(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
瞬間呼吸気流の測定を行うための手段と、
上記瞬間呼吸気流の変化速度の測定を行うための手段と、
上記呼吸気流及び呼吸気流の変化速度から、複数の大きさファジー集合及び変化速度ファジー集合のそれぞれにおけるメンバーシップの度合を算出する手段と、
少なくとも上記大きさファジー集合及び変化速度ファジー集合から、複数の相ファジー集合のそれぞれにおけるメンバーシップの度合を算出するために複数のファジー推論規則を適用する手段と、
非ファジー化において、上記複数の相ファジー集合における算出されたメンバーシップの度合から瞬間相を算出する手段とを備える、連続変数として被験者の呼吸サイクルでの相を算出するための装置。
【請求項２】
上記ファジー推論規則の１つは、被験者の予定された呼吸速度に等しい一定速度で相が増加するということを推論するものであることを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項３】
上記ファジー推論規則の１つは、被験者の観測された平均呼吸速度に等しい一定速度で相が増加するということを推論するものであることを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項４】
上記瞬間呼吸気流の測定手段は、標準気流値で除するという正規化手順を含むことを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項５】
上記正規化手順は、瞬間呼吸気流の測定値を被験者のローパスフィルター処理された瞬間呼吸気流で除することであることを特徴とする、請求項４記載の装置。
【請求項６】
上記正規化手順は、瞬間呼吸気流の測定値を標準気流値で除することであることを特徴とする、請求項４記載の装置。
【請求項７】
上記標準気流値は目標換気値から算出されることを特徴とする、請求項６記載の装置。
【請求項８】
瞬間呼吸気流の変化速度の測定手段は、標準気流値で除するという正規化手順を含むことを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項９】
上記正規化手順は、目標分時換気値及び目標呼吸周波数の少なくとも１つを利用することを特徴とする、請求項８記載の装置。
【請求項１０】
正規化された呼吸気流が正規化手順によって算出され、上記ファジー推論規則の１つは、正規化された呼吸気流がファジー推論規則においてゼロであり且つ速く増加するならば、相が吸気の開始状態にあることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項１１】
正規化された呼吸気流が正規化手順によって算出され、上記ファジー推論規則の１つは、正規化された呼吸気流がファジー推論規則において大きく正で且つ安定しているならば、相が吸気の中間状態にあることを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項１２】
正規化された呼吸気流が正規化手順によって算出され、上記ファジー推論規則の１つは、正規化された呼吸気流がファジー推論規則においてゼロであり且つ速く減少するならば、相が吸気の終了状態にあることを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項１３】
正規化された呼吸気流が正規化手順によって算出され、上記ファジー推論規則の１つは、正規化された呼吸気流がファジー推論規則において大きく負であり且つ安定しているならば、相が呼気のピーク状態にあることを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項１４】
正規化された呼吸気流が正規化手順によって算出され、上記ファジー推論規則の１つは、正規化された呼吸気流がファジー推論規則においてゼロであり且つ安定してるならば、相が呼気の後期であることを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項１５】
上記瞬間呼吸気流の測定手段は、測定システムから漏れ出た気流リークに対して呼吸気流の測定値を修正することを含むことを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項１６】
上記ファジー推論規則の少なくとも２つは、
典型的な予定された流れ対時間の波形ｆ（ｔ）を構築することと、
流れ対時間の波形ｆ（ｔ）においてＮ個の特徴Fi（ｉ＝１〜Ｎ）を同定することと、各特徴Fiに対して、上記特徴を示す呼吸サイクルでの相Φｉを決定することと、
各特徴Fiに対して、メンバーシップ関数が呼吸気流の関数であるファジー集合Miと、そのメンバーシップ関数が上記瞬間呼吸気流の変化速度の測定値の関数であるファジー集合Ciであって、他の全ての特徴に近いポイントに対するものより、その相が上記特徴Fiに特徴的である典型的な予定された波形の上のポイントに対して、ファジー交差Mi  AND  Ciが大きい方であるように選ばれたファジー集合Ciとを規定することと、
流れがMiであり、且つ流れの変化速度がCiであるならば、相＝Φｉであるように、同定された特徴Fiに対してファジー推論規則Riをセットとすることからなることを特徴とする、請求項１記載の装置。
【請求項１７】
上記同定された特徴は、典型的な予想された流れ対時間の波形のゼロ交差、ピーク、屈曲点、又は高原部を含むことを特徴とする請求項16記載の装置。
【請求項１８】
瞬間呼吸気流の測定手段は、瞬間呼吸気流の測定値をローパスフィルター処理することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項１９】
ローパルフィルターの時定数は、呼吸サイクルの長さの測定値の増加関数であることを特徴とする請求項18記載の装置。
【請求項２０】
患者の呼吸気流をローパスフィルター処理することによって導入されたあらゆる相遅延を直すために、相の値を修正することを特徴とする請求項18記載の装置。
【請求項２１】
算出された瞬間相は、相の変化率を与えるために微分すること及び平均呼吸速度を与えるためにローパスフィルター処理することによりさらに処理されることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項２２】
上記ファジー推論規則は、瞬間相の予測に対してそれぞれの予期された信頼性を増加させる重み付けを有することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項２３】
ある１つのファジー推論規則は相の変化率が被験者の予定された呼吸速度に等しいということであり、他のファジー推論規則は相が瞬間呼吸気流の関数であることに基づいていることであり、他のファジー推論規則に対するある１つのファジー推論規則の重み付けは多量のリークの場合に増加することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項２４】
ある１つのファジー推論規則は相の変化率が被験者の予定された呼吸速度に等しいということであり、他のファジー推論規則は相が瞬間呼吸気流の関数であることに基づいていることであり、他のファジー推論規則に対するある１つのファジー推論規則の重み付けは急速に変化するリークの場合に増加することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項２５】
ある１つのファジー推論規則は相の変化率が被験者の予定された呼吸速度に等しいということであり、他のファジー推論規則は相が瞬間呼吸気流の関数であることに基づいていることであり、他のファジー推論規則に対するある１つのファジー推論規則の重み付けは被験者が指定された目標換気より少なく呼吸する場合に増加することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項２６】
ある１つのファジー推論規則は、流れがゼロであり且つ安定しているならば、相が呼気の後期であり、他のファジー推論規則に対する上記規則の重み付けは被験者が指定された目標換気より少なく呼吸するときには減少することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項２７】
ある１つのファジー推論規則は、流れが吸気の方向にあり且つ現在の相が呼気であるならば、該相が吸気の前期であることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項２８】
ある１つのファジー推論規則は、流れが呼気の方向にあり且つ現在の相が吸気であるならば、該相が呼気の前期であることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項２９】
ある１つのファジー推論規則は、流れがスイッチ正であり且つ現在の相が呼気であるならば、該相が吸気の前期であることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項３０】
ある１つのファジー推論規則は、流れがスイッチ負であり且つ現在の相が吸気であるならば、該相が呼気の前期であることを特徴とする請求項１記載の装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は、被験者の呼吸の必要性に調和した換気補助を提供するための方法及び装置に関する。換気補助は、自発呼吸又は非自発呼吸しているか、又はこれらの呼吸状態の間を動いている被験者に対するものである。本発明は、特に睡眠している間、長期の換気補助を必要とする自発呼吸している被験者に特に適切であるが、これに限定されない。
背景技術
ひどい肺の病気、胸壁の病気、神経筋疾患、又は呼吸制御の病気にかかった被験者は、入院して機械的換気補助を必要とし、次に、特に睡眠している間、長期の家庭の機械的換気補助を必要とする。人工呼吸器は、吸気の間が高い圧力で、呼気の間が低い圧力で、ノーズマスクのようなインタフェースを通して、被験者に酸素リッチな空気又は空気を供給する。
目がさめた状態、及び、眠るのを待っている間、被験者の換気パターンは、速度及び深さが変化する。最も既知の換気デバイスは、マスク圧力の振幅及び相が被験者の自発的努力と正確に調和しておらず、不快状態又はパニック状態になってしまう。非同期の量が大きいと、デバイス効率が低減する。睡眠している間、被験者の気道、呼吸の筋肉、及び胸壁の仕組みと同様に呼吸の神経制御が変化して、実質的に増大した換気サポートが必要になる。したがって、デバイスがサポートの度合を自動的に調節することができない限り、送出圧力の振幅は、睡眠の間では不十分であるか、又は、目がさめた状態で過大であるに違いない。このことが、例えば、肥満の低換気症候群シンドロームのような、中枢神経系の低換気症候群の呼吸制御異常を持った被験者で特に重要である。あるいは、不十分な化学受容体駆動があり、ひどい心不全や発作のある患者のようなチェーンストークス呼吸には特に重要である。そこでは過大又は不安定な化学受容体駆動がある。
