(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の気道に空気を供給する装置を備え、
空気の供給圧力が、少なくとも、患者の呼吸サイクルでの相の測定量と、振幅と、平滑性パラメーターとの関数であり、
前記平滑性パラメーターが目標換気から計算された関数であり、
少なくとも目標換気と等しくなるように前記換気をサーボコントロールするために、前記振幅が所定範囲内に調整され、
前記サーボコントロールは、前記振幅を増加又は減少させるステップによってまず行なわれ、次に、前記振幅が特定の範囲内にないならば、前記平滑性パラメーターを調整するステップによって行なわれることを特徴とする圧力支援換気装置。
【請求項２】
ある圧力で患者の気道に呼吸可能なガスを調節して供給する供給手段と、
患者の換気の適否について決定する決定手段と、
（ａ）ある形を持った調整可能な圧力波形テンプレートに従って、各呼吸サイクルの間に変化させるために圧力をコントロールし、（ｂ）前記換気の適否に従って前記圧力波形テンプレートを自動的に変更するコントロール手段であって、前記変更は、換気が不十分であるときに快適さを犠牲にして換気の支援を増大させるコントロール手段と、
を備え、
前記変更は、換気が過剰であるときに換気の支援の減少を犠牲にしてより快適な換気の支援を作り出し、
患者の気道に供給されたガスの圧力は、換気の必要性で変化する振幅要因の関数であり、
該振幅要因と圧力波形テンプレートの形とが、患者の換気を相助的に変更する方向に、変わり、
換気が目標換気に等しくなるように振幅要因を調節するために気流がサーボコントロールされ、
圧力波形テンプレートの形が振幅要因に従ってコントロールされて、
前記圧力波形テンプレートは、換気支援を最も必要とするときに特に効果があるように選ばれた波形と、換気支援をほとんど必要としないときに特に快適であるように選ばれた波形との間で変化するとを特徴とする圧力支援換気装置。
【請求項３】
前記の効果的な波形は、矩形波形であることを特徴とする、請求項２記載の圧力支援換気装置。
【請求項４】
前記の快適な波形は、大略普通の気流と時間との曲線を生成するために選ばれた滑らかな波形であることを特徴とする、請求項２記載の圧力支援換気装置。
【請求項５】
換気が目標換気に等しくなるように換気がサーボコントロールされ、
圧力波形テンプレートの形が呼吸気流の関数であるようにコントロールされることを特徴とする、請求項２記載の圧力支援換気装置。
【請求項６】
ある圧力で患者の気道に空気を供給するための送風装置とマスクと導管と、
患者の呼吸気流を示す気流信号を生成するために構成された圧力変換器と、
前記送風装置をコントロールするために信号を送り、圧力変換器から入力を受け取るプロセッサであって、
ある形状の調節可能な圧力波形テンプレートに従って患者の呼吸サイクルの間での圧力を変化させるステップと、
気流信号から患者の換気の適否を決定することを繰り返すステップと、
換気の適否に従って所定の方法で前記の調整可能な圧力波形テンプレートを変更するステップであって、該変更ステップは、より多くの支援を必要とするときには快適さを犠牲にして換気の支援の増加をコントロールするステップと、をコントロールするためのプログラム学習を備えるプロセッサと、
を備え、
前記変更は、支援をほとんど必要としないときに患者の快適さを大きくするために、換気の支援を減らすコントロールを行ない、
患者の気道に供給される圧力が、患者の換気の必要性で変化する振幅要因の部分的な関数であり、
該振幅要因と圧力波形テンプレートの形とが、換気の適否を相助的に変更する方向に変わり、
換気が目標換気に等しくなるように振幅要因を調節することによって換気の適否がサーボコントロールされ、
圧力波形テンプレートが振幅要因の関数であるようにコントロールされて、
前記圧力波形テンプレートは、換気支援を最も必要とするときに特に効果があるように選ばれた波形と、換気支援をほとんど必要としないときに特に快適であるように選ばれた波形との間で変化することを特徴とする圧力支援換気装置。
【請求項７】
前記の効果的な波形は、矩形波形であることを特徴とする、請求項６記載の圧力支援換気装置。
【請求項８】
前記の快適な波形は、大略普通の気流と時間との曲線を生成するために選ばれた滑らかな波形であることを特徴とする、請求項６記載の圧力支援換気装置。
