JPH0747126A - 呼吸相検出装置 - Google Patents

呼吸相検出装置

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JPH0747126A
JPH0747126A JP6001165A JP116594A JPH0747126A JP H0747126 A JPH0747126 A JP H0747126A JP 6001165 A JP6001165 A JP 6001165A JP 116594 A JP116594 A JP 116594A JP H0747126 A JPH0747126 A JP H0747126A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 吸入相と吐出相を検出し、それに基づいて供
給する呼吸ガスの圧力を制御して、閉塞性睡眠無呼吸状
態になる患者の呼吸を楽にすることである。 【構成】 本装置は、患者の呼吸サイクルの吸入相と吐
出相を決定する相検出回路を備えている。相検出回路
は、呼吸ガス流量を表す流量信号と、この流量信号に対
し時間がずれていて、かつ大きさが基準化された第２信
号を発生し、これら２つの信号を比較してある相から次
の相への遷移を決定する。患者へ供給する呼吸ガスの圧
力は呼吸サイクルの相に関連した所定のやり方で制御さ
れる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、患者に供給する呼吸用
ガスの圧力を制御する装置に関するものである。詳しく
述べると、好ましい制御装置は患者の呼吸サイクルの吸
入相と吐出相を決定するトリガー回路を備えている。
【０００２】
【従来の技術】閉塞性睡眠無呼吸は、睡眠中のあご舌咽
筋を含む気道の弛緩に特徴づけられる睡眠の不調であ
る。これが起きると、弛緩した筋肉が患者の気道を不完
全または完全に閉塞することがある。不完全に閉塞され
ると、患者はいびきをかいたり、あるいは呼吸数が著し
く少ない状態になる。完全に閉塞されると、患者は閉塞
性睡眠無呼吸状態になる。
【０００３】完全な閉塞が生じると、患者が吸入しよう
としても、空気が吸入されず、患者は酸欠状態になる。
それに反応して、患者は目覚め始める。ほぼ目覚めた状
態になると、あご舌咽筋が通常の筋張力を回復するの
で、気道が開いて吸入できるようになる。そのあと、患
者はより深い眠りに落ちて再びあご舌咽筋が弛緩して、
無呼吸サイクルを繰り返す。そのため、患者は繰り返し
てほぼ目覚めた状態になるので、完全にリラックスした
深い睡眠期間が得られない。閉塞性睡眠無呼吸をする人
は、見たところでは普通の夜の睡眠の後でも、常に疲れ
ている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】この閉塞性睡眠無呼吸
に対処するために、患者の気道に規定レベルの正の気道
圧力を連続的に与える連続正気道圧力（ＣＰＡＰ：cont
inuous positive airwaypressure ) 方式が考案され
た。この正圧力の存在により、気道に圧力の副木が与え
られ、弛緩した気道組織を引っ張って閉塞状態にする可
能性のある負吸入圧力が相殺される。確実に気道を通じ
させる最も望ましい方法は、米国特許第4,782,832 号に
開示されているような鼻ピロー（nasal pillow) の使用
である。鼻ピローは患者の鼻孔を密封し、鼻通路を通し
て正の気道圧力を与える。さらに、二酸化炭素や湿気が
蓄積するのを防止するため、少量の空気を連続的に排出
する小さい通気孔が鼻ピローに設けられている。
【０００５】このＣＰＡＰ方式の場合、患者は規定の正
の圧力に打ち勝って息を吐かなければならない。これ
は、特により高い圧力レベルにおいては、患者にとって
辛いことである。この問題があるため、呼吸サイクルの
吐出相の間は圧力を下げるようにした、いわゆる２レベ
ル正気道圧力（ＢｉＰＡＰ：Bi-level positive airway
pressure ) 方式が開発された。ＢｉＰＡＰ方式の実際
の実施は、呼吸サイクルの吐出相と吸入相の出現を正確
かつ確実に検出することが難しいため、成功と言える程
のものではなかった。鼻ピローおよび他のシステム漏口
における連続空気排出が患者への正味の空気流になるの
で、呼吸相の検出は難問である。このため、単に空気流
の方向の変化に基づいて相の遷移を決定することができ
ない。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明の装置は、上に述
