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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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:PositiveEndexpiratoryPressure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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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LEDLED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。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。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。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、ISOXCVR425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。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。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VENTINOP、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。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INOP413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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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RAMNVR601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。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603485、487を制御するように構成されてもよい。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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DCBLDC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。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。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。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。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RAM1044、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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。