(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
呼吸器系の抵抗（Ｒ）を求める換気支援装置（換気装置）に接続する装置であって、
患者によって吸入された気体の流量
【外１】
0003713240.tif 000075
と容積（Ｖ）を推定する、付属の電子回路を備えた流量計と、
前記患者の気道近くの圧力（Ｐａｗ）を推定する、付属の電子回路を備えた圧力センサーと、
上述の電子回路から、
【外２】
0003713240.tif 000076
の信号を受信する、前記換気装置の制御システムにも接続された電子回路であって、
いくつかの換気装置周期の吸気段階中の、前記換気装置の圧力および／または流量出力のステップ減少（負パルス）につながる出力を発生する回路と、
前記負パルスの始まりの近くの時点（Ｔ0）での
【外３】
0003713240.tif 000077
と、前記負パルスの谷の近くの時点（Ｔ1）での
【外４】
0003713240.tif 000078
を測定する回路と、
Ｔ0の前の短い期間の時点（Ｔ-1）での
【外５】
0003713240.tif 000079
を測定する回路と、
Ｔ0とＴ1の時間差（Δｔ）とＴ0とＴ-1の時間差（Δｔ-1）を計算する回路と、
呼吸器系のエラスタンス（Ｅ）に対応する値を入力し、格納する回路と、
次式
【数１】
0003713240.tif 000080
にしたがって、前記抵抗の値（Ｒ）を計算する回路と
を含む電子回路と
を有する装置。
【請求項２】
Ｔ-1の前の短い期間の時点（Ｔ-2）での
【外６】
0003713240.tif 000081
を測定する他の回路が設けられ、Δｔ-1がＴ-1とＴ-2の時間差として測定され、前記
抵抗の値（Ｒ）が次式
【数２】
0003713240.tif 000082
にしたがって計算される、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記負パルスに先行する３つ以上の時点における
【外７】
0003713240.tif 000083
を測定する回路と、
時点Ｔ1における３つの変数の各々について見積もり値
【外８】
0003713240.tif 000084
を得るために
【外９】
0003713240.tif 000085
の前記測定された値に回帰式を適用する回路と、
見積もり値Ｐａｗ1と実際値Ｐａｗ1の差（ΔＰａｗ）と、見積もり値
【外１０】
0003713240.tif 000086
と実際値
【外１１】
0003713240.tif 000087
の差
【外１２】
0003713240.tif 000088
と、見積もり値Ｖ1と実際値Ｖ1の差（ΔＶ）を計算する回路と、
標準的な抵抗計算式（例えば
【数１８】
0003713240.tif 000089
）を用いて、前記３つの差から抵抗の値を計算する回路と
を含む、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
時点Ｔ1（Ｔ2）を超えた時点における値
【外１３】
0003713240.tif 000090
を計算する回路と、
Ｔ2とＴ0の時間差（Δｔ2）を計算する回路と、
請求項１中の式の変形式、すなわち
【数１９】
0003713240.tif 000091
にしたがって抵抗の値を計算する回路と
を含む、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
次式
【数２０】
0003713240.tif 000092
を用いる、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
Ｒが一定値ではなく、次式：Ｒ＝Ｋ1＋Ｋ2＊流量、（ここで、Ｋ1は抵抗の薄層成分、Ｋ2は流量依存成分）にしたがって流量とともに変化し、
流れの２乗項Ｙを次式
【数２１】
0003713240.tif 000093
ここで、ａおよびｂは時間比を得るために使用され、装置に応じて変わり、
すなわち請求項１および２の装置に対してΔｔ／Δｔ-1
請求項４および５の装置に対してΔｔ／Δｔ2
である間隔を指し、
ｃおよびｄは、装置に応じて変わり、すなわち
請求項１に対して
【外１４】