べた従来の技術的問題を解決し、技術水準に顕著な進歩
をもたらすものである。詳しく述べると、本装置は呼吸
サイクルの吸入相と吐出相を確実に決定し、それに応じ
て呼吸ガスの圧力を制御する。
【０００７】本発明の好ましい実施例は、供給源から患
者へ加圧された呼吸ガスを供給するガス供給装置、吸入
相と吐出相を検出する相検出回路、および患者へ供給す
る呼吸ガスの圧力を呼吸サイクルの相に関係する所定の
やり方で制御する圧力制御装置を備えている。
【０００８】好ましい相検出回路は呼吸ガス流量を表す
第１および第２信号を発生する。これら２つの信号は相
互に時間的にずれており、かつ大きさが基準化されてい
る。このため、これら２つの信号は呼吸サイクルのそれ
ぞれの相の間、互いに異なる利得と電圧オフセットを示
す。相検出回路は２つの信号を比較して遷移を決定す
る。遷移はある呼吸相から他の呼吸相への遷移と相互に
関係している。相を確実に検出した後、患者へ供給され
るガス圧力を相に従って制御する。
【０００９】
【実施例】図１に示した装置１０は、ガス源１２、制御
弁１４、圧力センサ１６、およびいわゆるＡＤＡＭ回路
（Puritan Bennett Corp.(米国) から入手できる) に接
続された流量センサ１８を備えている。流量センサ１８
は空気ホース２０と鼻ピロー２２を含んでいる。装置１
０は、さらに相検出回路２４と圧力制御装置２６を備え
ている。好ましい実施例においては、構成部品１２〜１
８および２４〜２６は単一ハウジングの中に収められて
おり、この単一ハウジングにＡＤＡＭ回路が接続されて
いる。
【００１０】ガス源１２は、３０cm (水柱) の圧力で毎
分１２０リットルのガスを発生することができる変速ブ
ロワが好ましい。好ましい圧力センサ１６は、Sensym C
ompany (米国) から型式番号 SCX01 として入手でき
る。流量センサ１８は、Microswitch Corp.(米国) から
型式番号 AWM2300 として入手できるトランスジューサ
が好ましい。このトランスジューサは通過する空気流
量、従って患者へ送られる空気量を表す電気信号をライ
ン３０上に発生する。
【００１１】図２に、信号発生回路３２と信号処理回路
３４を含む相検出回路２４の電気回路図を示す。信号発
生装置３２は流量センサ１８からライン３０を経由して
流量信号を受け取る。この信号は、雑音、その他のトラ
ンジェントを除くため図２に示すように接続された抵抗
器Ｒ１（２２Ｋ）とキャパシタＣ１（１μＦ）によって
濾波された後、信号“Ｓ”として信号処理回路３４へ送
られる。
【００１２】信号発生回路３２は、さらに、流量センサ
信号を、信号Ｓに対し時間が遅延され、かつ大きさが基
準化されたオフセット信号“Ｓｄ”へ変換する。最初
に、流量センサ信号は、図示のように接続された抵抗器
Ｒ２（１００Ｋ）とキャパシタＣ２（ 2.2μＦ）を使用
して２００ミリ秒だけ時間が遅延される。図３のグラフ
は時間信号ＳとＳｄの相対的な時間遅れを示す。
【００１３】時間遅延信号は、次に、増幅器Ａ１（ｔｙ
ｐｅ ３５８Ａ）の正入力端子へ送られる。増幅器Ａ１
の出力はフィードバックとしてその負入力端子に接続さ
れている。増幅器Ａ１の出力はさらに出力抵抗器Ｒ３
（２２１Ｋ）に接続されている。増幅器Ａ１は流量セン
サ信号へ高インピーダンス入力を与える電圧フォロワー
として作用する。
【００１４】調整された時間遅延信号は、次に、図３に
示すように吸入相の間は信号Ｓｄが信号Ｓより小さい振
幅を示し、吐出相の間は信号Ｓｄが信号Ｓより大きな振
幅を示すように振幅が基準化される。これを行うため
に、信号の吸入部分と吐出部分について信号の利得が個
別に変更され、そして感度ポテンショメータＲ４とＲ９
によって可変オフセットが加えられる。
【００１５】後で詳しく説明するように、相検出回路２
４からの出力は、吐出の間は論理高出力を発生させ、そ
して吸入の間は論理低出力を発生させる。これらの出力
は、さらに、信号発生回路３２、詳細にはＣＭＯＳ吸入
スイッチＳ１の制御端子ＣとＣＭＯＳスイッチＳ２の制
御端子Ｃへフィードバックとして与えられる。これらの
ＣＭＯＳスイッチは ｔｙｐｅ４０６６Ｂ であり、そ
の端子Ｃに論理高入力が与えられると、スイッチが「オ
ン」になる（すなわち、端子“Ｉ”と“Ｏ”が接続され
る）ように動作し、端子Ｃに論理低入力が与えられる
と、端子“Ｉ”と“Ｏ”との接続を開くように動作す
る。
【００１６】吸入の間は、スイッチＳ１の端子Ｃは論理
低であり、スイッチはオフである。次に、吸入感度ポテ
ンショメータＲ４（５００Ωフルスケール）、抵抗器Ｒ