さらに、睡眠の間、マスクと被験者との間ですなわち被験者の口で、これが自由にしたままであるならば、必然的に大きいリークがある。そのようなリークは、被験者の必要性に対して機械が努力する相及び大きさに調和させる際にエラーを悪化させ、口からのリークの場合、換気サポートの効果を低減する。
理想的には、換気補助デバイスは、以下の目標について同時に対処しなければならない。
（ｉ）被験者が起きており、実質的な換気努力を行っている間、供給された補助は、患者の努力及び相と密接に調和しなければならない。
（ii）機械は、被験者の化学反射に完全に依存することなく、少なくとも指定された最小換気を維持するために補助の度合を自動的に調節しなければならない。
（iii）それは、おおきなリークが存在する際に、正しく動作しなければならない。
最も単純な家庭の人工呼吸器は、一定体積を供給するか、又は２つの一定圧力の間を循環する。それらは、一定速度でそうする、あるいは患者の自発努力、又はその両者によって引き金となる。全てのそのような単純なデバイスは、少なくとも与えられた換気を維持するために補助の度合を調節する目標（ii）に合致することができない。それらは、被験者呼吸の相と密接に調和するという目標（ｉ）に主に合致することができない。時間の定められたデバイスは、被験者の努力と同期しようとしない。引き金となったデバイスは、被験者の努力で呼吸の開始及び終了と同期しようとするが、呼吸の間、被験者の努力に瞬間圧力を調整しようとしない。さらに、引き金となることは、リークが存在すると失敗する傾向があり、このように目標（iii）を失敗する。
少なくとも20年間知られているサーボ−換気装置類が、換気を測定するとともに、補助の度合を調節し、指定されたレベルでまたはそれ以上で、換気を維持する、目標（ii）に合致する。しかし、それらは、上記の理由のために、被験者の自発努力の相と密接に調和する目標（ｉ）に合致することができない。目標（iii）に合致するための試みはなされていない。
比例した補助換気（PAV）は、マジー・ヨウネス博士によって教えられるように（例えば、機械的換気装置の原理と実践、章15において）、所望の換気を達成するために必要な気道圧を最小にしている間に、被験者の抵抗動作と弾力動作を部分的にまたは完全に取り除くために、一呼吸内での時間及び圧力のプロフィールを調整することを目的としている。吸気の半サイクルの間、管理された圧力は、以下の形を取る。
Ｐ（ｔ）＝P0＋R.fRESP（ｔ）＋E.V（ｔ）
ここで、Ｒは気道抵抗のパーセンテージであり、fRESP（ｔ）は時間ｔでの瞬間呼吸気流であり、Ｅは肺と胸壁とのエラスタンスのパーセンテージであり、Ｖ（ｔ）は吸気のスタートから瞬時的現在までの吸気体積である。呼気の半サイクルの間、Ｖ（ｔ）は、ゼロと見なされ、受動の呼気を生み出す。
自発呼吸の間の比例した補助換気の利点は、補助の度合が被験者の即時の必要性とそれらの呼吸パターンとに適合するように自動的に調節され、したがって、自発呼吸をする被験者において快適であるということである。しかしながら、少なくとも２つの重要な不利な点がある。第一に、Ｖ（ｔ）は、吸気のスタートからの時間について、流れを積分したものとして算出される。このように、Ｖ（ｔ）を算出する不利な点は、リークの存在で、リークによる流れの積分したものがＶ（ｔ）の中に含まれ、結果的にＶ（ｔ）を過大に算出し、また、管理された圧力において決定的に増加するということである。これは、被験者を苦しませる。第二に、PAVは被験者の化学受容体反射作用に依存し、動脈の血の構成をモニターし、それによって自発努力のレベルをセットする。PAVデバイスは、この自発努力を増大する。異常な化学受容体反射作用を持った被験者において、自発努力は完全に終わるか、又は、動脈の血流の構成に無関係になり、これらの努力の拡大が不十分な呼吸を生み出す。睡眠の間、既存のチェーンストークス呼吸をしている患者において、PAVは、計画的に被験者の強くなったり弱くなったりしている呼吸努力を拡大し、妨害を過大評価することによって実際に物事を悪くする。このように、PAVは被験者の自発呼吸と同調している補助を与えるという目標（ｉ）に実質的に合致するが、被験者が不十分な化学反射を有するならば、補助の深さを調節するという目標（ii）に合致することができず、満足に目標（iii）に合わない。
このように、上記の目標のそれぞれに合致する既知のデバイスがあるが、全ての目標に同時に合致するデバイスがない。さらに、上記目標のいずれか一つに関する従来技術を改良することは、望ましい。
したがって、本発明は少なくとも部分的に以下の少なくとも１つを達成することである。
（ｉ）換気が目標換気を十分に越えているとき、補助の相及び度合を被験者の自発努力と調和すること。
（ii）完全に被験者の化学反射に依存することなく少なくとも指定された最低の平均換気を維持するために、補助の度合を自動的に調節すること、及び、チェーンストークス呼吸のような自発的換気努力における不安定性を抑制すること。
（iii）突然のリークの効果にいくらかの免除を与えること。
本発明の開示
以下のことにおいて、ファジーメンバーシップ関数は、ゼロと１との間の値を返すものであり、ファジー交差A AND Bが、Ａ及びＢの小さい方であり、ファジー結合A OR Bは、Ａ及びＢの大きい方であり、ファジー否定NOT Aが、１−Ａである。
本発明は、連続変数として呼吸サイクルにおける瞬間相の決定方法を開示する。
本発明は、以下のことを決めるステップを少なくとも含む、呼吸サイクルでの瞬間相を算出する方法をさらに開示する。すなわち、該方法においては、瞬間気流が小さく、早く増加しているならば、それが吸気のスタートの近くにあり、瞬間気流が大きく且つ安定してるならば、それが中間吸気の近くにあり、瞬間気流が小さく早く減少しているならば、それが中間呼気に近くにあり、瞬間気流がゼロであり安定しているならば、それが終端の呼気休止の間にあり、上記の間での中間の気流条件は、対応した中間の相と関連している。
本発明は、０〜１の間で連続的に変化するように、呼吸サイクルでの瞬間相を決める方法をさらに開示する。その方法は、
予想された呼吸の流れ対時間の波形に類似した典型的な流れ対時間の波形ｆ（ｔ）の少なくとも２つの同定可能な特徴FNを選ぶステップと、各々の前記特徴に対して、
重み付けWNを前記相に指定して、前記特徴に対する呼吸サイクルでの相φＮを検査することによって決めるステップと、
メンバーシップ関数が呼吸気流の関数である「大きさ」ファジー集合MNと、そのメンバーシップ関数が呼吸気流の時間微分の関数であって、全ての他の選ばれた特徴に近いポイントに対するものより、その相が前記特徴FNに近い一般化された典型的な呼吸の波形の上のポイントに対して、ファジー交差MN AND CNが大きい方であるように選ばれた「変化速度」ファジー集合CNとを規定するステップと、
流れがMNであり、流れの変化速度がCNであるならば、重み付けWNで相＝φＮであるように、選ばれた特徴FNにファジー推論規則RNをセットするステップと、
リークの訂正された呼吸気流を測定するステップと、
各々の特徴FNに対して、ファジー集合MNとCNでのファジーメンバーシップを算出するステップと、
各々の特徴FNに対して、相がφＮであるファジー集合の度合YN＝MN AND CNを決めるために、ファジー推論規則RNを適用するステップと、
瞬間相φを決めるために相φＮ及び重み付けでWNで、YNを用いて、非ファジー化（defuzzification）手順を適用するステップとを備えている。
好ましくは、同定可能な特徴は、典型的な流れ対時間の波形の０交差、ピーク、屈曲点、又は高原部を含む。さらに、前記重み付けは、１であり、あるいは、特別な特徴の推論の予期された信頼性を反映するように選ばれる。
本発明は、上述したように、連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相を算出する方法をさらに開示する。呼吸気流を算出するステップは、非呼吸ノイズを低減するためにローパスフィルター処理するステップを含み、ローパスフィルターの時定数が呼吸サイクルの長さの算出値の増加関数である。
本発明は、上述したように、連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相を測定する方法をさらに開示する。非ファジー化（defuzzification）ステップが、呼吸気流をローパスフィルター処理するステップに導入されたあらゆる相遅延を訂正することを含む。
本発明は、平均呼吸速度を測定するステップを備えている方法をさらに開示し、
リークの訂正された呼吸気流を測定するステップと、
呼吸気流から、０〜１の間で連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相φを算出し、相の瞬間的な変化率ｄφ/dtを算出するステップと、
前記循環相変化率ｄφ/dtをローパスフィルター処理することにより平均呼吸速度を算出するステップとを備えている。
好ましくは、瞬間相は、上述した方法によって算出される。
本発明は、自発呼吸の被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示し、
領域０〜１の間で及び範囲０〜１で、所望の波形テンプレート関数II（φ）を割り当てるステップと、
０〜１の間での連続変数として呼吸サイクルでの瞬間相φを算出するステップと、
所望の圧力変調振幅Ａを選択するステップと、
前記算出された相φでの波形テンプレート関数II（φ）の値に所望の圧力変調振幅Ａを乗じたものに終端呼気圧力を加えたものとして、所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなる、反復サンプリング間隔で実行されたステップを備える。
本発明は、上述したように、所望の圧力変調振幅を選ぶステップが、一定の振幅である、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
本発明は、上述したように、前記振幅が被験者の一回換気体積の算出値を乗じたエラスタンスと等しい所望の圧力変調振幅を選ぶステップを備える、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
本発明は、上述したように、所望の圧力変調振幅を選ぶステップが、
