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JP2019537485A - 呼吸障害の換気治療のための方法および装置 - Google Patents

呼吸障害の換気治療のための方法および装置 Download PDF

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Abstract

患者における呼吸障害の治療のための装置が開示される。装置は、患者インターフェースを介して患者の気道へ陽圧における空気流れを送達するように構成された圧力生成器と、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサと、コントローラとを含む。コントローラは、圧力生成器を制御してベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を患者インターフェースを介して送達するように、患者の呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出するように、圧力生成器を制御して無呼吸時に患者へ１つ以上のプローブ呼吸送達するように、１つ以上のプローブ呼吸のうち１つに応答して呼吸流量信号の波形から患者気道の開通性を決定するように、気道の開通性に基づいて有効無呼吸持続期間を演算するように、有効無呼吸持続期間に基づいて無呼吸に応答する換気治療のベース圧力に対する設定点を調節するように、構成される。【選択図】図８Ａ

Description

１ 関連出願の相互参照
この出願は、２０１６年１１月１３日に出願されたオーストラリア国仮出願番号ＡＵ２０１６９０４７２４の利益をクレームするもので、その全開示を参照により本明細書に援用する。
２ 連邦支援の研究または開発に関する陳述
適用無し
３ 配列表
適用無し
４ 技術の背景
４．１ 技術の分野
本技術は、呼吸関連疾患の検出、診断、治療、予防および改善のうち１つ以上に関する。本技術はまた、医療デバイスまたは装置と、その使用とに関する。
４．２ 関連技術の説明
４．２．１ ヒトの呼吸器系およびその疾患
身体の呼吸器系は、ガス交換を促進させる。鼻および口腔は、患者の気道への入口を形成する。
これらの気道は、一連の分岐する管を含み、これらの管は、肺の奥深くに進むほど狭く、短くかつ多数になる。肺の主要な機能はガス交換であり、空気から酸素を静脈血中へ取り入れさせ、二酸化炭素を退出させる。気管は、右および左の主気管支に分かれ、これらの主気管支はさらに分かれて、最終的に終末細気管支となる。気管支は、伝導のための気道を構成するものであり、ガス交換には関与しない。気道がさらに分割されると呼吸細気管支となり、最終的には肺胞となる。肺の肺胞領域においてガス交換が行われ、この領域を呼吸ゾーンと呼ぶ。以下を参照されたい：「Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ」， ｂｙ Ｊｏｈｎ Ｂ． Ｗｅｓｔ， Ｌｉｐｐｉｎｃｏｔｔ Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＆ Ｗｉｌｋｉｎｓ， ９ｔｈ ｅｄｉｔｉｏｎ ｐｕｂｌｉｓｈｅｄ ２０１１。
一定範囲の呼吸器疾患が存在している。特定の疾患は、特定の発症（例えば、無呼吸、呼吸低下および過呼吸）によって特徴付けられ得る。
閉塞性睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）は、睡眠呼吸障害（ＳＤＢ）の１つの形態であり、睡眠時の上通気道の閉鎖または閉塞などの発症によって特徴付けられる。睡眠時の異常に小さな上気道および舌領域における筋緊張の正常欠損、軟口蓋および後中咽頭壁の組み合わせに起因する。このような状態に起因して、罹患患者の呼吸停止が典型的には３０〜１２０秒にわたり、ときには一晩に２００〜３００回も呼吸が停止する。その結果、日中の眠気が過度になり、心血管疾患および脳損傷の原因になり得る。この症候は一般的な疾患であり、特に中年の過体重の男性に多いが、患者に自覚症状は無い。米国特許第４，９４４，３１０号（Ｓｕｌｌｉｖａｎ）を参照されたい。
チェーン・ストークス呼吸（ＣＳＲ）は、別の形態の睡眠呼吸障害である。ＣＳＲは、患者の呼吸調節器の疾患であり、ＣＳＲサイクルとして知られる換気の漸増および漸減が交互に周期的に続く。ＣＳＲは、動脈血の脱酸素および再曝気の繰り返しによって特徴付けられる。反復低酸素症のため、ＣＳＲは有害であり得る。患者によっては、ＣＣＲは、重症不眠、交感神経活動の増加、および後負荷の増加の原因となる、反復性睡眠覚醒を随伴する。米国特許第６，５３２，９５９号（Ｂｅｒｔｈｏｎ−Ｊｏｎｅｓ）を参照されたい。
呼吸不全とは、呼吸疾患の総称であり、患者は、代謝活性が安静時を大きく上回った場合、自身の血液中のＣＯ２のバランスをとるために充分な換気を行うことができなくなる。呼吸不全は、全ての以下の疾患を包含する。
肥満低呼吸症候群（ＯＨＳ）は、低換気の他の既知の原因がない場合、重症の肥満と覚醒時慢性高炭酸ガス血症の組み合わせとして定義される。症状には、呼吸困難、起床時の頭痛と過剰な日中の眠気が含まれる。
慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）は、特定の共通する特性を有する下気道疾患のグループのうちのいずれも包含する。これには空気の動きに対する抵抗の増加、呼吸の呼気相の延長および肺における正常な弾性の減少が含まれる。ＣＯＰＤの例として、気腫および慢性気管支炎がある。ＣＯＰＤの原因としては、慢性喫煙（第一危険因子）、職業被ばく、空気汚染および遺伝因子がある。症状を挙げると、労作時の呼吸困難、慢性咳および痰生成がある。
神経筋疾患（ＮＭＤ）は、内在筋病理を直接介してまたは神経病理を間接的に介して筋肉機能を損なう多数の疾病および病気を包含する広範な用語である。ＮＭＤ患者の中には、進行性の筋肉障害によって特徴付けられる者もあり、結果的に歩行不可能、車椅子への束縛、嚥下困難、呼吸筋力低下に繋がり、最終的には呼吸不全による死亡に繋がる。神経筋肉障害は、以下の急速進行性と緩徐進行性とに区分され得る：（ｉ）急速進行性障害：数ヶ月かけて悪化する筋肉障害によって特徴付けられ、数年内に死亡に繋がる（例えば、ティーンエージャーにおける筋萎縮性側索硬化症（ＡＬＳ）およびデュシェンヌ筋ジストロフィー（ＤＭＤ））；（ｉｉ）可変性または緩徐進行性障害：数年かけて悪化する筋肉障害によって特徴付けられ、平均余命が若干低減するだけである（例えば、肢帯、顔面肩甲上腕型および筋強直性筋ジストロフィー）。ＮＭＤにおける呼吸不全症状を以下に挙げる：全身衰弱の増加、嚥下障害、労作および安静時の呼吸困難、疲労、眠気、起床時の頭痛、および集中および気分の変化の困難。
胸壁障害は、胸郭変形の１つのグループであり、呼吸筋肉と胸郭との間の連結の無効性の原因となる。これらの障害は、拘束性障害によって主に特徴付けられ、長期の炭酸過剰性呼吸不全の可能性を共有する。脊柱側弯症および／または脊柱後側弯症は、重篤な呼吸不全を発症することがある。呼吸不全の症状を以下に挙げる：労作時の呼吸困難、末梢浮腫、起座呼吸、反復性胸部感染症、起床時の頭痛、疲労、睡眠の質の低下、および食欲不振。
このような状態を治療または改善するために、一定範囲の治療が用いられている。さらに、その他の点では健常人も、呼吸器疾患の予防治療を有利に利用することができる。しかし、これらにおいては、複数の欠陥がある。
４．２．２ 療法
持続的気道陽圧（ＣＰＡＰ）療法が、閉塞性睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）の治療において用いられている。その作用機構としては、例えば軟口蓋および舌を押して後口咽頭壁へ前進または後退させることにより、持続陽圧呼吸療法が空気スプリントとして機能し、これにより上気道の閉鎖を防止し得る。ＣＰＡＰ治療によるＯＳＡの治療は自発的なものであり得るため、このような患者が治療の提供に用いられるデバイスについて以下のうち１つ以上に気づいた場合、患者が治療を遵守しないことを選択する可能性がある：不快、使用困難、高価、美観的な魅力の無さ。
非侵襲的換気（ＮＩＶ）は、換気補助を上気道を通じて患者へ提供して、呼吸機能の一部または全体を行うことにより患者の呼吸の補助および／または身体中の適切な酸素レベルの維持を提供する。換気補助が、非侵襲的患者インターフェースを介して提供される。ＮＩＶは、ＯＨＳ、ＣＯＰＤ、ＮＭＤ、および胸壁障害などの形態のＣＳＲおよび呼吸不全の治療に用いられている。いくつかの形態において、これらの治療の快適性および有効性が向上し得る。
患者に対し、特に睡眠状態および／または鎮静下において非侵襲的換気が施された場合、ＯＳＡなどのように上気道の不安定性および崩壊に繋がる場合が多い。このような不安定性および崩壊が有る場合、換気装置から肺に実際に到達する圧力が低下またはさらには無効になるため、換気治療の有効性に妥協が生じる可能性がある。
上気道は、ベース陽圧（本明細書中ＥＰＡＰと呼ぶ）を維持することによって安定化され得、その結果換気支援が重畳される。ＥＰＡＰが無効になった場合、上気道崩壊に繋がり、ＥＰＡＰが過度になった場合、上気道が完全に安定化し得るものの、快適性に悪影響が生じ得、マスク漏洩が促進され得、あるいは心臓血管合併症に繋がり得る。悪い副作用を回避しつつ、睡眠状態、姿勢、鎮静レベルおよび疾病進行において上気道の安定性を全般的に維持するのに充分なＥＰＡＰを選択するタスク（ＥＰＡＰタイトレーションとして知られるタスク）は、睡眠ポリグラフ（ＰＳＧ）全体を研究した経験豊富な臨床医にとっても大きな困難である。適切にタイトレーションが行われたＥＰＡＰは、極値間のバランスであり、閉塞イベントを全て回避するものでは必ずしもない。ＮＩＶは世界的に使用が普及し続けているものの、ＥＰＡＰタイトレーションについてのＰＳＧ研究の恩恵を利用しつつＮＩＶを受けている患者はごく僅かである。より急性の環境においては、非侵襲的換気の有効性に対する睡眠および鎮静の効果の認識は、歴史的に限られている。
そのため、ＮＩＶ患者の上気道の状態変化に対して動的に応答してＥＰＡＰの自動調整（すなわち、「ＥＰＡＰ自動タイトレーション」の実行）を行うことが可能なＮＩＶ治療が、切実に必要とされている。
４．２．３ 治療システム
これらの治療は、治療システムまたはデバイスによって提供され得る。このようなシステムおよびデバイスは、疾患を治療することなく診断するためにも、用いられ得る。
治療システムは、呼吸圧力療法デバイス（ＲＰＴデバイス）、空気回路、加湿器、患者インターフェース、およびデータ管理を含み得る。
４．２．３．１ 患者インターフェース
患者インターフェースは、例えば気道入口への空気流れを提供することにより呼吸装具へのインターフェースを装着者へ提供するために、用いられ得る。空気流れは、鼻および／または口腔へのマスク、口腔への管、または患者気管への気管切開管を介して提供され得る。適用される療法に応じて、患者インターフェースは、例えば患者の顔の領域との密閉部を形成し得、これにより、療法実行のための雰囲気圧力と共に充分な分散の圧力において（例えば、例えば雰囲気圧力に対して約１０ｃｍＨ２Ｏの陽圧において）ガス送達を促進する。酸素送達などの他の治療形態において、患者インターフェースは、約１０ｃｍＨ２Ｏの陽圧において気道へのガス供給の送達を促進するのに充分な密閉を含まない場合がある。
４．２．３．２ 呼吸圧力治療（ＲＰＴ）デバイス
空気圧生成器は、広範な用途（例えば、工業規模通気システム）において公知である。しかし、医療用途のための空気圧生成器は、より一般的な空気圧生成器（例えば、医療機器の信頼性要件、サイズ要件および重量要件）では満足できない特定の要件を有する。加えて、医療治療向けに設計されたデバイスであっても、以下のうち１つ以上に関連して欠陥を免れない場合がある：快適性、ノイズ、使いやすさ、有効性、サイズ、重量、製造可能性、コストおよび信頼性。
睡眠呼吸障害の治療に用いられる１つの公知のＲＰＴデバイスとして、Ｓ９睡眠治療システム（製造元：ＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ）がある。ＲＰＴデバイスの別の実施例として、人工呼吸器がある。人工呼吸器（例えば、成人および小児用人工呼吸器のＲｅｓＭｅｄ Ｓｔｅｌｌａｒ（登録商標）シリーズ）の場合、複数の状態（例を非限定的に挙げると、ＮＭＤ、ＯＨＳおよびＣＯＰＤ）の治療のための一定範囲のための患者のための侵襲的および非侵襲的な非依存的呼吸のための補助を提供し得る。
ＲｅｓＭｅｄ Ｅｌｉｓeｅ（登録商標）１５０人工呼吸器およびＲｅｓＭｅｄＶＳＩＩＩ（登録商標）人工呼吸器は、複数の状態の治療のための成人患者または小児用患者に適した侵襲的および非侵襲的な依存的呼吸の補助を提供し得る。これらの人工呼吸器により、単一または二重の肢回路を用いた容積通気モードおよび気圧通気モードが得られる。ＲＰＴデバイスは典型的には、圧力生成器（例えば、電動送風機または圧縮ガスリザーバ）を含み、患者の気道へ空気流れを供給するように構成される。場合によっては、空気流れは、患者の気道へ陽圧で供給され得る。ＲＰＴデバイスの出口は、空気回路を介して上記したような患者インターフェースへ接続される。
４．２．３．３ 加湿器
空気流れの送達を加湿無しで行った場合、気道の乾燥に繋がり得る。加湿器をＲＰＴデバイスおよび患者インターフェースと共に用いた場合、加湿ガスが生成されるため、鼻粘膜の乾燥が最小化され、患者気道の快適性が増加する。加えて、より冷涼な気候においては、概して患者インターフェースの周囲の顔領域へ温風を付加すると、冷風の場合よりも快適性が高まる。一定範囲の人工的加湿機器およびシステムが公知であるが、医療加湿器の特殊な要件を満たせていない。
５ 技術の簡単な説明
本技術は、呼吸器疾患の診断、改善、治療または予防において用いられる医療機器の提供に関連し、これらの医療機器は、向上した快適性、コスト、有効性、使い易さおよび製造可能性のうち１つ以上を有する。
本技術の第１の態様は、呼吸器疾患の診断、改善、治療または予防に用いられる装置に関連する。
本技術の別の態様は、呼吸障害の診断、改善、治療または予防において用いられる方法に関連する。
本技術は、適用された換気支援が患者の肺に到達できるように、上気道安定性を維持するために換気のベース圧力の自動的タイトレーションを行う、呼吸障害のための換気治療の方法および装置を含む。自動タイトレーションにより、検出された無呼吸の重症度および／または流れ制限のエピソードに一般的に比例する量だけベース圧力が増加し、このようなエピソードが無い場合、ベース圧力が最小値へ低下する。詳細には、調整において、（無呼吸時に送達されたタイミング付きバックアップ呼吸に対する血流反応の分析によって決定されるような）無呼吸時の気道の開／閉状態が考慮に入れられる。
本技術の一形態によれば、患者の呼吸障害の治療のための装置が提供される。装置は、患者インターフェースを介して患者の気道へ陽圧における空気流れを送達するように構成された圧力生成器と、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサと、コントローラとを含む。コントローラは、圧力生成器を制御してベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を患者インターフェースを介して送達するように、患者の呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出するように、圧力生成器を制御して無呼吸時に患者へ１つ以上のプローブ呼吸送達するように、１つ以上のプローブ呼吸のうち１つに応答して呼吸流量信号の波形から患者気道の開通性を決定するように、気道の開通性に基づいて有効無呼吸持続期間を演算するように、有効無呼吸持続期間に基づいて無呼吸に応答する換気治療のベース圧力に対する設定点を調節するように、構成される。
本技術の別の形態によれば、患者の呼吸障害の治療する方法が提供される。方法は、ベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を、患者インターフェースを介して患者へ送達するように圧力生成器を制御することと、圧力生成器のコントローラにおいて、患者の呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することと、無呼吸時に患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達するように圧力生成器を制御することと、１つ以上プローブ呼吸のうち１つに応答して呼吸流量信号の波形から患者気道の開通性を決定することと、気道の開通性に基づいて有効無呼吸持続期間を計算することと、無呼吸に応答して無呼吸の有効持続期間に基づいて換気治療のベース圧力の設定点を調整することとを含む。
本技術のさらに別の形態によれば、ベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を、患者インターフェースを介して患者へ送達する手段と、患者の呼吸流量を示す信号を生成する手段と、呼吸流量信号から無呼吸を検出する手段と、無呼吸時に患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達する手段と、１つ以上プローブ呼吸のうち１つに応答して呼吸流量信号の波形から患者気道の開通性を決定する手段と、気道の開通性に基づいて有効無呼吸持続期間を計算する手段と、無呼吸に応答して無呼吸の有効持続期間に基づいて換気治療のベース圧力の設定点を調整する手段とを含む呼吸治療システムが提供される。
本技術のさらに別の形態によれば、患者の無呼吸時に気道の開通性を決定する方法が提供される。該方法は、無呼吸時に患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達するように圧力生成器を制御することと、無呼吸時に患者の呼吸流量を示す信号から気道の開通性を決定することであって、決定することは、１つ以上プローブ呼吸のうち少なくとも１つに応答して呼吸流量信号の波形の形状に依存する、決定することとを含む。
本技術のさらに別の形態によれば、患者の呼吸障害の治療のための装置が提供される。該装置は、空気流れを陽圧で患者インターフェースを介して患者の気道へ送達するように構成された圧力生成器と、患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサと、コントローラであって、ベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を患者インターフェースを介して送達するように圧力生成器を制御することと、患者の無呼吸時に患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達するように圧力生成器を制御することと、無呼吸時に呼吸流量信号の波形から気道の開通性を決定することであって、開通性を決定することは、１つ以上プローブ呼吸のうち少なくとも１つに応答して呼吸流量波形の形状に依存する、開通性を決定することと、を行うように構成されたコントローラと、を含む。
本技術のさらに別の形態によれば、空気流れを陽圧で患者インターフェースを介して患者の気道へ送達する手段と、患者の呼吸流量を示す信号を生成する手段と、患者の無呼吸時に患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達する手段と、無呼吸時に呼吸流量信号の波形から気道の開通性を決定する手段と、を含む、呼吸治療システムが提供される。開通性を決定することは、プローブ呼吸のうち少なくとも１つに応答して呼吸流量波形の形状に依存する。
もちろん、上記態様の一部は、本技術の下位態様を形成し得る。また、下位態様および／または態様のうち多様な１つを多様に組み合わせることができ、本技術のさらなる態様または下位態様も構成し得る。
本技術の他の特徴は、以下の詳細な説明、要約、図面および特許請求の範囲中に含まれる情報に鑑みれば明らかになる。
６ 図面の簡単な説明
本技術を、添付図面中に非限定的に一実施例として例示する。図面中、類似の参照符号は、以下の類似の要素を含む：
［６．１ 治療システム］ 図１は、患者インターフェース３０００を装着している患者１０００を含むシステムを含む。患者インターフェース３０００は、フルフェイスマスクをとり、陽圧の空気供給をＲＰＴデバイス４０００から受容する。ＲＰＴデバイスからの空気は、加湿器５０００によって加湿され、空気回路４１７０に沿って患者１０００へと移動する。 ［６．２ 呼吸システムおよび顔の解剖学的構造］ 図２は、鼻および口腔、喉頭、声帯ひだ、食道、気管、気管支、肺、肺胞嚢、心臓および横隔膜を含むヒト呼吸器系の概要を示す。 ［６．３ 患者インターフェース］ 図３は、本技術の１つの形態による鼻マスクの形態の患者インターフェースを示す。 ［６．４ ＲＰＴデバイス］ 本技術の一形態に従ったＲＰＴデバイスを示す。 本技術の一形態に従ったＲＰＴデバイスの空気回路の概略図である。上流と下流の方向が示されている。 本技術の一態様に従ったＲＰＴデバイスの電気部品の概略図である。 図４Ｄは、本技術の１つの形態によるＲＰＴデバイス中において実行されるアルゴリズムの概略図である。 ［６．５ 加湿器］ 図５Ａは、本技術の一形態による加湿器の等角図である。 図５Ｂは、本技術の一形態による加湿器の等角図であり、加湿器リザーバ５１１０を加湿器リザーバドック５１３０から除去した様子を示す。 ［６．６ 呼吸波形］ 図６Ａは、睡眠時のヒトの呼吸流量波形の典型的なモデルを示す。水平軸は時間であり、垂直軸は呼吸流量である。パラメータ値は変動し得るため、典型的な呼吸は、以下のおおよその値を持ち得る：一回換気量、Ｖｔ、０．５Ｌ、吸気時間、Ｔｉ、１．６秒、ピーク吸気流量、Ｑピーク、０．４Ｌ／秒、呼気時間、Ｔｅ、２．４ｓ、ピーク呼気流量、Ｑピーク、−０．５Ｌ／秒。呼吸の全持続時間Ｔｔｏｔは約４秒である。人間は典型的には、１分あたり呼吸を約１５回行い（ＢＰＭ）、換気Ｖｅｎｔは約７．５Ｌ／分である。典型的なデューティサイクルであるＴｉのＴｔｏｔに対する比は、約４０％である。 図６Ｂは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、「古典的な平坦性」の吸気流れ制限の一例を経験している。 図６Ｃは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、「椅子形の」（晩期の平坦性の）の吸気流れ制限の一例を経験している。 図６Ｄは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、「逆椅子形の」（早期の平坦性の）吸気流れ制限の例を経験している。 図６Ｅは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、「Ｍ字型の」吸気流れ制限の例を経験している。 図６Ｆは、呼吸流量波形のスケーリングされた吸気部分を示す。ここで、患者は、大きく「Ｍ字型の」吸気流れ制限の例を経験している。 ［６．７ ＥＰＡＰ自動タイトレーション］ 図７Ａは、図４Ｄの吸気流れ制限決定アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図７Ｂは、図７Ａの中央部分特徴計算ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図７Ｃは、図７Ａの流れ制限ファジィ真理変数計算ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図７Ｄは、図７Ｃの流れ制限ファジィ真理変数計算ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図７Ｅは、図７Ａのｌａｔｅｆｌａｔｎｅｓｓファジィ真理変数計算ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図７Ｆは、図４ＤのＭ字検出アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図７Ｇは、図４Ｄの無呼吸検出アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図７Ｈは、図４Ｄの気道開通性決定アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図７Ｉは、図４Ｄの気道開通性決定アルゴリズムの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図８Ａは、図４Ｄの治療パラメータ決定アルゴリズムの実行に用いられ得るＥＰＡＰ値の自動タイトレーションの方法を示すフローチャートである。 図８Ｂは、図８ＡのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法の「形状ドクター」ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図８Ｃは、図８Ｂの方法の１つのステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図８Ｄは、図８Ｂの方法の別のステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図８Ｅは、図８ＡのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法の「無呼吸ドクター」ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図８Ｆは、図８Ｅの方法の無呼吸処理ステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図８Ｇは、図８ＡのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法のステップの実行に用いられ得る方法を示すフローチャートである。 図９Ａは、流れ制限のエピソードに応答する図８ＡのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法の挙動の一例を示すグラフを含む。 図９Ｂは、閉塞無呼吸に応答する図８ＡのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法の挙動の一例を示すグラフを含む。 図９Ｃは、混合型無呼吸に応答する図７Ｈの気道開通性決定アルゴリズムの挙動の一例を示すグラフを含む。 図９Ｄは、図９Ｃのグラフの様々なセクションにおける拡張を含む。
７ 本技術の実施例の詳細な説明
本技術についてさらに詳細に説明する前に、本技術は、本明細書中に記載される異なり得る特定の実施例に限定されるのではないことが理解されるべきである。本開示中に用いられる用語は、本明細書中に記載される特定の実施例を説明する目的のためのものであり、限定的なものではないことも理解されるべきである。
以下の記載は、１つ以上の共通の特性および／または特徴を共有し得る多様な実施例に関連して提供される。任意の１つの実施例の１つ以上の特徴は、別の実施例または他の実施例の１つ以上の特徴と組み合わせることが可能であることが理解されるべきである。加えて、これらの実施例のうちのいずれかにおける任意の単一の特徴または特徴の組み合わせは、さらなる実施例を構成し得る。
７．１ 治療法
一形態において、本技術は、呼吸器疾患の治療方法を含む。本方法は、患者１０００の気道の入口へ陽圧における空気を送達するステップを含む。
本技術の特定の実施例において、陽圧における空気供給が鼻孔の片方または双方を介して患者の鼻通路へ提供される。
７．２ 治療システム