【請求項９】
換気が目標換気に等しくなるように換気がサーボコントロールされ、
圧力波形テンプレートの形が呼吸気流の関数であるようにコントロールされることを特徴とする、請求項６記載の圧力支援換気装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、機械的換気の分野に関し、特に、患者に換気の支援を提供するための機械および方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の換気装置は、多くの異なる圧力対時間プロフィールを利用することによって換気の支援を提供する。その最も単純な形において、換気装置は、固定速度(すなわち、シヌソイドのように時間の他の固定関数)で気流を供給する。気道圧力は、患者の呼吸器システムの機械的性質の関数として受動的に増加する。そのような換気装置は、一般に、その人の換気を随意に変更することができない麻痺し且つ鎮静剤を飲んだ患者に対してのみ適切である。さらに、そのシステムは漏洩に耐えられることができず、侵襲性でない(マスク)換気に適さない。
【０００３】
二段式の換気装置は、矩形の圧力対時間波形を使用する。
【０００４】
Ｐ ＝ Ｐ０ + Ａ                      ｆ > ０
Ｐ ＝ Ｐ０                              それ以外の場合
【０００５】
Ｐ０は、上下の気道および胃小窩を固定するために選ばれた終端呼気圧力である。Ａは、支援の所望の程度を提供するために選ばれた固定圧力調整振幅である。ｆは、呼吸気流である。ここに及び以下の全体にわたって、吸気フローは正であると規定される。そして、呼気フローは負であると規定される。二段式支援で、患者は、より多くの又はより少ない努力で、彼が望むように呼吸することができる。システムは、漏洩によって多少影響される。いくつかの既知の換気装置、例えば、ニュージャージーのアイセリンにあるシーメンス医学から利用可能なサーボ３００、及び、カリフォルニアのサンディエゴにあるレスメッドのVPAP−STは、遅い上昇速度の使用により快適な波形を提供する意図で、圧力の初期上昇速度を変更するための調節装置を有している。そのような既知の発明では、臨床医が特別の波形を選択するが、その後、波形は変わらない。そして、波形の自動調節はない。
【０００６】
複雑に先に進むと、均整のとれた補助換気装置は、呼吸気流を掛けた抵抗Ｒを加えた終端呼気圧力Ｐ０と等しい圧力を与える、呼吸気流の時間積分を掛けたエラスタンスEを加えた。
【０００７】
Ｐ ＝ Ｐ０ + Ｒｆ + E∫ｆdt，                  ｆ > ０
Ｐ ＝ Ｐ０ + Ｒｆ，                              それ以外の場合
【０００８】
積分は現在の吸気スタートの時間から現在の瞬間までである。抵抗Ｒは呼吸の抵抗性ワークのいくらかまたはすべてをアンロードするために選択されている。エラスタンスEは呼吸の弾性ワークのいくらかまたはすべてをアンロードするために選択されている。(すなわち、Ｒｆ項は、機械的通路を通って空気を流すために必要な努力のいくらかまたはすべてをオフセットするために圧力増加を提供する。そして、積分項は、肺および胸腔壁の弾性反動またはバネ性を克服するために必要な圧力のいくらかまたはすべてを提供する。）均整のとれた補助換気装置は、患者努力を増幅し、自然感覚の波形を与える。そして、患者は、二段式支援の場合よりも彼の換気を増加又は減少させることが容易である。しかしながら、不十分な支援が中枢性無呼吸および呼吸停止のような努力の病理学縮小の間に提供されるとき、均整のとれた補助換気装置は異常な化学反射を持った患者にとって不利である。
【０００９】
別のアプローチは、呼吸サイクルでの相の連続関数である圧力対時間プロフィールを提供することである。
【００１０】
Ｐ ＝ Ｐ０ + ＡΠ（Φ）
【００１１】
ここで、Π（Φ）は、図１に示すように、例えば波形テンプレート関数である。Фは呼吸サイクルの相である。図１において、波形テンプレートは、サイクルの吸気部分の間では二乗余弦であり、呼気部分の間では準指数関数的減衰が後続する。正常な肺を持った受動的な患者に適用されるならば、この形状は擬似の正常な、したがって快適な流量対時間曲線を生み出すだろう。