0003713240.tif 000094
請求項２に対して
【外１５】
0003713240.tif 000095
請求項４に対して
【外１６】
0003713240.tif 000096
請求項５に対して
【外１７】
0003713240.tif 000097
を計算する回路と、
Ｒ式の、ここでは「Ｚ」と呼ぶ分子の値を別個に計算する回路と、
Ｒ式の、ここでは「Ｘ」と呼ぶ分母の値を別個に計算する回路と、
患者内の適所にある気管（Ｋ2）の非線形抵抗値を入力し、格納する回路と、
ここでは、Ｋ1と呼ぶ、抵抗の層状成分を次式
【数２２】
0003713240.tif 000098
から計算する回路と
を含む、請求項１、２、４、５のいずれか１項に記載の装置。
【請求項７】
いくつかのパルスから得られたＸ、Ｙ、およびＺの値を格納し、該格納された値から、次式
【数２３】
0003713240.tif 000099
を用いる標準回帰分析を用いてＫ1とＫ2の値を計算する回路を含む、請求項６に記載の装置。
【請求項８】
Ｒ＝Ｋ1＋Ｋ2＊流量、以外の非線形式が、抵抗の流れ依存を記載するのに使用される、請求項６または７に記載の装置。
【請求項９】
エラスタンス値（Ｅ）にデフォルト値が割当てられている、請求項１から７のいずれ１項に記載の装置。
【請求項１０】
差[Ｖ0−Ｖ-1]が差[Ｖ0−Ｖ1]とほぼ同じであり、Ｅが乗算される、Ｒの式の分子中の体積項が無視されるように、Ｔ1、Ｔ0、Ｔ-1の各時点が選択されている、請求項１から８のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１１】
正のパルスが、負パルスの代わりに、または負パルスに加えて送出され、前記Ｔ1での、
【外１８】
0003713240.tif 000100
の値は、Ｐａｗあるいは前記正のパルスの流量のピークあるいはその近くの点で測定される、請求項１から１０のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１２】
先行するパルスに対する応答に依存して、前記パルスの振幅を自動的に調節するアルゴリズムを含む、請求項１から１１のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１３】
前記膨張過程中、前記パルス印加のタイミングを自動的に調節するアルゴリズムを含む、請求項１から１２のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１４】
Ｔ1の値を測定するためのパルスの期間において、前記Ｐａｗ／流量信号中に水平な部分が存在するようにするために、前記パルスの形状を自動的に調節することを含む、請求項１から１３のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１５】
前記パルスはランダムな間隔で送出される、請求項１から１４のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１６】
ユーザーが１つまたは２つ以上のパルス特性を選択することを可能にするユーザーインターフェースを含む、請求項１から１５のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１７】
前記抵抗の値の結果は、いくつかのパルスの結果の平均値として報告される、請求項１から１６のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１８】
抵抗の値の結果は、時間に依存した傾向を表示できるように、数分間、数時間あるいは数日間にわたって記憶される、請求項１から１７のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１９】
データの、通常の変動可能領域外の結果を伴うパルスを特定し、これらパルスの結果を解析から除外するアルゴリズムを含む、請求項１から１８のいずれか１項に記載のすべての装置。
【請求項２０】
新しいデータが得られたとき、初期のデータを削除し、特定数のパルスに対する結果を報告するアルゴリズムを含む、請求項１から１９のいずれか１項に記載の装置。
【請求項２１】