一形態において、本技術は、呼吸障害の治療のための装置またはデバイスを含む。装置またはデバイスは、加圧空気を患者インターフェース３０００への空気回路４１７０を介して患者１０００へ送達するＲＰＴデバイス４０００を含み得る。
７．３ 患者インターフェース
本技術の一態様による非侵襲的患者インターフェース３０００は、以下の機能様態を含む：シール形成構造３１００、プレナムチャンバ３２００、位置決めおよび安定化構造３３００、通気孔３４００、空気回路４１７０への接続のための一形態の接続ポート３６００、および前額支持部３７００。いくつかの形態において、機能様態が、１つ以上の物理的コンポーネントによって提供され得る。いくつかの形態において、１つの物理的コンポーネントは、１つ以上の機能様態を提供し得る。使用時において、シール形成構造３１００は、気道への陽圧での空気送達を促進するように、患者の気道の入口を包囲するように配置される。
７．４ ＲＰＴデバイス
本技術の一態様によるＲＰＴデバイス４０００は、機械コンポーネントおよび空気圧式コンポーネント４１００、電気コンポーネント４２００を含み、１つ以上のアルゴリズム４３００を実行するように構成される。ＲＰＴデバイスは、外部ハウジング４０１０を持ち得る。外部ハウジング４０１０は、上部４０１２および下部４０１４の２つの部分によって形成される。さらに、外部ハウジング４０１０は、１つ以上のパネル（単数または複数）４０１５を含み得る。ＲＰＴデバイス４０００は、ＲＰＴデバイス４０００の１つ以上の内部コンポーネントを支持するシャーシ４０１６を含む。ＲＰＴデバイス４０００は、ハンドル４０１８を含み得る。
空気圧ＲＰＴデバイス４０００の空気圧経路は、１つ以上の空気回路アイテム（例えば、入口空気フィルタ４１１２、入口マフラー４１２２、空気を陽圧で送達することが可能な圧力生成器４１４０（例えば、送風機４１４２）、出口マフラー４１２４）ならびに１つ以上の変換器４２７０（例えば、圧力センサ４２７２および流量センサ４２７４）を含み得る。
空気経路アイテムのうち１つ以上は、空気圧式ブロック４０２０と呼ばれる取り外し可能な一体構造内に配置され得る。空気圧式ブロック４０２０は、外部ハウジング４０１０内に配置され得る。一形態において、空気圧式ブロック４０２０は、シャーシ４０１６によって支持されるかまたはシャーシ４０１６の一部として形成される。
ＲＰＴデバイス４０００は、電源４２１０、１つ以上の入力デバイス４２２０、中央コントローラ４２３０、治療デバイスコントローラ４２４０、圧力生成器４１４０、１つ以上の保護回路４２５０、メモリ４２６０、変換器４２７０、データ通信インターフェース４２８０、および１つ以上の出力デバイス４２９０を有することができる。電気コンポーネント４２００は、シングルプリント回路基板アセンブリ（ＰＣＢＡ）４２０２上に取り付けられ得る。一代替形態において、ＲＰＴデバイス４０００は、１つよりも多くのＰＣＢＡ４２０２を含み得る。
７．４．１ ＲＰＴデバイス機械および空気圧式コンポーネント
ＲＰＴデバイスは、以下のコンポーネントのうち１つ以上を一体ユニット中に含み得る。一代替形態において、以下のコンポーネントのうち１つ以上が、それぞれの別個のユニットとして配置され得る。
７．４．１．１ 空気フィルタ（単数または複数）
本技術の一形態によるＲＰＴデバイスは、空気フィルタ４１１０または複数の空気フィルタ４１１０を含み得る。
一形態において、入口空気フィルタ４１１２は、圧力生成器４１４０の空気圧経路上流の始まり部に配置される。
一形態において、出口空気フィルタ４１１４（例えば抗菌ファクタ）は、空気圧ブロック４０２０の出口と、患者インターフェース３０００との間に配置される。
７．４．１．２ マフラー（単数または複数）
本技術の一形態において、入口マフラー４１２２は、空気圧経路内において圧力生成器４１４０の上方に配置される。
本技術の一形態において、出口マフラー４１２４は、空気圧経路内において圧力生成器４１４０と患者インターフェース３０００との間に配置される。
７．４．１．３ 圧力生成器
本技術の一形態において、空気の流れまたは送達を陽圧において生成する圧力生成器４１４０は、制御可能な送風機４１４２である。例えば、送風機４１４２は、ボリュート内に収容された１つ以上のインペラを備えたブラシレスＤＣモータ４１４４を含み得る。送風機は、空気供給の送達を例えば約１２０リットル／分までの速度で、約４ｃｍＨ２Ｏ〜約２０ｃｍＨ２Ｏの範囲の陽圧で、または他の形態において約３０ｃｍＨ２Ｏまで行うことができる。送風機については、以下の特許または特許出願のうちいずれか１つに記載があり得。本明細書中、同文献全体を参考のため援用する：米国特許第７，８６６，９４４号、米国特許第８，６３８、０１４号、米国特許第８，６３６，４７９号およびＰＣＴ特許出願公開ＷＯ２０１３／０２０１６７。
圧力生成器４１４０は、治療デバイスコントローラ４２４０の制御下にある。
他の形態において、圧力生成器４１４０は、ピストン駆動ポンプ、高圧源（例えば、圧縮空気リザーバ）へ接続された圧力調節器、またはベローズであり得る。
７．４．１．４ 変換器（単数または複数）
変換器は、ＲＰＴデバイスの内部に設けてもよいし、あるいはＲＰＴデバイスの外部に設けてもよい。外部変換器は、例えば空気回路上に配置してもよいし、あるいは空気回路の一部を形成してもよい（例えば、患者インターフェース）。外部変換器は、非接触センサの形態をとり得る（例えば、データＲＰＴデバイスを送るかまたは移動させるドップラーレーダー移動センサ）。
本技術の一形態において、１つ以上の変換器４２７０が、圧力生成器４１４０の上流および／または下流に配置され得る。１つ以上の変換器４２７０は、特性（例えば、空気圧経路中の当該ポイントにおける流量、圧力または温度）を測定するように、構築および配置され得る。
本技術の一形態において、１つ以上の変換器４２７０は、患者インターフェース３０００の近隣に配置され得る。
一形態において、変換器４２７０からの信号が、（例えば、ローパス、ハイパスまたはバンドパスフィルタリングによって）フィルタリングされ得る。
７．４．１．４．１ 流量センサ
本技術による流量センサ４２７４は、差圧トランスデューサ（例えば、ＳＥＮＳＩＲＩＯＮからのＳＤＰ６００シリーズ差圧トランスデューサ）に基づき得る。
一形態において、流量（例えば、流量センサ４２７４からの合計流量Ｑｔ）を表す信号が、中央コントローラ４２３０によって受信され得る。
７．４．１．４．２ 圧力センサ
本技術による圧力センサ４２７２は、空気圧経路と流体連通して配置される。適切な圧力変換器の一実施例として、ＨＯＮＥＹＷＥＬＬ ＡＳＤＸシリーズからのセンサがある。別の適切な圧力変換器として、ＧＥＮＥＲＡＬ ＥＬＥＣＴＲＩＣからのＮＰＡシリーズからのセンサがある。
１つの形態において、圧力センサ４２７２からの信号は、中央コントローラ４２３０によって受信される。
７．４．１．４．３ モータ速度変換器
本技術の一形態において、モータ４１４４および／または送風機４１４２の回転速度を決定するために、モータ速度変換器４２７６が用いられ得る。モータ速度変換器４２７６からのモータ速度信号は、治療装置コントローラ４２４０へ提供され得る。モータ速度変換器４２７６は、例えば速度センサであり得る（例えば、ホール効果センサ）。
７．４．１．５ アンチスピルバック弁
本技術の一形態において、アンチスピルバック弁が、加湿器５０００と、空気圧ブロック４０２０との間に配置され得る。アンチスピルバック弁は、水が加湿器５０００から上流に（例えば、送風機のモータ４１４４へ）流れる危険性を低減させるように、構築および配置される。
７．４．１．６ 空気回路
本技術の一態様による空気回路４１７０は導管またはチューブであり、使用時において空気流れが２つのコンポーネント（例えば、空気圧ブロック４０２０および患者インターフェース３０００）間に移動するように、構築および配置される。
詳細には、空気回路４１７０は、空気圧式ブロックの出口および患者インターフェースと流体接続し得る。空気回路は、空気送達管と呼ばれ得る。いくつかの場合において、吸気および呼気のための回路の別個の肢があり得る。他の場合において、単一の肢が用いられる。
いくつかの形態において、空気回路４１７０は、（例えば空気温度の維持または上昇のために）空気回路中の空気を加熱するように構成された１つ以上の加熱要素を含み得る。加熱要素は、加熱ワイヤ回路の形態をとり得、１つ以上の変換器（例えば、温度センサ）を含み得る。一形態において、加熱ワイヤ回路は、空気回路４１７０の軸周囲にらせん状に巻かれ得る。加熱要素は、コントローラ（例えば、中央コントローラ４２３０または加湿器コントローラ５２５０）と連通し得る。加熱ワイヤ回路を含む空気回路４１７０の一実施例について、米国特許出願第ＵＳ／２０１１／００２３８７４号に記載がある。本明細書中、同文献全体を参考のため援用する。
７．４．１．７ 酸素送達
本技術の一形態において、補充用酸素４１８０が、空気圧経路における１つ以上のポイント（例えば、空気圧ブロック４０２０の上流）、空気回路４１７０および／または患者インターフェース３０００へ送達され得る。
７．４．２ ＲＰＴデバイス電気コンポーネント
７．４．２．１ 電源
電源４２１０は、ＲＰＴデバイス４０００の外部ハウジング４０１０の内部または外部に配置され得る。
本技術の一形態において、電源４２１０は、ＲＰＴデバイス４０００にのみ電力を供給する。本技術の別の形態において、電源４２１０から、電力がＲＰＴデバイス４０００および加湿器５０００双方へ提供される。
７．４．２．２ 入力デバイス
本技術の一形態において、ＲＰＴデバイス４０００は、人間がデバイスと相互作用を可能にするためのボタン、スイッチまたはダイヤルの形態をとる１つ以上の入力デバイス４２２０を含む。ボタン、スイッチまたはダイヤルは、タッチスクリーンを介してアクセスすることが可能な物理的デバイスまたはソフトウェアデバイスであり得る。ボタン、スイッチまたはダイヤルは、一形態において外部ハウジング４０１０に物理的に接続させてもよいし、あるいは、別の形態において中央コントローラ４２３０と電気接続された受信器と無線通信してもよい。
一形態において、入力デバイス４２２０は、人間が値および／またはメニュー選択肢を選択することを可能にするように、構築および配置され得る。
７．４．２．３ 中央コントローラ
本技術の一形態において、中央コントローラ４２３０は、ＲＰＴデバイス４０００の制御に適した１つまたは複数のプロセッサである。
適切なプロセッサは、ＡＲＭ ＨｏｌｄｉｎｇｓからのＡＲＭ（登録商標）Ｃｏｒｔｅｘ（登録商標）−Ｍプロセッサに基づいたプロセッサであるｘ８６ＩＮＴＥＬプロセッサを含み得る（例えば、ＳＴ マクロ電子からのＳ（登録商標）３２シリーズのマイクロコントローラ）。本技術の特定の代替形態において、３２ビットＲＩＳＣ ＣＰＵ（例えば、ＳＴ ＭＩＣＲＯ電子ＳからのＳＴＲ９シリーズマクロコントローラ）または１６ビットＲＩＳＣ ＣＰＵ（例えば、ＴＥＸＡＳ ＩＮＳＴＲＵＭＥＮＴＳによって製造されたマクロコントローラのＭＳＰ４３０ファミリーからのプロセッサ）も適切であり得る。
本技術の一形態において、中央コントローラ４２３０は、専用電子回路である。
一形態において、中央コントローラ４２３０は、特定用途向け集積回路である。別の形態において、中央コントローラ４２３０は、個別電子コンポーネントを含む。
中央コントローラ４２３０は、１つ以上の変換器４２７０、および１つ以上の入力デバイス４２２０から入力信号（単数または複数）を受信するように、構成され得る。
中央コントローラ４２３０は、出力デバイス４２９０、療法デバイスコントローラ４２４０、データ通信インターフェース４２８０および加湿器コントローラ５２５０のうち１つ以上へ出力信号（単数または複数）を提供するように、構成され得る。
本技術のいくつかの形態において、中央コントローラ４２３０は、本明細書中に記載の１つ以上の方法を具現するように、構成される（例えば、非一時的なコンピュータで読出可能な記録媒体のような（例えば、メモリ４２６０）中に記録されたコンピュータプログラムとして表現された１つ以上のアルゴリズム４３００）。本技術のいくつかの形態において、中央コントローラ４２３０は、ＲＰＴデバイス４０００と一体化され得る。しかし、本技術のいくつかの形態において、いくつかの方法が、遠隔配置されたデバイスによって行われ得る。例えば、遠隔配置されたデバイスは、記録されたデータ（例えば、本明細書中に記載のセンサのうちいずれかからのもの）の分析により、人工呼吸器の制御設定を決定し得るか、または、呼吸関連イベントを検出し得る。
７．４．２．４ 時計
ＲＰＴデバイス４０００は、中央コントローラ４２３０へ接続された時計４２３２を含み得る。
７．４．２．５ 治療装置コントローラ
本技術の一形態において、治療デバイスコントローラ４２４０は治療制御モジュール４３３０であり、中央コントローラ４２３０によって実行されるアルゴリズム４３００の一部を形成する。
本技術の一形態において、治療装置コントローラ４２４０は、専用モータ制御集積回路である。例えば、一形態において、ＯＮＳＥＭＩによって製造されたＭＣ３３０３５ブラシレスＤＣモータコントローラが用いられる。
７．４．２．６ 保護回路
本技術による１つ以上の保護回路４２５０は、電気保護回路、温度および／または圧力安全回路を含み得る。
７．４．２．７ メモリ
本技術の一形態によれば、ＲＰＴデバイス４０００は、メモリ４２６０（例えば、不揮発性メモリ）を含む。いくつかの形態において、メモリ４２６０は、電池式スタティックＲＡＭを含み得る。いくつかの形態において、メモリ４２６０は、揮発性ＲＡＭを含み得る。
メモリ４２６０は、ＰＣＢＡ４２０２上に配置され得る。メモリ４２６０は、ＥＥＰＲＯＭまたはＮＡＮＤフラッシュの形態をとり得る。
追加的にまたは代替的に、ＲＰＴデバイス４０００は、取り外し可能なメモリ４２６０（例えば、セキュアデジタル（ＳＤ）規格に従って作製されたメモリカード）を含む。
本技術の一形態において、メモリ４２６０は、非一時的コンピュータで読出可能な記録媒体として機能する。この記録媒体上に、本明細書中に記載の１つ以上の方法を表現するコンピュータプログラム命令（例えば、１つ以上のアルゴリズム４３００）が記録される。メモリ４２６０は、本明細書中に記載の方法のうち１つ以上が（１つ以上のプロセッサによる命令として）実行された際に取得、収集、利用または生成されたデータのための揮発性または不揮発性記憶媒体としても機能し得る。
７．４．２．８ データ通信システム
本技術の一形態において、データ通信インターフェース４２８０が設けられ、中央コントローラ４２３０へ接続される。データ通信インターフェース４２８０は、遠隔外部通信ネットワーク４２８２および／またはローカル外部通信ネットワーク４２８４へ接続可能であり得る。遠隔外部通信ネットワーク４２８２は、遠隔外部デバイス４２８６へ接続可能であり得る。ローカル外部通信ネットワーク４２８４は、ローカル外部デバイス４２８８へ接続可能であり得る。
一形態において、データ通信インターフェース４２８０は、中央コントローラ４２３０の一部である。別の形態において、データ通信インターフェース４２８０は、中央コントローラ４２３０と別個であり、集積回路またはプロセッサを含み得る。
一形態において、遠隔外部通信ネットワーク４２８２はインターネットである。データ通信インターフェース４２８０は、インターネットへ接続するために、（例えば、イーサネット（登録商標）または光ファイバーを介して）有線通信を用得るかまたは無線プロトコル（例えば、ＣＤＭＡ、ＧＳＭ（登録商標）、ＬＴＥ）を用い得る。
一形態において、ローカル外部通信ネットワーク４２８４は、１つ以上の通信規格（例えば、ブルートゥース（登録商標）またはコンシューマー赤外線プロトコル）を用いる。
一形態において、遠隔の外部デバイス４２８６は、１つ以上のコンピュータ（例えば、ネットワーク化コンピュータのクラスタ）である。一形態において、遠隔の外部デバイス４２８６は、物理的コンピュータではなく仮想コンピュータであり得る。いずれの場合も、このような遠隔の外部デバイス４２８６は、適切に権限を付与された人間（例えば、臨床医）からのアクセスが可能であり得る。
ローカル外部デバイス４２８８は、パーソナルコンピュータ、携帯電話、タブレットまたは遠隔コントロールであり得る。
７．４．２．９ 任意選択のディスプレイ、警報を含む出力デバイス
本技術による出力デバイス４２９０は、視覚、音声および触覚ユニットのうち１つ以上の形態をとり得る。視覚ディスプレイは、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）または発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイであり得る。
７．４．２．９．１ ディスプレイドライバ
ディスプレイドライバ４２９２は、ディスプレイ４２９４上へ表示されるべき文字、記号または画像を入力として受信し、ディスプレイ４２９４にこれらの文字、記号または画像を表示させるコマンドへ変換する。
７．４．２．９．２ ディスプレイ
ディスプレイ４２９４は、ディスプレイドライバ４２９２から受信されたコマンドに応答して、文字、記号または画像を視覚的に表示するように構成される。例えば、ディスプレイ４２９４は８セグメントディスプレイであり得、その場合、ディスプレイドライバ４２９２は、各文字または記号（例えば、数字「０」）を、特定の文字または記号を表示するために各８個のセグメントを活性化させるべきかを示す８個の論理信号へ変換する。
７．４．３ ＲＰＴデバイスアルゴリズム
７．４．３．１ 事前処理モジュール
本技術の一形態による事前処理モジュール４３１０は、変換器４２７０（例えば流量センサ４２７４または圧力センサ４２７２）からの信号を入力として受信し、１つ以上の出力値を計算するための１つ以上のプロセスステップを行う。これらの出力値は、別のモジュール（例えば、治療エンジンモジュール４３２０）への入力として用いられる。
本技術の一形態において、出力値は、インターフェースまたはマスク圧力Ｐｍ、呼吸流量Ｑｒおよび漏洩流量Ｑｌを含む。
本技術の多様な形態において、事前処理モジュール４３１０は、以下のアルゴリズムのうち１つ以上を含む：圧力補償４３１２、通気流量推定４３１４、漏洩流量推定４３１６および呼吸流量推定４３１８。
７．４．３．１．１ 圧力補償
本技術の一形態において、圧力補償アルゴリズム４３１２は、空気圧ブロックの出口の近位の空気圧経路中の圧力を示す信号を入力として受信する。圧力補償アルゴリズム４３１２は、圧力低下を空気回路４１７０を通じて推定し、患者インターフェース３０００中の推定圧力Ｐｍを出力として提供する。
７．４．３．１．２ 通気流量の推定
本技術の一形態において、通気流量推定アルゴリズム４３１４は、患者インターフェース３０００中の推定圧力Ｐｍを入力として受信し、患者インターフェース３０００中の通気孔３４００からの空気の通気流量Ｑｖを推定する。
７．４．３．１．３ 漏洩流量の推定
本技術の一形態において、漏洩流量推定アルゴリズム４３１６は、全体流量Ｑｔおよび通気流量Ｑｖを入力として受信し、漏洩流量の推定Ｑｌを出力として提供する。一形態において、漏洩流量推定アルゴリズム４３１６は、いくつかの呼吸サイクル（例えば、約１０秒）を含むくらいに充分に長い期間にわたって全体流量Ｑｔと通気流量Ｑｖとの間の差平均を計算することにより、漏洩流量Ｑｌを推定する。
一形態において、漏洩流量推定アルゴリズム４３１６は、漏洩流量Ｑｌを出力として提供し、漏洩コンダクタンスを計算することおよび漏洩流量Ｑｌを漏洩コンダクタンスおよび圧力Ｐｍの関数となるように決定することにより、患者インターフェース３０００中の全体流量Ｑｔ、通気流量Ｑｖ、および推定圧力Ｐｍを入力として受信する。漏洩コンダクタンスは、全体流量Ｑｔと通気流量Ｑｖとの間の差に等しいローパスフィルタされた非通気流量の商と、圧力Ｐｍのローパスフィルタされた平方根として計算され、ローパスフィルタ時定数は、いくつかの呼吸サイクル（例えば、約１０秒）を含むだけの充分な値を有する。漏洩流量Ｑｌは、漏洩コンダクタンスの積および圧力Ｐｍの関数として推定され得る。
７．４．３．１．４ 呼吸流量推定
本技術の一形態において、呼吸流量推定アルゴリズム４３１８は、全体流量Ｑｔ、通気流量Ｑｖおよび漏洩流量Ｑｌを入力として受信し、通気流量Ｑｖおよび推定漏洩流量Ｑｌを全体流量Ｑｔから減算することにより、患者への空気呼吸流量Ｑｒを推定する。
７．４．３．２ 治療エンジンモジュール
本技術の一形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、患者インターフェース３０００中の圧力Ｐｍおよび患者への空気呼吸流量Ｑｒのうち１つ以上を入力として受信し、１つ以上の治療パラメータを出力として提供する。
本技術の一形態において、治療パラメータは、治療圧力Ｐｔである。
多様な形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、以下のアルゴリズムのうち１つ以上を含む：フェーズ決定４３２１、波形決定４３２２、換気決定４３２３、吸気流量制限検出４３２４、無呼吸検出４３２５、吸気Ｍ字検出４３２６、気道開通性決定４３２７、典型的な最近の換気決定４３２８、および治療パラメータ決定４３２９。
７．４．３．２．１ フェーズ決定
本技術の一形態において、フェーズ決定アルゴリズム４３２１は、呼吸流量Ｑｒを示す信号を入力として受信し、患者１０００の現在の呼吸サイクルのフェーズを出力Πとして提供する。
いくつかの形態において、離散フェーズ決定として知られるフェーズ出力Πは、離散変数である。離散フェーズ決定の一具現例により、吸気または呼気の値を持つ二値フェーズ出力Πが得られる。この値は、自発吸気および呼気それぞれの開始が検出された際に例えば０回転および０．５回転の値としてそれぞれ表される。「トリガ」および「サイクル」するＲＰＴデバイス４０００は、離散フェーズ決定を有効に行う。なぜならば、トリガ点およびサイクル瞬間は、フェーズが呼気から吸気へおよび吸気から呼気へそれぞれ変化する瞬間であるからである。二値フェーズ決定の一具現例において、フェーズ出力Φは、呼吸流量Ｑｒが「トリガ閾値」を超える（これによりＲＰＴデバイス４０００をトリガして「自発呼吸」を送達する）ときに離散値０（吸気を示す）を有し、呼吸流量Ｑｒが「サイクル閾値」を下回る（これによりＲＰＴデバイス４０００を「自発サイクリングさせる」）ときに０．５回転の離散値（呼気を示す）を有するように、決定される。いくつかのこのような実行において、トリガおよびサイクル閾値は、トリガおよびサイクル閾値関数のそれぞれに従った呼吸時において、時間と共に変化し得る。このような関数について、特許協力条約特許出願第ＰＣＴ／ＡＵ２００５／０００８９５号（ＲｅｓＭｅｄＬｉｍｉｔｅｄへＷＯ２００６／００００１７として公開）中に記載がある。本明細書中、同文献全体を参考のため援用する。
いくつかのこのような実行様態において、最終トリガインスタントの後の「無反応期間」（「Ｔｉｍｉｎ」として示す）内においてはサイクリングが回避され得、最終トリガインスタント後のインタバル（「Ｔｉｍａｘ」として示す）内においては自発的サイクリングの不在を発生させる必要がある。ＴｉｍｉｎおよびＴｉｍａｘの値は、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、例えばＲＰＴデバイス４０００の構成時にハードコードされるかまたは入力デバイス４２２０を通じた手動入力により設定され得る。
他の形態において、連続フェーズ決定として知られるフェーズ出力Φは連続する変数であり、例えば０回転〜１回転または０〜２Φラジアンの間で変動する。連続フェーズ決定を行うＲＰＴデバイス４０００は、連続フェーズが０回転および０．５回転それぞれに到達したときに、トリガおよびサイクルし得る。連続フェーズ決定の一具現例において、吸気時間Ｔｉおよび呼気時間Ｔｅは、先ず呼吸流量Ｑｒから推定される。その後、フェーズΦは、先行トリガ瞬間から経過した吸気時間Ｔｉの割合の半分または０．５回転に先行サイクル瞬間から経過した呼気時間Ｔｅの割合を加算した値（これらのうち、より直近のもの）として決定される。
（以下に述べる）換気治療に適したいくつかの具現例において、フェーズ決定アルゴリズム４３２１は、例えば無呼吸時において呼吸流量Ｑｒが有意ではない場合であってもトリガされるように構成される。その結果、ＲＰＴデバイス４０００は、患者１０００から自発呼吸努力が無い場合、「バックアップ呼吸」を送達させる。このような自発／タイミング付き（ＳＴ）モードとして知られる形態において、フェーズ決定アルゴリズム４３２１は、「バックアップレート」Ｒｂを利用し得る。バックアップレートＲｂは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、例えばＲＰＴデバイス４０００の構成時にハードコードされるかまたは入力デバイス４２２０を通じた手動入力により設定され得る。
フェーズ決定アルゴリズム４３２１（離散的または連続的なもの）は、タイミング付きバックアップとして知られる様態でバックアップレートＲｂを用いて、ＳＴモードを具現し得る。タイミング付きバックアップは、以下のように具現され得る：すなわち、フェーズ決定アルゴリズム４３２１は、例えば上記したように呼吸流量Ｑｒをトリガ閾値と比較することにより、自発呼吸努力に起因する吸気開始を検出しようとする。持続期間がバックアップレートＲｂ（バックアップタイミング閾値と呼ばれるインタバル、Ｔｂａｃｋｕｐ）の逆数または逆に等しい最終トリガ瞬間後の一定インタバル以内に自発呼吸の開始が検出されなかった場合、フェーズ決定アルゴリズム４３２１は、フェーズ出力Φを０値へと設定し、これにより、ＲＰＴデバイス４０００をトリガしてバックアップ呼吸を送達する。その後、フェーズ決定アルゴリズム４３２１は、例えば上記したように呼吸流量Ｑｒをサイクル閾値と比較することにより、自発呼気の開始を検出しようとする。バックアップ呼吸のサイクル閾値は、自発的呼吸のサイクル閾値と異なり得る。自発的呼吸と同様に、バックアップ呼吸時の自発的サイクリングは、最終トリガインスタント後の継続期間Ｔｉｍｉｎの「無反応期間」内に回避され得る。
自発呼吸と同様に、バックアップ呼吸時に最終トリガ瞬間後のＴｉｍａｘ秒以内に自発呼気の開始が検出されなかった場合、フェーズ決定アルゴリズム４３２１は、フェーズ出力Φを０．５値へと設定し、これにより、ＲＰＴデバイス４０００をサイクリングする。その後、フェーズ決定アルゴリズム４３２１は、上記したように呼吸流量Ｑｒをトリガ閾値と比較することにより自発吸気の開始を検出しようとする。
７．４．３．２．２ 波形決定
本技術の一形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、患者の呼吸サイクル全体を通じてほぼ一定の治療圧力を提供する。
本技術の他の形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、圧力生成器４１４０を制御して、波形テンプレートに従って患者呼吸サイクルのフェーズ全体を通じて変動する治療圧力Ｐｔを提供させる。
本技術の一形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、波形テンプレートΠ（Φ）を提供する。波形テンプレートは、波形決定アルゴリズム４３２２によって用いられる予定のフェーズ決定アルゴリズム４３２１によって提供されるフェーズ値Φの変域について［０、１］の範囲内の値を有する。
一形態において、離散的または連続的に値をとるフェーズに適したものとして、波形テンプレートΠ（Φ）は矩形波テンプレートであり、０．５回転までのフェーズ値に対して１の値を有し、０．５回転を超えるフェーズ値に対して０の値を有する。一形態において、連続的に値をとるフェーズに適したものとして、波形テンプレートΠ（Φ）は、２つの平滑に曲線状の部分を含む（すなわち、０．５回転までのフェーズ値に対して平滑に曲線状の（例えば、上昇コサインの）０から１への上昇、および０．５回転を超えるフェーズ値に対して１から０への平滑に曲線状の（例えば、指数関数的）低下）。