【００１２】
例えば、サーボ換気装置は、次のものに圧力調整振幅Ａをセットすることにより構築される。
【００１３】
Ａ ＝ −Ｇ∫(０．５|ｆ| − ＶTGT) dt，
【００１４】
ここで、Ｇがサーボ利得(例えば、秒当りＬ／min当たり０．３cmH２O)である。ＶTGTは所望の目標換気(例えば７．５Ｌ／min)である。積分は、快適さと安全性のために選ばれたＡMINとＡMAX(例えば３と２０cmH２O)の間に位置するために切り取られる。サーボ換気装置は、特定の換気を保証するという長所を持つ。ＡMINを負でないようにすることによって、患者は目標換気以上に快適に呼吸することができるが、中枢性呼吸の駆動が機能不全になった場合には、デバイスは、ＶTGTの少なくとも１つの換気を保証するだろう。
【００１５】
最後に、波形テンプレートを使用するという利点は、抵抗性アンロードと結合することができる。
【００１６】
Ｐ ＝ Ｐ０ + Ｒｆ + ＡΠ（Φ）
【００１７】
ここで、
Ａ ＝ −Ｇ∫ (０．５|ｆ| − ＶTGT) dt， ０ <＝ ＡMIN <＝ Ａ <＝ ＡMAX
【００１８】
前のように、ＶTGTの保証された最小の換気を失わずに、以前に考慮した場合より目が覚めている患者により快適さを与える。
【００１９】
図１に示される圧力波形テンプレートの不利点は、それが矩形波ほど効率的でないということである。すなわち、あらゆる所定の振幅について、それが矩形波よりもより少ない換気支援を提供する。図１の波形は、同じ振幅の矩形波の領域の半分だけを有する。声門の入り口で所望の圧力調整振幅を提供するために、マスクではるかに高い圧力調整振幅を供給しなければならない場合、これは非常に高度の支援を必要とする患者において、すなわち口漏洩の場合において問題である。純粋な抵抗性アンロードの使用は、同じ理由で同様に非効率的である。圧力対時間曲線の下の領域は、同じ振幅の矩形波のそれの単なる半分である。抵抗性アンロードを備えた滑らかな波形テンプレートの組合せでさえ、同じ振幅の矩形波ほど効率的ではない。
【００２０】
本発明の目的は、一般に、その不利点を補うと同時に滑らかな圧力波形テンプレートを使用するという長所を与える圧力支援換気装置を提供することである。
【００２１】
本発明の別の目的は、換気装置での快適さと効率との平衡を保つことである。
【００２２】
【発明が解決しようとする課題】
本発明によって実施された広い１つの概念は、必要なときだけ効率的であるがそれほど快適でない波形を使用すると、快適さと効率との間の有利なトレード・オフをすることにおいて、圧力波形を変更することである。
【００２３】
本発明の１つの観点は、圧力波形のプロフィールを調整することにより、さらに圧力調整振幅を調整することによって、サーボコントローラーが支援の程度を調整する換気装置である。
【００２４】
特に、サーボコントローラーは、圧力調整振幅を増加させることにより、および次第に矩形の、つまり効率的な圧力波形を生成させることにより、支援の程度を増加させる。サーボコントローラーは、圧力調整振幅を減少させることにより、および次第に滑らかに、つまり快適な圧力波形を生成することにより支援の程度を減少させる。振幅と矩形性との変化は、連続して、あるいは部分的にまたは完全に同時に実行することができる。
【００２５】
【発明の実施の形態】
本発明を実施するための適切な装置は、図２に示される。装置は、制御可能な正の圧力で患者の気道に対して呼吸可能なガスを供給する。図面において、ブロワー１０は送出チューブ１２によって、患者の気道と連通し、排気装置１３によって排気されたマスク１１に呼吸可能なガスを供給する。呼吸流量記録装置１４および差圧変換器１５を使用して、マスク１１での気流が測定される。それから、変換器１５からのマスク・フロー信号ｆ(t)は、マイクロプロセッサー１６によってサンプリングされる。圧力変換器１８を使用して、マスク圧力がポート１７で測定される。それから、変換器１８からの圧力信号がマイクロプロセッサー１６によってサンプリングされる。そのマイクロプロセッサーは、ファン・モータ２０をコントロールするために、変換器１８からの実際の圧力信号と、圧力要求信号を比較する、瞬間のマスク圧力要求(つまり所望のマスク圧力)信号Ｐ(t)をサーボコントローラー１９に送る。マイクロプロセッサーの調節は連続するポート(不図示)で調整することができる。