通常のサイクル時間を与える通常の呼吸速度を指定するステップと、
前記通常の呼吸速度で印加するために予め設定された圧力変調振幅を指定するステップと、
観察されたサイクル時間を与える観察された呼吸速度を算出するステップと、
前記指定されたサイクル時間で除された前記観察されたサイクル時間に前記予め設定された圧力変調振幅を乗じたものとして圧力変調の所望の振幅を算出するステップとからなるサブステップを備える、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法をさらに開示する。
本発明は、呼吸サイクルでの相が被験者の呼吸気流から決められるが、被験者の呼吸が不十分であるというファジー度合であって、呼吸サイクルでの相が予め設定された速度で増加するように、被験者が適切に換気されるというファジー度合を決めるステップと、前記相の関数としてマスク圧力をセットするステップとを少なくとも含む、自発呼吸をする被験者における換気補助を与える方法をさらに開示する。
本発明は、呼吸気流を測定するステップと、気流から決められるが、呼吸サイクルでの相が正確に決定されることなく、相が予め設定された速度で増加するように、呼吸サイクルでの瞬間相が被験者の呼吸気流から決められる度合を決めるステップと、前記相の関数として圧力を供給するステップとからなるステップを備える、自発呼吸をする被験者における換気補助を与える方法をさらに開示する。
本発明は、被験者の瞬間吸気体積を算出するための方法であって、突然にリークを変える条件下で暴走することなく実質的に使用できる方法をさらに開示する。すなわち、該方法は、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記訂正呼吸気流が、予想よりも長い間大きく正であるか、または予想よりも長い間大きく負であるというファジー度合に等しい。０〜１に変化する指数Ｊを算出するステップと、
吸気のスタートを同定するステップと、
吸気のスタートから、前記指数Ｊのファジー否定を乗じた前記訂正呼吸気流を時間で積分したものとして瞬間吸気体積を算出するステップとからなるステップを備えている。
本発明は、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供する方法「Ａ」をさらに開示する。その方法は、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記呼吸気流が予想より大きく正であるか、又は予想より大きく負であるというファジー度合に等しい。０〜１で変化する指数Ｊを算出するステップと、
前記指数Ｊのファジー否定を乗じた前記呼吸気流に等しい修正気流を算出するステップと、
呼吸サイクルでの相を同定するステップと、
時間に対して前記修正気流の積分したものとして瞬間吸気体積を算出し、該積分が呼吸サイクルの呼気部分間でゼロに保たれるステップと、
少なくとも前記瞬間吸気体積の関数として所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなり、反復サンプリング間隔で実行される、ステップを備えている。
本発明は、自発呼吸をする被験者での換気補助を提供するための方法「Ｂ」をさらに開示し、
リークのために大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
前記呼吸気流が予想より大きく正であるか又は予想より大きく負であるというファジー度合に等しい０〜１で変化する指数Ｊを算出するステップと、
呼吸サイクルでの相を同定するステップと、
前記指数Ｊのファジー否定を乗じた呼吸気流に等しい修正呼吸気流を算出するステップと、
時間に関して前記修正気流を積分したものとして瞬間吸気体積を算出し、該積分が呼吸サイクルの呼気の部分間でゼロに保たれるステップと、
呼気の圧力に、瞬間呼吸気流で乗じた抵抗を加え、呼吸気流の絶対値を乗じた呼吸気流を乗じた非線形抵抗を加え、前記調節された瞬間吸気体積を乗じたエラスタンスを加えて、所望の瞬間送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を所望の送出圧力にセットするステップとからなるステップを備えている。
本発明は、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法「Ｃ」をさらに開示し、
領域０〜１の間で及び範囲０〜１で所望の波形テンプレート関数II（φ）を記述するステップと、
リークに対して大略訂正された呼吸気流を決めるステップと、
呼吸気流が予想より大きく正であるか、又は予想より大きく負であるというファジー度合に等しい０〜１に変化する指数Ｊを算出するステップと、
指数Ｊの最近のピークに等しいJPEAKを算出するステップと、
呼吸サイクルでの瞬間相を算出するステップと、
指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれた、圧力変調の所望の振幅を算出するステップと、
終端呼気の圧力に、前記算出された相φでの波形テンプレート関数II（φ）の値を乗じた算出された圧力変調振幅Ａを加えて、所望の送出圧力を算出するステップと、
被験者に対する送出圧力を前記所望の瞬間送出圧力にセットするステップとからなるステップを備えている。
本発明は、上述したように、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法をさらに開示する。すなわち、圧力変調の所望の振幅を算出するステップが指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれ、
目標呼吸速度で除された目標換気の二倍に等しい目標気流を算出するステップと、
目標気流を差し引いたローパスフィルター処理された瞬間呼吸気流の絶対値に等しい誤差項を導くステップと、
利得を乗じた誤差項の積分したものから、圧力変調の振幅を算出し、該積分がゼロと最大値の間に存するようにクリップされるステップとからなるステップを備える。
本発明は、上述したように、被験者の必要性に調和する補助換気を提供する方法をさらに開示する。指定された換気を少なくとも越える換気の度合をサーボコントロールするために選ばれた、圧力変調の所望の振幅を算出するステップは、
目標呼吸速度で除された目標換気の２倍に等しい目標気流を算出するステップと、
目標気流を差し引いたローパスフィルターを乗じた瞬間呼吸気流の絶対値と等しい誤差項を導くステップと、
利得を乗じた誤差項の積分から、圧力変調の訂正されていない振幅を算出し、該積分がゼロと最大値との間に存するようにクリップするステップと、
呼吸サイクルの長さの数倍の時定数で、ローパスフィルター処理された振幅として前記振幅の最近の平均を算出するステップと、
最近のピーク妨害指数JPEAKを乗じたローパスフィルター処理された振幅に、JPEAKのファジー否定を乗じた前記訂正されてない振幅を加えたものに等しい圧力変調の実際の振幅をセットするステップとからなるステップを備える。
本発明は、被験者の必要性に調和する補助換気を提供し、変化する呼吸の仕組み、不充分な呼吸の駆動、異常な化学受容体反射作用、低換気症候群、又はチェーンストークス呼吸を患う被験者に特に適用され、リークの突然の変化に調節された比例した補助換気の利点が結合された方法をさらに開示する。当該方法は、
上記の「Ａ」または「Ｂ」の方法に対して記載したように、瞬間マスク圧力を算出するステップと、
上記の「Ｃ」の方法に対して記載したように、瞬間マスク圧力を算出するステップと、
上記の２つの圧力の加重平均を算出するステップと、
マスク圧力を前記加重平均にセットするステップとからなる、サンプリング間隔で繰り返して実行されたステップを備える。
本発明は、規定された方法のそれぞれに効果をもたらし、流れおよび／あるいは圧力を測定するための一つ以上の変換器と、算出及び手順を実行するためのプロセッサ手段と、大気圧より上の圧力で呼吸可能なガスを供給するための流れ生成器と、被験者の気道に呼吸可能なガスを供給するガス送出手段とを含む装置をさらに開示する。
本装置は、人工呼吸、換気補助デバイスと、一定したレベル、２つのレベル、又は自動セットレベルのデバイスを含んでいるCPAPデバイスとを含むことができる。
本発明を具体化しているアルゴリズムがファジー論理に関して説明されるが、これらのアルゴリズムの概算がファジー論理形式を使用することなくつくられることは、理解されるであろう。
【図面の簡単な説明】
たくさんの実施形態を添付の図面に記載している。
図1a及び1bは、本発明の第１及び第２の実施形態の装置をそれぞれ示す。
図２は、本発明の第１の実施形態に対する呼吸サイクルでの瞬間相Φの関数として、所望の瞬間送出圧力の算出において用いた圧力波形関数II（Φ）である。
図３は、本発明の第１の実施形態による正規化呼吸気流から、５つの大きさファジー集合（「大きく負」、「小さく負」、「ゼロ」、「小さく正」と「大きく正」）の各々の、メンバーシップの度合を算出するためのファジーメンバーシップ関数を示す。
図４は、本発明の第１の実施形態による正規化された気流変化速度から、５つの大きさファジー集合（「安定して」、「早く上昇」、「ゆっくり上昇」、「ゆっくり下降」、「早く下降」）の各々の、メンバーシップの度合を算出するためのファジーメンバーシップ関数を示す。
図５は、本発明の第２の実施形態に対する呼吸サイクルでの瞬間相Φの関数として、所望の瞬間送出圧力の算出の中で用いた圧力波形関数II（Φ）である。
図６は、最も最近のマスクオン−オフ移行からの時間関数として、「引込」量の算出を示す。
図７は、メンバーシップ関数が呼吸気流が予想よりも長い間正である度合を算出するように、呼吸気流信号を交差する最も最近の呼気から吸気まで（負から正まで）ゼロからの時間の関数として、ファジー集合AIに対するファジーメンバーシップ関数を示す。
図８は、メンバーシップ関数が呼吸気流が大きく正である度合を算出するように、呼吸気流の関数として、ファジー集合BIに対するメンバーシップ関数を示す。
図９は、瞬間妨害指数Ｊから最近のピーク妨害指数JPEAKの算出の電気的アナログを示す。
図10は、最近のピーク妨害指数JPEAKの関数として、リークのコンダクタンスの算出時のローパスフィルタリングステップで用いた時定数τの算出を示す。
図11は、９つの特徴をマークする、ｘ軸上の時間で、典型的な呼吸の流れ−時間の曲線を示す。
図12は、ファジー集合「大きく負」、「小さく負」、「ゼロ」、「小さく正」、及び「大きく正」に対するメンバーシップ関数を、本発明の第２の実施形態による正規化呼吸気流の関数として示す。