本技術のいくつかの形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、ＲＰＴデバイス４０００の設定に応じて、波形テンプレートのライブラリから波形テンプレートΠ（Φ）を選択する。ライブラリ中の各波形テンプレートΠ（Φ）は、フェーズ値Φに対するルックアップテーブル値Πとして提供され得る。他の形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、所定の関数形式（恐らくは、１つ以上のパラメータ（例えば、立上がり時間および下降時間）によってパラメータ化されたもの）を用いて、波形テンプレートΠ（Φ）を「オンザフライ」で計算する。関数形式のパラメータは、所定のものであってもよりし、あるいは患者１０００の現在の状態に依存してもよい。
吸気（Φ＝０回転）または呼気（Φ＝０．５回転）の離散二値フェーズに適した本技術のいくつかの形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、最も直近のトリガ瞬間から測定された離散フェーズΦおよび時間ｔの関数として、波形テンプレートΠを「オンザフライ」で計算する。１つのこのような形態において、波形決定アルゴリズム４３２２は、波形テンプレートΠ（Φ、ｔ）を２つの部分（吸気および呼気）において以下のように計算する。
ここで、Πｉ（ｔ）およびΠｅ（ｔ）は、波形テンプレートΠ（Φ、ｔ）の吸気部分および呼気部分である。
１つのこのような形態において、波形テンプレートの吸気部分Πｉ（ｔ）は、２つの連続的なセクションの０から１への平滑な上昇である。
・「時間スケール」として知られるパラメータの第１の半分の２／３までの直線的上昇；
・時間スケールの第２の半分について１までの放物線状の上昇。
このような吸気部位Πｉ（ｔ）の「上昇時間」は、Πｉ（ｔ）が０．８７５の値まで上昇するのに必要な時間として規定され得る。
波形テンプレートの呼気部分Πｉ（ｔ）は、２つの連続的な放物セクションの１から０への平滑な下降であり、その曲点は時間スケールの２５％〜５０％になる。このような呼気部位Πｅ（ｔ）の「下降時間」は、Πｅ（ｔ）が０．１２５の値まで下降するのに必要な時間として規定され得る。
７．４．３．２．３ 換気決定
本技術の一形態において、換気決定アルゴリズム４３２３は、呼吸流量Ｑｒを入力として受信し、現在の患者換気を示すＶｅｎｔ測定を決定する。
いくつかの実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、Ｖｅｎｔを呼吸流量信号Ｑｒの絶対値の半分である「瞬間的換気」Ｖｉｎｔとして計算する。
いくつかの実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、瞬間的換気Ｖｉｎｔをコーナ周波数がおよそ０．１０Ｈｚであるローパスフィルタ（例えば、４次ベッセルローパスフィルタ）によってフィルタリングすることにより、Ｖｅｎｔを「超高速換気」ＶｖｅｒｙＦａｓｔとして計算する。これは、およそ１０秒の時定数に相当する。
いくつかの実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、瞬間的換気Ｖｉｎｔをコーナ周波数がおよそ０．０５Ｈｚであるローパスフィルタ（例えば、４次ベッセルローパスフィルタ）によってフィルタリングすることにより、Ｖｅｎｔを「超高速換気」ＶｖｅｒｙＦａｓｔとして計算する。これは、およそ２０秒の時定数に相当する。
本技術のいくつかの実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、Ｖｅｎｔを肺胞換気の測定として決定する。肺胞換気は、所与の時間における呼吸系のガス交換表面に実際に到達する実際の空気の量の測定である。患者の呼吸系は、有意な「解剖学的死腔」（すなわち、ガス交換が発生しない容量）を含むため、肺胞換気は、呼吸流量Ｑｒ上に直接動作する上記計算によって生成される「グロス」換気値未満でありかつ患者の呼吸能力のより正確な測定である。
このような実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、瞬間的肺胞換気が呼吸流量Ｑｒの絶対値のゼロまたは半分であると決定し得る。瞬間的肺胞換気がゼロとなる条件を以下に示す：
・呼吸流量が非負から負へ変化したとき、または
・呼吸流量が負から非負へ変化したとき、および
・呼吸流量Ｑｒの整数の絶対値が患者の解剖学的死腔容量を下回る期間にわたって呼吸流量の符号が変化した後。
患者の解剖学的デッドスペース体積は、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり得、例えばＲＰＴデバイス４０００の構成時にハードコードされるかまたは入力デバイス４２２０を通じた手動入力により設定され得る。
いくつかのこのような実行において、換気決定アルゴリズム４３２３は、上記の各ローパスフィルタを用いて瞬間的肺胞換気をローパスフィルタリングすることにより、Ｖｅｎｔを「超高速肺胞換気」および／または「高速肺胞換気」として計算し得る。
以下の記載において、「肺胞」という単語が省略されるが、治療エンジンモジュール４３２０のいくつかの実行中に存在しているものと仮定される。すなわち、下記の記載において「換気」および「一回換気量」について言及が有る場合、当該言及は、肺胞換気および肺胞一回換気量ならびに「グロスの」換気および一回換気量に適用され得る。
７．４．３．２．４ 吸気流量制限決定
本技術の１つの形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、流れ制限の範囲（呼吸流量波形の吸気部分の部分的な上気道閉塞とも呼ばれる（本明細書中、「吸気波形」という略称で呼ぶ））を決定する１つ以上のアルゴリズムを実行する。一形態において、流量制限決定アルゴリズム４３２４は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受信し、各吸気波形が流量制限を示す範囲の測定を出力として提供する。
通常の吸気波形は、形状が正弦波に類似するように丸み付けされる（図６Ａを参照）。充分な上気道筋緊張（またはＥＰＡＰ）が有れば、気道は、本質的に硬質管として機能し、内部において、呼吸努力（または外部換気支援）の増加に応答して流れが増加する。いくつかの状況（例えば、睡眠、鎮静）において、上気道は、例えば呼吸努力からまたはさらには付加された換気からの内部での低大気圧圧力に応答して座屈可能であり得る。その結果、完全閉塞（無呼吸）または「流れ制限」として知られる現象に繋がり得る。「流れ制限」という用語は、呼吸努力が増加すると、気道が狭くなるだけであり、その結果、努力から独立して吸気流れが一定の値において制限される挙動（「スターリングレジスタ挙動」）を含む。そのため、吸気流量曲線は、平坦な形状になる（図６Ｂを参照）。
実際は、上気道挙動はもっと複雑であり、上気道に関連する吸気流れ制限およびさらにはより広範な外部換気支援の存在を示す多様な流れ形状が存在する（図６Ｃ〜図６Ｆを参照）。そのため、流れ制限決定アルゴリズム４３２４は、以下の種類の吸気流れ制限のうち１つ以上に応答し得る：「古典的な平坦性」（図６Ｂを参照）、「椅子状」（図６Ｃを参照）、および「逆椅子形」（図６Ｄを参照）。（「Ｍ字形状」（図６Ｅおよび図６Ｆを参照）は、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６を用いて別個に取り扱われる。）
図７Ａは、本技術の１つの形態において呼吸流量波形の吸気部分の流れ制限の測定を吸気流れ制限決定アルゴリズム４３２４の一部として計算するために用いられ得る方法７０００を示すフローチャートである。
方法７０００は、ステップ７０１０から開始する。ステップ７０１０は、吸気波形の中央部分（例えば、中央傾きｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ、中央偏差ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎ、中央凸部ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ、波形が大きな初期部分および大きな最終部分を有する範囲（おおよそ中央部分の前後））に基づいて、複数の「中央部分特徴」ＣＦ１〜ＣＦ８を計算する。ステップ７０１０について、図７Ｂを参照して以下に詳述する。
次のステップ７０２０において、ステップ７０１０においてファジィ論理を用いて計算された中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ８を組み合わせて、吸気波形と各典型的流れが制限された（部分的に閉塞した）吸気波形との間の類似性の度合いを示す複数の流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１〜ＦＬ６を計算する。これらの典型は、以下を含み得る：恐らくは凹状である緩やかな平坦状、吸気抵抗が高いことを示す若干負の傾き、極めて平坦状、初期ピークが大きな平坦状またはＭ字型形状、中央後部分にピークを有する、恐らくは少し負の傾きを有する平坦形状、凹状および平坦状の形状。ステップ７０２０について、図７Ｃを参照して以下に詳述する。
次に、方法７０００は、ステップ７０３０において、吸気波形の「椅子形状」の度合い（すなわち、（図６Ｃに示すような）早期のピーク、後期の線形性および緩やかな後期の傾きの組み合わせ）を示すファジィ真理変数ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを計算する。ステップ７０３０について、図７Ｅを参照して以下に詳述する。
最後にステップ７０４０において、計算された流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１〜ＦＬ６（ステップ７０２０から）およびファジィ真理変数ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓ（ステップ７０３０から）を全て「ファジィＯＲ」演算を用いて組み合わせて、吸気流れ制限の範囲を示すファジィ真理変数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎを計算する。ファジィ「ＯＲ」は、ファジィ真理変数の最大値をとるため、ファジィ真理変数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎは、吸気波形が最も類似する典型的な流れが制限された吸気波形のうちの１つに対する類似性の度合いを示す。
吸気波形の中央部分から抽出された特徴に主に基づいて流れ制限の検出に基づくことにより、方法７０００は、他の吸気流れ制限検出方法よりも、誤モデル化された漏洩に対してよりロバストになる。なぜならば、誤モデル化された漏洩の場合、（通常は排他的ではないにしろ）（吸気波形の中央および後方部分において（例えば、上昇時間が経過した後に）一般的に一定になる傾向にある）マスク圧力Ｐｍの関数である呼吸流量信号Ｑｒに対して正のオフセットを発生させる傾向があるからである。そのため、誤モデル化された漏洩に起因する呼吸流量信号Ｑｒに対するオフセットも、吸気波形の中央および後方部分において一定になる傾向になる。
図７Ｂは、本技術の一形態における、方法７０００のステップ７０１０の具現に用いられ得る方法７１００を示すフローチャートである。方法７１００は、吸気波形の持続期間の「小部分」および「大部分」をパラメータとして受信する。方法７１００によって用いられる吸気波形の「中央部分」は、吸気波形の持続期間によって乗算された小部分から吸気波形の持続期間によって乗算された大部分へ延びる。ステップ７０１０の１つの実行において、方法７１００へ送られるこの「小部分」は０．３であり、「大部分」は０．８５である。
方法７１００は、ステップ７１１０から開始する。ステップ７１１０は、概念的な「傾斜」を中央部分の前の吸気波形の部分（すなわち、「中央前」部分）上に構築する。この傾斜は、吸気波形の開始点から中央部分の開始点へ延びる。
次に、ステップ７１２０は、吸気波形と中央前部分上の傾斜との間の差を合計することにより、傾斜上方の呼吸流れの量を計算する。この量は、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔと呼ばれる。
次のステップ７１３０は、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔを全吸気波形値の合計によって除算することにより、第１の中央部分特徴（ＣＦ１）であるｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔを計算する。ｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔが顕著に正の値である場合、吸気流量波形の早期ピークと主に関連付けられる。負の値は、中央部分までの極めて緩やかな上昇を示し、流れ制限または高吸気抵抗と関連付けられる可能性が低い。
次に、ステップ７１４０において、方法７１００は、秒中央部分特徴（ＣＦ２）であるｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅを中央部分にわたって計算する。ＣｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅは、吸気波形の正規化中央部分に対する線形近似の傾きを示し、正規化中央部分の線形回帰によって計算され得る。正規化係数は、完全吸気波形および最小正規化流れの平均値の最大であり、１つの実行において２４リットル／分として定義される。
次に、ステップ７１５０は、吸気波形の正規化中央部分の平均であるｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎを計算する。次に、ステップ７１５０は、ｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎを中央部分の持続期間で乗算して、第３の中央部分特徴（ＣＦ３）であるｃｅｎｔｒａｌＰａｒｔＤｕｒａｔｉｏｎＢｙＦｌｏｗｓＭｅａｎＰｒｏｄｕｃｔを得る。
方法７１００はステップ７１６０に進み、ここで、中央部分後の吸気波形の部分（中央後部分）中の流量が中央部分への線形近似を上回る量の測定である第４の中央部分特徴（ＣＦ４）であるｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄを計算する。ステップ７１６０は、正規化吸気波形値と中央後部分にわたって延びる線形近似との間の差を合計し、この合計を中央後部分の持続期間およびｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎの値によって除算することにより、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄを計算する。（１つの実行において、ｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎが正ではない場合、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄはゼロに設定される。）ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄが負の値である場合、一般的に通常の呼吸を示す。なぜならば、部分的な上気道閉塞においては、流量は一般的に時間における中央部分の突出以上である一方、通常の呼吸においては、中央部分後の流量は、中央部分の場合よりも常にずっと高速で低下する。換言すると、通常の呼吸において、中央部分および中央後部分において流量をとると、概して凸状となる一方、流れが制限された呼吸においては、中央部分における流量が中央後部分の大部分と共にとられると、非凸状になる。
次のステップ７１７０において、中央部分にわたる変化に対する線形近似からの実際の吸気波形値の変化の測定である第５の中央部分特徴（ＣＦ５）ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎを計算する。ステップ７１７０の１つの実行において、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎは、正規化流量とその線形近似（ｃｅｎｔｒａｌＦｌｏｗｓＭｅａｎおよびｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅから計算）との間の差の２乗の合計の平方根として中央部分にわたって計算される。ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎが顕著に正の値である場合、中央部分における有意な非線形性を示す。
最後に、ステップ７１８０において、方法７１００は、中央部分の凹部の測定である第６の中央部分特徴（ＣＦ６）であるｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙを計算する。ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙが正の値である場合、中央部分は概略的に上方に凹状であることを示す。ステップ７１８０の１つの実行において、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙは、正規化された平均減算された吸気波形と中央部分にわたるＶ字型関数との間の類似性の測定として計算される。ステップ７１８０の１つの実行において、類似性の測定は、正規化された平均減算された吸気波形およびＶ字型関数の積の中央部分にわたる合計をＶ字型関数の自己相関で除算した値として計算される。凹部の他の測定をステップ７１８０において用いて、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（例えば、中央部分への放物近似の曲率）を計算してもよい。凹部の別の測定として、中央部分と、ガウス関数の第２の導関数とのスカラー積を適切な倍率で適切な範囲（例えば、＋／−２の標準偏差に対応するもの）にわたって計算する。これは代替的に、ローパスフィルタリングされた中央部分の中心における流れの第２の導関数をとることによって実行してもよく、ここで、ローパスフィルタリングは、恐らくは適切なウィンドーイングによりガウス関数での畳み込みにより行われている。他のローパスフィルタが用いられ得、その後、フィルタリングされた波形に対して第２の導関数を計算する標準的な数値方法によって用いられる。
第７および第８の中央部分特徴を計算するために、ステップ７０１０は、方法７１００を異なる定義の中央部分（すなわち、異なる値のパラメータである「小部分」および「大部分」）と共に反復し得る。１つのこのような実行において、方法７１００の第２の反復の「小部分」は０．２であり、「大部分」は０．８であり、これらはどちらとも、中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ６の計算対象となったために吸気波形の早期部分を定義する中央部分を定義する対応する部分よりも低い。第７の中央部分特徴（ＣＦ７）であるＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＣｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅは、方法７１００の第２の反復のステップ７１４０から返送されたｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅの値である。ＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＣｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅの値は、吸気波形の早期部分にわたって計算されたｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）の値と若干異なる。
第８の中央部分特徴（ＣＦ８）であるＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＣｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙは、方法７１００の第２の反復のステップ７１８０から返送されたｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙの値である。ＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＣｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙの値は、吸気波形の早期部分にわたって計算されたｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）の値と若干異なる。
中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ８の計算を主に正規化量に基づくことにより、方法７１００自体が、誤モデル化された漏洩に起因する吸気波形のオフセットに対してよりロバストになる。
図７Ｃは、本技術の一形態における、方法７０００のステップ７０２０の具現に用いられ得る方法７２００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ７０２０は、例えばファジィ論理を用いることにより、ステップ７０１０において計算された中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ８を組み合わせて、吸気波形の典型的な流れが制限された吸気波形それぞれに対する類似性を示す複数の流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１〜ＦＬ６を計算する。
各ステップ７２１０〜７２６０は、８個の中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ８の一定の部分集合に基づいて動作して、６個の流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１〜ＦＬ６のうちの１つを計算する。この理由のため、ステップ７２１０〜７２６０は、並列に行ってもよいし、あるいは任意の簡便な順序で行ってもよい。
ステップ７２１０は、流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ１、ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅを中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎ（ＣＦ５）およびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）それぞれから得られた３つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅ、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅおよびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅのファジィＡＮＤとして計算する。ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅに貢献する３つのファジィ真理変数はそれぞれ、吸気波形の中央部分が緩やかに平坦（なおかつ水平かつ合理的に線形であり）また若干上方に凹状であることを示す。１つの実行において、ステップ７２１０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅ、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅ、およびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅを以下のように計算する：
ステップ７２２０は、流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ２、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅを６個の中央部分特徴ＣＦ１〜ＣＦ６から計算する。流れ制限ファジィ真理変数ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅは、吸気波形が中央部分において若干の負の傾きを持つことを示し、吸気抵抗が高いことを示す。
図７Ｄは、本技術の一形態における、方法７２００のステップ７２２０の具現に用いられ得る方法７３００を示すフローチャートである。
方法７３００は、ステップ７３１０から開始する。ステップ７３１０は、中央部分特徴であるｃｅｎｔｒａｌＰａｒｔＤｕｒａｔｉｏｎＢｙＦｌｏｗｓＭｅａｎＰｒｏｄｕｃｔ（ＣＦ３）が０を超えるかまたは中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）が［−０．６，−０．１］間にあるかを確認する。そうではない場合（「Ｎ」）、方法７３００はステップ７３２０に進む。ステップ７３２０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅが若干負ではないかまたは中央部分が使用するには小さすぎるため、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅを偽に設定する。
そうである場合（「Ｙ」）、方法７３００は、４つのファジィ真理変数の計算を開始する。これら４つのファジィ真理変数をファジィＡＮＤ演算を用いて組み合わせて、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅを得る。
この計算は、ステップ７３３０から開始する。ステップ７３３０は、中央前部分が「ピークになる」につれてｐａｉｒＩｓＨｉｇｈが真になるように、中央部分特徴であるｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔ（ＣＦ１）から中間ファジィ真理変数ｐａｉｒＩｓＨｉｇｈを計算する。１つの実行において、ステップ７３３０は、ｅｘｐＤｅｃａｙＣｏｎｓｔＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅを以下のようにして計算する：
次に、ステップ７３４０は、ｐａｉｒＩｓＨｉｇｈおよびｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅから傾きに依存する逸脱閾値を計算する。１つの実行において、ステップ７３４０は、ｓｌｏｐｅＤｅｐｅｎｄｅｎｔＤｅｖｉａｔｉｏｎＴｈｒｅｓｈｏｌｄを以下のようにして計算する：