【００２６】
マスクが、気管切開チューブ、気管内のチューブ、鼻のピロー、または空気輸送手段と患者の気道との間で密封接続を行なう他の手段と置換可能であることは理解されるであろう。
【００２７】
マイクロプロセッサーはマスク気流および圧力信号を受け取り、これらの信号からあらゆる便利な方法によって、マスクと患者との間のあらゆる漏洩によって瞬間フローを決定する。例えば、漏洩のコンダクタンスは、１０秒の時定数でローパスフィルター処理され、瞬間のマスク圧力が同様にローパスフィルター処理された平方根で割られた瞬間のマスク気流として評価される。瞬間の漏洩フローは、瞬間のマスク圧力の平方根で乗じられたコンダクタンスとして計算される。その結果、呼吸気流は、瞬間の漏損フローを引いた瞬間のマスク気流として計算される。
【００２８】
以下の説明の全体にわたって、呼吸サイクルでの相Φは、０と１との周期の間で変化するものと考えられる。０が吸気のスタートに対応し、０．５が呼気のスタートに対応する。
【００２９】
所望のマスク圧力は、以下の式によって説明される。
【００３０】
Ｐ ＝ Ｐ０ + Ｒｆ + ＡΠ（Φ）
【００３１】
ここで、Ｐ０は、上下の気道または胃小窩を固定するために、あるいは心臓の先行負荷または後負荷を低減するために選ばれた所望の終端呼気圧力である(例えば５cmH２O)。
【００３２】
Ｒは０であってもよいが、好ましくは、患者の実際の気道抵抗より小さいあらゆる値である。
【００３３】
ｆは呼吸気流であり、例えばマスクに呼吸流量記録装置を使用して測定し、例えば上に示した一般に認められた国際出願に記述されるように、漏洩を補正する。
【００３４】
Φは、患者の呼吸サイクルの相である。
【００３５】
Π（Φ）は、圧力波形テンプレートであり、図１に示されたものと類似したものに最初にセットされ、例えば、二乗余弦を備え、指数関数的減衰が後続する。
【００３６】
非常に簡単な形において、自発的な努力を行なっていない、すなわち自発的な努力が無視される患者に適切であり、相Φは、１つの周期を法として、時間につれて単純に直線的に増加する。好ましい実施形態では、例えば、上で説明したように、一般に認められた国際出願ＷＯ９８／１２９６５「患者の呼吸の必要性とマッチするための補助換気」において教示されるようなファジー論理を使用して、呼吸気流ｆから相Фが計算される。
【００３７】
滑らかで快適な圧力波形テンプレートΠ（Φ）の実施例が、図１に示される。特にこの波形は、二乗余弦から成り、準指数関数的減衰が後続する。(真の指数関数的減衰と異なり、図１の波形は、呼気の終りで正確に０になり、その結果、次の呼吸のスタートでステップ変更がない。)
【００３８】
なぜ図１の波形が従来の矩形波より快適であるかという第１の理由は、矩形波に関連した圧力の突然の変化が図１の圧力の滑らかな変化よりも邪魔をすることである。
【００３９】
なぜ図１の波形が快適であるかという第２の理由は、従来の矩形波が快適ではないにもかかわらず、患者自身の筋肉努力に対する供給圧力の正確な同期に関係する。同期が正確であればあるほど、波形がより快適なものとなる。
【００４０】
Ｐ ＝ Ｐ０ + Ｒｆ + ＡΠ（Φ）
【００４１】
上式における項Ｒｆは、抵抗性ワークをアンロードするために要求された努力のいくらかまたは大部分を除去するために調整される。振幅Ａの適切な選択及び適切な波形Π（Φ）によって、項ＡΠ（Φ）は、正常呼吸の一回換気体積又は最小の所望な一回換気体積で、正常または病理学の弾性のワークのほとんどをアンロードするために調整することができる。彼が望むならば患者が深く呼吸するのを自由にしておく。この理由は、正常呼吸で呼吸する被験者の吸気の流量対時間曲線が擬似正弦であるということである。したがって、努力の弾性コンポーネント(それはフローの積分に比例する)は、二乗余弦である。この理由で、図１の波形は吸気の間で二乗余弦を有する。初期の呼気の間に、正常な被験者の筋肉努力は、瞬間的に０にならないが、アクティブなままでいつか呼気になり、徐々に減衰する。それは高肺体積を維持する。胃小窩の膨張を維持することを助け、胸腔壁のより滑らかな運動をさらに提供する。このために、図１の波形は、呼気の間で準指数関数的減衰を有する。矩形波を越える図１の波形のさらなる利点は、吸気のスタートのタイミングにおける小さなエラーが供給圧力における無視できるエラーを生み出す。矩形波を用いると、タイミングエラーが波形の全振幅によって供給圧力を間違っているようにさせるということである。したがって、図１の波形は、矩形波よりも被験者の努力とより同期していると感じさせる。