前記パルスの特定数は、ユーザーによって選択されるか、またはユーザーの入力がない場合には、デフォルト値（例えば２０）が選択される、請求項２０に記載の装置。
【請求項２２】
いくつかのまたはすべての必要な部品は、前記換気装置の本体内に組込まれている、請求項１から２１のいずれか１項に記載の装置。
【請求項２３】
Ｐａｗまたは
【外１９】
0003713240.tif 000101
の前記ステップ減少またはステップ増加は、前記換気装置の制御装置への直接接続によってではなく、前記換気装置の外部チューブに取り付けられた電気機械装置によって発生される、請求項１から２２のいずれか１項に記載の装置。
【請求項２４】
前記抵抗の値の結果は、前記換気装置によって与えられる支援レベルの閉ループ制御の中で使用される、請求項１から２３のいずれか１項に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
発明の分野
本発明は機械的換気装置に関し、特に、換気支援装置と呼吸器系の抵抗評価に関する。
【０００２】
発明の背景
自発的に呼吸努力をし、機械により呼吸する患者の吸気の器官中に呼吸器官の抵抗（Ｒ）を推定するための、信頼性があり、臨床的に利用可能で、かつ健康な体組織を冒さない方法は現在のところ無い。抵抗の計算は、このような患者の場合、呼吸器の筋肉によって発生する圧力（Ｐｍｕｓ）と関係する成分を含む呼吸器系に印加される力をわかっている必要がある。この成分は、膨張段階で連続的に変化するので、呼吸器について予めわかっていないと推定できない。さらに、全印加圧力の、抵抗に対して消失成分（Ｐres）を分離するためには、呼吸器の弾性反動に対して使用される圧力を差し引く必要がある。このことは、推定できないＰｍｕｓが存在する状態では求めることが難しい、呼吸器の受動的なエラスタンス（Ｅ）を知っている必要がある。したがって、現在のところ、すでに多くの機材が取り付けられた患者に対し、新たな干渉物を付加することになる食道カテーテルを使用するか、麻痺により呼吸器筋肉の圧力の出力を除去するか、あるいは換気亢進（制御された機械換気：ＣＭＶ）によってのみ、Ｒを信頼性高く推定可能である。後者は新たな要員時間を要するのでＲの頻繁な測定には役立たない。Ｒが、分泌物あるいは気管支運動の信号音の変化により頻繁に変化することがある非常に動的な特性である限りでは、Ｒを連続的に推定できることは、このような患者の臨床的管理に役立つ。したがって、Ｒの変化を速やかに識別し、処理することが可能である。さらに、この情報によって、Ｒの現在値にしたがって、換気支援（圧力支援換気、比例支援換気）の、圧力で支援された方式では特に有用な特徴である支援レベルを調節できる。
【０００３】
本譲受人に譲渡された米国特許５、８８４、６２２（Ｙｏｕｎｅｓ）には、同様な条件下、すなわち支援換気中での抵抗値を求める方法が記載されている。この従来技術の方法は、少なくとも２つの異なるタイプの、流量の過渡的な変化を換気装置の膨張段階の過程に、適用することからなっている。過渡的な流量変化時の間の気道圧力（Ｐａｗ）、流量
【０００４】
【外２４】
0003713240.tif 000002
および容積（Ｖ）の変化は、平穏な呼吸のこれら変数の時間経過と比較される。この方法は、Ｒに関する正確な情報を提供可能であるが、いくつかの制約がある。第１に、自発的な平静な呼吸においては、Ｐａｗ、
【０００５】
【外２５】
0003713240.tif 000003
およびＶの時間経過中の呼吸ごとに著しく変動する可能性があるため、この動揺の期間中に起った真の変化を見出すには、乱れた呼吸と平穏な呼吸多くの回数を平均化することが必要である。したがって、抵抗に関する情報は、十分に多くの回数の観測の平均化がされるまで、遅れる。さらに、同じ理由で、患者のどのような真の抵抗値変化も適時に検知されない。第２に、この方法は、少なくとも２つの異なる種類の変動を必要する。前に示したように、各動揺には多くの観測値を必要とするので、この必要性によって信頼できる情報の取得はさらに遅れる。第３に、多数回の呼吸および多数のデータ点を各呼吸から平均化する必要性があるので、Ｒの値を求めるための情報を処理するのに使用される、コンピュータの計算および記憶容量に対する要求が大幅に増大する。この要求は、最新のコンピュータ制御される換気装置によって行なわれる、広範囲で、非常に複雑な動作にさらに負担を課すことになる。