図13は、本発明の第２の実施形態による正規化された呼吸気流変化速度df/dtの関数として、「下降」、「安定した」、「上昇」のファジー集合に対するメンバーシップ関数を示す。
図14は、ファジー集合「呼吸低下」に対するメンバーシップ関数を示す。
図15は、「サーボ利得」の関数が、指定された目標換気を少なくとも越えるために分時換気をサーボコントロールするために用いた利得として、正規化された最近の換気の算出に対する時定数τの算出を示す。
図16は、正規化された最近の換気の関数としてファジー集合「過呼吸」に対するメンバーシップ関数を示す。
図17は、リークの関数としてファジー集合「大きなリーク」に対するメンバーシップ関数を示す。
図18は、ファジー集合「スイッチ負」と「スイッチ正」に対する正規化呼吸気流の関数としてメンバーシップ関数を示す。
図19は、呼吸サイクルにおける瞬間相φの関数として、ファジー集合「吸気＿相」と「呼気＿相」に対するメンバーシップ関数を示す。
図20は、非ファジー化（defuzzification）の中で用いられた関数Ｗ（ｙ）がどのようにしてユニットベースの二等辺三角形の領域（陰をつけられている）と高さｙより下で切り離された高さを算出するかを模式的に示す。
図21〜26は、操作の間での本発明の第２の実施形態からの実際の60秒の流れ及び圧力の軌跡を示す。ここで、流れ（太い軌跡（heavy trace））に対する垂直なスケールは、±1L/秒であり、吸気が上向きであり、圧力（細い軌跡（light trace））に対する垂直なスケールが０〜25cm H2Oである。
図21は、前述の深呼吸（ａ）の後、努力がポイント（ｃ）でやめるとき、短い中枢神経系の無呼吸（ｂ）が許されることを示す。
図22は、努力が矢（ａ）で前述の深呼吸なしで終わるとき、中枢神経系の無呼吸が許されないことを示す。
図23は、高くセットされたサーボ利得で記録され、努力が矢（ａ）で前述の深呼吸にもかかわらず終わるとき、中枢神経系の無呼吸がもはや許されないことを示す。
図24は、被験者が自発的により深い吸気努力をするとき、終端−吸気圧を自動的に増大していることを示す。
図25は、選択されたいくぶんより正方形の波形で記録され、被験者がポイント（ａ）で胸壁を堅くすることによって抵抗を自発的に試みるとき、圧力サポートを自動的に増大していることを示す。
図26では、（ａ）で1.4L/秒リークの突然の始まりで、流れ信号が１度の息の幅内にベースライン（ｂ）に戻り、圧力が正しく循環し続けることを示す。
図27は、呼吸気流（太い軌跡（heavy trace）、±1L/秒  フルスケール）と、瞬間相（細い軌跡（light trace）、０〜１間の繰り返し  フルスケール）とを示す実際の60秒トレースを示す。
好ましい実施形態の説明
記載した２つの実施形態は、上述の３つの目標を同時に達成しようとする方法で動作する人工呼吸器である。
第１の実施形態
装置の第一安全形態を与える装置を図1aに示す。ブロワー10が、送出チューブ12により被験者の気道と連通したマスク11に呼吸可能なガスを供給し、排出拡散器13を通して排出された。マスク11への気流は、呼吸気流系14と差圧圧力変換器15を用いて測定される。変換器15からのマスク流れ時間は、マイクロプロセッサー16によってサンプリングされる。マスク圧力は、圧力変換器18を用いているポート17で測定される。変換器18からの圧力信号は、マイクロプロセッサー16によってサンプリングされる。マイクロプロセッサー16が、瞬間マスク圧力要求信号をサーボ19に送る。変換器18から制御ファンモータ20までの実際の圧力信号と前記圧力要求信号とを比較する。マイクロプロセッサーの取り付けは、シリアルポート21を通して調節される。
マスクが、血管切開チューブ、気管内チューブ、鼻のピロー、又は、空気の送出手段と被験者の気道との気密接続を作る他の手段で、等しく置換されることは、理解されるであろう。
マイクロプロセッサー16は、以下のステップを実行するためにプログラムされており、表１及び２に関連して考慮されている。
0003558167.tif 000002
0003558167.tif 000003
1.吸気時間TITGT、呼気時間TETGT、分時換気VTGTに対する所望の目標値をセットすること。適切な定数P0とASTDとを選択すること。ここで、P0が所望の終端呼気圧力である。ASTDは、呼吸時間TTTGT＝TITGT＋TETGTに対する終端吸気での上記圧力P0での所望の増加である。
2.図２に示されたように、相Φでの所望の送出圧力が以下の式によって与えられるように、適切な圧力波形関数II（Φ）を選択すること。
Ｐ＝P0＋A II（Φ）
ここで、振幅Ａは、終端吸気圧と終端呼気圧との圧力差に等しい。しかしながら、他の波形は、特別な必要性を持った被験者に適切である。
3.呼吸サイクルでの相Φをゼロに初期化すること、及び、実際の吸気と呼気との現在の算出値TIとTEとを、それぞれ、TITGTとTETGTとに初期化すること。
4.長さＴのサンプリング間隔での、吸気するときの相の変化率ΔΦＩを初期化すること。
ΔΦＩ＝0.5T/TITGT
5.呼気するときの相の変化率ΔΦＥを初期化すること。
ΔΦＥ＝0.5T/TETGT
6.瞬間呼吸気流fRESPを測定すること。
7.平均的な全呼吸時間  TT＝TI＋TEを算出すること。
8.一定でTTの部分である調節可能な時定数τｆで、呼吸気流をローパスフィルター処理すること。
9.呼吸気流の絶対値の半分として瞬間換気Ｖを算出する。
Ｖ＝0.5|fRESP|
10.目標換気VTGTと測定された分時換気Ｖとから、VERRの大きい値が不十分な換気を示すように、誤差項をVERRを導くこと。
VERR＝∫（VTGT−Ｖ）dt
11.TTと比較して長い時定数τVBARでＶをローパスフィルター処理した結果としてVBARをとること。
12.正規化気流fNORMを算出すること。
fNORM＝fRESP/VBAR
13.fNORMから、そのメンバーシップ関数が図３に示されるファジー集合の各々のメンバーシップの度合を算出すること。
14.平均呼吸サイクル時間TTの現在の算出値で除されたdfNORM/dtに等しい、正規化変化速度dfNORM/dΦを算出すること。
15.正規化変化速度から、図４に示したファジー集合の各々でのメンバーシップの度合を算出すること。
16.表１における各々の列Ｎに対して、ファジー推論規則を適用することによって、コラム分類したファジー相に示したファジー集合でのメンバーシップの度合gNを算出すること。
17.表２の示すようにＮ規則の各々の結果を相ΦＮと結合すること（Φ10現在の相Φであることに注意すること）。
18.Φ10を除くΦＮを0.89τ/TTずつ増大させて、前出のローパスフィルターステップを補償すること。
19.半径gNと角度ΦＮ回転の極座標でＮユニット質量の重心までの角度として、新しい瞬間相ΦINSTを算出すること。
20.前のステップで算出された相と現在の相との間での最小のサインされた差ΔΦINSTを算出すること。
ΔΦINST＝１−（ΔΦINST−Φ）  （ΦINST−Φ＞0.5）
ΔΦINST＝ΦINST−Φ＋１   （ΦINST−Φ＜−0.5）
ΔΦINST＝ΦINST−Φ                （上記以外）
21.前のステップで算出された値と平均的な値（ΔΦＩまたはΔΦＥ）との加重平均に等しい訂正された算出値ΔΦREVを導入すること。
ΔΦ＝（１−Ｗ）ΔΦＩ＋ＷΔΦINST  （０＜Φ＜0.5）
ΔΦ＝（１−Ｗ）ΔΦＩ＋ＷΔΦINST  （上記以外）
被験者が規則正しく呼吸しているならば、Ｗの小さい方の値は、相のよりよい追跡を引き起こす。被験者が不規則に呼吸しているならば、大きい方の値が相のよりよい追跡を引き起こす。
22.混合割合〔比〕が、被験者の換気がVTGTより上であるならば１であり、被験者がVTGTの近くまたは下であるならばゼロであり、被験者の換気が中間範囲を通して増大するとき、ゼロから１まで比例して増加するように混合割合Ｂを導くこと。
23.被験者の換気がVTGTより上にあるならば、被験者の呼吸のアクティビティーからステップ21で算出したΔΦによって主に影響され、被験者がVTGTの近くまたはその下で呼吸しているならば、目標呼吸の時間によって主に影響され、換気が中間範囲にあるならば、これら２つの量の間で比例するΔΦBLENDを算出すること。
ΔΦBREND＝ＢΔΦ＋0.5（１−Ｂ）T/TTTGT （０＜Φ＜0.5）
ΔΦBREND＝ＢΔΦ＋0.5（１−Ｂ）T/TITGT （上記以外）
24.ΦBRENDによるΦを増加させること。
25.相の平均的な変化率（ΔΦＩまたはΔΦＥ）をアップデートすること。
ΔΦＩ＝T/τVBAR（ΔΦBREND−ΔΦＩ） （０＜Φ＜0.5）
ΔΦＥ＝T/τVBAR（ΔΦBREND−ΔΦＥ）   （上記以外）
26.概略の吸気時間TI及び呼気時間TEを再算出すること。
TI＝0.5T/ΔΦＩ
TE＝0.5T/ΔΦＥ
27.所望のマスク圧力変調振幅ADを算出すること。
AD＝ASTD/2                       （TT＜TTSTD/2）
AD＝２・ASTD                   （TT＞２・TTSTD）
AD＝ASTD・TT/TTSTD                  （上記以外）
28.誤差項VERRから、追加のマスク圧力変調振幅AEを算出すること。
AE＝Ｋ・VERR                  （VERR＞０のとき）
AE＝０                              （上記以外）
ここで、Ｋの大きい方の値が、補助の度合の早いが安定性の少ない制御を生み出すが、Ｋの小さい方の値が、補助の度合の遅いが安定性の大きい制御を生み出す。
29.マスク圧力PMASKをPMASK＝P0＋（AD＋AE）II（Φ）にセットすること。
30.呼吸サイクルの時間と比較すると短いサンプリング間隔Ｔを待つこと。そして、呼吸気流を測定するステップに続くこと。
呼吸気流の測定
上記のことから次のように、それは当業者には標準の手順である呼吸気流に必要である。リークがない場合、呼吸気流は、マスクと排出との間で配置された呼吸気流計で直接測定される。可能なリークの存在で、クロスレフェレンスによって本明細書に組み込まれたヨーロッパ出願番号0 651 971（すなわち米国特許番号5,704,345）で開示された１つの方法は、リークを通して平均的な流れを算出することである。そこから、マスク圧力を変化させることによって誘発されたリークを通して流れる変調により、呼吸気流計流れ信号の変調量を算出する。すなわち、以下のステップを用いる。
1.呼吸気流計を用いて、マスクでの気流fMASKを測定するステップと、
2.マスクでの圧力PMASKを測定するステップと、
3.呼吸と比較すると長い時定数で、ローパスフィルター処理した気流から、平均リークを算出するステップと、