５（１０Ｋ）および抵抗器Ｒ６（２２１Ｋ）を通して、
増幅器Ａ２（ｔｙｐｅ ３５８Ａ）の負入力端子へ電圧
が供給される。抵抗器Ｒ７（２２１Ｋ）は増幅器Ａ２の
出力をその負入力端子に接続している。増幅器Ａ２の負
入力端子へ送られる電圧のレベルは、正入力端子へ送ら
れる時間遅延された流量センサ信号の振幅基準化を決定
する。詳しく述べると、ポテンショメータＲ４は、吸入
の間、信号Ｓに対し出力信号Ｓｄの所望のオフセットを
与えるように調整される。
【００１７】また、吸入の間は、スイッチＳ２の端子Ｃ
へ論理低信号が送られ、スイッチＳ２を「オフ」にす
る。順繰りに、抵抗器Ｒ８（１０Ｋ）を通じてＣＭＯＳ
スイッチＳ３の端子Ｃに論理高信号が加えられる。これ
により、スイッチＳ３が「オン」になり、スイッチＳ３
はポテンショメータＲ９と抵抗器Ｒ１０からの電圧出力
に接地電位を加えて回路の吐出感度部分を使用不能にす
る。
【００１８】吐出の間は、スイッチＳ１の端子Ｃへ論理
高信号が送られる。これにより、スイッチＳ１が「オ
ン」になり、スイッチＳ１はポテンショメータＲ４と抵
抗器Ｒ５からの電圧出力に接地電位を加えて回路の吸入
感度部分を使用不能にする。論理高信号は、さらに、ス
イッチＳ２を「オン」にし、スイッチＳ２は抵抗器Ｒ８
からの電圧出力に接地電圧を加える。順繰りに、スイッ
チＳ３が「オフ」になり、これにより、吐出感度ポテン
ショメータＲ９（５００Ωフルスケール）、抵抗器Ｒ１
０（１０Ｋ）および抵抗器Ｒ１１（２２１Ｋ）を通じて
吐出感度電圧が、増幅器Ａ２の正入力端子へ送られる。
ポテンショメータＲ９は、吸入の間、信号Ｓに対し信号
Ｓｄの所望のオフセットを与えるように調整される。
【００１９】図３のグラフに示すように、信号発生回路
３２は、吸入の間は信号Ｓｄの電圧レベルが信号Ｓの電
圧レベルより小さくなるように、逆に、吐出の間は信号
Ｓの電圧レベルが信号Ｓｄの電圧レベルより小さくなる
ように、信号Ｓと信号Ｓｄを発生する。
【００２０】信号処理回路３４は信号Ｓと信号Ｓｄを受
け取り、これらの信号を比較して呼吸サイクルの吸入相
と吐出相の出現を決定する。詳しく述べると、信号Ｓは
増幅器Ａ３（ｔｙｐｅ ３５８Ａ）の負入力端子に受け
取られ、信号Ｓｄは抵抗器Ｒ１２（１００Ｋ）を通じて
正入力端子に受け取られる。信号Ｓの電圧レベルが信号
Ｓｄの電圧レベルより高いときは、比較器Ａ３からの出
力は論理低（これは吸入を指示する）である。信号Ｓｄ
の電圧レベルが両電圧レベルより高いときは、比較器Ａ
３からの出力は論理高（これは吐出を指示する）にな
る。
【００２１】抵抗器Ｒ１３（１００Ｋ）、抵抗器Ｒ１４
（１０ｍ）およびキャパシタＣ３（2.2 μＦ）は、図
２に示すように、比較器Ａ３と相互に接続されており、
比較器Ａ３の出力の遷移の後の信号空白期間を定める。
詳しく述べると、トランジェント、雑音、または同種の
ものによる間違ったトリガーを避けるために、抵抗器Ｒ
１３とキャパシタＣ３は、出力から比較器Ａ３の正入力
端子へのフィードバックを送る際に大きな電圧ヒステリ
シスを与える。キャパシタＣ４（１００ｎＦ）は比較器
Ａ３へ送られる供給電圧について入力平滑化を行う。
【００２２】図３をよく見ると、信号ＳとＳｄのグラフ
には交差する点３６，３８があり、また信号Ｓｄの吸入
ピークにアーティファクト４０があることがわかる。交
差点３６，３８は、抵抗器Ｒ２とキャパシタＣ２で与え
られる時間遅れによって、振幅基準化によって、そして
それぞれの相についてポテンショメータＲ４とＲ９で調
整できるオフセット電圧によって決定される。アーティ
ファクト４０は吸入から吐出への相の変化に対応してお
り、吸入モードと吐出オフセットモード間の信号発生回
路３２の遷移が原因で生じる。交差点３６からアーティ
ファクト４０までの時間遅れは、抵抗器Ｒ１２、Ｒ１
３、およびＲ１４によって設定される比較器Ａ３のヒス
テリシスによって決まる空白期間に対応する。相検出回
路２４は、患者の吸入相と吐出相を表す出力をライン４
２に与える。詳しく述べると、相検出回路２４は、吐出
の間は＋１０ＶＤＣで論理高出力を与え、吸入の間は０
Ｖで論理低出力を与える。
【００２３】図４に、圧力制御装置２６、制御弁１４お
よび圧力センサ１６を含む電気ブロック図を示す。一般
に、制御装置２６は相検出回路２４と圧力センサ１６か
ら信号を受け取り、それに応じて患者へ供給される吸入
圧力と吐出圧力を維持するように制御弁１４を動作させ
る。
【００２４】圧力センサ１６は一対の差電圧信号を差動
増幅器４４の対応する入力へ与える。それに応じて、差