【００４２】
主要な関心は、呼気の半分の間で増加せず、サイクルの吸気の半分の間で減少せず、および、吸気と呼気との間の推移を除いたあらゆるところで規定された第１の微係数を持った波形テンプレートにある。特別に重要なことは、単一の平滑性パラメーターＫによってインデックスが付けられた一群の関数である波形テンプレートである。それは、具体的に、０(ほとんど滑らかでない、すなわち最も矩形)と１(ほとんど滑らかである)との間の値をとる。(相に対する波形テンプレートの)微係数の最大絶対値は、平滑性パラメータＫが減少すると増加する。図３および４に示される一群の波形テンプレートにおいて、それぞれの波形は、直近の左にある波形より滑らかである。
【００４３】
患者の換気の必要性が増すと、滑らかで快適な波形テンプレートは、次第に矩形の波形に変化する(したがって、より効率的であるが、通常それほど快適でない)。好ましい形では、圧力波形テンプレートが平滑性変数Ｋの関数である。Ｋ＝１．０であるとき、図１に示されるように、テンプレートは滑らかである。Ｋ＝０．０であるとき、テンプレートは矩形波であり、Ｋの中間値は、中間波形を生成する。
【００４４】
図３は、中間波形を生成するためにＫに応じて波形が変化することを示す。吸気の間では、Π（Φ）は、二乗余弦と上昇する指数関数との間の混合であり、指数関数の時定数がＫとともに減少する。呼気の間では、Π（Φ）は、Ｋが増加するとき、減少する時定数で減衰する指数関数である。Ｋ>０に対して、
u ＝ ０．５[１ − cos(２πΦ)]
v ＝ a(１ − e−５Φ／ Ｋ)
【００４５】
ここで、
a ＝ １ ／ ( １ − e−２．５ ／ Ｋ)
我々は次のように規定する。
【００４６】
Π（Φ）＝ Ｋu + (１−Ｋ)v，                        Φ< ０．５
Π（Φ）＝ １ − a(１−e−５(Φ−０．５)／Ｋ)，              それ以外の場合
【００４７】
Ｋ＝０のとき、式は矩形波に減衰する。定数aの目的は、Φが０．５に近づくとき及びΦが１に近づくとき、Π（Φ）が０に近づくことを保証するためである。
【００４８】
Ｋが減少するとき、２つのことは曲線の吸気部分に起こる。すなわち、指数関数は、次第に、増加する階段関数のようになる。そして、指数関数は、二乗余弦と矩形波との間の中間にある一群の曲線を生成して、次第にテンプレートに寄与する。同様に、Ｋが減少すると、曲線の呼気部分の指数関数は下行する階段関数のようになる。
【００４９】
図４は、別の方法を示し、曲線の吸気部分は直線に続く二乗余弦である)。
【００５０】
Π（Φ）＝ ０．５[１ − cos(２π／Ｋ)]    Φ< ０．５，Φ< ０．５ Ｋ
Π（Φ）＝ １ − a(１−e−５(Φ−０．５)／Ｋ)        Φ> ０．５
Π（Φ）＝ １                              それ以外の場合
【００５１】
ここで、
a ＝ １／( １ − e−２．５／Ｋ)．
【００５２】
この方法では、Ｋ＝１．０で、直線セグメントが消えて、吸気の曲線は二乗余弦である。Ｋが減少するとき、直線セグメントが長くなって、二乗余弦は、次第に左に押しつぶされる。再び、式はＫ＝０．０で矩形波に減衰する。
【００５３】
両方の実施形態では、支援の小さな程度が必要とされたときＫ＝１．０を使用し、支援の非常に大きな程度が必要とされるときＫ＝０．０を使用し、その間では、Ｋの中間値を用いることが目的である。
【００５４】
本発明の簡単な形では、選ばれた目標と等しくするための患者の精密な換気をサーボコントロールするためにＫが調整される。例えば、以下のような切り取られた積分コントローラを使用して、Ｋは調整される。
【００５５】
Ｋ ＝ Ｇ∫(０．５|ｆ| − ＶTGT) dt，        ０ <＝ Ｋ <＝ １
【００５６】
ここで、