4.呼吸と比較すると長い時定数で、ローパスフィルター処理したマスク圧力から、平均マスク圧力を算出するステップと、
5.以下の式として、リークを通した流れの変調を算出するステップと、
δ（leak）＝0.5×平均リーク×誘発圧力
ここで、誘発圧力は、PMASK−平均マスク圧力である。
そこから、瞬間呼吸気流は、次のように算出さえる。
fRESP＝fMASK−平均リーク−δ（リーク）
クロスレフェンスによって本明細書に組み込まれたヨーロッパ出願番号0 651 971（すなわち米国特許番号5,704,345）で開示されるような便利な拡大は、気流fTURBINEと圧力PTURBINEをタービンの出口で測定することである。空気送出ホースで圧力を下降させ、排出を通して気流を失なわせることによって、PMASK及びfMASKを算出すること。
1.ΔPHOSE＝K1（FTURBINE）−K2（FTURBINE）２
2.PMASK＝PTURBINE−ΔPHOSE
3.FEXHAUST＝K3（PMASK）0.5
4.FMASK＝FTURBINE−FEXHAUST
変形例
以下の実施形態は、変化する呼吸の仕組み、不充分な呼吸の駆動、異常な化学受容体反射作用、低換気症候群、又はチェーンストークス呼吸を持った被験者に特に適用でき、又は上気道又は下気道、肺、胸壁、又は神経筋のシステムの異常を持った被験者に適用できる。
ひどい肺病気にかかった多くの患者は、必要なピーク圧力が受け入れがたいほど高いか、又は例えばノーズマスクで達成できないので、スムーズな生理的な圧力波形を用いて、簡単に扱うことができない。そのような患者は、吸気努力の開始の瞬間、圧力が爆発的に早く上がる正方形の圧力波形を好むことができる。これは、高い内因性のPEEPを持った患者において特に重要である。超インフレの危険によって外因性のPEEP又はCPAPの高いレベルの使用によって内因性のPEEPに打ち勝つことは実行可能でない。そのような被験者において、予想され観察されたサポートの間の桁外れのミスマッチのために、引き金となることのあらゆる遅延が非常に苦悩を与えるものとして知覚される。スムーズな波形は、内因性のPEEPを越えるために管理された圧力のために取られた時間のために、知覚された遅延を誇張する。この実施形態が、正方形（例えばひどい肺、胸壁の病気又は内因性のPEEPをもつ患者に適している）から非常に平坦（普通の肺と胸壁を持っているが、異常な呼吸の制御、又は神経筋の異常を持った患者に適している）に連続的に変化している波形の使用を許す。この波形は、目標換気に等しい、又は越える分時換気のサーボコントロールで、比例した補助換気（リークで突然の変化のために訂正された）のエレメントの有無にかかわらず、結合されている。後者のサーボコントロールが調節できる利得を有する。その結果、例えばチェーンストークス呼吸を持った被験者が、彼ら自身の強くなったり弱くなったりしているパターンを優先するために、非常に高いサーボ利得を用いて処置される。様々な中枢神経系の低換気症候群を持った被験者は、低いサーボ利得で処置される、その結果、短い中枢神経系の無呼吸は、例えば咳をすること、咳払いをするか、話すか、寝て転がることを許すが、それらが、高い呼吸の前の繰り返しに続くだけであるならば、普通の被験者は、中間の利得で処置される。
上記のことを別の言葉で再び述べる
補助の度合のサーボコントロールの積分された利得が、非常に早く（0.3cm H2O/L/秒／秒）から非常にゆっくりまで調節できる。チェーンストークス呼吸を持った患者が、非常に高い換気の制御ループ利得を有するが、長い制御ループ遅延を有し、乱調になる。ループ利得を均一で高くセットすることによって、患者のコントローラーは、安定する。これによって、チェーンストークス呼吸の各々のサイクルの間に通常起る極端な息切れが妨げられる。これがあると患者を非常に安心させる。彼らが中枢神経系の無呼吸を持つことは、不可能である。逆に、肥満の低換気症候群にかかった被験者は、低いまたはゼロループ利得を持つ。彼らは、中枢神経系の無呼吸の間、息を切らしたと感じない。しかしながら、彼らが多くの粘液を持ち、咳をする必要があり、非常にそわそわし、ベッドの回りで転がる必要がある。このことは、機械が処置しない中枢神経系の無呼吸を彼らが持つことを要求する。ループ利得を非常に低くセットすることによって、患者は、一組の深呼吸をすることができ、咳をしたり、転がったりしている間、適度な長さ中枢神経系の無呼吸を持つことができるが、長時間の維持された無呼吸又は呼吸低下が防止される。
リーク流れの突然の変化は、感知され、ファジー論理アルゴリズムを用いて処理された。アルゴリズムの原理は、明白な呼吸気流が患者の予想された呼吸サイクルと比較して長時間にわかってゼロから離れているというファジー度合まで、リークフィルタ時定数が動的に低減しているということである。
２つの状態（IPAP,EPAP）間で単に引き金となっているよりはむしろ、デバイスは、連続変数として呼吸サイクルでの位置を算出するためにファジー論理アルゴリズムを用いる。アルゴリズムは、患者の瞬間呼吸パターンに自動的にその上昇時間を調節するために、スムーズな圧力波形を許す。
普通の条件下のファジー相検出アルゴリズムは、患者の呼吸をしっかりと追跡する。高いか突然に変化しているリークがあるか又は患者の呼吸が小さいという度合に対して、相の変化率（呼吸速度）は、指定された目標呼吸速度になめらかに戻る。呼吸が平均して十分であるというる度合に対して、長いか深い呼吸低下が許される。サーボ利得がチェーンストークス呼吸を妨げるために高くセットされるという度合に対して、短く且つ浅い休止が許される。
気流フィルタリングが、適したローパスフィルターを用いる。非常に速い応答時間を与えるために、被験者が早く呼吸するならば、時定数を短くする。被験者がゆっくり呼吸しているならば、心原性の人工物を除去するのを助けるために長くする。
ファジーの変化リーク検出アルゴリズムと、スムーズな波形とともに、短い呼気の休止のその微分取り扱いと変化しているリークの取り扱いを持ったファジーの相検出アルゴリズムとは、別々に及び強力して突然のリークの効果に比較的免疫性のシステムを作る。
様々なパラメータを適切にセットすることによって、システムは、CPAPと、二つのレベルの自発的な、二つのレベルの時間を定められた、比例した補助換気と、体積循環された呼吸と、体積循環されたサーボ呼吸との中で動作することができ、したがって、全てのこれらのモードは本実施形態のサブセットである。しかしながら、本実施形態が、あらゆる上記の状態によって達成されることができない操作の状態を許し、したがって、それらとは区別される。
注
注1:この第２の実施形態において、様々な量のために用いた名前及び記号は、第１の実施形態の中で用いられたそれらと異なっている。
注2:「スイング」という用語が、終端吸気での所望の瞬間圧力と終端呼気での所望の瞬間圧力との間での差異を示すために用いられる。
注3:ファジーメンバーシップ関数は、完全な非メンバーシップに対するゼロと、完全なメンバーシップに対する１との間で値を返すものである。ファジー交差A AND Bは、Ａ及びＢの小さい方であり、ファジー結合A OR Bは、Ａ及びＢの大きい方であり、ファジー否定NOT Aは、１−Ａである。
注4:root（ｘ）は、ｘの平方根であり、abs（ｘ）は、ｘの絶対値であり、sign（ｘ）は、ｘが負であるならば−１であり、それ以外の場合＋１である。
星印（＊）は、これが前後関係から明らかではないような乗算を明示的に示すために用いられる。
装置
第２の実施形態の装置を図1bに示す。ブロワー110は、マスク111まで空気送出ホース112を通して、加圧された空気を供給する。吐出された空気は、マスク111にある排出口113を通して排出される。呼吸気流計114及び差圧圧力変換器115は、先端112での気流を測定する。流れ信号は、マイクロプロセッサー116に供給する。先端112に沿ったあらゆる都合のよいポイント117での圧力は、圧力変換器118を用いて測定される。圧力変換器118からの出力は、マイクロコントローラ116に供給され、さらにモータサーボ119に供給される。マイクロプロセッサー116が、圧力要求信号でモーターサーボ119を供給し、その信号は、ブロワーモータ120を制御するために圧力変換器118からの信号と比較される。ユーザが可変できるパラメータが、通信ポート121を経由してマイクロプロセッサー116にロードされる。算出されたマスク圧力と流れとが、希望するならば、通信ポート121を経由して出力される。
初期化
ユーザが調節可能な以下のパラメータは、指定されて記憶される。
0003558167.tif 000004
初期化において、以下のことが上記のユーザーが指定したセッティングから算出される。
呼吸サイクルの予想時間、吸気の予想時間、及び呼気の予想時間が、それぞれセットされる。
STD TTOT＝60/目標呼吸速度
STD TI＝STD TTOT＊目標デューティサイクル
STD TE＝STD TTOT−STD TI
吸気と呼気との間の相（繰り返し／秒）の標準変化率が、それぞれセットされる。
STD dφＩ＝0.5/STD TI
STD dφＥ＝0.5/STD TE
呼吸サイクルであらゆる相φでの瞬間弾性サポートは、以下のように与えられる。
PEL（φ）＝スイング＊II（φ）
ここで、スイングは終端呼気圧力を差し引いた終端吸気圧力である。
II（φ）＝e-2τφ                       吸気の間
II（φ）＝e-4t（φ−0.5）               呼気の間
τは、ユーザーが選択可能な波形の時定数である。
τ＝０ならば、II（φ）は、正方形の波である。τ＝0.3に対する最大実行値は、図５に大略示したような波形を生み出す。
II（φ）の平均値は、次のように算出される。
0003558167.tif 000005
すべて20ミリ秒で実行された操作
以下のことは、50Hzでされたルーチン処理の概要である。
流量センサで流れを測定し、圧力感知ポートで圧力を測定すること。
センサの圧力と流れとからマスクの圧力と流れとを算出すること。
マスクリークのコンダクタンスを算出すること。
リークによって瞬間気流を算出すること。
呼吸気流と、ローパスフィルター処理された呼吸気流とを算出すること。
マスクのオン／オフ状態と引込とを算出する。
瞬間的で最近のピーク妨害を算出すること。
リークコンダクタンス算出に対する時定数を算出すること。
呼吸サイクルでの相を算出すること。
吸気と呼気とに対する相の平均変化率と、吸気時間及び呼気時間の長さと、呼吸速度とをアップデートすること。
ホース圧力損失をEPAP圧力に加えること。
非負荷抵抗を加えること。
サーボコントロール呼吸に必要な瞬間弾力補助を算出すること。