動増幅器４４は患者へ送られている圧力を表す電圧出力
（Ｖｐ）をエラー検出器４６へ与える。普通のエラー検
出器４６は圧力出力Ｖｐと設定点圧力信号Ｖｓとを比較
して、エラー信号Ｖｅを生成する。
【００２５】設定点圧力信号Ｖｓは、ディジタルアナロ
グ変換器（ＤＡＣ）４８、ＤＡＣ５０およびＣＭＯＳス
イッチ５２によって生成される。ＤＡＣ４８は、５個一
組のＤＩＰスイッチ５４によって、所望の吐出正空気圧
力（ＥＰＡＰ:exhalation positive air pressure ）を
表すディジタル入力を受け取って、典型的なアナログ信
号へ変換してスイッチ５２の端子Ｉ２へ送る。同様に、
ＤＡＣ５０は、５個一組のＤＩＰスイッチ５６から吸入
正空気圧力（ＩＰＡＰ:inhalation positive air press
ure ）を表すディジタル入力を受け取って、アナログ出
力をスイッチ５２の端子Ｉ１へ送る。制御端子Ｃはライ
ン４２に接続されていて、相検出回路２４から吸入信号
と吐出信号を受け取る。吐出の間は、制御端子Ｃで受け
取られた＋１０ＶＤＣ信号がスイッチ５２を作動させ、
出力Ｖｓとして端子Ｉ２にＥＰＡＰ電圧を与える。吸入
の間は、制御端子Ｃの論理低信号がスイッチ５２を作動
させ、出力Ｖｓとして端子Ｉ１にＩＰＡＰ電圧を与え
る。
【００２６】エラー信号Ｖｅはインタフェース５８へ与
えられる。インタフェース５８は、製造者が提供した仕
様書に従ってエラー信号Ｖｅを弁１４に適合した信号Ｖ
ｃへ変換するように設計された通常のインターフェース
回路である。信号Ｖｃはパワー増幅器６６へ送られる同
時に、さらに反転されたあとパワー増幅器６８へ送られ
る。正味の結果は増幅器６６，６８からの差電圧出力で
ある。この差電圧出力は、次に詳しく説明するように、
弁１４の弁モーターの端子へ加えられる。
【００２７】図５〜図８に、弁ベース７０、可動弁要素
７２、および弁要素カバー７４を含む好ましい制御弁１
４を示す。弁ベース７０はハウジング７６と、端部に固
定孔８１が設けられたモーター軸８０をもつ弁モーター
７８とから成っている。
【００２８】ハウジング７６は上部区分８２と下部区分
８４を有し、全体的に円筒形であって、合成樹脂で作ら
れたものが好ましい。上部区分８２は中央に開口８８が
設けられた上面８６を有する。モーター軸８０が前記開
口８８を通って伸びている。上部区分８２の側壁９０の
直径が下部区分８４の側壁９２の直径より少し小さいた
めに、弁カバー７４を支持する棚９４ができている。さ
らに、ハウジング７６は、断面がほぼ台形の、外側と上
方が開いた３個の凹部９６ａ，９６ｂ，９６ｃを有す
る。各凹部は下壁９８と３つの側壁１００，１０２，１
０４によって形成されている。さらに、上部区分の側壁
９０には、３個の外側固定用ボス１０６が隣り合う凹部
９６ａ〜９６ｃの中間に設けられている。
【００２９】一体構造の弁要素７２は、円錐台形ハブ１
０８、支持リング１１０、等間隔で配置され、ハブ１０
８と支持リング１１０を相互に接続する３個のパイ形支
持体１１４ａ，１１４ｂ，１１４ｃ、およびハブ１０８
の周囲に等間隔で配置され、底から上方に伸びた３個の
長方形弁フィンガー１１６ａ，１１６ｂ，１１６ｃを有
する。ハブ１０８の下面には、モーター軸８０を受け入
れる孔１１８が形成されている。さらに、ハブ１０８の
上面中央に、固定ねじを受け入れる孔１２０が形成され
ている。固定ねじは孔１２０に通され、次にモーター軸
の固定ねじ孔８１にねじ込まれ、弁要素７２をモーター
軸８０に固定する。ハブ１０８、リング１１０、および
支持体１１４ａ〜ｃは、凹部９６ａ〜ｃと一致し、それ
らとぴったり合わさる形に配置された、等間隔の３個の
排出ポート１２２ａ，１２２ｂ，１２２ｃを形成してい
る。
【００３０】弁要素カバー７４は、側壁１２６と上壁１
２８をもつ逆カップ状部材１２４、入口管１３０、出口
管１３２、および弁フィンガー１３４ａ，１３４ｂ，１
３４ｃから成っている。入口管１３０は上壁１２８の所
で逆カップ状部材１２４と同心であるが、出口管１３２
は側壁１２６から外側に伸びている。上壁１２８の内面
１３６から下向きに垂れ下がっている等間隔配置の弁フ
ィンガー１３４ａ〜ｃは、その中に弁フィンガー１１６
ａ〜ｃが入り込むように配置されており、それらの間に
空間がある。弁要素カバー７４を弁ベース７０へ結合す
るため、弁ベース７０の側壁１２６の下縁に形成された
固定ボス１０６にぴったり合わさるスロット１３８がカ
ップ状部材１２４に形成されている。
【００３１】図７および図８に、組み立てられた制御弁
１４を示す。弁フィンガー１３４ａ〜ｃは同心軸上で回
