイマーｔｅを求める手段を含み、前記モータは、ｔｅ＝ｔｄ−ｔｐであるときに前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を開始するように加速される、請求項１２に記載の装置。
【請求項１９】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
患者のエフォートを検知するセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
検知される前記患者のエフォートに基づいて前記呼気フェーズが発生するときを予測し、前記治療圧力から前記快適な圧力への圧力の減少を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項２０】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの開始の検出の前に、前記治療圧力から前記快適な圧力への前記圧力の減少を開始する、請求項１９に記載の装置。
【請求項２１】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記治療圧力から前記快適な圧力に前記圧力を減少させる、請求項１９に記載の装置。
【請求項２２】
無呼吸の存在を検出する検出器を更に備え、無呼吸の検出時に、前記同調手段は、該検出器が前記無呼吸の休止を検出するまで、圧力の減少を中断する、請求項１９に記載の装置。
【請求項２３】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
前記患者インタフェースにおいて圧力を求めるセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
前記センサによって求められる前記患者インタフェースにおける前記圧力に基づいて前記吸気フェーズが発生するときを予測し、前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項２４】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの開始の検出の前に、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加を開始する、請求項２３に記載の装置。
【請求項２５】
前記同調手段は、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記快適な圧力から前記治療圧力に前記圧力を増加させる、請求項２３に記載の装置。
【請求項２６】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの頂点を検出することによって前記吸気フェーズの開始を決定し、次いで前記治療圧力に前記圧力を上昇させるように構成されたネガティブピーク検出器を含む、請求項２３に記載の装置。
【請求項２７】
前記ネガティブピーク検出器は、前記患者の呼吸サイクルの間において流量信号の移動平均を求め、ヒステリシスを流量の前記移動平均に適合させる、請求項２６に記載の装置。
【請求項２８】
前記ネガティブピーク検出器は、流量信号をフィルタリングし、前記流量の微分を計算する、請求項２６に記載の装置。
【請求項２９】
前記同調手段は、平均呼気フェーズ持続時間ｔｄ、前記快適な圧力から前記治療圧力への前記圧力の増加に必要な時間ｔｐ、及び、前記呼気フェーズの開始からの時間を記録するタイマーｔｅを求める手段を含み、前記モータは、ｔｅ＝ｔｄ−ｔｐであるときに前記快適な圧力から前記治療圧力への圧力の増加を開始するように加速される、請求項２３に記載の装置。
【請求項３０】
吸気フェーズ及び呼気フェーズを含む患者の呼吸サイクルを通じて該患者に呼吸可能な空気を送出する装置であって、
ボリュート内でインペラーを回転させるように構成された電気モータを有するブロワと、
患者インタフェースと、
呼吸可能な空気を前記ブロワから前記患者インタフェースに送出するように設けられた空気送出導管と、
前記患者インタフェースにおける圧力を検知するセンサと、
前記患者インタフェースへの呼吸可能な空気の送出の圧力を、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間における快適な圧力と、前記吸気フェーズの少なくとも一部の期間における治療圧力との間において制御するコントローラと、
検知される前記患者インタフェースにおける前記圧力に基づいて前記呼気フェーズが発生するときを予測し、前記治療圧力から前記快適な圧力への圧力の減少を調整して、前記ブロワと前記患者の呼吸サイクルの間の同調を維持する同調手段と、
を備える装置。
【請求項３１】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの開始の検出の前に、前記治療圧力から前記快適な圧力への前記圧力の減少を開始する、請求項３０に記載の装置。
【請求項３２】
前記同調手段は、前記呼気フェーズの少なくとも一部の期間において、前記治療圧力から前記快適な圧力に前記圧力を減少させる、請求項３０に記載の装置。
【請求項３３】
無呼吸の存在を検出する検出器を更に備え、無呼吸の検出時に、前記同調手段は、該検出器が前記無呼吸の休止を検出するまで、圧力の減少を中断する、請求項３０に記載の装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６ａ】
【図６ｂ】
【図６ｃ】
【図６ｄ】
【図７ａ】
【図７ｂ】
【図７ｃ】
【図７ｄ】
【図７ｅ】
【図７ｆ】
【図８ａ】
【図８ｂ】
【図８ｃ】
【図８ｄ】
【図９ａ】
【図９ｂ】
【図９ｃ】
【図１０】
【図１１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６ａ】
【図６ｂ】
【図６ｃ】
【図６ｄ】
【図７ａ】
【図７ｂ】
【図７ｃ】
【図７ｄ】
【図７ｅ】
【図７ｆ】
【図８ａ】
【図８ｂ】
【図８ｃ】
【図８ｄ】
【図９ａ】
【図９ｂ】
【図９ｃ】
【図１０】
【図１１】
【公開番号】特開２０１３−３９４０６（Ｐ２０１３−３９４０６Ａ）
【公開日】平成２５年２月２８日（２０１３．２．２８）
【国際特許分類】
【外国語出願】
【出願番号】特願２０１２−２３３７３１（Ｐ２０１２−２３３７３１）
【出願日】平成２４年１０月２３日（２０１２．１０．２３）
【分割の表示】特願２０１０−２２８７３７（Ｐ２０１０−２２８７３７）の分割
【原出願日】平成１６年６月１８日（２００４．６．１８）
【出願人】（５０００４６４５０）レスメド・リミテッド (192)
【氏名又は名称原語表記】ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ
【公開日】平成２５年２月２８日（２０１３．２．２８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−２３３７３１（Ｐ２０１２−２３３７３１）
【出願日】平成２４年１０月２３日（２０１２．１０．２３）
【分割の表示】特願２０１０−２２８７３７（Ｐ２０１０−２２８７３７）の分割
【原出願日】平成１６年６月１８日（２００４．６．１８）
【出願人】（５０００４６４５０）レスメド・リミテッド (192)
【氏名又は名称原語表記】ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ
[ Back to top ]