様々な仮定を用いて瞬間弾力反動圧力を算出すること。
重み付けすること及び算出値を結合すること。
所望のセンサ圧力を発生させるためにサーボ圧力を加えること。
所望のセンサ圧力を達成するためにモータ速度をサーボコントロールすること。
各々のステップの詳細を次に説明する。
流れ及び圧力の測定
流れは、呼吸気流計と差圧圧力変換器とを用いて、ブロワー出口で測定される。圧力は、ブロワー出口とマスクとの間のあらゆる都合のよいポイントで測定される。給湿器および／あるいは抗菌性のフィルタは、圧力検知ポートとブロワーとの間に挿入することができる。流れ及び圧力は、A/Dコンバーターを用いて、50Hzでデジタル化される。
マスク流れ及び圧力の算出
圧力測定ポイントからマスクまでの圧力損失は、ブロワーでの流れから算出され、測定ポイントからマスクまでの（２次の）抵抗から算出される。
ホースの圧力損実＝sign（flow）＊ホース抵抗＊流れ２
ここで、sign（ｘ）＝−１（ｘ＜０のとき）であり、＋１（ｘがそれ以外のとき）である。マスク圧力は、測定したセンサ圧力からホース圧力損失を差し引くことによって算出される。
マスク圧力＝センサ圧力−ホース圧力損失
マスク排出拡散器を通った流れは、拡散器穴の既知の放物線状の抵抗及びマスク圧力の平方根から算出される。
拡散器の流れ＝排出抵抗＊sign（マスク圧力）＊平方根（abs（マスク圧力））
最後に、マスク流れは、以下のように算出される。
マスク流れ＝センサ流れ−拡散器流れ
様々な処理モードにおけるマスク圧力及び流れの算出を記載している。診断モードにおいて、患者は鼻の套管（マスクではない）だけを装着している。套管は、圧力検知ポートに差し込まれる。鼻の気流は、線形化ステップ後に圧力から算出され、マスク圧力が規定によってゼロにセットされる。
リークのコンダクタンス
リークのコンダクタンスは、次のように算出される。
ルートマスク圧力＝sign（PMASK）（abs（PMASK））0.5
LPマスク気流＝ローパスフィルター処理されたマスク気流
LPルートマスク圧力＝ローパスフィルター処理されたルートマスク圧力
リークのコンダクタンス＝LPマスク気流/LPルートマスク圧力
二つのローパスフィルター処理されたステップに対する時定数は、10秒に初期化され、それ以来、動的に調整される（下記参照）。
リークによる瞬間的な流れ
リークによる瞬間的な流れは、瞬間マスク圧力とリークのコンダクタンスとから算出される。
瞬間リーク＝リークのコンダクタンス＊ルートマスク圧力
呼吸気流
呼吸気流は、マスクでの流れと瞬間リークとの差である。
呼吸気流＝マスク流れ−瞬間リーク
ローパスフィルター処理された呼吸気流
心原性気流及び他のノイズを除去するために、呼吸気流をローパスフィルター処理すること。時定数は、呼吸サイクルTTOT（STD_TTOTに初期化され、下のようにアップデートされる）の現在の算出された長さの1/40であるように動的に調節される。このことは、高い呼吸速度では、フィルタによって導入された短い相遅延だけが存在し、低い呼吸速度では、心原性気流の有効な拒絶が存在することを意味する。
マスクのオン／オフ状態
マスクは、初めに外れていると仮定される。オン／オフの移行は、呼吸気流が最初に0.2L/秒より高くなるときに起こると見なされ、オン−オフの移行は、1.5秒以上の間マスク圧力が2cm H2O未満であるときに起こると見なされる。
引込
図６に示すように、引込は、マスクがオフであるならばゼロから、ちょうど着用されていて、20秒以上の間マスクがオンであるならば1.0までの値をとる。
瞬間妨害指数Ｊの算出
Ｊは、リークのインピーダンスが突然に変化しているというファジー度合である。それは、予想されるより長い間、呼吸気流の絶対的な大きさが大きいというファジー度合として算出される。
予想より長い間、気流が正であるというファジー度合AIは、算出された呼吸気流信号が正から０を横切る時間tZIから算出され、図７に示すファジーメンバーシップ関数を用いて、特別な被験者に対する普通の吸気の予想された時間STD TIから算出される。
気流が大きく且つ正であるというファジー度合BIは、図８に示したファジーメンバーシップ関数を用いて、瞬間呼吸気流から算出される。
リークが突然に増加しているというファジー度合IIは、AIとBIとのファジー交差（小さい方）を算出することによって算出される。
正確に対称な算出が呼気に対して実行される。リークが突然に減少するというファジー度合としてIEを導入する。AEはTZEとTEから算出され、BEはfRESPを差し引くことから算出され、IEはAEとBEのファジー交差である。瞬間妨害関数Ｊは、指数IIとIEとのファジー結合（大きい方）として算出される。
最近のピーク妨害
瞬間妨害指数が最近のピーク妨害指数の最近の値より大きいならば、最近のピーク妨害指数は、瞬間妨害指数に等しいようにセットされる。一方、最近のピーク妨害指数は、10秒の時定数でローパスフィルター処理された瞬間妨害指数に等しいようにセットされる。算出の電気的な類推したものを図９に示す。
リークコンダクタンス算出に対する時定数
リークのコンダクタンスが突然に変化するならば、算出されたコンダクタンスは、初めのうちは不正確であり、ローパスフィルターの時定数が長いならば遅い速度で、時定数が短いならば早い速度で、正しい値に徐々に近づく。逆に、リークのインピーダンスが安定しているならば、時定数が長ければ長いほど、瞬間リークの算出はより正確になる。したがって、リークが安定しているという度合に対して時定数を長くすることや、リークが突然に変化しているという度合に対して時定数を低減することや、それがリークが安定しているという中間的な場合であるならば、中間的に長いまたは短い時定数を用いることが望ましい。
リークのコンダクタンスにおいて大きく且つ突然に増加するならば、算出された呼吸気流は不正確である。特に、明白な吸気の間、算出された呼吸気流は、普通の吸気の予想された時間と比較して大きい時間に対して大きく正である。逆に、リークのコンダクタンスにおいて突然に減少するならば、明白な呼気の間、算出された呼吸気流は、普通の呼気の時間と比較して大きい時間に対して大きく負である。
したがって、リークのコンダクタンスの算出に対する時定数が、JPEAKに依存して調節される。JPEAKは、図10に示すように、リークが最近突然に変化するというファジー度合の算出値である。
演算において、大きなリークが突然に起こっているというファジー度合に対して、JPEAKは大きい。リークのコンダクタンスの算出に対する新しい時定数は小さく、リークのコンダクタンスの新しい値に基づいて急速な収束が可能になる。逆に、リークが長い間にわたって安定しているならば、JPEAKは小さい。リークのコンダクタンスの算出に対する時定数が大きく、瞬間呼吸気流の正確な算出を可能にする。算出された瞬間呼吸気流が大きく且つ長い時間である中間の状況の領域において、JPEAKは次第により大きくなる。リークの算出に対する時定数が次第に低減する。例えば、リークが、実際に一定であり、被験者が、単に大きいため息を始めるだけであり、あるいは、実際に、リークが突然に増加しているかどうかが不確実であるときに、指数は中間の値であり、リークのインピーダンスの算出に対する時定数は中間の値である。その利点は、リークのインピーダンスについての知識が全くなくても、いくらかの矯正的な行動が非常に早く行われることである。
呼吸サイクルにおける瞬間相
現在の相φが、吸気のスタートに対して０から、呼気のスタートに対して0.5まで、終端呼気＝次の吸気のスタートに対する1.0まで、変化する。９つの別々の特徴（ピーク、０交差、高原状態、及びいくらかの中間ポイント）は、図11に示すように波形に基づいて同定される。
正規化呼吸気流の算出
フィルターをかけた呼吸気流は、ユーザの指定した目標換気に関して次のように正規化される。
標準気流＝目標換気/7.5L/分
f'＝フィルターをかけた呼吸気流／標準気流
次に、瞬間気流を記載している、大きく負、小さく負、ゼロ、小さく正及び大きく正というファジー集合におけるファジーメンバーシップは、図12に示されたメンバーシップ関数を用いて算出される。例えば、正規化気流が0.25であるならば、気流が大きく負では度合が0.0であり、小さく負では度合が0.0であり、ゼロではが0.5であり、小さく正では度合が0.5であり、大きく正では度合が0.00である。
正規化された気流変化速度の算出
フィルターをかけた呼吸気流の変化速度は、次のように、15呼吸／分での7.5L/分の目標換気に算出されて正規化される。
標準のdf/dt＝標準気流＊目標周波数/15
ｄ（フィルターをかけた気流）/dtを算出すること
8/50秒の時定数でローパスフィルター処理すること
標準のdf/dtで除することによって正規化すること
下降している、安定している、上昇しているファジー集合において、正規化されたdf/dtのメンバーシップを算出する。そのメンバーシップ関数を図13に示す。
換気、正規化換気、及び呼吸低下の算出
換気＝abs（呼吸気流）をSTD TTOTの時定数でローパスフィルター処理する
正規化換気＝換気／標準気流
呼吸低下は、正規化換気がゼロであるというファジー度合である。呼吸低下に対するメンバーシップ関数を図14に示す。
最近の換気、正規化された最近の換気及び過呼吸の算出
最近の換気が、ローパスフィルター処理されたabs（呼吸気流）であるが、調節可能な時定数でフィルター処理され、図15に示すように、サーボ利得（ユーザによって指定される）から算出される。例えば、サーボ利得が0.3という最大値にセットされるならば、時定数がゼロであり、最近の換気が瞬間のabs（呼吸気流）に等しい。逆に、サーボ利得がゼロであるならば、時定数はSTD TTOTの２倍であり、通常の呼吸の予想された長さである。
目標絶対気流＝２＊目標換気
正規化された最近の換気＝最近の換気／目標絶対気流
過呼吸は、最近の換気が大きいというファジー度合である。過呼吸に対するメンバーシップ関数を図16に示す。
大きなリーク
大きなリークがあるというファジー度合は、図17に示したメンバーシップ関数から算出される。
ファジー「引き金を引く」に関係したさらなるファジー集合
スイッチ負及びスイッチ正のファジー集合のメンバーシップは、図18に示したメンバーシップ関数を用いて、正規化呼吸気流から算出される。そして、吸気相及び呼気相のファジー集合でのメンバーシップは、図19に示したメンバーシップ関数を用いて、現在の相ｆから算出される。
相に対するファジー推論規則
手順Ｗ（ｙ）は、ユニット高さ及びユニットベースの二等辺三角形の領域を算出し、図20に示すように、高さＹで頭切りされている。算出において、ファジー交差a AND bは、ａ及びｂの小さい方であり、ファジー結合a OR bは、ａ及びｂの大きい方であり、ファジー否定NOT aは、１−ａであることを思い出すこと。