転可能な弁要素７２の弁フィンガー１１６ａ〜ｃのまわ
りにはまっている。動作中、圧力制御装置２６が弁モー
ター７８に電圧を加えて、弁要素７２を時計方向または
反時計方向に、完全閉位置（図７）、完全開位置（図
８）およびそれらの間の位置へ回転させる。
【００３２】図７の完全閉位置では、フィンガー１１６
ａ〜ｃとフィンガー１３４ａ〜ｃは完全にかみ合ってそ
れぞれの空間を閉塞し、かつ排出ポート１２２ａ〜ｃは
凹部９６ａ〜ｃと完全に整合した状態にある。この位置
では、供給源１２から入口管１３０に入ったすべての空
気は排出ポート１２２ａ〜ｃから凹部９６ａ〜ｃを通っ
て出ていく。図８の完全開位置では、フィンガー１１６
ａ〜ｃとフィンガー１３４ａ〜ｃはそれらの間の空間が
開くように整合した状態にあり、支持体１１４ａ〜ｃは
凹部９６ａ〜ｃを閉塞するように整合した状態にある。
この位置では、すべての空気が出口管１３２を通って患
者へ供給される。
【００３３】完全開位置と完全閉位置の間の中間の位置
では、流入空気の一部分が凹部９６ａ〜ｃおよび出口管
１３２の両方を通って出ていくことができる。このよう
に、制御弁１４は患者へ供給されるガスの圧力をより正
確に制御し、かつ設定圧力の間の遷移をより滑らかにす
る。
【００３４】装置１０の動作中、吸入の間は、閉塞を防
止するために、患者内の気道圧力副木を維持する十分な
圧力を与える必要がある。しかし、患者を楽にするため
に、周囲圧力を含む圧力を可能な限り低くすると同時
に、依然として気道を開いた状態にする十分な圧力を維
持することが望ましい。これらの利益を得るために、相
検出回路２４は患者の呼吸サイクルの吸入相と吐出相を
検出し、対応する出力を圧力制御装置１４へ送る。好ま
しい実施例の場合、制御装置１４は相検出回路２４から
受け取った出力によって指示されたように、吸入および
吐出と相互に関係する所定のやり方でその出力圧力を制
御する。詳しく述べると、圧力制御装置１４は、ＤＡＣ
４８，５０に対する設定によって決められたように、患
者へ供給されるガスの圧力を、吸入の間はより高いレベ
ルに、吐出の間はより低いレベルに制御する。吸入およ
び吐出圧力レベルは、一般に担当医によって指示され
る。
【００３５】図９〜図１１に、制御弁１４０を示す。制
御弁１４０は制御弁１４の代わりに使用できる制御弁の
別の実施例である。制御弁１４０は弁本体１４２とアク
チュエータアッセンブリ１４４を有する。弁本体１４２
は入口通路１４８に通じている外部管状入口継手１４６
を有し、さらに排出通路１５０と出口通路１５２を有す
る。出口通路１５２から外部出口継手１５４が伸びてい
る。図１０および図１１に示すように、排出通路１５０
と出口通路１５２は、それぞれ入口通路１４８と通じて
いて、入口通路１４８から横方向に互いに平行に伸びて
いる。
【００３６】アクチュエータアセンブリ１４４は弁モー
ター１５６、弁棒１５８、排出弁要素１６０、および出
口弁要素１６２を有する。図９〜図１１に示すように、
弁本体１４２の底にモーター１５６が結合されており、
モーター１５６から排出通路と出口通路１５２を横断し
て上方に弁棒１５８が伸びている。弁要素１６０，１６
２は楕円形であって、弁棒１５８に結合され、弁棒と共
に回転する。弁要素１６０は排出通路１５０内に配置さ
れ、弁要素１６２は出口通路１５２内に配置されてい
る。弁要素１６０，１６２は通常の蝶形弁に似たやり方
で作用する。図示のように、弁要素１６０，１６２は、
弁棒１５８上で互いに約４５°の角度だけずれている。
弁モーター１５６は圧力制御装置２６に電気的に接続さ
れていて、弁モーター７８すなわち弁１４と同じやり方
で圧力制御装置２６から信号を受け取る。
【００３７】図１０および図１１は、閉／排出位置にあ
る制御弁１４０を示す。この位置では、排出弁要素１６
０は空気流と平行に置かれ、出口弁要素１６２は縁が出
口通路１５２の側壁に当たって全流出を阻止するように
置かれる。言い換えると、入口通路１４８を通って入っ
てくる全ての流入空気は排出通路１５０を通って出てい
くので、空気は通路１５２を通って患者へ提供されな
い。開／出口位置では、排出弁要素１６０の縁が排出通
路１５０を形成している壁に当たるまで、弁要素１６
０，１６２が時計方向（上から見て）に回転される。こ
の位置では、出口弁要素１６２が出口通路１５２を通る
空気流と平行に置かれる。この結果、空気は排出されず
に、出口通路１５２を通して全ての空気が患者へ供給さ
れる。
【００３８】モーター１５６は圧力制御装置２６から受
け取った信号に応じて弁１４０を閉位置または開位置、