Ｇは利得(例えば毎秒Ｌ／min当たり０．０１)である。
ＶTGTは選ばれた目標換気(例えば７．５Ｌ／min)である。
【００５７】
呼吸気流の絶対値を２で割る理由は、以下のとおりである。目標換気ＶTGTはＬ／minのユニットで特定される。通常、全ての体積は、毎分の吸気全体積(吸気された分時換気)か、毎分の呼気全体積(呼気された分時換気)として、換気が計算される。また、それはこれらの２つの平均として計算することができる。その場合、平均の分時換気はあらゆる与えられた時間にわたる呼吸気流の絶対値の平均の半分である。通常、平均の換気は、あらゆる選ばれた期間の呼吸気流の絶対値の半分の平均である。平均化ステップを省略すると、我々は、瞬間の換気が呼吸気流の絶対値の半分であり、項０．５|ｆ| − ＶTGT が瞬間の換気におけるエラーであり、したがって、（概して)換気の適否の測定量であることを理解する。項０．５|ｆ| − ＶTGTが概して正であるならば、被験者は換気の支援をあまり必要としない。逆に、それが概して負であるならば、被験者は換気の支援を必要とする。切り取られた積分コントローラーは概して０になるようにこの量をサーボコントロールし、したがって、概して目標換気に等しくなるように瞬間の換気をサーボコントロールする、その結果、平均換気は目標換気と等しい。
【００５８】
この実施形態において、被験者が目標換気を超えているならば、実際の換気が目標換気と等しくなるように減少するまで、あるいは最も滑らかな波形を生み出すというＫが１．０に達するまで、Ｋの値は増加して、滑らかで快適であるがそれほど効率的でない波形を次第に生成する。反対に、被験者が目標換気を達成していないならば、目標換気が達成されるまで、又は完全な矩形の波形を示すＫ＝０．０まで、Ｋは徐々に減少して、波形を矩形で効率的にする。例えば、Ｋ＝１．０、ＶTGT＝７．５Ｌ／min、毎秒Ｌ／min当たりＧ＝０．０１であり、被験者は呼吸気流をすべて中止するならば、Ｋは１３．３秒において０まで減少するだろう。
【００５９】
換気の支援の程度を増加させる２つの方法は、次のとおりである。すなわち、より矩形の波形を使用するステップと、圧力調整振幅Ａを増加させるステップとである。したがって、本発明では、平滑性パラメータＫおよび圧力調整振幅Ａの両方が、所望の目標換気を相互依存的に達成するために、同時にまたは連続的に調整される。
【００６０】
好ましい形では、滑らかな波形が優先的に使用される。そして、可能な限り、所望の目標換気が振幅Ａの調整により達成される。しかし、これが失敗であるならば、次第に矩形の波形はＫを減少させることにより使用される。本発明のこの形に従って、圧力調整振幅Ａは、以下のように所望の目標換気と等しくなるように精密な換気をサーボコントロールするために切り取られた積分コントローラーを使用して、調整される。
【００６１】
Ａ ＝ −Ｇ∫(０．５|ｆ| − ＶTGT) dt，    ０ <＝ ＡMIN <＝ Ａ <＝ ＡMAX
【００６２】
ここで、
Ｇはゲインであり、例えば、毎秒Ｌ／min当り −０．３cmH２Oである。
ＶTGTは選択された保証された最小(目標)換気であり、例えば，７．５ Ｌ／minである。
【００６３】
ＡMINは、最小の圧力調整振幅であり、起きている間、患者を快適にするために選ばれており、例えば、３cmH２Oである。
【００６４】
ＡMAXは、最大の圧力調整振幅であり、寛容性および安全性の制約内で呼吸のワークをすべて行うのに十分であるように選ばれており、例えば２０cmH２Oである。
【００６５】
患者の換気が目標ＶTGTを超過する場合に、圧力調整振幅Ａは、換気が概してＶTGTに等しく、ＡがＡMIN< Ａ <ＡMAXの範囲にあるまで、あるいはＡがＡMINに達するまで、低減するだろう。反対に、ＡMAXがＶTGTにおいて患者を換気するのに不十分である場合に、ＡはＡMAXと等しくなるだろう。
【００６６】
この好ましい実施形態では、Ｋが、圧力調整振幅Ａの減少関数として計算される。言いかえれば、より大きな換気の支援を必要とするにつれて圧力調整振幅Ａが増加するとき、Ｋが減少してさらなる支援を提供する(快適さを犠牲にして)。したがって、圧力波形テンプレートΠ（Φ）は、圧力調整振幅Ａの関数となる。本発明は、快適で滑らかな圧力対相の(したがって、圧力対時間)曲線を提供する。目標換気ＶTGTを備えることは、選ばれた最大のＡMAXより小さい圧力調整振幅で達成されるが、選ばれた最大値を使用して目標換気が達成されない場合において、連続的に効率的で矩形の波形を使用する。