第１のファジー規則は、その相が標準の速度で増加することになっているという他のあらゆる情報を欠いていることを示す。特に、大量のリークがあるか、又は最近に突然リークが変化するか、又は呼吸低下があるならば、この規則が無条件に正しく、非常に重い重みづけを有する。
WSTANDARD＝８＋16＊JPEAK＋16＊呼吸低下＋16＊大きなリーク
ファジー規則の次のバッチは、通常の流れ対時間カーブの様々な特徴の検出に対応する。これらの規則の全ては、ユニット重みづけを有し、示された集合のファジーメンバーシップを条件としている。
ＷEARLY INSP＝Ｗ（上昇AND小さな正）
ＷPEAK INSP＝Ｗ（大きく正AND安定AND NOT最近のピーク妨害）
ＷLATE INSP＝Ｗ（下降AND小さく正）
ＷEARLY EXP＝Ｗ（下降AND小さく負）
ＷPEAK EXP＝Ｗ（大きく負AND安定）
ＷLATE EXP＝Ｗ（上昇AND小さく負）
次の規則は、最近の過呼吸があり、リークが最近変化していないならば、合理的な呼気の休止（無呼吸とは対照的に）があることを示す。
WPAUSE＝（過呼吸AND NOT JPEAK）＊Ｗ（安定ANDゼロ）
サーボ利得が増加するときに過呼吸に対する時定数が小さくなり、サーボ利得が増加するときに呼気の休止の許された長さがもっと短くなり、サーボ利得が最大でゼロになるということを思い出すこと。これに対する正当性は、（ｉ）呼吸時の長い休止を足した高いサーボ利得は、サーボコントローラーの「乱調」となり、（ii）被験者の化学受容体反応が非常に活発であるならば、一般に、高いサーボ利得が用いられる。長い無呼吸又は呼吸低下の抑制によって、被験者の自分自身の内部のサーボコントロールを乱すことが防止され、それによってチェーンストークス呼吸を防止する。
最後に、２つの相−スイッチ規則がある。大略予想された速度で規則的に静かに呼吸する間、これらの規則が強く働くべきでないが、それらは、不規則な呼吸又は普通でない速度での呼吸を取り扱うことである。それらは、非常に重い重みづけを有する。
ＷTRIG INSP＝32W（呼気相ANDスイッチ正）
ＷTRIG EXP＝32W（吸気相ANDスイッチ負）
非ファジー化（defuzzification）
上記の10個のファジー規則の各々に対して、我々は、下表に示すように、相角度fNを添付する。φＮが回転であって、ラジアンでないことに注意すること。現在、我々は、単位円を中心に適切な相角度φＮで上記のように算出した10の質量Ｗ（Ｎ）を配置しており、セントロイドを考慮に入れている。
0003558167.tif 000006
ここで、ｋ＝STD TI/STD TE
ユーザが非常に短いデューティサイクルに入っているならば、ｋが小さいことに注意すること。例えば、普通のデューティサイクルは、40％であり、ｋ＝40/60＝0.67を与える。このように、呼気のピークが、0.5＋0.2＊0.67＝0.63という相角度に関連しており、呼気時間への26％に対応している。呼気の休止は、0.5＋0.5＊0.67＝0.83で始まり、呼気時間への67％に対応している。逆に、デューティサイクルがひどい閉塞性の肺病気にかかっている患者において20％にセットされるならば、特徴６〜特徴10がゆがめられるか、又は、呼気の前期に圧縮されて、適切な長い呼気の休止を作り出す。
相の新しい算出は、極座標において、上記10個の規則のセントロイドである。
0003558167.tif 000007
現在の相φからセントロイドまでの相変化ｄφは、極座標において算出される。このように、セントロイドが0.01であり、現在の相が0.99であるならば、相の変化は、ｄφ＝0.02である。逆に、セントロイドが0.99であり、現在の相が0.01であるならば、ｄφ＝−0.02である。それから、新しい相がセントロイドにセットされる。
φ＝セントロイド
これは、呼吸サイクルでの瞬間相φの算出を終える。
算出された、平均吸気時間、平均呼気時間、サイクル時間及び呼吸速度
現在の相が吸気である（φ＜0.5）ならば、算出された吸気時間TIはアップデートされる。
LP（ｄφＩ）＝４＊STD TTOTの時定数でｄφをローパスフィルター処理すること
（0.5/STD TI）/2〜４（0.5/STD TI）の範囲でLP（ｄφＩ）を切り取ること
TI＝0.5/切り取られたLP（ｄφＩ）
逆に現在の相が呼気（φ＞＝0.5）であるならば、算出された呼気時間TEがアップデートされる。
LP（ｄφＥ）＝４＊STD TTOTの時定数でｄφをローパスフィルター処理すること
（0.5/STD TE）/2〜４（0.5/STD TE）の範囲でLP（ｄφＥ）を切り取ること
TE＝0.5/切り取られたLP（ｄφＥ）
切り取ること（クリッピング）の目的は、第一に、ゼロで除されることを防げることであり、その結果、算出されたTI及びTEは、小さい４というファクター、又は予想されるより大きな２というファクターより決して大きくない。
最後に、観察された平均呼気時間TTOT及び呼吸速度RRは、以下のようになる。
TTOT＝TI＋TE
RR＝60/TTOT
非負荷抵抗
非負荷抵抗は、患者の上部及び下部の気道を横切る圧力降下であり、SRAMに記憶された呼吸気流及び抵抗値から算出される。
ｆ＝＋／−2L/秒に頭切りされた呼吸気流
非負荷抵抗＝気道抵抗＊ｆ＋上部気道抵抗＊f2＊sign（ｆ）
瞬間弾力補助
瞬間弾力補助の目的は、肺及び胸壁のバネ性（瞬間的な弾性力）によって供給された弾力のある収縮圧力のいくらかまたは全てをバランスする圧力を提供することである。予め設定された目標換気を平均して少なくとも越えるように、分時換気をサーボコントロールするのに必要な追加の構成要素をプラスする。さらに、最小スイング（常に存在する）が、全てに加えられる。ユーザーの指定したパラメータ・エラスタンスは、患者の肺及び胸壁の既知又は算出されたエラスタンスの50−75％を言うように予め設定される。様々な構成要素は、次のように算出される。医者によってセットされた最小圧力スイングに基づいた瞬間補助
瞬間最小補助＝最小スイング＊Π（φ）
目標に等しいか又は越えるように換気をサーボコントロールするのに必要な弾力補助
サーボスイング量は、平均して、予め設定された目標換気に少なくとも等しいものに分時換気をサーボコントロールするのに必要な追加の圧力変調振幅である。
分時換気は、分当りの吸気又は呼気されたリットルの全数として規定される。しかしながら、我々は、それを算出するために、全部の時間、あるいは、数秒間待つことができない。なぜならば、我々が数秒続く無呼吸又は呼吸低下を防止することができることを希望し、数秒間以上の平均呼吸に基づいたPIコントローラーは、鈍い又は不安定であるからである。
実際に、サーボコントロールされた量は、瞬間呼吸気流の絶対値の半分である。減衰のない単純な省略された一体コントローラーは、非常に満足に動作する。コントローラー利得及び最大出力は、マスクを装着したあとの最初の数秒以上暴走する。
口からのリークが突然に増加したならば、気流は長い間ゼロ以外である。副作用は、換気が不正に上記目標と同様に誤って測定され、サーボ補助の量が誤ってゼロに低減されるということである。このことを防止するために、ファジー最近のピーク妨害指数が大きいというファジー集合の度合に対して、妨害に先立って、我々は、その最近の平均値でサーボ補助の度合を保持する。
サーボスイングを算出するためのアルゴリズムは、次のようになる。
誤差＝目標換気−abs（呼吸気流）/2
サーボスイング＝Ｓ誤差＊サーボ利得＊０〜20cmH2Oでサンプル間隔でクリップサーボスイング＊引込
セットされた最近のサーボスイング＝多くてもJPEAKであるクリップサーボスイングを25秒の時定数でローパスフィルター処理されたサーボスイング＊最近のサーボスイング
瞬間サーボ補助は、前に算出された圧力波形テンプレートにサーボスイングを乗ずることによって算出される。
瞬間サーボ補助＝サーボスイング＊Π（φ）
瞬間弾力圧力を算出すること
ユーザの指定したエラスタンスに対して吸気する弾力動作を取り除くために必要な瞬間圧力は、瞬間吸気体積の指定エラスタンス倍である。あいにく、時間について呼吸気流を積分することによってのみ瞬間吸気体積を算出することは、３つの理由のために実際には機能しない。まず、リークは積分の急激な暴走を引き起こす。第二に、積分器は各々の吸気の初めでリセットされ、このポイントが信頼性高く感知することが難しい。第３に、及び決定的に、患者が努力しなければ、何も起こらない。
したがって、４つの別々の算出がなされ、加重平均される。
算出1:リークにおける突然の変化に対する訂正で、瞬間一回換気体積から算出された正確な瞬間弾力反動。
第１の算出は、算出された瞬間吸気体積での指定エラスタンスの瞬間弾力反動である。重み付けされた呼吸気流を時間で積分したものに指定エラスタンスを乗じることによって算出され、呼吸相が呼気であるならば、ゼロにリセットされる。呼吸気流は、最近のピーク妨害指数JPEAKのファジー否定によって重み付けされており、リーク検出器が変化しているリークに適するための時間を有する前に、リークが突然増加する短時間の間、積分したものの急激な暴走を部分的に改良する。リークが非常に安定している場合、JPEAKがゼロであり、重み付けは、１であり、吸気体積は、普通に且つ正しく算出される。リークが突然に増加する場合、JPEAKが素早く増大し、重み付けは減少し、算出された吸気体積は、普通、不正確であるけれども、吸気体積の過大な算出は改良される。算出は、次のようにして行なう。
瞬間体積＝｛呼吸気流＊（１−JPEAK）dt｝の積分
相が呼気である（0.5＜φ＜1.0の繰り返し）ならば、積分をゼロにリセットする
算出値１＝瞬間体積＊エラスタンス
算出2:一回換気体積が目標一回換気体積に等しいという仮定に基づく。
標準スイング量は、予め設定された目標一回換気体積の呼吸に対する、指定エラスタンスを取り除く追加の圧力変調振幅である。
目標一回換気体積＝目標換気／目標周波数
標準スイング＝エラスタンス＊目標一回換気体積
算出値２＝標準スイング＊Π（φ）
算出3:一回換気体積が、前に算出した観察された平均呼吸速度RRで除された目標一回換気体積に等しいという仮定に基づく。
算出値３＝エラスタンス＊目標換気/RR＊Π（φ）
算出4:この呼吸が最近の呼吸によく似ているという仮定に基づく。
この呼吸に対する弾力性作業が最近の呼吸に対するそれに似ているという仮定に基づいた瞬間補助は、次のように算出される。
LP弾力補助＝2STD TTOTの時定数でローパスフィルター処理された瞬間弾力補助
算出値４＝LP弾力補助＊Π（φ）/PBAR