あるいはそれらの中間の位置に位置決めする。制御弁１
４と同様に、この制御弁１４０も種々の弁位置の間の遷
移を円滑に制御することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】患者の呼吸を楽にする好ましい装置の略図であ
る。
【図２】図１の装置の好ましい相検出回路の電気回路図
である。
【図３】図２の相検出回路の流量信号とオフセット信
号、および患者の吸入相と吐出相を示すグラフである。
【図４】図１の好ましい圧力制御装置の電気ブロック図
である。
【図５】図１の好ましい制御弁の主要構成部品の拡大斜
視図である。
【図６】図５の制御弁の入口／出口ハウジングの下側か
らの斜視図である。
【図７】可動構成部品が第１位置にある図５の制御弁の
部分断面図である。
【図８】可動構成部品が第２位置にある図５の制御弁の
部分断面図である。
【図９】図１の制御弁の第２の実施例の斜視図である。
【図１０】図９の制御弁の部分切除斜視図である。
【図１１】図９の制御弁の断面図である。
【符号の説明】
１０ 圧力制御装置 １２ ガス供給源 １４ 制御弁 １６ 圧力センサ １８ 流量センサ ２０ 空気管 ２２ 鼻ピロー ２４ 相検出回路 ２６ 圧力制御装置 ３０ ライン ３２ 信号発生回路 ３４ 信号処理回路 ３６，３８ 交差点 ４０ アーティファクト ４２ ライン ４４ 差動増幅器 ４６ エラー検出器 ４８，５０ ＤＡＣ ５２ ＣＭＯＳスイッチ ５４，５６ ＤＩＰスイッチ ５８ インタフェース ６６，６８ パワー増幅器 ７０ 弁ベース ７２ 可動弁要素 ７４ 弁要素カバー ７６ ハウジング ７８ 弁モーター ８０ モーター軸 ８１ 固定孔 ８２，８４ 上部および下部区分 ８６ 上面 ８８ 開口 ９０ 側壁 ９２ 側壁 ９６ 凹部 ９８ 下壁 １００，１０２，１０４ 側壁 １０６ 固定ボス １０８ 円錐台形ハブ １１０ 支持リング １１４ 支持体 １１６ 弁フィンガー １１８ 孔 １２０ 小孔 １２２ 排出ポート １２４ 逆カップ状部材 １２６ 側壁 １２８ 上壁 １３０ 入口管 １３２ 出口管 １３４ フィンガー １３６ 内面 １３８ スロット １４０ 制御弁 １４２ 弁本体 １４４ アクチュエータアセンブリ １４６ 外側入口継手 １４８ 入口通路 １５０ 排出通路 １５２ 出口通路 １５４ 外側出口継手 １５６ 弁モーター １５８ 弁棒 １６０ 排出弁要素 １６２ 出口弁要素
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ラッセル エル ホルシャー アメリカ合衆国 カンザス州 66062 オ ーレイス サウス フォックス リッジ ドライヴ 13126 (72)発明者 クリストファー ディー ラスニア アメリカ合衆国 カンザス州 66213 オ ーヴァーランド グッドマン 12036

Claims (31)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 対応する呼吸ガス流量を有する呼吸サイ
    クルの吸入相と吐出相を検出する装置であって、 呼吸ガス流量を表す第１および第２信号を発生する信号
    発生手段と、 前記信号を処理してそれぞれの相の出現を決定し、それ
    ぞれの相を表す出力を発生する処理手段、を備え、前記
    ２つの信号が互いに時間がずれていること、および一方
    の相の少なくとも一部分の間は一方の信号がより大きな
    振幅を示し、他方の相の少なくとも一部分の間は他方の
    信号がより大きな振幅を示すように、前記２つの信号が
    それぞれの振幅を有していることを特徴とする装置。
  2. 【請求項２】 前記信号発生手段が、瞬間的な呼吸ガス
    流量を表す前記第１信号を発生する流量センサ手段と、
    前記第１信号に対して時間が遅れた第２信号を発生する
    時間遅延手段を含んでいることを特徴とする請求項１に
    記載の装置。
  3. 【請求項３】 さらに、前記第１信号に対して振幅が基
    準化された前記第２信号を発生する振幅基準化手段を備
    えていることを特徴とする請求項２に記載の装置。
  4. 【請求項４】 前記基準化手段が、前記一方の相の間は
    振幅を第１レベルに基準化する手段と、前記他方の相の
    間は振幅を第２レベルに基準化する手段を含んでいるこ
    とを特徴とする請求項３に記載の装置。
  5. 【請求項５】 前記処理手段が、前記第１信号の振幅と
    第２信号の振幅とを比較し、前記第１信号が第２信号よ