【００６７】
このために、平滑性パラメータＫは、以下の疑似コードを使用して、切り取られた積分のコントロールを使用して、計算される。
【００６８】
Ｋ＝１．０
２０ミリ秒毎に繰り返す
Ａを計算する
Ａ<ＡMAXであるならば、
０．００２までＫを増加させる
そうでなければ、
０．００２までＫを減少させる
終わり
０．０と１．０の間に位置するようにＫを切り捨てる
終わり
【００６９】
最初に、Ｋ＝１．０であり、最も滑らかな波形が使用される。目標換気ＶTGTまたは目標換気ＶTGT以上で患者がうまく換気される場合に、Ｋは１．０のままであり、患者は非常に滑らかで快適な圧力波形を受け入れ続けるだろう。
【００７０】
例えば、唾液保持、呼吸駆動の機能不全、ダイアフラム疲労、呼吸の副筋の機能不全、口漏洩、あるいはブロワーの能力を超過する大きな漏洩により、患者が換気することが困難になるならば、Ｋは徐々に０に向かって減少するであろう。
【００７１】
その効果は、実際に供給された圧力波形Π（Φ）が、図１の快適で滑らかな形状と快適でないがより効率的な矩形波との間で徐々に且つ連続的に変化するというものである。換気がＶTGTより下でありＡがＡMAXより下である最も厳しい場合では、約１０秒でＫが０になるだろう。そして、矩形波が供給されるだろう。あまり厳しくない場合では、Ｋが減少して波形が、換気を生成するステップで次第に矩形にすなわち効率的になるとき、ＶTGTは、Ｋの中間値したがって中間の波形で達成されるだろう。
【００７２】
効率的な波形を必要とした状態が通常レベルに戻るならば、目標換気ＶTGTに合致し、圧力調整振幅がＡMAXより下に低減する。そしてＫが再び増加して、滑らかで快適な波形を生み出す。
【００７３】
上述した実施例において、Ｋは毎秒０．１の最大速度で増加する。大きな変化速度は、換気の支援の効率のより迅速な増加を生み出すが、支援の程度のばらつきで、行き過ぎを招きやすい。小さな変化速度は安定しているが、ＶTGTで換気を回復するためにより長くかかる。
【００７４】
上記のアルゴリズムでは、換気装置が、まず圧力調整振幅を増加させるとともに滑らかな波形をプリセットされた最大振幅ＡMAXまでのみ維持することにより、続いて次第に効率的な波形を使用することにより、２つの個別段階で増加した換気の支援の必要性に対処することを試みる。他の実施形態では、２つの段階がオーバーラップすることが可能である。例えば、疑似コードは次のものに変更可能である。
【００７５】
Ｋ＝１．０
全ての２０ミリ秒で繰り返す
Ａを計算する
０．００２(Ａ − ０．７５ ＡMAX)でＫを減少させる
０．０と１．０の間に位置するためにＫを切り取る
終わり
【００７６】
このアルゴリズムは、換気することが非常に困難な又は容易な患者の極端な場合用の前記アルゴリズムに同一に実行するが、ＡMAXの７５％では、滑らかなところから矩形への推移がより早く始まるので、中間の場合と異なる。最大の圧力調整の７５％以上が使用されるならば、Ｋが減少して波形が矩形になる。反対に、最大の圧力調整の７５％以上が使用されるならば、Ｋが増加して波形が丸くなる。このように、ますます患者を換気するとき、圧力調整振幅を増加させることと、より効率的な波形を使用することとの間のトレード・オフを調整することは可能である。
【００７７】
ある場合には、Ｋが０になることを防止することが望ましい。例えば、０．１ < Ｋ < １．０ を維持することは、小さなＫでの効率性のかなりの増加を生み出すことができるが、完全な矩形波形よりも患者にとっては快適である。大量の抵抗性アンロードが使用されたならば、これは特にその場合である。(これは矩形に近似した波形テンプレートが、独りでに、吸気のスタートで気流を急激に増加させるからである。それは抵抗性アンロードにより圧力をさらに増加させる。)
【００７８】