次のステップ７３５０において、方法７３００は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎ（ＣＦ５）から先ほど計算されたｓｌｏｐｅＤｅｐｅｎｄｅｎｔＤｅｖｉａｔｉｏｎＴｈｒｅｓｈｏｌｄを減算した値を用いて、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅに貢献する４つのファジィ真理変数のうち第１のもの（すなわち、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎＬｏｗ）を計算する。この差が増加するため、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎＬｏｗの値は偽になる。１つの実行において、ステップ７３５０は、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎＬｏｗを以下のように計算する：
次に、ステップ７３６０は、中央部分の凹部が緩やかに正である場合にｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＭｏｄＰｏｓｉｔｉｖｅが真になるように、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）からｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅに貢献する４つのファジィ真理変数のうち第２のもの（すなわち、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＭｏｄＰｏｓｉｔｉｖｅ）を計算する。１つの実行において、ステップ７３６０は、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＭｏｄＰｏｓｉｔｉｖｅを以下のように計算する：
次のステップ７３７０は、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄの増加と共にｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅが真になるように、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅに貢献する４つのファジィ真理変数のうち第３のもの（すなわち、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅ）を中央部分特徴ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄ（ＣＦ４）から計算する。１つの実行において、ステップ７３７０は、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅを以下のように計算する：
次のステップ７３７５において、方法７３００は、指数的崩壊定数ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌＤｅｃａｙＣｏｎｓｔａｎｔを中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）およびｃｅｎｔｒａｌＰａｒｔＤｕｒａｔｉｏｎＢｙＦｌｏｗｓＭｅａｎＰｒｏｄｕｃｔ（ＣＦ３）から計算する。１つの実行において、ステップ７３７５は、ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌＤｅｃａｙＣｏｎｓｔａｎｔを以下のようにして計算する。
次のステップ７３８０において、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅに貢献する４つのファジィ真理変数のうち第４のもの（すなわち、ｅｘｐＤｅｃａｙＣｏｎｓｔＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅ）をｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌＤｅｃａｙＣｏｎｓｔａｎｔから計算する。１つの実行において、ステップ７３８０は、ｅｘｐＤｅｃａｙＣｏｎｓｔＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅを以下のようにして計算する：
方法７３００の最終ステップ７３９０は、４つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎＬｏｗ、ｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅ、ｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅおよびｅｘｐＤｅｃａｙＣｏｎｓｔＭｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅのファジィＡＮＤとしてｍｉｌｄＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＩｎｓｐＲｅｓｉｓｔａｎｃｅを計算する。
ステップ７２３０は、流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ３（すなわち、ｖｅｒｙＦｌａｔ）を３つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅＶｅｒｙＦｌａｔ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＶｅｒｙＦｌａｔおよびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔのファジィＡＮＤとして計算する。ＶｅｒｙＦｌａｔは、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔ（ＣＦ１）それぞれから得られる。ｖｅｒｙＦｌａｔに貢献する３つのファジィ真理変数は、吸気波形がほぼ水平であること、中央部分において上方に凸状ではないこと、および中央前部分において上方に凹状ではないことをそれぞれ示す。１つの実行において、ステップ７２３０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅＶｅｒｙＦｌａｔ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＶｅｒｙＦｌａｔ、およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔＶｅｒｙＦｌａｔを以下のように計算する：
ステップ７２４０は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙ（ＣＦ６）およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔ（ＣＦ１）それぞれから得られた３つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅｓ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅｓ、およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔＦｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅｓのファジィＡＮＤとして流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ４（すなわち、ｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈｐｅ）を計算する。ｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅに貢献する３つのファジィ真理変数は、吸気波形がほぼ水平であらうことまたは中央部分においてＭ字型であることをそれぞれ示し、大きな初期ピークを有する。１つの実行において、ステップ７２４０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅ、ｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅ、およびｐｒｏｐｎＡｂｏｖｅＲａｍｐＴｏＳｔａｒｔＯｆＣｅｎｔｒａｌＰａｒｔ，ｆｌａｔＡｎｄＬａｒｇｅＩｎｉｔｉａｌＰｅａｋＭＳｈａｐｅを以下のように計算する：
ステップ７２５０は、以下のファジィ論理演算を３つの中間ファジィ真理変数に対して用いて、流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ５（すなわち、ｆｌａｔＭＮｅｇＳｌｏｐｅＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＨｉｇｈ）を計算する：
ファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎｆｌａｔＭＮｅｇＳｌｏｐｅＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＨｉｇｈは、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎ（ＣＦ５）から得られ、吸気波形の中央部分が合理的に線形であることを示す。１つの実行において、ステップ７２５０は、ｃｅｎｔｒａｌＤｅｖｉａｔｉｏｎｆｌａｔＭＮｅｇＳｌｏｐｅＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＨｉｇｈを以下のように計算する：
ステップ７２５０は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）およびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄ（ＣＦ４）それぞれから得られた２つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅおよびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＦｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅのファジィＡＮＤとしてファジィ真理変数ｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅを計算する。ｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅに貢献する２つのファジィ真理変数は、吸気波形が中央部分において若干負の傾きを有することおよび中央後部分において上方に凹状であることをそれぞれ示す。１つの実行において、ステップ７２５０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅおよびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＦｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅを以下のように計算する：
ステップ７２５０は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅ（ＣＦ２）およびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄｉｃｔｅｄ（ＣＦ４）それぞれから得られた２つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌおよびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＦｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌのファジィＡＮＤとしてファジィ真理変数ｆｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌを計算する。ｆｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌに貢献する２つのファジィ真理変数は、吸気波形がｆｌａｔＮｅｇＳｌｏｐｅよりも中央部分において若干負の傾きを有することおよび中央後部分においてピークを有することをそれぞれ示す。１つの実行において、ステップ７２５０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｆｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌおよびｐｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＡｃｔｕａｌＡｂｏｖｅＰｒｅｄＦｌａｔＭｏｒｅＮｅｇＳｌｏｐｅＨｉｇｈＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌを以下のように計算する：
ステップ７２５０によって計算されたファジィ真理変数ｆｌａｔＭＮｅｇＳｌｏｐｅＰｏｓｔＣｅｎｔｒａｌＨｉｇｈ（ＦＬ５）は、吸気波形が中央部分において合理的に線形であり、中央部分において若干負の傾きを有しかつ中央後部分において上方に凹状であるかまたは中央部分においてより大きな負の傾きを有しかつ中央後部分においてピークを有することを示す。
ステップ７２６０は、中央部分特徴ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈ（ＣＦ７）およびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈ（ＣＦ８）それぞれから得られた２つのファジィ真理変数ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＦｕｚｚｙおよびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＦｕｚｚｙのファジィＡＮＤとして流れ制限ファジィ真理変数ＦＬ６（すなわち、ｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈ）を計算する。ｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈに貢献する２つのファジィ真理変数は、吸気波形の中央部分がほぼ水平であることおよび上方に凹状であることをそれぞれ示す。流れ制限ファジィ真理変数ｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈ（ＦＬ６）は、ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅに貢献するＣＦ２およびＣＦ６よりも中央部分の若干早期の定義にわたって計算された中央部分特徴ＣＦ７およびＣＦ８に依存するため、第１の流れ制限ファジィ真理変数ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅ（ＦＬ１）と若干異なる。すなわち、ｃｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈは、ｆｌａｔｔｉｓｈＭａｙｂｅＣｏｎｃａｖｅよりも若干早期の外観ｏｆ水平性および凹性を示す。
１つの実行において、ステップ７２６０は、ｃｅｎｔｒａｌＳｌｏｐｅＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＦｕｚｚｙおよびｃｅｎｔｒａｌＣｏｎｃａｖｉｔｙＣｏｎｃａｖｅＡｎｄＦｌａｔｔｉｓｈＦｕｚｚｙを以下のように計算する：
図７Ｅは、本技術の一形態における、方法７０００のステップ７０３０の具現に用いられ得る方法７４００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ７０３０は、吸気波形の「椅子状」の度合いを示すファジィ真理変数ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを計算する。
方法７４００は、ステップ７４１０から開始する。ステップ７４１０は、吸気時間Ｔｉが吸気時間閾値よりも高く、典型的な最近の換気Ｖｔｙｐ（以下に述べる典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８から返送される）がゼロよりも大きいかを確認する。１つの実行において、吸気時間閾値は０．５である。そうではない場合（「Ｎ」）、ステップ７４４０は、ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを「ファジィ偽」に設定し、方法７４００は終了する。そうである場合（「Ｙ」）、ステップ７４２０は、吸気波形の「後部分」の開始位置および終了位置を計算する。ステップ７４２０の目的は、吸気波形中の早期ピーク全てを排除するように後部分を定義することである。１つの実行において、後部分は、波形決定アルゴリズム４３２２によって決定された圧力波形テンプレートの上昇時間および下降時間パラメータを用いて定義される。１つのこのような実行において、後部分の開始位置は、上昇時間で１．２５倍され、終了位置は、吸気波形の終了から戻った下降時間の１／４である。「後部分」を定義するステップ７４２０の他の実行が企図され得る。例えば、ステップ７４２０は、上記定義された「後部分」よりも若干遅い部分をゼロ勾配に近い直線への合理的な近似として試験し得、これが発見された場合、逆方向サーチを行って、例えば接合点における大きな正の平滑な第２の導関数にほぼ相当する基準を用いてこの近似の初期ピークからの急速降下との接合点を発見して、この接合点を位置特定した後、この接合点からほぼ開始する後部分を検討する。このアプローチは、上記したアプローチよりも集中的な計算を必要とする。
次に、方法７４００は、ステップ７４２０において定義された後部分の持続期間が吸気時間Ｔｉの最小の割合を超えるかを確認する。１つの実行において、最小の割合は０．２５である。そうではない場合（「Ｎ」）、後部分は、信頼できる分析を得るには短すぎるとみなされ、方法７４００はステップ７４４０へ進み、ｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを「ファジィ偽」に設定し、方法７４００が終了する。そうである場合（「Ｙ」）、次のステップ７４５０は、Ｖｔｙｐの増加と共にｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐｔＶｅｎｔが概して増加するように、正規化係数ｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐＶｅｎｔを典型的な最近の換気Ｖｔｙｐから計算する。Ｖｔｙｐが肺胞換気である際に適した１つの実行において、ステップ７４５０は、ｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐＶｅｎｔをＶｔｙｐ／４．５として計算する。
次に、ステップ７４５５は、吸気波形に対する線形近似を後部分について計算する。ステップ７４５５は、平均流量ｆｌｏｗＭｅａｎ、傾きｆｌｏｗＳｌｏｐｅおよび平均二乗予測誤差ｒｏｏｔＭｅａｎＳｑＦｌｏｗＰｒｅｄＥｒｒによって特徴付けられる線形近似を計算する際に線形回帰を用い得る。次に、ステップ７４５５は、それぞれを正規化係数ｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐＶｅｎｔによって除算することにより、これらの３つのパラメータの正規化を計算する：
ここで、「平坦性」とは、後部分が直線に類似している範囲を指し、その勾配については何も意味せず、後部分が実際に直線であるとき、ｌａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓの値はゼロになる。
次のステップ７４６０において、方法７４００は、量ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅを計算する。量ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅは、後部分の前方の吸気波形がステップ７４５５において計算された吸気波形の後部分に対する線形近似の後方突出を超える量を示す（すなわち、吸気波形中の早期ピークのサイズを示す）。ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅを計算するには、呼吸流量Ｑｒが後部分に対する線形近似の後方突出を超える、後部分の前方における最も早期の位置を発見する。次に、呼吸流量Ｑｒと、線形近似との間の差をこの位置と後部分の開始位置との間において平均化する。次に、この平均正規化係数ｎｏｒｍＦａｃｔｏｒＴｙｐＶｅｎｔによって正規化して、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅを得る。次に、ステップ７４６０は、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅが（ステップ７４５５において計算された）後部分の平均流量ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎと共に概して増加する閾値を超えるまでｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅがファジィ偽となるように、ファジィ真理変数ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅをｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅの値から計算する。ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅはｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎに依存しているため、後部分の平均流量の増加と共にｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓがファジィ真になるためには、より大きな早期ピークが必要になる。
１つの実行において、ステップ７４６０は、ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＴＨＲＥＳＨは、１つの実行においてそれぞれ０．５＊ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎおよびｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎに等しい一定の閾値である。１つの実行において、これらの閾値の最小値は、ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎの値に関係無く、それぞれ２．２５および４．５リットル／分である。
方法７４００がステップ７４６５に進み、ファジィ真理変数ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐを計算する。ファジィ真理変数ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐは、ｌａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓが増加すると（すなわち、後部分の線形性が低くなると）、真から偽へ変化する。１つの実行において、ステップ７４６５は、ｌａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓＦｕｚｚｙＣｏｍｐ を以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＦＬＡＴＮＥＳＳ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＦＬＡＴＮＥＳＳ＿ＴＨＲＥＳＨは、それぞれ０．６および０．９に等しい一定の閾値である。
次のステップ７４７０は、ｌａｔｅＳｌｏｐｅが「緩やか」であるとき（すなわち、特定の範囲内にあるとき）にのみ真であるファジィ真理変数ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐを計算する。すなわち、ｌａｔｅＳｌｏｐｅが大きな正のまたは負の値になった場合、ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐは偽になり得る。１つの実行において、ステップ７４７０は、ｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＳＬＯＰＥ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＳＬＯＰＥ＿ＴＨＲＥＳＨは閾値である。１つの実行において、これらの閾値は、ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎの増加と共に概してより負になる。すなわち、後部分の平均流量の増加と共に「緩やかな」定義内において、より大きな負の傾きが許される。１つの実行において、ステップ７４７０は、ＬＯＷＥＲ＿ＳＬＯＰＥ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＳＬＯＰＥ＿ＴＨＲＥＳＨを以下のように計算する：
ここで、ｓｌｏｐｅＴｈｒｅｓｈｏｌｄＥｘｔｅｎｓｉｏｎは、ｌａｔｅＦｌｏｗＭｅａｎが増加するにつれて１から０まで減少する実数である。１つの実行において、ステップ７４７０は、ｓｌｏｐｅＴｈｒｅｓｈｏｌｄＥｘｔｅｎｓｉｏｎを以下のように計算する：
方法７４００の最終ステップ７４７５は、ステップ７４６０、７４６５および７４７０においてそれぞれ計算されたファジィ真理変数ｆｌｏｗＡｂｏｖｅＬａｔｅＢｅｆｏｒｅＬａｔｅＡｄｅｑｕａｔｅ、ｌａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓＣｏｍｐおよびｌａｔｅＳｌｏｐｅＦｕｚｚｙＣｏｍｐのファジィＡＮＤとしてｆｕｚｚｙＬａｔｅＦｌａｔｎｅｓｓを計算する。
７．４．３．２．５ Ｍ字形検出
本技術の一形態において、治療エンジン４３２０モジュールは、１つ以上のアルゴリズムを実行して、吸気波形内の「Ｍ字形」を検出する。一形態において、Ｍ字形検出アルゴリズム４３２６は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受信し、各吸気波形がＭ字形を示す範囲を表す測定を出力として提供する。
一回換気量または他の呼吸方向の換気値のＭ字型の吸気波形のうち、典型的な最近の値をそれほど超えていないものは、流れ制限を示す。このような吸気波形は、相対的に急速な上昇および下降ならびに一時的下落または「ノッチ」を流れおよび中央において有し、一時的下落は流れ制限に起因する（図６Ｅおよび図６Ｆを参照）。一回換気量または呼吸方向の換気値が増加すると、このような波形は概して挙動的（すなわち、睡眠時の微小覚醒または吐息）になり、流れ制限を示さない。
Ｍ字型の波形を検出するために、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６は、広範にＭ字型である波形に対する吸気波形の類似性を決定する。
図７Ｆは、本技術の一形態における、Ｍ字形検出アルゴリズム４３２６の具現に用いられ得る方法７５００を示すフローチャートである。
ノッチは吸気波形の中心では無い場合があるため、方法７５００は、ノッチの位置を発見しようとした後、ノッチが波形中心に来るように、波形の直線時間歪みを発生させる。ノッチを発見するために、第１のステップ７５１０は、ゼロ上にセンタリングされた長さＴｉ／２のＶ字型カーネルＶ（ｔ）を用いて、正規化吸気波形ｆ（ｔ）の変形畳み込みを行う（ここで、正規化は平均による除算である）ここで、Ｔｉは吸入時間である：