    り大きな振幅を示しているときは第１出力を発生し、前
    記第２信号が第１信号より大きな振幅を示しているとき
    は第２出力を発生する手段を含んでいることを特徴とす
    る請求項１に記載の装置。
  6. 【請求項６】 前記第１および第２信号が電気信号であ
    ることを特徴とする請求項１に記載の装置。
  7. 【請求項７】 前記出力が電気信号を含んでいることを
    特徴とする請求項１に記載の装置。
  8. 【請求項８】 対応する呼吸ガス流量をもつ呼吸サイク
    ルを有し、吸入相と吐出相を呈する患者の呼吸を助長す
    る装置であって、 呼吸ガス源から患者へ加圧された呼吸ガスを供給する手
    段、 呼吸ガス流量を表す第１および第２信号を発生する手
    段、 前記２つの信号を処理してそれぞれの相の出現を決定
    し、それぞれの相を表す出力を発生する処理手段、およ
    び前記供給手段と処理手段に接続されていて、前記出力
    を受け取り、それに応じて患者への呼吸ガスの圧力を、
    相と相互に関係する所定のやり方で制御する制御手段、
    を備え、前記２つの信号が互いに時間がずれているこ
    と、および一方の相の少なくとも一部分の間は一方の信
    号がより大きな振幅を示し、他方の相の少なくとも一部
    分の間は他方の信号がより大きな振幅を示すように、前
    記２つの信号がそれぞれの振幅を有していることを特徴
    とする装置。
  9. 【請求項９】 前記制御手段が、吸入相の間は呼吸ガス
    の圧力を第１圧力レベルに制御し、吐出相の間は第１圧
    力レベルより低い第２圧力レベルに制御することを特徴
    とする請求項８に記載の装置。
  10. 【請求項１０】 前記第２圧力レベルが周囲圧力を含ん
    でいることを特徴とする請求項９に記載の装置。
  11. 【請求項１１】 前記第２圧力レベルが周囲圧力より高
    い圧力レベルを含んでいることを特徴とする請求項９に
    記載の装置。
  12. 【請求項１２】 前記信号発生手段が、瞬間的な呼吸ガ
    ス流量を表す前記第１信号を発生する流量センサと、前
    記第１信号に対して時間が遅れた前記第２信号を発生す
    る時間遅延手段を含んでいることを特徴とする請求項８
    に記載の装置。
  13. 【請求項１３】 さらに、前記第１信号に対して振幅が
    基準化された前記第２信号を発生する振幅基準化手段を
    含んでいることを特徴とする請求項１２に記載の装置。
  14. 【請求項１４】 前記基準化手段が、前記一方の相の間
    は振幅を第１レベルに基準化する手段と、前記他方の相
    の間は振幅を第２レベルに基準化する手段を含んでいる
    ことを特徴とする請求項１３に記載の装置。
  15. 【請求項１５】 前記処理手段が、前記第１信号の振幅
    と第２信号の振幅とを比較し、第１信号が第２信号より
    大きな振幅を示しているときは第１出力を発生し、第２
    信号が第１信号より大きな振幅を示しているときは第２
    出力を発生する比較手段を含んでいることを特徴とする
    請求項８に記載の装置。
  16. 【請求項１６】 前記第１および第２信号が電気信号で
    あることを特徴とする請求項８に記載の装置。
  17. 【請求項１７】 前記出力が電気信号を含んでいること
    を特徴とする請求項８に記載の装置。
  18. 【請求項１８】 前記振幅を第１レベルに基準化する手
    段および前記振幅を第２レベルに基準化する手段が、患
    者によるアクセスが可能であることを特徴とする請求項
    ４に記載の装置。
  19. 【請求項１９】 前記振幅を第１レベルに基準化する手
    段および前記振幅を第２レベルに基準化する手段が、患
    者による調整が可能であることを特徴とする請求項１４
    に記載の装置。
  20. 【請求項２０】 対応する呼吸ガス流量を有する呼吸サ
    イクルの吸入相と吐出相を検出する方法であって、 信号発生手段から呼吸ガス流量を表す第１および第２信
    号を発生させること、および前記信号を処理して吸入相
    および吐出相の出現を決定し、吸入相に相当する第１出
    力と吐出相に相当する第２出力を発生させること、のス
    テップから成り、前記２つの信号が互いに時間がずれて
    いること、および吸入相の少なくとも一部分の間は前記
    第１信号がより大きな大きな振幅を示し、吐出相の少な