代わりに、Ｋは、初めは急激にそれからゆっくりと増加するように作られる。その結果、ほとんどの矩形波形は、例えばＫを平方根または類似変形することにより、最終手段としてのみ使用される。他の場合では、相当な空気欠如および内因性PEEPを持った患者では、一般に、抵抗性アンロードＲおよび終端呼気圧力Ｐ０を増加させることは望ましいが、Ｋを１．０未満の値に制限することが望ましい。上記実施形態では、Ｋは時間に関するＡ(しきい値を引いた)の積分と関連しており、ＶTGTと等しいか又は超過するように換気をサーボコントロールするための試みにおいて、Ｋを決定するために積分コントローラーを本質的に使用している。他の実施形態では、ＰＩＤコントローラーのような他の既知のコントローラーが使用される。
【００７９】
本発明は特別な実施形態に関して説明しているが、これらの実施形態が本発明の原理の適用の単に例示であると理解されるべきである。上記の好ましい実施形態では、圧力波形が呼吸サイクルФでの相の関数である。それは、「患者の呼吸必要性と一致するための支援された換気」という題名の一般に認められた国際出願ＷＯ９８／１２９６５における教示に基づいて計算される。しかしながら、患者の自発的な努力と同期することが望まれないならば、相は１つの周期を法として、プリセットされた速度で時間とともに直線的に増加することと見なされる。この方法では、圧力波形が時間の単純な関数であり、本発明は、固定された圧力対時間の波形を修正することを単純化する。このように、圧力波形は患者の呼吸サイクルまたは時間の、または両方の相の関数であってもよい。同様に、上記の好ましい実施形態では、線形の抵抗性アンロードが使用されるが、本発明は、非抵抗性アンロードの場合、および非線形の抵抗性アンロードの場合にも適用可能である。上で説明した好ましい実施形態では、圧力波形テンプレートが、準指数関数的減衰に後続する二乗余弦を備える。しかしながら、正確な波形は余り重要ではない。図１の広く一般的な特徴を備えた波形が、満足すべきものであり、快適さおよび矩形波における同期性に大きな改良を通常生み出すだろう。波形は修正されて、正確に被験者の正常呼吸の越横隔膜の圧力対相曲線の形状に波形を多かれ少なかれ接近させることにより正常呼吸の抵抗性アンロードを含む。好ましい実施形態において、固定された非０の終端呼気圧力が使用されるが、本発明は、当然、０の終端呼気圧力、あるいは自動的に調整された終端呼気圧力に外挿する。同様に、圧力波形を調整する方法のいくつかの具体的な実施例が与えられるが、これらは実施例であるということのみを意図している。所定の実施例において、圧力波形テンプレートの吸気および呼気の相はそれらの平滑性を増加又は減少させる。実例としての実施形態では、単一のパラメーターＫが、圧力波形テンプレートを画定する。さらに、１つを越えるパラメーターがテンプレートを規定する実施形態は考えられる。１つの実施例は、吸気用の１つのパラメーターおよび呼気用の別のパラメーターを使用し、それらを独立して変えることである。別のものは、主として前期の吸気および呼気に影響する１つのパラメーターと、主として後期の吸気および呼気に影響する別のパラメーターを使用することである。具体的な道具はブロワーから空気を供給するが、本発明は、空気、酸素または他の呼吸可能なガスで同様にうまくいく。そして、制御可能な圧力での呼吸可能なガスのあらゆる源が使用される。多数の他の修正を本発明の実例としての実施形態において施すことができ、本発明の精神および範囲から逸脱することなく他の配置が考え出される。
【図面の簡単な説明】
【図１】  滑らかで快適な換気装置波形テンプレート関数を示す。
【図２】  本発明の方法を実施するための実施例の装置を示す。
【図３】  本発明に係る図２の装置で使用するための２つの別の変数テンプレートを示し、テンプレートの形状は、患者を換気する際での瞬間的困難さの関数である。
【図４】  本発明に係る図２の装置で使用するための２つの別の変数テンプレートを示し、テンプレートの形状は、患者を換気する際での瞬間的困難さの関数である。
【符号の説明】
１０  ブロワー
１１  マスク
１２  送出チューブ
１３  排気装置
１４  呼吸流量記録装置
１５  差圧変換器
１６  マイクロプロセッサー
１７  ポート
１８  圧力変換器
１９  サーボコントローラー
２０  ファン・モータ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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