変形畳み込みは、カーネルＶ（ｔ）の左半分および右半分の別個の畳み込みに基づく。左半畳み込みは、次のように計算する。
右半畳み込みは、次のように計算する。
修正された畳み込みＩ（τ）は、左と右半の畳み込みのいずれかがゼロであれは、結果がゼロとなり、他の量とは関係なく、両方が１であれば、結果が１となるような、左と右半の畳み込みＩＬ（τ）およびＩＲ（τ）の組合せとして計算される。このような制約を受けることにより、左半分および右半分の畳み込みの組み合わせは、論理「ａｎｄ」関数にある意味において類似するため、「Ｖ−ａｎｄｅｄ畳み込み」と命名される。１つの実行において、この組み合わせは、左半分および右半分の畳み込みの変形された幾何平均である：
上記の制約により、仮定ノッチの左側に対する吸気波形は概して左方向に増加し、ノッチの右側に対する吸気波形は概して右方向に増加するという条件が得られる。その結果、左側および右側の整数を単に合計した場合よりも特異性が得られる。方程式（１）中に示す実行において、各半分Ｖの時間シフトした正規化吸気波形の積の整数は厳密に正でなくではならず、そうではない場合、Ｖ−ａｎｄｅｄ畳み込みはゼロになる。その結果、例えばＶの中心の左側への吸気流れの部分が実際に左方向に増加させないが、Ｖ波形の右半分の整数が実際に低減する左半分を凌駕するほど大きくなると、多様な病態が回避される。
このＶ−ａｎｄｅｄ畳み込みは、Ｔｉ／４〜３Ｔｉ／４の範囲におけるカーネルＶ（ｔ）の中心の位置と共に行われ、これにより、吸気波形の中央半分について結果が得られる。
ステップ７５２０において、変形畳み込みＩ（τ）がピークになる位置が発見され、このピークの高さが閾値を上回る場合、このピークが位置しているカーネルＶ（ｔ）の中心の位置ｔｎｏｔｃｈにノッチが存在するとみなされる。１つの実行において、閾値は、０．１５に設定される。
ステップ７５２０において位置ｔｎｏｔｃｈにおいてノッチが発見された（「Ｙ」）場合、波形の半分が位置ｔｎｏｔｃｈの左側になりかつ半分が右側になるように、吸気波形ｆ（ｔ）がステップ７５３０において時間歪みが施されたかまたは「対称化」される。この演算の結果、吸気波形ｆ（ｔ）の時間歪みが施されたかまたは「対称化」されたバージョンＧ（ｔ）が得られる：
ステップ７５２０においてノッチが発見された（「Ｎ」）場合、検出可能なノッチが未だＭ字型の流れ制限を持ち得ることを示さない波形がいくつか存在するため、ステップ７５３５は、Ｇ（ｔ）を吸気波形ｆ（ｔ）に設定する。
対称化波形Ｇ（ｔ）においてＭ字型の流れ制限を発見するために、先ず、半分幅Ｔｉの第１および第３の正弦波の調和関数が以下のように定義される。
および
これら２つの調和関数は、［０，Ｔｉ］上において直交する。ｔが［０，Ｔｉ］に有る場合、Ｆ３（ｔ）は、Ｍ字型の吸気波形におおむね類似し、Ｆ１（ｔ）は、通常の吸気波形におおむね類似する。そのため、対称化波形Ｇ（ｔ）がＦ３（ｔ）に類似する範囲は、波形がＭに類似する度合いを示すインジケータになる。ステップ７５４０は、この範囲を計算する。１つの実行において、ステップ７５４０は、対称化波形Ｇ（ｔ）の第１の調波における累乗を第１の調和関数Ｆ１のスカラー積と対称化波形Ｇ（ｔ）との２乗として計算し、対称化波形Ｇ（ｔ）の第３の調波における累乗を第３の調和関数Ｆ３の対称化波形Ｇ（ｔ）とのスカラー積の２乗として計算する。両方のスカラー積は、吸気インタバル［０，Ｔｉ］にわたって計算される。次に、ステップ７５４０は、対称化波形Ｇ（ｔ）がＦ３（ｔ）に類似する範囲を、対称化波形Ｇ（ｔ）の第３の調波の累乗の対称化波形Ｇ（ｔ）の第１および第３の調波の累乗の合計に対するＭ３Ｒａｔｉｏとして計算する：
Ｍ３Ｒａｔｉｏが大きい場合、吸気波形は典型的には、Ｍに類似する。しかし、Ｍ３Ｒａｔｉｏは、波形が極めて非対称である場合にも大きくなり得、波形の第１のまたは第２の半分における平均流量が他方の半分よりもずっと大きくなる。この可能性を排除するため、ステップ７５４０は、ノッチ位置周囲における吸気波形ｆ（ｔ）の対称性の測定Ｓｙｍｍも計算する。１つの実行において、ステップ７５４０は、対称化波形Ｇ（ｔ）の第１のおよび第２の半分の第３の調波コンポーネントを計算する：
次に、ステップ７５４０は、これらのコンポーネントのうちより小数のものの絶対値の合計に対する比として測定Ｓｙｍｍを計算する：
次に、ステップ７５５０は、測定Ｓｙｍｍが１つの実行において０．３に設定された低閾値を下回るかを試験する。そうである（「Ｙ」）場合、吸気波形は、対称にＭ字型ではないとみなされ、吸気波形が対称にＭ字型である範囲の測定である量Ｍ３ＳｙｍｍｅｔｒｙＲａｔｉｏが、ステップ７５６０においてゼロに等しく設定される。そうではない（「Ｎ」）場合、Ｍ３ＳｙｍｍｅｔｒｙＲａｔｉｏは、ステップ７５７０においてＭ３Ｒａｔｉｏに等しく設定される。
最終ステップ７５８０において、変数ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎがＭ３ＳｙｍｍｅｔｒｙＲａｔｉｏの増加と共に０から１へ徐々に増加するように、Ｍ３ＳｙｍｍｅｔｒｙＲａｔｉｏから変数ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを計算する。１つの実行において、ステップ７５８０は、ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿Ｍ３ＳＹＭＭＥＴＲＹＲＡＴＩＯ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿Ｍ３ＳＹＭＭＥＴＲＹＲＡＴＩＯ＿ＴＨＲＥＳＨは、１つの実行においてそれぞれ０．１７および０．３に等しい定数である。変数ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎは、呼吸流量波形の吸気部分のＭ字形状の度合いの範囲［０，１］におけるインジケータである。
７．４．３．２．６ 無呼吸検出
本技術の一形態において、治療エンジンモジュール４３２０は、無呼吸検出アルゴリズム４３２５を実行して、無呼吸を検出する。
一形態において、無呼吸検出アルゴリズム４３２５は、呼吸流量信号Ｑｒを入力として受信し、検出された無呼吸の開始と終了を表す一連のイベントを出力として提供する。
図７Ｇは、本技術の一形態における、無呼吸検出アルゴリズム４３２５の具現に用いられ得る無呼吸の検出方法７６００を示すフローチャートである。
方法７６００は、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに関連して低換気を主に探索する。いくつかの実行において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍは、以下に述べる典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８から返送された典型的な最近の換気Ｖｔｙｐであり得る。
換気測定を、２つの異なる時間スケールにおいて行う。これら２つの異なる時間スケールのうち１つは、呼吸およびいくつかの呼吸の持続期間のうちの１つに相当し、いずれかの時間スケールにおける期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに関連する低換気は、無呼吸が進行中であることを示す。方法７６００は、無呼吸が前回進行中であることが決定されたが、これら２つの基準のうちいずれも進行中の無呼吸が真である旨を示さない場合、無呼吸を終了させるためには、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対する換気から導出されたさらなる基準が真になる必要があるという点において、ヒステリシスを含む。方法７６００のヒステリシスにより、方法７６００における呼吸流量の一過性上昇に対するロバスト性を、前回の無呼吸検出方法の場合よりも高くすることができる。
方法７６００は、治療目的のために無呼吸の有効持続期間も返送する。有効無呼吸持続期間は、デフォルトではその気道閉鎖部分の総持続期間（すなわち、無呼吸の各気道閉鎖部分の開始から終了までの経過時間の合計）である。しかし、有効無呼吸持続期間を、２つの別個の重み付け低減係数のうち一方または双方によってデフォルト「閉鎖持続期間」値から低減することができる。これら重み付け低減係数のうち、１つは期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対する換気から導出され、１つは無呼吸時の推測された漏洩流量Ｑｌから導出される。この重み付け低減の効果としては、漏洩が大きい範囲および／または無呼吸時に換気が期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに近づく範囲まで、有効無呼吸持続期間が閉鎖持続期間よりも短くなり、規定されたＥＰＡＰ増加が低減する点がある。
方法７６００は、ステップ７６１０から開始する。ステップ７６１０において、換気決定アルゴリズム４３２３から返送された瞬間的換気Ｖｉｎｔの最も最近の「短インタバル」にわたる平均として短時間換気Ｖｓｈｏｒｔが計算される。１つの実行において、短インタバルは２秒である。ステップ７６１０において、換気決定アルゴリズム４３２３から得られた「超高速換気」ＶｖｅｒｙＦａｓｔと期待される正常換気Ｖｎｏｒｍとの間の相対的な差として、「超高速」の相対的な換気誤差ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒも計算される。ステップ７６１０において、超高速相対的な換気誤差ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒは、以下のように計算される：
次に、方法７６００は、ステップ７６１５において、短時間換気Ｖｓｈｏｒｔが期待される正常換気Ｖｎｏｒｍの小部分以下であるかを確認する。１つの実行において、小部分は、０．２に設定される。そうである（「Ｙ」）場合、無呼吸が検出される。そうである（「Ｎ」）、次のステップ７６２０において、ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒが（１つの実行において−０．９５に等しい）無呼吸閾値以下であるかを確認する。ステップ７６２０における確認は、超高速換気ＶｖｅｒｙＦａｓｔが期待される正常換気Ｖｎｏｒｍのごく一部未満であるかを決定することに相当する。この場合、ごく一部は、０．０５である。そうである（「Ｙ」）場合、無呼吸が検出される。
方法７６００は、（治療開始時において偽に初期化されている）ＢｏｏｌｅａｎインジケータのｉｎＡｐｎｅａとして無呼吸の現在の状態を維持する。いずれかの無呼吸開始基準（ステップ７６１５と７６２０においてテストされた）が満足された（「Ｙ」）場合、方法７６００は、ステップ７６３０において、ｉｎＡｐｎｅａが真であるかを確認することにより、無呼吸が既に進行中であったかを確認する。そうではない（「Ｎ」）場合、次のステップ７６３５において、無呼吸開始イベントを発行し、ｉｎＡｐｎｅａを真に設定して、患者１０００が無呼吸状態に入ったばかりであることを示す。次に、ステップ７６４５において、無呼吸の有効持続期間をゼロに設定する。有効無呼吸持続期間は、無呼吸が続く限り維持される、変数ｅｆｆｅｃｔｉｖｅＡｐｎｅａＤｕｒａｔｉｏｎ中に保存される。
次のステップ７６７０において、ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈという変数をゼロに設定する。この変数は、ステップ７６１０において計算された超高速相対的な換気誤差ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒが無呼吸閾値を超える量の今までの合計を保持し、７６１５および７６２０において試験されたこれら２つの無呼吸開始基準のうちいずれも満足されない場合、無呼吸が実際に終了したことを確認するために用いられる。
ステップ７６３０における確認において、患者１０００が既に無呼吸状態になっていることが判明した（「Ｙ」）場合、方法７６００は直接ステップ７６７０に進んで、上記したように今までの合計ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈをゼロに設定する。次に、方法７６００は、以下に述べるステップ７６８０に進む。
無呼吸開始基準のうちいずれも満たされない場合（ステップ７６１５および７６２０において「Ｎ」）、方法７６００において、ステップ７６４０においてｉｎＡｐｎｅａが真であるかを確認することにより、無呼吸が既に進行中であるかを確認する。そうではない（「Ｎ」）場合、方法７６００はステップ７６５５において終了する。そうではない（「Ｙ」）場合、現在の無呼吸が終了した可能性がある。しかし、上記したように、方法７６００は、ステップ７６５０に進むことにより、これを確認する。ステップ７６５０において、ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒと無呼吸閾値との間の現在の差が付加されることにより、今までの合計ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈが更新される（ただし、この差がゼロを超える場合）。
次に、ステップ７６６０は、無呼吸終了基準（すなわち、今までの合計ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈが閾値を超えるか）を確認する。１つの実行において、この閾値は、０．１５に設定される。無呼吸終了基準が満たされる（「Ｙ」）場合、無呼吸は終了するため、ステップ７６６５は、無呼吸終了イベントを発行し、ｉｎＡｐｎｅａを偽に設定する。次に、方法７６００は終了する。
無呼吸終了基準が満たされない場合（すなわち、今までの合計ｉｎｔＶｅｎｔＥｒｒＡｂｏｖｅＴｈｒｅｓｈが閾値を超えない）（ステップ７６６０において「Ｎ」）場合、無呼吸は未だ進行中であり、方法７６００は、以下に述べるステップ７６８０に進む。
ステップ７６８０において、ｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒが無呼吸閾値を超えて上昇するとａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇが１から０へ低減するように、重み付け低減係数ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇをｖｅｒｙＦａｓｔＲｅｌＶｅｎｔＥｒｒｏｒから計算する。１つの実行において、ステップ７６８０は、ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇを以下のように計算する：
ここで、ＡＰＮＥＡ＿ＴＨＲＥＳＨＯＬＤは、ステップ７６２０の無呼吸閾値であり、ＡＰＮＥＡ＿ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ＿ＰＬＵＳ＿Ａ＿ＢＩＴは、ＡＰＮＥＡ＿ＴＨＲＥＳＨＯＬＤよりも若干高く設定された閾値であり、１つの実行においてＡＰＮＥＡ＿ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ＋０．０５に等しい。重み付け低減係数ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇは、無呼吸の最終有効持続期間に対する現在の時間瞬間の貢献を割り引く重み付け低減係数として用いられる。
次に、ステップ７６８５は、漏洩流量推測アルゴリズム４３１６からの漏洩流量推測Ｑｌに基づいて、第２の重み付け低減係数ｌｅａｋＤｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇを計算する。１つの実行において、ステップ７６８５は、推測された漏洩流量の増加と共にＬｅａｋＤｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇが１から０へ減少するように、ＬｅａｋＤｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇを計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＬＥＡＫ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＬＥＡＫ＿ＴＨＲＥＳＨは定数であり、１つの実行においてそれぞれ４８リットル／分および６０リットル／分に等しい。
最後に、ステップ７６９０において、方法７６００は、２つの重み付け低減係数ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇおよびＬｅａｋＤｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇならびに気道開通性決定アルゴリズム４３２７（以下に説明する）により決定される気道開通性を計算にいれて、有効無呼吸持続期間ｅｆｆｅｃｔｉｖｅＡｐｎｅａＤｕｒａｔｉｏｎを更新する。
１つの実行において、ステップ７６９０は、気道が現在閉鎖と決定される場合、２つの重み付け低減係数ａｐｎｅａＴｉｍｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇおよびＬｅａｋＤｅｗｅｉｇｈｔｉｎｇの積によりｅｆｆｅｃｔｉｖｅＡｐｎｅａＤｕｒａｔｉｏｎの値をインクリメントすることにより、有効無呼吸持続期間を更新する。そうでない場合、ステップ７６９０は、有効無呼吸持続期間を更新しない。
無呼吸完了について無呼吸検出アルゴリズム４３２５から返送されたｅｆｆｅｃｔｉｖｅＡｐｎｅａＤｕｒａｔｉｏｎの最終値は、無呼吸検出インタバルに等しい持続期間の単位である。無呼吸検出インタバルは、無呼吸検出アルゴリズム４３２５が治療エンジンモジュール４３２０によって実行される頻度の逆数である。
７．４．３．２．７ 典型的な最近の換気決定
本技術の一形態において、中央コントローラ４２３０は、現在の換気Ｖｅｎｔの測定を入力としてとり、患者１０００の典型的な最近の換気を表す値Ｖｔｙｐの決定のために、１つ以上の典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８を実行する。
典型的な最近の換気Ｖｔｙｐは、いくつかの所定の時間スケールにわたる複数の時間的瞬間にわたる現在の換気Ｖｅｎｔの測定が付近に分布する値であり、密集する傾向がある（すなわち、最近の履歴における現在の換気の測定の中央傾向の測定）。典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８の一具現例において、最近の履歴は、数分のオーダーであるが、どんなも場合もチェーン・ストークス漸増サイクルおよび漸減サイクルの時間スケールよりも長くなければならない。典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８は、中央傾向の多様な周知の測定のいずれかを用いて、典型的な最近の換気Ｖｔｙｐを現在の換気Ｖｅｎｔの測定から決定し得る。１つのこのような測定として、現在の換気Ｖｅｎｔの測定についてのローパスフィルタ出力であり、時定数が１００秒に等しい。
７．４．３．２．８ 気道開通性決定
本技術の一形態において、中央コントローラ４２３０は、気道開通性の決定のために、気道開通性決定アルゴリズム４３２７を実行する。いくつかの具現例において、気道開通性決定アルゴリズム４３２７は、「閉鎖」もしくは「開放」のどちらかを返送するか、それに相当するブール値（例えば、閉鎖を示す「真」と開放を示す「偽」）を返送する。
上記したように、自発的トリガが無い場合、ＲＰＴデバイス４０００は、バックアップ呼吸をバックアップ速度Ｒｂにおいて送達させる。（無呼吸検出アルゴリズム４３２５によって検出されるような）無呼吸状態時に送達されるバックアップ呼吸は、「プローブ呼吸」と呼ばれ得る。
プローブ呼吸は、通常のバックアップ呼吸（圧力補助値Ａ）と同じ振幅を有し得るが、自身の固有のタイミングパラメータを有し得る（すなわち、ＴｉｍｉｎおよびＴｉｍａｘの特殊な値は、Ｔｉｍｉｎ＿ＰＢおよびＴｉｍａｘ＿ＰＢと呼ばれる）。Ｔｉｍｉｎ＿ＰＢおよびＴｉｍａｘ＿ＰＢの値は、ＲＰＴデバイス４０００の他の設定から導出され得る。１つの実行において、Ｔｉｍｉｎ＿ＰＢおよびＴｉｍａｘ＿ＰＢは、次のように定義する。
プローブ呼吸についてＴｉｍｉｎを変更する主な理由として、プローブ呼吸を早期にサイクルすることでプローブ呼吸継続期間が上気道状態に相対して信頼できる情報を提供するには短すぎる事態を回避する点がある。
いくつかの実行様態において、治療の圧力補助Ａ（下記を参照）が閾値（例えば１０ｃｍＨ２Ｏ）を上回った場合、気道開通性決定アルゴリズム４３２７は呼び出されない。圧力補助Ａがこの閾値を上回っている場合、いずれの無呼吸も、閉気道無呼吸としてみなされない。
気道開通性決定アルゴリズム４３２７は、ＲＰＴデバイス４０００が無呼吸状態にあるときに送達されたプローブ呼吸に応答して呼吸流量Ｑｒを分析して、無呼吸時の気道の開通性を決定する。気道の開／閉の決定は、プローブ呼吸に応答した吸気の形状および呼吸流量信号Ｑｒの呼気部位の分析に基づく。一般的に、「下降」部位は、気道の開きを示し、「頭打ちの」部位は、気道の閉じを示す。
図７Ｈおよび図７Ｉは、本技術の一形態における、気道開通性決定アルゴリズム４３２７の具現に用いられ得る方法７７００を示すフローチャートを含む。方法７７００は、プローブ呼吸に応答して、呼吸流量波形の吸気部位（吸気波形）および呼吸流量波形の呼気部位（呼気波形）を入力として取得する。方法７７００は、ステップ７７１０から開始する。ステップ７７１０において、吸気波形と呼気波形とを「トリミング」する。トリミングの目的は、（空気経路におけるガス圧縮およびコンプライアント要素は一定の体積を占有することに起因する）流れの「初期ラッシュ」を除去することである。一実行様態において、ステップ７７１０は、吸気波形を（方法７０００の「椅子状」検出ステップ７０３０に関連して上記に規定されるような）吸気波形の「後期部分」にトリムする。このような具現例において、後部分の開始位置は、上昇時間で１．２５倍され、後部分の終了位置は、吸気波形の終了から戻った下降時間の１／４である。呼気部位も同様にトリムされ得、上昇時間および下降時間を交換する。
その後、ステップ７７２０において、トリムされた吸気波形および呼気波形に対して線形回帰を行う。線形回帰により、インタバルにわたる関数に対する「最良の」（最小２乗の意味において）直線近似が発見され、その結果、以下のパラメータが返送される：勾配、ｙ切片（初期値）、平均値、および相関係数（これは、直線近似の「適合度」を示す）。次のステップ７７３０において、方法７７００は、トリムされた吸気波形および呼気波形にわたる呼吸流量Ｑｒの絶対値の平均値Ｑｍｅａｎを計算する。次に、ステップ７７３０は、典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８によって計算された典型的な最近の換気Ｖｔｙｐによってこの値Ｑｍｅａｎを除算して、値Ｓｚを入手する。値Ｓｚは、現在の換気レベルに関連するプローブ呼吸の応答サイズを示す。次に、ステップ７７４０は、呼吸サイズインジケータ値Ｓｚの比較相手となる上側閾値および下側閾値を決定する。いくつかの形態のステップ７７４０において、下側閾値は、現在の圧力補助Ａ（以下を参照）の関数である。圧力補助Ａは、送達されたプローブ呼吸の振幅である。１つのこのような形態において、下側閾値は、範囲［４ｃｍＨ２Ｏ、８ｃｍＨ２Ｏ］へクリップされたＡの値であり、２０ｃｍＨ２Ｏによって除算される。そのため、下側閾値は、このような実行様態下における０．２〜０．４の範囲である。ステップ７７４０の１つの実行において、上側閾値は、０．７５に設定される。
次に、ステップ７７５０は、ステップ７７３０において計算された呼吸サイズインジケータ値Ｓｚと、下側閾値とを比較する。呼吸サイズインジケータ値Ｓｚが下側閾値（「Ｙ」）を下回る場合、呼吸流量サイズが気道が開口しているとみなすには小さすぎるため、方法７７００は、ステップ７７７０において値「閉」を返送することにより結論付ける。そうではない場合（「Ｎ」）、方法７７００は、ステップ７７６０に進む。ステップ７７６０において、呼吸サイズインジケータ値Ｓｚが上側閾値を上回るかを決定する。そうである場合（「Ｙ」）、呼吸流量サイズが気道が閉鎖しているとみなすには大きすぎるため、方法７７００は、ステップ７７７０において値「開口」を返送することにより結論付ける。そうではない場合（「Ｎ」）、方法７７００は、ステップ７７９０に進む。ステップ７７９０において、呼吸サイズインジケータ値Ｓｚの値Ｓｚ＿ｒｅｌを下側閾値および上側閾値に相対して以下のように計算する：
相対的呼吸サイズインジケータ値Ｓｚ＿ｒｅｌは、０（呼吸サイズインジケータ値Ｓｚが下側閾値に等しい場合）から１（呼吸サイズインジケータ値Ｓｚが上側閾値に等しい場合）の範囲内にある。
次に、方法７７００は、ステップ７７２０において発見されたトリムされた吸気波形および呼気波形（これらは、いくつかの実行様態においてステップ７７３０〜７７９０後に行われ得る）に対する相対的呼吸サイズインジケータ値Ｓｚ＿ｒｅｌおよび直線近似に基づいて、図７Ｉ中のステップ７８１０から気道開通性の最終決定について継続する。
ステップ７８１０において、方法７７００は、トリムされた吸気波形に対して直線近似の「最終値」を計算する。最終値は、勾配およびトリムされた吸気部位の継続期間の積に対してｙ切片（初期値）を加算することにより、計算され得る。次に、ステップ７８１０は、トリムされた吸気波形に対する直線近似の初期値に対する最終値の比として「吸気平坦度比」を計算する。
次のステップ７８２０において、方法７７００は、トリムされた呼気波形に対する直線近似の「最終値」を計算する。最終値は、勾配およびトリムされた呼気部位の継続期間の積に対してｙ切片（初期値）を加算することにより、計算され得る。次に、ステップ７８２０において、トリムされた呼気波形に対する直線近似の初期値に対する最終値の比として「呼気平坦度比」を計算する。
次に、ステップ７８３０において、方法７７００は、吸気平坦度比および呼気平坦度比それぞれの比較相手となる吸気閾値および呼気閾値を計算する。いずれかの比がその対応する閾値を下回る場合、気道は開くべきと決定され、いずれかの比がその対応する閾値を下回らない場合、気道は閉じるべきと決定される。
ステップ７８３０の一実行様態において、閾値が（相対的呼吸サイズインジケータ値Ｓｚ＿ｒｅｌが０から１へ増加する際に）直線状に増加するように計算され得る。例えば、
この効果として、プローブ呼吸のサイズインジケータ値Ｓｚが気道がステップ７７８０において開くべきと決定される基準となる上側閾値に近づくくらいに充分に大きい場合、吸気閾値および呼気閾値は１に近くなるため、吸気平坦度比および呼気平坦度比は閾値を下回る可能性がより高くなり、気道は開くべきと決定される。逆に、プローブ呼吸のサイズインジケータ値Ｓｚが（気道がステップ７７７０において閉じるべきと決定される基準となる）下側閾値に近づくくらいに充分に小さい場合、吸気閾値および呼気閾値は０に近くなるため、吸気平坦度比および呼気平坦度比は閾値を上回る可能性がより高くなり、気道は閉じるべきと決定される。
いくつかの実行様態において、この後者の決定は、直線近似の吸気波形および呼気波形に対する「適合度」に基づいて吸気閾値および呼気閾値を調節することにより、適格なものとして認定され得る。相関係数によって適格なものとして認定される直線近似が「適合」する範囲まで、閾値の最低値は、ゼロよりも高く比例して、比較的小さな呼吸に対しても「オープン」決定が行われる可能性が高くなる。１つのこのような実行様態において、「適合度」パラメータは、吸気波形について以下のように計算される。