たとえΠ（φ）が、ユーザによって、正方形から平坦に、又はその逆に高速に、動的に変化しても、上記のアルゴリズムが正しく働く。例えば、8cmH2Oの正方形の波（ΠBAR＝１）が適切に患者を補助するならば、のこぎり歯の波（ΠBAR＝0.5）は、同じ平均的な補助を生み出すために、16cmH2Oスイングを必要とする。
瞬間弾力反動圧力の最良の算出
次に、上記の加重平均に基づいた実際の弾力反動圧力の最良の算出を取り除くために必要な圧力を算出すること。もしΠ（φ）が最もスムーズにセットされるならば、算出は瞬間弾力反動の上記算出の全てに等しく基づく。もしΠ（φ）が正方形の波であるならば、算出は、算出１を除く全ての算出に基づく。なぜならば、正方形の波がφ＝０で最大であり、算出値１がφ＝０でゼロであるからである。中間の波形は、中間的に処理される。なめらかさの量は、正方形の波に対するゼロから、0.3又はそれ以上の波形時定数に対する１まで変化する。
なめらかさ＝波形時定数/0.3
瞬間反動＝（なめらかさ＊算出値１＋算出値２＋算出値３＋算出値４）／（なめらかさ＋３）
ここで、最小スイングとサーボスイングに基づいた算出を加え、ユーザによってセットされた最大スイングを越えないために、頭切りする。マスクがちょうど装着されているならば、低減させる（徐々に引込むこと）。
Ｉ＝瞬間最小補助＋瞬間サーボ補助＋瞬間反動
予め設定された最大許容スイング瞬間弾力補助より少なくなるようにＩを頭切りすること＝Ｉ＊引込
これによって、瞬間弾力補助の算出が完了する。
センサでの所望の圧力
所望のセンサ圧力＝epap＋ホース圧力損失＋非負荷抵抗＋瞬間弾力補助モータ速度のサーボ制御
最終的なステップにおいて、センサで測定した圧力は、所望のセンサ圧力に等しいサーボコントロール圧力であり、モータ電流を調節するために、例えば省略された擬差動コントローラーを用いる。このことについて図１に参照することができる。
デバイス性能
図21−27は、それぞれ、第２の実施形態の様子を表示している実際の60秒の記録を示す。必要な操作を実行するために訓練された普通の被験者から全て記録される。算出された呼吸気流、マスク圧力、及び呼吸相は、上述のアルゴリズム、シリアルポートを通した出力、デジタル的なプロットを用いて算出される。
図21〜26において、呼吸気流が太い軌跡として示され、流れに対する垂直スケールが±L/秒であり、吸気は上向きである。圧力（細い軌跡（light trace））に対する垂直スケールは、0.2cmH2Oである。
図21は、0.1cmH2O/L/秒／秒までセットされたサーボ利得で記録されており、普通の化学反射を持った被験者に適切である。被験者は最小換気より十分上で呼吸しており、特に深い息（ため息）がポイント（ａ）で取られる。いつものように、呼吸努力は、ポイント（ｃ）でため息の続きをやめる。デバイスが、（ｂ）のマーク期間での終端呼気圧力で存続しているデバイスによって示されるように、短い中枢神経系の無呼吸（ｂ）を正しく許す。逆に、図22は、前述の深呼吸がないならば、努力が（ａ）で終わるとき、圧力が正しくサイクルし続け、あらゆる低酸素症を防止する。図23は、チェーンストークス呼吸をもつケースに普通であるように、異常に高い化学反射を持った被験者に適切であるように、高くセットされたサーボ利得で記録されている。努力が矢印（ａ）でやめるとき、圧力がサイクルを続けて、前の深呼吸にもかかわらず、中枢神経系の無呼吸がもはや許されない。これは、チェーンストークス呼吸の次のサイクルを防止するのに有利である。
上記の正しい動作が、時間モードデバイスによっても示されるが、自発モードの２レベルデバイスのそれと、すなわち等価で、比例した補助換気のそれと異なっている。その両方は、適性に関係なく、中枢神経系の無呼吸の後にサイクルさせない。
図24は、被験者が自発的に深い吸気努力をするとき、終端吸気圧を自動的に増大させていることを示す。望ましい動作が、PAVと共通しているが、単純な２レベルのデバイスのそれと異なる。それは、増大した患者の要求にもかかわらず、体積サイクルデバイスに、サポートの一定のレベルを維持する。そのデバイスは増大する要求の時間で実際にサポートを減少させる。
図25は、選ばれたいくぶん正方形の波形で記録される。この図は、被験者がポイント（ａ）で胸壁を堅くすることによって自発的に抵抗しようとするとき、自動的に増大している圧力サポートを示す。PAVが選択的に正方形の波形を与えることができないという予想で、この望ましい動作は、PAV及び体積サイクルデバイスと共通である。それは、増大する要求でサポートのレベルを増やさない単純な２レベルのデバイスとは別である。
図26は、（ａ）でひどい1.4L/秒リークが突然に始まって、流れ信号は一回の呼吸のスパン以内でベースライン（ｂ）に戻り、圧力が極めて正確にサイクルし続けることを示す。時間の定められたモードデバイスは、突然に変化するリークに直面しても正しくサイクルし続けることができ、必要であるとき（図27に示すように）、被験者の呼吸速度に従うことができない。他の既知の２レベルのデバイス及びPAVは、突然のひどいリークの始まりに続いて、長い期間又は短い期間、ミストリガーする。そして、PAVがこれらの条件で非常に過大な圧力を供給することができる。
図27は、呼吸気流（太い軌跡（heavy trace）、±1L/秒フルスケール）、及び連続変数（細い軌跡（light trace）、０〜１の間）としての呼吸相を示す実際の60秒の軌跡を示す。その軌跡の左半分では高い呼吸速度であり、その軌跡の右半分では低い呼吸速度である。この軌跡は、本発明が、連続変数としての相を決めることができることを明示している。
本発明の実施形態の有利な面
連続変数として相を用いること。
従来技術において、相は、２つの値（吸気及び呼気）を持った分類上の変数として見なされている。吸気のスタートと呼気のスタートを検出するときの誤りは、送出圧力における誤りを生じる。逆に、本願では、相は値をゼロと１との間の値を有する連続変数と扱われている。このように、相の測定値における分類上の誤りは、避けられる。
調節可能なフィルタ周波数と相遅延に対する許容
被験者が早く呼吸しているときに短い時定数を用いることによって、及び被験者がゆっくりと呼吸しているときに長い時定数を用いることによって、フィルタは、呼吸サイクルのほんのわずかの一定の相遅延を導く。このように、不必要な相遅延は避けられることができるが、心原性の人工物は、ゆっくり呼吸している被験者において拒絶される。さらに、相が連続変数と扱われているので、ローパスフィルターでの遅延を十分に補償することが可能である。
呼吸相の連続関数としての呼吸内の圧力調整
全ての従来技術では、吸気の開始、又は呼気の開始において、顕著な不連続な圧力変化がある。本願では、圧力変化が連続であり、より快適である。
比例した補助換気の状態では、瞬間圧力は、呼吸の中に入る瞬間体積の関数である。このことは、突然の大きいリークが急激な圧力暴走を引き起こすことを意味する。本願では、瞬間圧力が一回換気体積よりもむしろ瞬間相の関数であるので、このことが回避される。
平均吸気時間の関数としての呼吸間の圧力調整
平均吸気時間は、一回換気体積よりも、リークの存在で簡単に算出される。平均吸気時間と平均一回換気体積との間の相関関係を利用することによって、平均一回換気体積に適するように、変調の振幅を調節することは可能である。
乱れた上部気道抵抗を取り除くため、及び心原性の圧力不安定性を避けるための圧力構成要素の準備。
ヨウネスは、外部装置の抵抗を取り除くために、呼吸気流の２乗に比例した圧力の構成要素の使用を示しているけれども、本発明の実施形態での外部の装置の抵抗は、普通、無視できる。逆に、本発明の実施形態は、ヨウネスによって予期されなかった呼吸気流の２乗に比例したそのような構成要素の２つの用途を示す。第一に、寝ている被験者及び鼻がブロックされた被験者は、気流の２乗に比例する大きい抵抗を有しており、気流の２乗に比例した圧力構成要素が用いられて、解剖学上の上部気道抵抗を取り除く。第二に、心拍又は他の人工物による小さい非呼吸気流の構成要素は、２乗であるとき、無視できる圧力変調を生み出し、その結果、そのような構成要素の使用がそのような非呼吸気流に相対的な免疫を与える。
自発呼吸及び制御呼吸との間のスムーズな移行
目標換気以上に自発呼吸をする間、被験者の呼吸パターンを柔軟に追跡することから、スムーズで継ぎ目のないグラデーションがあり、移行期間を経て、被験者が努力をしないならば、呼吸時間、呼吸深さ、及び呼吸相を十分に制御する。その移行時間において、被験者は、呼吸タイミング及び呼吸深さに対して少しずつ変化させることができる。換気が近いものであるが所望の閾値でないとき、スムーズな移行がカテゴリー誤りを避ける。その利点は、自発呼吸から制御呼吸への移行が被験者に対して目立たないように起るということである。これは、被験者が眠ろうとしているときに特に重要である。被験者が起きて、自発呼吸努力を再開するとき、類似したスムーズな移行が、逆方向に起こる。
【図１８】
0003558167.tif 000008
【図１ａ】
0003558167.tif 000009
【図２】
0003558167.tif 000010
【図２０】
0003558167.tif 000011
【図１ｂ】
0003558167.tif 000012
【図５】
0003558167.tif 000013
【図６】
0003558167.tif 000014
【図３】
0003558167.tif 000015
【図２２】
0003558167.tif 000016
【図４】
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【図７】
0003558167.tif 000018
【図８】
0003558167.tif 000019
【図９】
0003558167.tif 000020
【図１２】
0003558167.tif 000021
【図１３】
0003558167.tif 000022
【図１０】
0003558167.tif 000023
【図１４】
0003558167.tif 000024
【図１５】
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【図１６】
0003558167.tif 000026
【図１９】
0003558167.tif 000027
【図１１】
0003558167.tif 000028
【図２１】
0003558167.tif 000029
【図１７】
0003558167.tif 000030
【図２３】
0003558167.tif 000031
【図２４】
0003558167.tif 000032
【図２６】
0003558167.tif 000033
【図２５】
0003558167.tif 000034
【図２７】
0003558167.tif 000035