    くとも一部分の間は前記第２信号がより大きな振幅を示
    すように、前記２つの信号がそれぞれの振幅を有してい
    ることを特徴とする方法。
  21. 【請求項２１】 前記信号発生手段が、瞬間的な呼吸ガ
    ス流量を表す前記第１信号を発生する流量センサ手段
    と、前記第１信号に対して時間が遅れた第２信号を発生
    する時間遅延手段を含んでいることを特徴とする請求項
    ２０に記載の方法。
  22. 【請求項２２】 さらに、前記第１信号に対して振幅が
    基準化された前記第２信号を発生する振幅基準化手段を
    備えていることを特徴とする請求項２１に記載の方法。
  23. 【請求項２３】 前記基準化手段が、前記一方の相の間
    は前記振幅を第１レベルに基準化する手段と、前記他方
    の相の間は前記振幅を第２レベルに基準化する手段を含
    んでいることを特徴とする請求項３に記載の方法。
  24. 【請求項２４】 前記振幅を第１レベルに基準化する手
    段および前記振幅を第２レベルに基準化する手段が、患
    者によるアクセスが可能であることを特徴とする請求項
    ２３に記載の方法。
  25. 【請求項２５】 前記処理手段が、前記第１信号の振幅
    と第２信号の振幅とを比較し、第１信号が第２信号より
    大きな振幅を示しているときは第１出力を発生し、第２
    信号が第１信号より大きな振幅を示しているときは第２
    出力を発生する手段を含んでいることを特徴とする請求
    項２０に記載の方法。
  26. 【請求項２６】 前記第１および第２信号が電気信号で
    あることを特徴とする請求項２０に記載の方法。
  27. 【請求項２７】 前記出力が電気信号を含んでいること
    を特徴とする請求項２０に記載の方法。
  28. 【請求項２８】 呼吸回路内の空気流を制御する装置で
    あって、 弁本体、 前記弁本体内に形成され、空気源に接続可能な入口管、 前記弁本体内に形成され、前記入口管に通じている少な
    くとも１個の排出ポート、 前記弁本体内に形成され、前記入口管に通じているほ
    か、患者の気道にも通じている出口管、および空気をそ
    らせて前記排出ポートを通らせることによって入口管か
    ら出口管への空気流を制御するように選択的に調整でき
    る回転弁要素、を備え、前記回転弁要素が、回転可能な
    円錐台形ハブ、支持リング、前記ハブと支持リングとの
    間に設けられた複数の支持体、および前記ハブの外周ま
    わりに一定間隔で配置され、前記ハブから上方に伸びた
    複数の弁フィンガーを有していることを特徴とする装
    置。
  29. 【請求項２９】 前記ハブを弁本体に対して回転させる
    と、前記複数の排出ポートを通る空気の流れを次第にさ
    えぎるように前記複数の支持体が形作られており、出口
    管を通る空気の流れが次第に増えるように前記弁フィン
    ガーが形造られていることを特徴とする請求項２８に記
    載の装置。
  30. 【請求項３０】 呼吸回路内の空気流を制御する装置で
    あって、 弁本体、 前記弁本体内に形成され、空気源に接続可能な入口管、 前記弁本体内に形成され、前記入口管に通じている排出
    ポート、 前記弁本体内に形成され、前記入口管および前記排出ポ
    ートに通じているほか、患者の気道にも通じている出口
    管、 前記排出ポート内に配置された第１回転弁要素、および
    前記出口管内に前記第１回転弁要素に垂直な軸線に沿っ
    て配置され、空気をそらせて前記排出ポートを通すこと
    によって前記入口管から前記出口管への空気流を調整自
    在に制御する第２回転弁要素、を備えていることを特徴
    とする装置。
  31. 【請求項３１】 前記第１回転弁要素が排出ポートを通
    る空気の流れを遮断するように形成され、前記第２回転
    弁要素が出口管を通る空気の流れを遮断するように形成
    されていて、前記第２回転弁要素が出口管を完全に開く
    ように回転されたとき、前記第１回転弁要素が排出ポー
    トを完全に閉じるように配置されており、前記第１回転
    弁要素が排出ポートを完全に開くように回転されたと
    き、前記第２回転弁要素が出口管を完全に閉じるように
    配置されていることを特徴とする請求項３０に記載の装
    置。
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