これは、吸気相関係数が−０．９５を下回る場合（適合を示す）に０．５に等しく、吸気相関係数が−０．８を上回る場合に０に等しく、吸気相関係数が−０．９５を上回りかつ−０．８を下回る場合に０．５から０へ直線状に低下する。
この実行様態において、「適合度」パラメータは、以下のように呼気波形について計算される。
これは、呼気相関係数が０．９５を上回る場合（適合を示す）に０．５に等しく、呼気相関係数が０．８を下回る場合に０に等しく、呼気相関係数が０．８を上回りかつ−０．９５を下回る場合に０から０．５へ直線状に増加する。
このような実行において、吸気閾値と呼気閾値に対する方程式（４）および（５）は次のように修正される：
この実行様態において、「適合度」が低い場合はＳｚ＿ｒｅｌが０から１へ増加するため、吸気閾値および呼気閾値は０から１へ直線状に増加し、「適合度」が良い場合はＳｚ＿ｒｅｌは０から１へ増加するため、これらの閾値は０．５から１へ直線状に増加する。よって、任意の所与のＳｚ＿ｒｅｌの値について、直線の適合度が高いほど、閾値も高くなるため、気道が合理的に「直線状の」呼吸のために開くべきことが判明する可能性が高くなる。
ここで方法７７００に戻って、ステップ７８４０において、吸気平坦度比と、吸気閾値とを比較する。吸気平坦度比が吸気閾値（「Ｙ」）を下回る場合、ステップ７８７０において、開くべき気道ことが決定され、方法７７００は完結する。そうではない場合（「Ｎ」）、ステップ７８５０において、呼気平坦度比と、呼気閾値とを比較する。呼気平坦度比が呼気閾値を下回る（「Ｙ」）、ステップ７８７０において、気道は開くべきと決定され、方法７７００は完結する。そうではない場合（「Ｎ」）、ステップ７８６０において、気道は閉じるべきと決定され、方法７７００は完結する。
７．４．３．２．９ 治療パラメータの決定
本技術のいくつかの形態において、中央コントローラ４２３０は、治療エンジンモジュール４３２０中のその他のアルゴリズムのうち１つ以上から返送された値を用いて、１つ以上の治療パラメータの決定のための１つ以上の治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９を実行する。
本技術の一形態において、治療パラメータは、瞬間治療圧力Ｐｔである。この形態の一具現例において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、以下のように治療圧力Ｐｔを決定する：
ここで、Ａは「圧力補助」の量であり、Π（Φ、ｔ）は、フェーズの現在の値Φおよび時間のｔにおける（０から１の範囲の）波形テンプレート値であり、Ｐ０はベース圧力である。
治療圧力Ｐｔを正の振幅Ａの方程式（エラー! 参照元が見つかりません。）を用いて決定してそれをＲＰＴデバイス４０００のコントローラ４２３０における設定点として適用することにより、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、患者１０００の自発呼吸努力と同期して治療圧力Ｐｔを振動させる。すなわち、上記した典型的な波形テンプレートΠ（Φ）に基づいて、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、吸気の開始時または吸気の最中に治療圧力Ｐｔを増加させ、呼気開始時または呼気の最中に治療圧力Ｐｔを低下させる。（非負）圧力支援Ａは、振動の振幅である。
波形決定アルゴリズム４３２２がルックアップテーブルとして波形テンプレートΠ（Φ）を提供する場合、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、フェーズ決定アルゴリズム４３２１から返送されたフェーズの現在の値Φに対して最近接ルックアップテーブル入力をロケートすることまたはフェーズの現在の値Φにまたがる２つの入力間の補間により、方程式（６）を適用する。
圧力補助Ａおよびベース圧力Ｐ０の値は、選択された呼吸圧力治療モードに応じて、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９によって決定され得る。
７．４．３．３ 治療制御モジュール
本技術の一態様による治療制御モジュール４３３０は、治療エンジンモジュール４３２０の治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９からの治療パラメータを入力として受信し、これらの治療パラメータに従って圧力生成器４１４０から空気流れを送達させるように、圧力生成器を制御する。
本技術の一形態において、治療パラメータは治療圧力Ｐｔであり、治療制御モジュール４３３０は、患者インターフェース３０００におけるマスク圧力Ｐｍが治療圧力Ｐｔに等しい空気流れを圧力生成器４１４０から送達させるように、圧力生成器を制御する。
７．４．３．４ 故障状態の検出
本技術の一形態において、中央コントローラ４２３０は、故障状態の検出のための１つ以上の方法を実行する。１つ以上の方法によって検出された故障状態は、以下のうち少なくとも１つを含み得る：
・停電（電力無しまたは電力不足）
・変換器故障の検出
・コンポーネントの存在を検出できない
・動作パラメータが推奨範囲から外れている（例えば、圧力、流量、温度、ＰａＯ２）
・検出可能な警告信号を生成するための試験警告の不履行。
故障状態が検出されると、対応するアルゴリズム信号は、以下のうち１つ以上により、故障の存在を信号伝達する：
・可聴、視覚および／または動力学的（例えば、振動的）警告の開始
・外部デバイスへのメッセージ送信
・インシデントのロギング
７．５ 加湿器
本技術の一形態において、患者へ送達されるべき空気またはガスの絶対湿度を周囲空気に相対して変化させるための加湿器５０００が提供される（例えば、図５Ａに示すようなもの）。典型的には、加湿器５０００は、患者気道へ送達される前に空気流れの（周囲空気に相対する）絶対湿度を増加させかつ温度を増加させるために、用いられる。
加湿器５０００は、加湿器リザーバ５１１０と、空気流れを受容する加湿器入口５００２と、加湿された空気流れを送達させるための加湿器出口５００４とを含み得る。図５Ａおよび図５Ｂに示すようないくつかの形態において、加湿器リザーバ５１１０の入口および出口はそれぞれ、加湿器入口５００２および加湿器出口５００４であり得る。加湿器５０００は、加湿器ベース５００６をさらに含み得る。加湿器ベース５００６は、加湿器リザーバ５１１０を受容するように適合され得、加熱要素５２４０を含み得る。
７．６ 呼吸圧力治療モード
本技術の一形態における治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９によって用いられる治療圧力方程式（６）中のパラメータＡおよびＰ０の値に応じて、多様な呼吸圧力治療モードがＲＰＴデバイス４０００によって行われ得る。
７．６．１ ＣＰＡＰ治療
いくつかの具現例において、圧力補助Ａは等しくゼロであるため、治療圧力Ｐｔは呼吸サイクル全体において同様にベース圧力Ｐ０に等しい。このような具現例は、ＣＰＡＰ治療の見出し下において主にグループ分けされる。このような具現例において、フェーズΦまたは波形テンプレートΠ（Φ）を決定するための治療エンジンモジュール４３２０は不要である。
７．６．２ 換気治療
他の具現例において、方程式（６）中の圧力補助Ａの値は正であり得る。かかる具現例は換気治療として知られている。一定圧力補助換気治療として公知の換気治療のいくつかの形態において、圧力補助Ａは、所定の値（例えば、１０ｃｍＨ２Ｏ）に固定される。所定値の圧力補助Ａは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、例えばＲＰＴデバイス４０００の構成時にハードコードされるかまたは入力デバイス４２２０を通じた手動入力により設定され得る。
圧力補助Ａの値は、［Ａｍｉｎ、Ａｍａｘ］として規定された範囲まで制限され得る。圧力補助制限ＡｍｉｎおよびＡｍａｘは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、例えばＲＰＴデバイス４０００の構成時にハードコードされるかまたは入力デバイス４２２０を通じた手動入力によって設定される。３ｃｍＨ２Ｏの最小圧力補助Ａｍｉｎは、定常状態にある典型的な患者の呼吸動作全てを行うのに必要な圧力補助の５０％のオーダーである。１２ｃｍＨ２Ｏの最大圧力補助Ａｍａｘは、典型的な患者の呼吸動作全てを行うのに必要な圧力補助のほぼ２倍であるため、患者が任意の努力を中断した際に患者の呼吸を支援するのに充分であるが、不快または危険になる値よりも低い。
７．６．２．１ ＥＰＡＰの自動タイトレーション
換気治療モードにおいて、ベース圧力Ｐ０をＥＰＡＰと呼ぶ場合がある。ＥＰＡＰは一定の値であり得、タイトレーションと知られるプロセスを介してに規定または決定される。このような一定のＥＰＡＰは、ＲＰＴデバイス４０００の構成時にまたは入力デバイス４２２０を通じて手入力によって例えばハードコーディングによって設定され得る。この代替例は、固定ＥＰＡＰ換気治療とも呼ばれる。所与の患者に対する一定ＥＰＡＰのタイトレーションは、タイトレーションセッション時に実行されるＰＳＧ研究による支援と共に、臨床医によって実行され得る。
あるいは、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、換気治療時にＥＰＡＰを繰り返して計算し得る。このような具現例において、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９は、治療エンジンモジュール４３２０中の各アルゴリズムから返送された上気道不安定の指標または測定値（例えば、吸気流量制限および無呼吸のうち１つ以上）の関数としてＥＰＡＰを繰り返して計算する。ＥＰＡＰの反復的計算は、ＥＰＡＰのタイトレーション時における臨床医によるＥＰＡＰの手動調節に類似するため、このプロセスは、ＥＰＡＰの自動タイトレーションとも呼ばれ、全体的治療は、自動タイトレーションＥＰＡＰ換気治療または自動ＥＰＡＰ換気治療として知られる。
気道開通性の役割は、自動ＥＰＡＰ換気治療において特に重要である。圧力補助Ａが一定の閾値（例えば、１０ｃｍＨ２Ｏ）を超える場合、無呼吸検出アルゴリズム４３２５が無呼吸を検出すると、気道は閉じるべきと推測され得る。なぜならば、そうでない場合、圧力補助Ａは一定の種類の呼吸気流を生成するのに充分大きく、無呼吸は検出されないからである。
しかし、圧力補助Ａが閾値未満である場合、無呼吸検出アルゴリズム４３２５が無呼吸を検出すると、ＲＰＴデバイス４０００は、気道を閉じるべきと即座に推測することができない。そのため、気道開通性決定アルゴリズム４３２７は、ＲＰＴデバイス４０００が無呼吸状態にあるときに気道開通性の測定を繰り返し決定する。無呼吸状態が継続している間、無呼吸検出アルゴリズム４３２５は、上気道を閉じるべきと決定する継続期間を蓄積させる。この蓄積された継続期間は、有効無呼吸持続期間として規定される。
無呼吸状態の完結において、ＲＰＴデバイス４０００は、有効無呼吸持続期間からＥＰＡＰインクリメント（処方）を決定する。有効無呼吸持続期間が長いほど、インクリメントも大きくなる。
図８Ａは、非侵襲的換気治療との併用に適したＥＰＡＰの自動タイトレーションを行う方法８０００を示すフローチャートである。方法８０００は、治療パラメータ決定アルゴリズム４３２９の一部として繰り返し実行され得る。
方法８０００は、「所望の」ＥＰＡＰ値を維持および更新することにより、ＥＰＡＰを自動タイトレーションする。この「所望の」ＥＰＡＰ値は、実際のＥＰＡＰを繰り返し調整する際の基準となるターゲット値または設定点である。この所望のＥＰＡＰは、吸気流れ制限決定アルゴリズム４３２４によって決定された吸気流れ制限の範囲、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６によって決定されたＭ字、無呼吸検出アルゴリズム４３２５によって決定された最近の無呼吸、および現在のＥＰＡＰに応じて更新される。
方法８０００は、ＥＰＡＰを範囲［ＥＰＡＰｍｉｎ，ＥＰＡＰｍａｘ］の範囲内において自動タイトレートする。ＥＰＡＰ下側および上側の制限ＥＰＡＰｍｉｎおよびＥＰＡＰｍａｘは、ＲＰＴデバイス４０００の設定であり、例えばＲＰＴデバイス４０００の構成時にハードコードされるかまたは入力デバイス４２２０を通じた手動入力によって設定される。
圧力支援限度ＡｍａｘおよびＡｍｉｎ、ＥＰＡＰ限度ＥＰＡＰｍｉｎおよびＥＰＡＰｍａｘおよびＰｌｉｍｉｔ間には相互依存関係があり、Ｐｌｉｍｉｔは、ＲＰＴデバイス４０００から送達可能な全体的最大圧力である。これらの相互依存性は、次のように表現され得る。
自動ＥＰＡＰ換気治療時において、上気道の安定化のために、圧力支援Ａを（Ａｍｉｎを超えない値まで）低減させて、ＥＰＡＰを増加させることができる。換言すれば、第１の優先事項は、適切なＥＰＡＰにより安定した上気道を維持することであり、次なる優先事項は換気治療の提供である。
方法８０００は、ステップ８０１０から開始する。ステップ８０１０は、異常な吸気波形形状（詳細には、吸気流れ制限決定アルゴリズム４３２４によって決定された吸気流れ制限の範囲およびＭ字検出アルゴリズム４３２６によって決定されたＭ字形状）に基づいて、ＥＰＡＰへの増加ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを計算する。ステップ８０１０の出力ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅは呼吸流量波形の吸気部分の形状に基づいた「処方」であるため、ステップ８０１０は「形状ドクター（ＳｈａｐｅＤｏｃｔｏｒ）」と呼ばれる。ステップ８０１０について、図８Ｂを参照にして以下により詳細に説明する。
次のステップ８０２０において、無呼吸検出アルゴリズム４３２５によって検出された１つ以上の最近の無呼吸に基づいて、ＥＰＡＰへのＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの増加を計算する。ステップ８０２０の出力ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅは１つ以上の最近の無呼吸の重症度に基づいた「処方」であるため、ステップ８０２０は「無呼吸ドクター（Ａｐｎｅａ Ｄｏｃｔｏｒ）」と呼ばれる。ステップ８０２０について、図８Ｅを参照にして以下により詳細に説明する。
次に、ステップ８０３０において、ＥＰＡＰ自動タイトレーション方法８０００は、現在のＥＰＡＰ値ならびに形状ドクターによって規定された増加ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅ（ステップ８０１０）および無呼吸ドクター（ステップ８０２０）を用いて、所望のＥＰＡＰを更新する。ステップ８０３０について、図８Ｇを参照にして以下により詳細に説明する。
最終ステップ８０４０は、（現在のＥＰＡＰの増加のための）１ｃｍＨ２Ｏ／秒または（現在のＥＰＡＰの低減のための）−１ｃｍＨ２Ｏのスルーレートにおいて、現在のＥＰＡＰを所望のＥＰＡＰへスルーする。１つの実行において、現在のＥＰＡＰは、吸気時（すなわち、位相が０〜０．５の間にある場合）に増加されないが、吸気時に低減してもよい。
７．６．２．１．１ 形状ドクター
図８Ｂは、方法８０００のステップ８０１０（「形状ドクター」）を実行する際に用いられ得る方法８１００を示すフローチャートである。
方法８１００は、ステップ８１０５から開始する。ステップ８１０５において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍが１つの実行において１リットル／分に設定された閾値未満であるかを確認する。上述したように、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍは、典型的な最近の換気決定アルゴリズム４３２８から返送された典型的な最近の換気Ｖｔｙｐであり得る。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８１１０はＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅをゼロに設定する。なぜならば、このような小さな値は何らかの誤差状態を示し、ＥＰＡＰ増加の計算を続けることは賢明ではないからである。
そうではない（「Ｎ」）場合、ステップ８１１５は、呼吸流量信号Ｑｒから現在の吸気および呼気一回換気量ＶｉおよびＶｅを計算する。ステップ８１２０は、２つの一回換気量ＶｉおよびＶｅを平均化して、平均一回換気量Ｖｔを得る。次のステップ８１２５において、平均一回換気量Ｖｔを６０秒で乗算し、現在の呼吸の持続期間Ｔｔｏｔで除算することにより、「呼吸方向の換気」（単位：リットル／分）を計算する。次に、ステップ８１３０において、呼吸方向の換気を期待される正常換気Ｖｎｏｒｍで除算して、相対的な換気（ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ）の（単位無しの）値を得る。ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが１よりも有意に小さい場合、現在の呼吸は期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対して小さいため、有意な呼吸方向の低換気を示す。ステップ８１３５において、ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎｉｎｃｒｅａｓｅｓが低換気閾値を超えると共に１から０へ減少する変数ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎを計算することにより、この関係を形式化する。１つの実行において、ステップ８１３５は、ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＨＹＰＯＶＥＮＴ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＨＹＰＯＶＥＮＴ＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ０．２および０．８に等しい。
逆に、ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが１よりも有意に大きい場合、現在の呼吸は期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対して大きいため、有意な呼吸方向の過換気が示される。
次のステップ８１４０において、方法８１００は、ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎの現在の値および最近の値から変数ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔを計算する。ステップ８１４０の一般的効果として、有意な呼吸方向の低換気の最近の持続性が流れが制限されたかまたはＭ字型の吸気波形と共に単一回の呼吸例ではなく複数の呼吸にわたって発生した場合、ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔがより高くなる点がある。ステップ８１４０について、図８Ｃを参照して以下により詳細に説明する。
方法８０００はステップ８１４５に進み、Ｍ字検出アルゴリズム４３２６から返送された（実数値化された）Ｍ字形状インジケータ変数ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを反映するファジィ真理変数ｍＳｈａｐｅＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎを計算する。１つの実行において、ステップ８１４５は、ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの最大値および０をとり、換言すれば、ＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎの値の下の０の下限（ａ ｆｌｏｏｒ ｏｆ ０）をとる。次に、ステップ８１５０は、ファジィ真理変数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅを（Ｍ字形状の度合いを示す）ファジィ真理変数ｍＳｈａｐｅＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎおよび（流れ制限の度合いを示す）流れ制限の「ファジィＯＲ」として計算する。
次のステップ８１５５において、ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅの比較相手となる流れ制限閾値ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを計算する。ＥＰＡＰの現在値の増加と共に流れ制限閾値ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄも増加するように、流れ制限閾値ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを現在のＥＰＡＰ値から計算する。これにより、形状ドクターがＥＰＡＰの増加を規定するために必要な吸気波形形状の異常性の度合いが、ＥＰＡＰそのものの増加と共に増加する。１つの実行において、ステップ８１５５は、ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＥＰＡＰ＿ＴＨＲＥＳＨ、ＭＩＤＤＬＥ＿ＥＰＡＰ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＥＰＡＰ＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ１４ｃｍＨ２Ｏ、１８ｃｍＨ２Ｏ、および２０ｃｍＨ２Ｏに等しい。
形状ドクターの規定されたＥＰＡＰの増加であるＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅは、ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅ間がｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを超える量に比例するように設定される（ただし、そのような量が少しでもある場合）。この増加は、１つ以上の乗数（例えば、動的に計算された乗数）の関数として設定され得る。そのため、方法８１００において、先ず、以下の３つの乗数のうちの任意の１つ以上が一定の比率で計算され得、集合的に乗数としてみなされ得る。例えば、ステップ８１６０において、現在のＥＰＡＰの増加と共にｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒおよびよって最終処方ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが概して低減するように、ベース圧力関連乗数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒが計算される。１つの実行において、ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒは、以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＭＵＬＴ１＿ＴＨＲＥＳＨ、ＭＩＤＤＬＥ＿ＭＵＬＴ１＿ＴＨＲＥＳＨ、ＭＩＤＤＬＥ２＿ＭＵＬＴ１＿ＴＨＲＥＳＨ、およびＵＰＰＥＲ＿ＭＵＬＴ１＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ１０ｃｍＨ２Ｏ、１５ｃｍＨ２Ｏ、１９ｃｍＨ２Ｏ、および２０ｃｍＨ２Ｏに等しい。
ステップ８１６５において、（漏洩流量推測アルゴリズム４３１６からの）漏洩流量推測Ｑｌの増加と共にｌｅａｋＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒおよびよって処方ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが概して低減するように、漏洩関連乗数ｌｅａｋＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒが計算される。１つの実行において、ｌｅａｋＲｘＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒは、以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＬＥＡＫ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＬＥＡＫ＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ３０リットル／分および６０リットル／分に設定される。
次に、ステップ８１７０において、期待される正常換気Ｖｎｏｒｍに相対する現在の呼吸方向の換気（ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎとして表され、ステップ８１３０において計算される）、流れ制限またはＭ字形状の量（ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅで表され、ステップ８１５０において計算される）および／または最近長引いている流れが制限された有意な呼吸方向の低換気の量（ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔで表され、ステップ８１４０において計算される）に基づいて、換気関連乗数ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔが計算される。ステップ８１７０について、図８Ｄを参照にして以下により詳細に説明する。
最終ステップ８１７５において、先ずｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅがｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＴｈｒｅｓｈｏｌｄを超えるかを確認することにより、形状ドクターの処方ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが計算される。そうではない場合、ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅはゼロに設定される。さもなければ、ステップ８１７５は、ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを以下のように計算する：
ここで、ＥＰＡＰ＿ＧＡＩＮは常数である。１つの実行において、ＥＰＡＰ＿ＧＡＩＮは、０．２ｃｍＨ２Ｏに設定される。
図８Ｃは、本技術の一形態における、ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔと名付けた変数を計算する方法８１００のステップ８１４０の具現に用いられ得る方法８２００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ８１４０の一般的効果として、流れが制限されたまたはＭ字型の有意な呼吸方向の低換気が単一回の呼吸例ではなく複数の呼吸にわたって発生した場合、ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔがより高くなる。
方法８２００は、ステップ８２１０から開始する。ステップ８２１０において、Ｍ字形状インジケータＲｘＰｒｏｐｏｒｔｉｏｎおよび流れ制限インジケータｆｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎの最大値をステップ８１３５において計算されたｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎで乗算することにより、変数ＯＨＶが計算される。ＯＨＶとは、閉塞した（すなわち、流れが制限された）低換気を示し、ＯＨＶの値は、現在の呼吸を示す値を示す。ステップ８２１０において、やや少数の最近の呼吸を示す循環バッファ中の現在の位置におけるＯＨＶ値を保存する。１つの実行において、循環バッファは、８個の入力を含む。次に、ステップ８２２０は、循環バッファが満杯であるかを確認する。そうではない（「Ｎ」）場合、方法８２００は、流れが制限されたかまたはＭ字型の有意な呼吸方向の低換気の最近の持続性を示す保存された情報が充分に無いため、ステップ８２３０においてｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔをゼロに設定する。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８２４０は、循環バッファ中の各入力へ隣接重み付けを適用する。隣接重み付けは、双方の入力が１に等しくかつ１に近い場合に隣接重み付けされる入力が最高になるような、循環バッファ中の入力およびその先行処理入力の関数である。１つの実行において、ステップ８２４０は、隣接重み付けされるＯＨＶを以下のように計算する。
ここで、ＯＨＶＰｒｅｖは、循環バッファ中の現在の入力ＯＨＶの先行処理入力である。他の実行において、ＯＨＶおよびＯＨＶＰｒｅｖの他の関数がステップ８２４０において用いられ得る（例えば、単純または幾何平均）。
方法８２００の次のステップ８２５０において、ａｄｊａｃｅｎｃｙＷｅｉｇｈｔｅｄＯＨＶの２乗値を循環バッファにわたって合計する。１つの実行において、現在の入力に対して最高になりかつ入力が古くなるにつれてゼロへ低減する重みにより、各２乗値が重み付けされる。１つの実行において、（循環バッファを通じて逆方向に作用する）重み付けは、｛１， ０．９５， ０．９， ０．８， ０．７， ０．５５， ０．４， ０．２５｝である。
最後に、ステップ８２６０において、（重み付けされる）２乗値の合計の平方根をステップ８２５０において用いられる重みの合計で除算した値として（ただし、用いられる場合。用いられない場合、２乗値の数で除算した値として）ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔを計算する。換言すれば、ｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔは、流れが制限された有意な低換気インジケータの最近の隣接重み付けされる値の平均二乗値である（恐らくは、最近の値に対して最高の重みが付加される）。
図８Ｄは、本技術の一形態における、方法８１００のステップ８１７０の具現に用いられ得る方法８３００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ８１７０において、現在の呼吸の相対的なサイズのインジケータｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ、流れ制限またはＭ字形状の量（ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅで表される）、および最近長引いている流れが制限された呼吸方向の低換気の量のインジケータｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔに基づいて、形状ドクターの最終処方についての換気関連乗数ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを計算する。
ステップ８１７０の一般的効果として、相対的な換気が流れ制限またはＭ字形状の量と共に増加する流れ制限閾値を超えると、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔが概して中立値１を有するが１を下回る傾向がある点がある。すなわち、相対的な過換気が発生している場合、形状ドクターの処方が割り引かれる傾向になる。しかし、形状ドクターの処方を割り引くのに必要な相対的な過換気の量は、流れ制限またはＭ字形状の重症度の増加と共に増加する。相対的な換気が有意に１未満になった場合、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔが恐らくは１を超えて増加し、その結果、流れが制限されたかまたはＭ字型の有意な呼吸方向の低換気の最近の持続性のインジケータｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔに比例して形状ドクターの処方が増加する。
方法８３００は、ステップ８３１０から開始する。ステップ８３１０において、（ステップ８１３０において計算された）ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎの値が１以下であるか（すなわち、呼吸方向の換気が期待される正常換気Ｖｎｏｒｍ以上であるか）を確認する。そうである場合（「Ｙ」）、方法８３００はステップ８３２０に進み、変数ｆｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＶａｌｕｅで表される流れ制限またはＭ字形状の量の増加と共に変数ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎが概して０から１へ変化するように、変数ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎを計算する。１つの実行において、ステップ８３２０は、ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎを以下のように計算する：
ここで、ＬＯＷＥＲ＿ＦＬ＿ＴＨＲＥＳＨおよびＵＰＰＥＲ＿ＦＬ＿ＴＨＲＥＳＨは一定の閾値であり、１つの実行においてそれぞれ０．７および０．９に等しい。
次のステップ８３３０において、ステップ８３２０において計算されたｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎの値からの相対的な換気についての相対的な換気の上側閾値および下上側閾値であるｌｏｗｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄおよびＵｐｐｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄを計算する。これらの相対的な換気の上側閾値および下上側閾値ｌｏｗｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄおよびＵｐｐｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄは、少なくとも１．０であり、ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎに比例して概して増加する。一具現例において、ステップ８３３０は、ｓｅｖｅｒｅＦｌｏｗＬｉｍｉｔａｔｉｏｎから下側および上側の相対換気閾値ｌｏｗｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄおよびｕｐｐｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄを以下のように計算する：
最後に、ステップ８３４０において、ステップ８３３０において計算された相対的な換気の上側閾値および下上側閾値ｌｏｗｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄおよびＵｐｐｅｒＲｅｌＶｅｎｔＴｈｒｅｓｈｏｌｄに関連してｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが増加するのと共にｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔが１から０へ概して低下するように、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを計算する。１つの実行において、ステップ８３４０は、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを以下のように計算する：
ステップ８３１０に戻って、ステップ８３１０においてｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが１未満であると（「Ｎ」）判明した場合、ステップ８３５０において、ステップ８１３５において計算された変数ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎが０を超えるかを確認することにより、現在の呼吸が有意な低換気であるかを確認する。（上記した実行において、ｒｅｌａｔｉｖｅＶｅｎｔｉｌａｔｉｏｎがＵＰＰＥＲ＿ＨＹＰＯＶＥＮＴ＿ＴＨＲＥＳＨを下回る場合にのみ、ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔＢｒｅａｔｈＨｙｐｏｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎがゼロを上回る）。そうではない（「Ｎ」）場合、ステップ８３７０は、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを中立値である１．０に設定する。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８３６０は、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを流れが制限されたまたはＭ字型の有意な呼吸方向の低換気の最近の持続性のインジケータｒｅｃｅｎｔＢｒｅａｔｈＦｌｏｗＬｉｍｉｔｅｄＨｙｐｏｖｅｎｔに比例して概して増加するように、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを計算する。１つの実行において、ステップ８３６０は、ｆｌｏｗＬｉｍＲｘＰｒｏｐＲｅｌＶｅｎｔを以下のように計算する：
そして方法８３００は終結する。
７．６．２．１．２ 無呼吸ドクター
図８Ｅは、方法８０００のステップ８０２０（「無呼吸ドクター」）の実行に用いられ得る方法８４００を示すフローチャートである。
上記したように、無呼吸ドクターの目的は、無呼吸検出アルゴリズム４３２５により検出された無呼吸に基づいてＥＰＡＰ増加ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを計算することである。
１つの実行において、無呼吸検出アルゴリズム４３２５は、検出した無呼吸（それぞれを開始時間、終了時間、および有効持続期間によって特徴付けられる）が終了次第、これらの無呼吸を未解決の無呼吸の単一のリスト中に配置する。
そのため、方法８４００は、未解決の無呼吸のリストをその開始時間の昇順に従ってソートすることにより、ステップ８４１０から開始する。次のステップ８４２０において、ソートされた未解決の無呼吸のリストから全ての重複（すなわち、開始時間および終了の時間が同じ無呼吸）を除去する。次に、ステップ８４３０において、無呼吸ドクターによって既に処理された無呼吸全てをソートされたリストから除去する。
次のステップ８４４０において、方法８４００は、ソートされたリスト中の（恐らくは重複する）無呼吸を非重複無呼吸に分解する。次に、ステップ８４５０は、ソートされた非重複リスト中の無呼吸完了を開始時間の昇順で処理する。ステップ８４５０における無呼吸の処理について、図８Ｆを参照して以下により詳細に説明する。ステップ８４５０におけるリスト中の無呼吸の処理の結果、無呼吸に起因して処方されたＥＰＡＰ、ｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰが得られる。次に、ステップ８４６０は、無呼吸に起因して処方されたＥＰＡＰの増加ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅがｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰおよび現在のＥＰＡＰ値から計算される。１つの実行において、ステップ８４６０は、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを以下のように計算する：
１つの実行において、ステップ８４６０は、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅが負にならないように、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅをゼロ未満にクリップする。別の実行において、ステップ８４６０は、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅを以下のように計算する：
ステップ８４６０がＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの計算のために方程式（７）を用いた場合において、ステップ８０３０が以下に述べるように所望のＥＰＡＰを計算する場合、所望のＥＰＡＰがＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅのうち大きい方だけ増加させる。ステップ８４６０がＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの計算のために方程式（８）を用いた場合において、ステップ８０３０が所望のＥＰＡＰを計算する場合、ＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの合計だけ所望のＥＰＡＰを増加させる。
ステップ８４６０において、方程式（７）および（８）中の現在のＥＰＡＰではなく所望のＥＰＡＰを用いてもよい。
次に、方法８４００が終了する。
図８Ｆは、方法８４００のステップ８４５０の実行に用いられ得る、無呼吸を処理する方法８５００の処理を示すフローチャートである。方法８５００の出力は、無呼吸について規定されたＥＰＡＰ増加ｓｉｎｇｌｅＡｐｎｅａＩｎｃｒｅａｓｅであり、有効無呼吸持続期間を広範に増加させる。
方法８４５０のステップ８４００の１つの実行は、リスト中の各無呼吸について、方法８５００を１回実行する。この実行において、リスト中の第１の無呼吸を処理する方法８５００の第１の繰り返しの前に、ステップ８４５０において、無呼吸に起因する規定されたＥＰＡＰ、ｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰがゼロに設定される（ステップ８４５０の出力）。方法８５００の各繰り返しの後、ステップ８４５０は、ｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰを当該繰り返しから返送されたｓｉｎｇｌｅＡｐｎｅａＩｎｃｒｅａｓｅの値だけインクリメントする。
方法８５００は、ステップ８５１０から開始する。ステップ８５１０において、有効無呼吸持続期間が１つの実行において９秒に等しい持続期間閾値以上であるかを決定する。そうではない（「Ｎ」）場合、方法８５００は、ステップ８５９０において終了する。ステップ８５９０において、無呼吸についての規定されたＥＰＡＰ増加ｓｉｎｇｌｅＡｐｎｅａＩｎｃｒｅａｓｅが０に設定される。そうである（「Ｙ」）場合、方法８５００はステップ８５２０に進み、変数ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅを計算する。変数ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅは、無呼吸が有効持続期間において無限である場合に方法８５００において現在のＥＰＡＰを増加させる際の目標値となる値である。１つの実行において、ステップ８５２０は、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅをＥＰＡＰｍａｘ＋２ｃｍＨ２Ｏの最大値および１つの実行において１２ｃｍＨ２Ｏに設定される定数であるＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅの最小値として計算する。そのため、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅは、ＥＰＡＰｍａｘの値よりも大きくなり得る。
次のステップ８５３０において、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅの増加と共に徐々に低下するように、ＥＰＡＰをＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅに近づけるための速度定数を計算する。ステップ８５３０の１つの実行において、速度定数ｋ（単位：ｓ−１）は以下のように計算される：
次に、ステップ８５４０において、方法８５００は、有効無呼吸持続期間と共に０から漸近的に１へ徐々に増加するように、変数ＥＰＡＰＩｎｃｒｅａｓｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒを計算する。１つの実行において、ステップ８５４０は、ＥＰＡＰＩｎｃｒｅａｓｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒを速度定数ｋを用いて以下のように計算する：
ステップ８５５０と終結する方法８５００において、ＥＰＡＰＩｎｃｒｅａｓｅＷｅｉｇｈｔｉｎｇＦａｃｔｏｒと、ＨｉｇｈＡｐｎｅａＲｏｌｌｏｆｆＰｒｅｓｓｕｒｅおよびｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄＥＰＡＰの現在値の間の差との積としてｓｉｎｇｌｅＡｐｎｅａＩｎｃｒｅａｓｅ を計算する：
図８Ｇは、方法８０００のステップ８０３０の実行に用いられ得る方法８６００を示すフローチャートである。上記したように、ステップ８０３０は、現在のＥＰＡＰと、形状ドクター（ステップ８０１０）および無呼吸ドクター（ステップ８０２０）によってそれぞれ規定されたＥＰＡＰ増加ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅとを用いて所望のＥＰＡＰを更新する。
方法８６００は、ステップ８６１０から開始する。ステップ８６１０において、ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅまたはＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅがゼロよりも大きいかを確認する。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８６２０において、ＳｈａｐｅＲｘＩｎｃｒｅａｓｅおよびＡｐｎｅａＲｘＩｎｃｒｅａｓｅの合計だけ所望のＥＰＡＰを増加させる。次のステップ８６３０において、増加した所望のＥＰＡＰを範囲［ＥＰＡＰｍｉｎ，ＥＰＡＰｍａｘ］へクリップする。すなわち、ステップ８６３０において、ステップ８６２０およびＥＰＡＰｍａｘからインクリメントされた値の最小値と、ステップ８６２０およびＥＰＡＰｍｉｎからインクリメントされた値の最大値とに所望のＥＰＡＰを設定する。
ステップ８６１０において、形状ドクターまたは無呼吸ドクターがＥＰＡＰにおける正の増加（「Ｎ」）を規定しなかったことが判明した場合、方法８６００は、所望のＥＰＡＰをＥＰＡＰｍｉｎに向かって指数状に減衰させる。先ず、指数状の減衰をスケールするための減衰因子ｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒが計算される。この計算は、現在のＥＰＡＰ値がＥＰＡＰｍｉｎを４ｃｍＨ２Ｏ以下だけ超えるか（ステップ８６４０において確認）について条件付けされた２つの分岐のうちの１つにおいて行われる。そうである（「Ｙ」）場合、ステップ８６５０は、ｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒを現在のＥＰＡＰとＥＰＡＰｍｉｎとの間の差に設定する。そうではない（「Ｎ」）場合、ステップ８６６０は、現在のＥＰＡＰとＥＰＡＰｍｉｎとの間の差の増加と共にｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒがよりゆっくり増加するように、ｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒを計算する。ステップ８６６０の１つの実行において、ｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒの値は、以下のように計算される。ここで、圧力の単にはｃｍＨ２Ｏである：
最後に、ステップ８６６０またはステップ８６５０の後のステップ８６７０において、方法８６００は、ステップ８６５０またはステップ８６６０において計算されたｄｅｃａｙＦａｃｔｏｒの値に比例する量だけ所望のＥＰＡＰを低減する：
ここで、ｔｉｍｅＤｉｆｆは、所望のＥＰＡＰの最終更新から経過した時間（単位：秒）であり、ｔｉｍｅＣｏｎｓｔａｎｔは、減衰の時定数（単位：秒）である。１つの実行において、ｔｉｍｅＣｏｎｓｔａｎｔは２０分＊６０である。
図９Ａは、流れ制限のエピソードに応答する図８ＡのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法８０００の挙動の一例を示すグラフ９０００を含む。グラフ９０００は、矢印９０１５によって示すような固定圧力補助を用いた治療圧力Ｐｔの掃引線９０１０を含む。治療圧力掃引線９０１０は、流れ制限の第１のエピソード９０２０に応答したＥＰＡＰの増加９０２５を示す。ＥＰＡＰにおける増加９０２５の後、流れ制限の第２のエピソード９０３０が発生する。第２のエピソード９０３０の結果、ＥＰＡＰにおいて第２の増加９０３５が発生する。ＥＰＡＰにおけるこの第２の増加９０３５により、流れ制限がうまく解消されて、ＥＰＡＰの漸進的減少９０４５をもたらす正常呼吸のエピソード９０４０が発生する。破線９０５０は、ＥＰＡＰの上限ＥＰＡＰｍａｘを示す。破線９０６０は、治療圧力Ｐｔに対する全般的上限Ｐｌｉｍｉｔを示す。破線９０７０は、ＥＰＡＰの下限ＥＰＡＰｍｉｎを示す。
図９Ｂは、閉塞無呼吸に応答する図８ＡのＥＰＡＰ自動タイトレーション方法８０００の挙動の一例を示すグラフ９１００を含む。グラフ９１００は、治療圧力Ｐｔの上部掃引線９１０５、および呼吸流量Ｑｒの下部掃引線９１１０を含む。無呼吸９１１５の検出時において、継続期間Ｔｉそれぞれに、３つのプローブ呼吸９１２０が送達される。呼吸流量Ｑｒが気道開通性決定アルゴリズム４３２７により分析されることにより、無呼吸９１１５が閉じていることが決定される。無呼吸の終了９１２５において、ＥＰＡＰは、所望のＥＰＡＰ９１３５に到達するまで、連続する吸気部位９１３０時において１ｃｍＨ２Ｏ／秒の固定速度において増加する。
図９Ｃは、混合型無呼吸に応答する図７Ｈの気道開通性決定アルゴリズム４３２７の挙動の一例を示すグラフ９２００を含む。グラフ９２００は、治療圧力Ｐｔの掃引線９２０５、呼吸流量Ｑｒの掃引線９２１０、気道開通性決定アルゴリズム４３２７の出力を示す掃引線９２１５、および無呼吸検出アルゴリズム４３２５の出力を示す掃引線９２２０を含む。インスタント９２２５において、呼吸流量は大きく降下し、無呼吸検出掃引線９２２０は９２３０において後にすぐに増加する。これは、無呼吸状態が検出されたことを示す。治療圧力掃引線９２０５は、その結果得られる一連のプローブ呼吸の送達を示す。第１のプローブ呼吸は、９２０８である。呼吸流量Ｑｒが気道開通性決定アルゴリズム４３２７によって分析されることにより、無呼吸が初期に閉じたことが決定され、よって、気道開通性掃引線９２１５は、ポイント９２３５において気道閉鎖を示す値まで上昇する。次に、流量掃引線９２１０は、ポイント９２４０においてプローブ呼吸（例えば、プローブ呼吸９２４３）に対して有意な応答を示し始める。呼吸流量Ｑｒの気道開通性決定アルゴリズム４３２７による分析により、無呼吸が開くべき旨が決定され、よって、気道開通性掃引線９２１５は、ポイント９２４５において気道開口を示す値まで下降する。次に、流量掃引線９２１０は、ポイント９２５０においてプローブ呼吸（例えば、プローブ呼吸９２５３）に対して有意な応答を示し始める。呼吸流量Ｑｒを気道開通性決定アルゴリズム４３２７により分析することにより、無呼吸が閉じられたことが決定され、よって、気道開通性掃引線９２１５はポイント９２５５において気道閉鎖を示す値に戻る。
図９Ｄは、図９Ｃのグラフ９２００の様々なセクションにおける拡張図を含む。掃引線９３００は、プローブ呼吸９２０８時における治療圧力掃引線９２０５の拡張であり、掃引線９３１０は、プローブ呼吸９２０８時における呼吸流量掃引線９２１０の拡張である。プローブ呼吸９２０８の呼吸サイズインジケータＳｚは、呼吸流量掃引線９３１０を用いてステップ７７３０により計算されるように、ステップ７７４０によって計算された下側閾値を下回っていたため、方法７７００は、ステップ７７７０において気道が閉じたものと決定する。
掃引線９３２０は、プローブ呼吸９２４３時における治療圧力掃引線９２０５の拡張であり、掃引線９３３０は、プローブ呼吸９２４３時における呼吸流量掃引線９２１０の拡張である。矢印９３２１は、ステップ７７１０において返送されたトリムされた吸気波形の範囲を示す。トリムされた吸気波形に対する直線近似９３２２は、ｙ切片９３２４および最終値９３２６を有する。ステップ７８１０において９３２６の９３２４に対する比として計算された吸気平坦度比は、ステップ７８４０において吸気閾値を下回ることが判明したため、方法７７００において気道がステップ７８７０において開いていたと決定した。
掃引線９３４０は、プローブ呼吸９２５３時における治療圧力掃引線９２０５の拡張であり、掃引線９３５０は、プローブ呼吸９２５３時における呼吸流量掃引線９２１０の拡張である。矢印９３３１は、ステップ７７１０から返送されたトリムされた吸気波形の範囲を示す。トリムされた吸気波形に対する直線近似９３３２は、ｙ切片９３３４および最終値９３３６を有する。ステップ７８１０において９３３６の９３３４に対する比として計算された吸気平坦度比は、ステップ７８４０において吸気閾値を超えていることが判明し、呼気平坦度比も同様にステップ７８５０において呼気閾値を超えていることが判明したため、方法７７００においてステップ７８６０において気道が閉じたと決定した。
７．７ 用語集
本技術の開示目的のため、本技術の特定の形態において、以下の定義のうち１つ以上が適用され得る。本技術の他の形態において、別の定義も適用され得る。
７．７．１ 一般
空気：本技術の特定の形態において、空気は大気を意味し得、本技術の他の形態において、空気は、他の呼吸可能なガスの組み合わせ（例えば、酸素を豊富に含む大気）を意味し得る。
雰囲気：本技術の特定の形態において、「雰囲気」という用語は、（ｉ）治療システムまたは患者の外部、および（ｉｉ）治療システムまたは患者を直接包囲するものを意味するものとしてとられるべきである。
例えば、加湿器に対する雰囲気”湿度”とは、加湿器を直接包囲する空気の湿度であり得る（例えば、患者が睡眠をとっている部屋の内部の湿度）。このような雰囲気湿度は、患者が睡眠をとっている部屋の外部の湿度と異なる場合がある。
別の実施例において、雰囲気”圧力”は、身体の直接周囲または外部の圧力であり得る。
特定の形態において、雰囲気（例えば、音響）”ノイズ”は、例えばＲＰＴデバイスから発生するかまたはマスクまたは患者インターフェースから発生するノイズ以外の、患者の居る部屋の中のバックグラウンドノイズレベルとみなすことができる。雰囲気ノイズは、部屋の外の発生源から発生し得る。
呼吸圧力治療（ＲＰＴ）：雰囲気に対して典型的には陽圧である治療圧力における空気供給の気道入口への付加。
持続的気道陽圧（ＣＰＡＰ）療法：治療圧力が患者の呼吸サイクルを通じてほぼ一定である呼吸圧療法。いくつかの形態において、気道への入口における圧力は、呼気時において若干上昇し、吸気時において若干低下する。いくつかの形態において、圧力は、患者の異なる呼吸サイクル間において変動する（例えば、部分的な上気道閉塞の兆候の検出に応答して増加され、部分的な上気道閉塞の通知の不在時において低減される）。
患者：呼吸器疾患に罹患しているかまたはしていない人。
自動的な気道陽圧（ＡＰＡＰ）療法：ＳＤＢ発症の兆候の存在または不在に応じて、例えば、呼吸間に最小限界と最大限界との間で治療圧力を自動的に調節することが可能なＣＰＡＰ療法。
７．７．２ 呼吸サイクルの態様
無呼吸：いくつかの定義によれば、無呼吸とは、所定の閾値を下回った流れが例えば１０秒間の継続期間にわたって継続した場合に発生したと言われる。閉鎖性無呼吸とは、患者の労作にもかかわらず、何らかの気道閉塞により空気の流れが許されないときに発生すると言われる。開放性無呼吸とは、気道が開放（開通）しているにも関わらず呼吸努力の低下または呼吸努力の不在に起因して無呼吸が検出された状態を指すと言われる。混合無呼吸とは、呼吸努力の低下または不在が気道閉塞と同時発生した状態を指すと言われる。
呼吸速度：患者の自発呼吸速度であり、通常は毎分あたりの呼吸回数で測定される。
デューティサイクル、または吸気部分：吸気時間、Ｔｉの合計呼吸時間、Ｔｔｏｔに対する比。
努力（呼吸）：呼吸努力は、呼吸しようとしている人の自発呼吸によって行われる動きを指すと言われる。
呼吸サイクルの呼気部分：呼気流れの開始から吸気流れの開始までの期間。
流量制限：流量制限は、患者による労作の増大が流量の対応する増大を引き起こさない患者の呼吸における状況であると解釈される。呼吸サイクルの吸気部分において流れ制限が発生した場合、当該流れ制限は吸気流れ制限として記述され得る。呼吸サイクルの呼気部分において流量制限が発生した場合、当該流量制限は呼気流量制限と称することができる。
流れが制限された吸気波形の種類：
（ｉ）（古典的な）平坦形状：隆起の後に相対的に平坦な部分が続き、その次に下降が続く。
（ｉｉ）Ｍ字型：２つの局所的ピークが１つは早期部分に、１つが後部分にあり、これら２つのピーク間に相対的に平坦な部分が来る。
（ｉｉｉ）椅子形：単一の局所的なピークがあり、このピークは早期部分にあり、次に相対的に平坦な部分が続く。
（ｉｖ）逆椅子形：相対的に平坦な部分の次に単一の局所的なピークが続き、ピークは後部分に設けられる。
呼吸低下：流れの中断ではなく、流れの低下を意味する。一形態において、閾値速度を下回った流れ低下が継続期間にわたって続いた場合、呼吸低下が発生したと言われる。呼吸努力の低下に起因して呼吸低下が検出された場合、中枢性呼吸低下が発生したと言われる。
過呼吸：流れが通常の流量よりも高いレベルまで増加すること。
低換気：低換気は、一定の時間スケールにわたって発生するガス交換の量が患者の現在の要求を下回った場合に発生すると言われている。
過換気：過換気は、定の時間スケールにわたって発生するガス交換の量が患者の現在の要求を上回った場合に発生すると言われている。
呼吸サイクルの吸気部分：吸気流れの開始から呼気流れの開始までの期間が、呼吸サイクルの吸気部分としてとられる。
開通性（気道）：気道が開いている度合いまたは気道が開いている範囲。気道開通性とは、開口である。気道開通性の定量化は、例えば、開通性を示す値（１）と、閉鎖（閉塞）を示す値（０）で行われ得る。
正の呼気終了時圧力（ＰＥＥＰ）：肺中の雰囲気を越える圧力であり、呼気終了時に存在する。
ピーク流量（Ｑｐｅａｋ）：呼吸流量波形の吸気部分における流量最大値。
呼吸気流量、空気流量、患者の空気流量、呼吸気空気流量（Ｑｒ）：これらの同義語は、ＲＰＴデバイスの呼吸空気流量の推定を指すものとして理解され得、通常リットル／分で表される患者の実際の呼吸流量である「真の呼吸流量」または「真の呼吸気流量」と対照的に用いられる。
一回換気量（Ｖｔ）：通常の呼吸時の呼吸毎に余分な努力無しに吸気または呼気される空気の容量。この量は、より具体的には吸気一回換気量（Ｖｉ）または呼気一回換気量（Ｖｅ）として定義される。
吸気時間（Ｔｉ）：呼吸流量波形の吸気部分の継続期間。
呼気時間（Ｔｅ）：呼吸流量波形の呼気部分の継続期間。
合計（呼吸）時間（Ｔｔｏｔ）：１つの呼吸流量波形の吸気部分の開始と次の呼吸流量波形の吸気部分の開始との間の合計継続期間。
典型的な最近の換気：所定の時間スケールにわたる直近値が密集する傾向となる換気値（すなわち、換気の直近値の中心の傾向の度合い）。
上気道閉塞（ＵＡＯ）：部分的な上気道閉塞および合計上気道閉塞両方を含む。これは、上気道中の圧力差が増加（スターリングレジスタ挙動）するにつれて流量がわずかに増加するかまたは低下し得る流量制限の状態と関連し得る。
換気（Ｖｅｎｔ）：患者の呼吸器系によって行われるガス交換の総量の測定。換気の測定は、単位時間あたりの吸気および呼気流のうち片方または双方を含み得る。１分あたりの体積として表される場合、この量は、「分換気」と呼ばれることが多い。分換気は、単に体積として付与されることもあり、１分あたりの体積として理解される。
７．７．３ ＲＰＴデバイスパラメータ
流量：単位時間あたりに送出される空気の瞬間の量（または質量）。流量および換気量は、単位時間あたりに同じ規模の量または質量を持つが、流量は、かなり短時間にわたって測定される。場合によっては、流量について言及した場合、スカラー量（すなわち、大きさのみを有する量）を指す。他の場合において、流量について言及した場合、ベクトル量（すなわち、大きさおよび方向両方を持つ量）を指す。符号付きの量として言及された場合、流量は、患者の呼吸サイクルの吸気部分に対してノミナルに正であり得るため、患者の呼吸サイクルの呼気部分に対して負であり得る。流量には、符号Ｑが付与される。「流量」を簡略的に「流れ」と呼ぶ場合もある。合計流量Ｑｔは、ＲＰＴデバイスから退出する空気の流量である。通気流量Ｑｖは、呼気されたガスの流出を可能にするために通気孔から退出する空気の流量である。漏洩流量Ｑｌは、患者インターフェースシステムからの漏洩の流量である。呼吸流量Ｑｒは、患者の呼吸器系中に受容される空気の流量である。
漏洩：「漏洩」という用語は、意図しない空気流れとしてとられる。一実施例において、漏洩は、マスクと患者の顔との間のシールが不完全であることに起因して発生し得る。別の実施例において、漏洩は、周囲に対する回りエルボーにおいて発生し得る。
圧力：単位面積あたりの力。圧力は、多様な単位で測定され得る（例えば、ｃｍＨ２Ｏ（水のセンチメートル）、ｇ−ｆ／ｃｍ２、およびヘクトパスカル（ｈＰａ））。１ｃｍＨ２Ｏは、１ｇ−ｆ／ｃｍ２に等しく、およそ０．９８ｈＰａである。本明細書において、他に明記無き限り、圧力はｃｍＨ２Ｏの単位で付与される。患者インターフェース中の圧力には記号Ｐｍが付与され、現時点においてマスク圧力Ｐｍが達成すべき目標値を表す治療圧力には記号Ｐｔが付与される。
７．７．４ 人工呼吸器の用語
バックアップレート：人工呼吸器のパラメータであり、（自発呼吸努力によってトリガされない場合に）人工呼吸器から患者へ送達される最小呼吸速度（典型的には、１分あたりの呼吸数）を確立させる。
サイクリング：換気装置の吸気位相の終了。自発呼吸をしている患者へ人工呼吸器から呼吸を送達する場合、呼吸サイクルの吸気部分の終了時において、当該人工呼吸器は、呼吸送達を停止するようサイクルされると言われる。
呼気の気道陽圧（ＥＰＡＰ）：人工呼吸器が所与の時期に達成しようとする所望のマスク圧力の生成のために、呼吸内において変化する圧力が付加されるベース圧力。
終了時呼気圧力（ＥＥＰ）：呼吸の呼気部分の終了時において人工呼吸器が達成しようとする所望のマスク圧力。圧力波形テンプレートΠ（Φ）が呼気終了時にゼロの値である（すなわち、Φ＝１のときにΠ（Φ）＝０である場合）、ＥＥＰはＥＰＡＰに等しい。
吸息の気道陽圧（ＩＰＡＰ）：呼吸の吸気部分時に人工呼吸器が達成しようとする最大の所望のマスク圧力。
圧力補助：人工呼吸器吸気時における当該人工呼吸器呼気時における圧力増加を示す数であり、吸気時の最大値と、ベース圧力との間の圧力差を主に意味する（例えば、ＰＳ＝ＩＰＡＰ−ＥＰＡＰ）。いくつかの文脈において、圧力補助とは、（人工呼吸器が実際に達成する差ではなく）人工呼吸器が達成しようとする差を意味する。
サーボ人工呼吸器：患者換気を有しかつ目標換気を有する人工呼吸器であり、患者換気を目標換気に近づけるために圧力補助レベルを調節する。
自発／タイミング（Ｓ／Ｔ）：自発呼吸している患者の呼吸の開始を検出しようとする、人工呼吸器または他のデバイスのモード。しかし、デバイスが所定期間の間に呼吸を検出できない場合、デバイスは、呼吸送達を自動的に開始する。
スイング：圧力補助に相当する用語。
トリガリング：人工呼吸器が自発呼吸する患者へ空気の呼吸を送達する場合、患者自身が呼吸サイクルの呼吸部分を開始したとき、当該人工呼吸器が呼吸送達を行うようトリガされたと言う。
人工呼吸器：患者が呼吸動作の一部または全てを行い際に圧力補助を提供する機械的デバイス。
７．７．５ 呼吸器系の解剖学的構造
横隔膜：シート状の筋肉であり、胸郭下部上に延びる。横隔膜は、心臓、肺および肋骨を含む胸腔を腹腔から分離させる。横隔膜が収縮すると、胸腔の容量が増加し、肺中に空気が引き込まれる。
喉頭：声帯ひだを収容する喉頭または発声器であり、咽頭の下部（下咽頭）を気管へ接続させる。
肺：ヒトにおける呼吸臓器。肺の伝導性ゾーンは、気管、気管支、気管支、および終末細気管支を含む。呼吸ゾーンは、呼吸気管支、肺胞管および肺胞を含む。
鼻腔：鼻腔（または鼻窩）は、顔の中央の鼻の上方および後方の空気が充填された大きな空間である。鼻腔は、鼻中隔と呼ばれる垂直フィンによって２つに分割される。鼻腔の側部には、鼻甲介または鼻介骨と呼ばれる３つの水平伸長物がある。鼻腔の前方には鼻があり、後方は後鼻孔を介して鼻咽頭内に繋がる。
咽頭：鼻腔の直接下側（下方）に配置されかつ食道および喉頭の上方に配置された咽喉の部分。咽頭は、従来から以下の３つの部分へ区分される：鼻咽頭（上咽頭）（咽頭の鼻部分）、口咽頭（中咽頭）（咽頭の口部分）、および咽喉（下咽頭）。
７．７．６ 数学用語
ファジィ論理は、本開示において複数回用いられている。以下は、Ｆｕｚｚｙ Ｍｅｍｂｅｒｓｈｉｐ関数を示すために用いられる。Ｆｕｚｚｙ Ｍｅｍｂｅｒｓｈｉｐ関数は、「ファジィ真理変数」を範囲［０，１］の範囲において出力し、０は「ファジィ偽」を示し、１は「ファジィ真の」を示す。
Ｆｕｚｚｙ Ｍｅｍｂｅｒｓｈｉｐ関数は、以下のように定義される。
ここで：
ｆｊはファジィ真理変数であり、ｘおよびｘｊは実数である。
関数「ＦｕｚｚｙＤｅｗｅｉｇｈｔ」は、値ｆｋがファジィ真理変数ではなく実数として解釈されかつ出力も実数である点を除いて、「ＦｕｚｚｙＭｅｍｂｅｒ」と同様に定義される。
ファジィ真理変数の「ファジィＯＲ」は、以下の値の最大値である；ファジィ真理変数の「ファジィＡＮＤ」は、これらの値の最小値である。２つ以上のファジィ真理変数に対するこれらの演算ｓは、ＦｕｚｚｙＯｒおよびＦｕｚｚｙＡｎｄという名称によって示される。これらのファジィ演算の他の典型的な定義も、本技術において同様に機能することが理解されるべきである。
時間ｔ＝Ｔから開始する減衰の任意の期間の間、減衰量Ｖの値が以下によって付与される、ゼロへの指数状の減衰（Ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌ ｄｅｃａｙ ｔｏｗａｒｄｓ ｚｅｒｏ）。
指数状の減衰は、時定数τではなく速度定数ｋによってパラメータ化された一定の時間である。ｋ＝１／τである場合、速度定数ｋは、時定数τと同じ減衰関数を付与する。
インタバルＩについての２つの関数ｆおよびｇのスカラー積（ｉｎｎｅｒ ｐｒｏｄｕｃｔ）は、以下のように定義される。
７．８ 他の注意事項
本特許文書の開示の一部は、著作権保護が与えられる内容を含む。著作権所有者は、何者かが本特許文書または本特許開示をファックスにより再生しても、特許庁の特許ファイルまたは記録に記載されるものであれば目的のものであれば異論は無いが、その他の目的については全ての著作権を保持する。
他に文脈から明確に分かる場合および一定の範囲の値が提供されていない限り、下限の単位の１／１０、当該範囲の上限と下限の間、および記載の範囲の他の任意の記載の値または介入値に対する各介入値は本技術に包含されることが理解される。介入範囲中に独立的に含まれるこれらの介入範囲の上限および下限が記載の範囲における制限を特に超えた場合も、本技術に包含される。記載の範囲がこれらの制限のうち１つまたは双方を含む場合、これらの記載の制限のいずれかまたは双方を超える範囲も、本技術に包含される。
さらに、本明細書中に値（単数または複数）が本技術の一部として具現される場合、他に明記無き限り、このような値が近似され得、実際的な技術的実行が許容または要求する範囲まで任意の適切な有効桁までこのような値を用いることが可能であると理解される。
他に明記しない限り、本明細書中の全ての技術用語および科学用語は、本技術が属する分野の当業者が一般的に理解するような意味と同じ意味を持つ。本明細書中に記載の方法および材料に類似するかまたは等しい任意の方法および材料を本技術の実践または試験において用いることが可能であるが、限られた数の例示的方法および材料が本明細書中に記載される。
特定の材料が構成要素の構築に好適に用いられるものとして記載されているが、特性が類似する明白な代替的材料が代替物として用いられる。さらに、それとは反対に記載無き限り、本明細書中に記載される任意および全ての構成要素は、製造可能なものとして理解されるため、集合的にまたは別個に製造され得る。
本明細書中及び添付の特許請求の範囲において用いられるように、単数形である「ａ」、「ａｎ」および「ｔｈｅ」は、文脈から明らかにそうでないことが示されない限り、その複数の均等物を含む点に留意されたい。
本明細書中に記載される公開文献は全て、これらの公開文献の対象である方法および／または材料の開示および記載、参考のために援用される。本明細書中に記載の公開文献は、本出願の出願日前のその開示内容のみのために提供するものである。本明細書中のいずれの内容も、本技術が先行特許のためにこのような公開文献に先行していない、認めるものと解釈されるべきではない。さらに、記載の公開文献の日付は、実際の公開文献の日付と異なる場合があり、個別に確認が必要であり得る。
「ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ」および「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ」という用語は、要素、構成要素またはステップを非排他的な意味合いで指すものとして解釈されるべきであり、記載の要素、構成要素またはステップが明記されていない他の要素、構成要素またはステップと共に存在、利用または結合され得ることを示す。
詳細な説明において用いられる見出しは、読者の便宜のためのものであり、本開示または特許請求の範囲全体において見受けられる内容を制限するために用いられるべきではない。これらの見出しは、特許請求の範囲または特許請求の範囲の制限の範囲の解釈において用いられるべきではない。
本明細書中の技術について、特定の実施例を参照して述べてきたが、これらの実施例は本技術の原理および用途を例示したものに過ぎないことが理解されるべきである。いくつかの場合において、用語および記号は、本技術の実施に不要な特定の詳細を示し得る。例えば、「第１の」および「第２の」（など）という用語が用いられるが、他に明記無き限り、これらの用語は任意の順序を示すことを意図しておらず、別個の要素を区別するために用いられる。さらに、本方法におけるプロセスステップについての記載または例示を順序付けて述べる場合があるが、このような順序は不要である。当業者であれば、このような順序が変更可能でありかつ／またはその様態を同時にまたはさらに同期的に行うことが可能であることを認識する。
よって、本技術の意図および範囲から逸脱することなく、例示的な実施例において多数の変更例が可能であり、また、他の配置構成が考案され得ることが理解されるべきである。
７．９ 参照符号のリスト

Claims (30)

  1. 患者における呼吸障害を治療する装置であって、
    空気流れを陽圧で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ送達するように構成された圧力生成器と、
    前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサと、
    コントローラであって、
    ベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を前記患者インターフェースを介して送達するように前記圧力生成器を制御することと、
    前記患者の呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することと、
    無呼吸時に前記患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達するように圧力生成器を制御することと、
    １つ以上プローブ呼吸のうち１つに応答して呼吸流量信号の波形から患者気道の開通性を決定することと、
    気道の開通性に基づいて有効無呼吸持続期間を計算することと、
    有効無呼吸持続期間に基づいた前記無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、を行うように構成されたコントローラと、
    を含む、装置。
  2. 患者における呼吸障害を治療する方法であって、
    ベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を、患者インターフェースを介して前記患者へ送達するように圧力生成器を制御することと、
    前記圧力生成器のコントローラにおいて、前記患者の呼吸流量を示す信号から無呼吸を検出することと、
    無呼吸時に前記患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達するように圧力生成器を制御することと、
    １つ以上プローブ呼吸のうち１つに応答して呼吸流量信号の波形から患者気道の開通性を決定することと、
    気道の開通性に基づいて有効無呼吸持続期間を計算することと、
    有効無呼吸持続期間に基づいた前記無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整することと、
    を含む、方法。
  3. 前記換気治療の圧力補助が閾値を超えている場合、前記決定することにおいて、閉じるべき前記気道開通性が前記呼吸流量信号から独立して決定される、請求項２の方法。
  4. 前記開通性を決定することは、
    前記プローブ呼吸に応答して吸気平坦度比を前記呼吸流量波形の吸気部位から計算することと、
    前記吸気平坦度比が吸気閾値を下回る場合、開くべき前記気道を決定することと、
    を含む、
    請求項２の方法。
  5. 前記プローブ呼吸の相対的サイズインジケータに基づいて前記吸気閾値を計算することをさらに含む、請求項４の方法。
  6. 前記プローブ呼吸、上側閾値および下側閾値に応答して前記相対的サイズインジケータを前記呼吸流量のサイズのインジケータから計算することをさらに含む、請求項５の方法。
  7. 前記プローブ呼吸に応答する前記呼吸流量の前記サイズのインジケータを前記患者の換気の典型的な最近の値によって除算された前記プローブ呼吸に応答する前記呼吸流量の絶対値の平均として計算することをさらに含む、請求項６の方法。
  8. 前記吸気平坦度比は、前記吸気部位に対する直線近似の初期値によって除算された、前記吸気部位に対する直線近似の最終値として計算される、請求項４〜７のうちいずれか１つの方法。
  9. 前記開通性を決定することは、
    前記プローブ呼吸に応答して前記呼吸流量波形の呼気部位から呼気平坦度比を計算することと、
    前記呼気平坦度比が呼気閾値を下回る場合、開くべき前記気道を決定することと、
    を含む、
    請求項２〜８のうちいずれか１つの方法。
  10. 前記開通性を決定することは、
    前記呼吸流量信号からの前記プローブ呼吸に応答して前記呼吸流量の前記サイズのインジケータを計算することと、
    前記計算されたインジケータに基づいて前記開通性を決定することと、
    をさらに含む、
    請求項２〜９のうちいずれか１つの方法。
  11. 前記開通性を決定することは、前記計算されたインジケータが下側閾値を下回る場合に閉じるべき前記気道を決定することを含む、請求項１０の方法。
  12. 前記下側閾値は、前記換気治療の圧力補助に基づく、請求項１１の方法。
  13. 前記開通性を決定することは、前記計算されたインジケータが上側閾値を上回る場合に開くべき前記気道を決定することを含む、請求項１０〜１２のうちいずれか１つの方法。
  14. 前記開通性に基づいて前記有効無呼吸持続期間を計算することは、前記無呼吸の閉じた部位の全体的継続期間を計算することを含む、請求項２〜１３のうちいずれか１つの方法。
  15. 呼吸治療システムであって、
    ベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を、患者インターフェースを介して患者へ送達する手段と、
    前記患者の呼吸流量を示す信号を生成する手段と、
    前記呼吸流量信号から無呼吸を検出する手段と、
    無呼吸時に前記患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達する手段と、
    １つ以上プローブ呼吸のうち１つに応答して呼吸流量信号の波形から患者気道の開通性を決定する手段と、
    気道の開通性に基づいて有効無呼吸持続期間を計算する手段と、
    有効無呼吸持続期間に基づいた前記無呼吸に応答して前記換気治療のベース圧力の設定点を調整する手段と、
    を含む、システム。
  16. 患者の無呼吸時において気道の開通性を決定する方法であって、
    前記無呼吸時に１つ以上のプローブ呼吸を前記患者へ送達させるように圧力生成器を制御することと、
    前記無呼吸時における前記患者の呼吸流量を示す信号から気道の開通性を決定することであって、前記決定することは、前記１つ以上のプローブ呼吸のうち少なくとも１つに応答して前記呼吸流量信号の波形の形状に依存する、ことと、
    を含む、方法。
  17. 前記気道の前記開通性を決定することは、
    前記プローブ呼吸に応答して吸気平坦度比を前記呼吸流量波形の吸気部位から計算することと、
    前記吸気平坦度比が吸気閾値を下回る場合、開くべき前記気道を決定することと、
    を含む、請求項１６の方法。
  18. 前記プローブ呼吸の相対的サイズインジケータに基づいて前記吸気閾値を計算することをさらに含む、請求項１７の方法。
  19. 前記プローブ呼吸、上側閾値および下側閾値に応答して前記呼吸流量の前記サイズのインジケータから前記相対的サイズインジケータを計算することをさらに含む、請求項１８の方法。
  20. 前記患者の換気の典型的な最近の値によって除算された前記プローブ呼吸に応答する前記呼吸流量の絶対値の平均として前記プローブ呼吸に応答する前記呼吸流量の前記サイズのインジケータを計算することをさらに含む、請求項１９の方法。
  21. 前記吸気平坦度比は、前記吸気部位に対する直線近似の初期値によって除算された前記吸気部位に対する前記直線近似の最終値として計算される、請求項１７〜２０のうちいずれか１つの方法。
  22. 前記開通性を決定することは、
    前記プローブ呼吸に応答して前記呼吸流量波形の呼気部位から呼気平坦度比を計算することと、
    前記呼気平坦度比が呼気閾値を下回る場合、開くべき前記気道を決定することと、
    を含む、
    請求項１６〜２１のうちいずれか１つの方法。
  23. 前記開通性を決定することは、
    前記呼吸流量信号からの前記プローブ呼吸に応答して前記呼吸流量の前記サイズのインジケータを計算することと、
    前記計算されたインジケータに基づいて前記開通性を決定することと、
    をさらに含む、
    請求項１６〜２２のうちいずれか１つの方法。
  24. 前記開通性を決定することは、前記計算されたインジケータが下側閾値を下回る場合に閉じるべき前記気道を決定することを含む、請求項２３の方法。
  25. 前記下側閾値は、前記患者へ送達される換気治療の圧力補助に基づく、請求項２４の方法。
  26. 前記開通性を決定することは、前記計算されたインジケータが上側閾値を超えている場合に開くべき前記気道を決定することを含む、請求項２３〜２５のうちいずれか１つの方法。
  27. 前記気道の開通性に基づいて前記有効無呼吸持続期間を計算することをさらに含む、請求項１６〜２６のうちいずれか１つの方法。
  28. 前記開通性に基づいて前記有効無呼吸持続期間を計算することは、前記無呼吸の閉じた部位の全体的継続期間を計算することを含む、請求項２７の方法。
  29. 患者における呼吸障害を治療する装置であって、
    空気流れを陽圧で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ送達するように構成された圧力生成器と、
    前記患者の呼吸流量を示す信号を生成するように構成されたセンサと、
    コントローラであって、
    ベース圧力と圧力補助とを有する換気治療を前記患者インターフェースを介して送達するように前記圧力生成器を制御することと、
    患者の無呼吸時に前記患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達するように圧力生成器を制御することと、
    無呼吸時に呼吸流量信号の波形から気道の開通性を決定することであって、開通性を決定することは、１つ以上プローブ呼吸のうち少なくとも１つに応答して呼吸流量波形の形状に依存する、開通性を決定することと、を行うように構成されたコントローラと、
    を含む、装置。
  30. 呼吸治療システムであって、
    空気流れを陽圧で患者インターフェースを介して前記患者の気道へ送達する手段と、
    前記患者の呼吸流量を示す信号を生成する手段と、
    患者の無呼吸時に前記患者へ１つ以上のプローブ呼吸を送達する手段と、
    無呼吸時に呼吸流量信号の波形から気道の開通性を決定する手段と、を含み、
    決定することは、プローブ呼吸のうち少なくとも１つに応答して呼吸流量波形の形状に依存する、
    システム。


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