【０００６】
発明の要旨
本発明にしたがって、ここに詳細に記載された方法および装置は、米国特許５、８８４、６２２でＹｏｕｎｅｓによって提案された方法を著しく簡素化するものである。上述したように、換気支援中の呼吸抵抗を測定することについての主要な障害は、換気装置の膨張段階における干渉中にＰｍｕｓに対して何が起きるかわからないことで。乱れた呼吸と平静な呼吸とを比較することは、米国特許５、８８４、６２２で用いられた方法である。これに対して、本発明によれば、この手法期間中のＰｍｕｓの振る舞いは、干渉の直前の期間におけるＰｍｕｓの変化を推定することから予測される。このようにして、Ｒの決定に必要なすべての情報は、１回の呼吸中の１回の干渉から得られる。この方法は、換気支援のような場合に、Ｒの測定に必要な計算上の要件、および臨床的に有用な情報を得るのに必要な時間を大幅に減少させる。
【０００７】
本発明によれば、呼吸抵抗（Ｒ）は、呼吸器筋肉によって発生する圧力（Ｐｍｕｓ）が存在することは許しつつも、その実際の値、あるいは受動的な呼吸器エラスタンス（Ｅ）の正確な値がわかっていなくても求められる。
【０００８】
本発明の１つの態様によれば、上記換気装置から患者によって取り入れられた気体の流量
【０００９】
【外２６】
0003713240.tif 000004
および容積（Ｖ）を推定することと、患者の気道近くの圧力（Ｐａｗ）を推定することと、選択された膨張周期期間に、換気装置の圧力および／または流量出力のステップ減少（負パルス）を引き起こす信号を発生することと、上記パルスの始まり近くの時点（Ｔ0）でのＰａｗ、
【００１０】
【外２７】
0003713240.tif 000005
およびＶ
【００１１】
【外２８】
0003713240.tif 000006
と、上記負パルスの谷の近くの時点（Ｔ1）での
【００１２】
【外２９】
0003713240.tif 000007
およびＴ0に先行するが、吸気努力の開始後の時点（Ｔ-1）での
【００１３】
【外３０】
0003713240.tif 000008
を測定することと、式（８）にしたがって、Ｔ0およびＴ1でのＰａｗ、
【００１４】
【外３１】
0003713240.tif 000009
、Ｖのそれぞれの値の差と、Ｔ0からＴ1の間において患者が発生した圧力（Ｐｍｕｓ）の変化（ΔＰｍｕｓ（Ｔ0→Ｔ1））を、外挿によって推定する場合にはＴ0およびＴ-1それぞれの点でのＰａｗ、
【００１５】
【外３２】
0003713240.tif 000010
、Ｖの差から抵抗値（Ｒ）を計算することを有する、患者が装置（換気装置）から気体を取り入れる時の呼吸器系の抵抗（Ｒ）を求める方法が提供される。
【００１６】
以下詳細に述べるように、本発明はＲの値を求めることの他のステップとして、本方法に対する変形を含む。
【００１７】
本発明の他の態様によれば、患者が換気装置から取り込み入れる気体の流量
【００１８】
【外３３】
0003713240.tif 000011
と容積（Ｖ）を推定する電子回路流量計と、患者の気道近くの圧力（Ｐａｗ）を推定する圧力センサーと、Ｐａｗ、
【００１９】
【外３４】
0003713240.tif 000012
、およびＶ信号を上述の電子回路から入力し、換気装置の制御装置にも接続されている電子回路とを有し、該電子回路は
−選択された膨張周期中に、換気装置の圧力および／または流量出力のステップ減少（負のパルス）をもたらす信号を発生する回路と、
−パルスの始まり近くの時点（Ｔ0）でのＰａｗ、
【００２０】
【外３５】
0003713240.tif 000013
およびＶ
【００２１】
【外３６】
0003713240.tif 000014
負のパルスの谷の近くの時点（Ｔ1）での
【００２２】
【外３７】
0003713240.tif 000015
と、Ｔ0に先行するが吸気努力の開始前の時点（Ｔ-1）での
【００２３】
【外３８】
0003713240.tif 000016
を測定する回路と、
−式（８）にしたがって、Ｔ0とＴ1でのＰａｗ、
【００２４】
【外３９】
0003713240.tif 000017
、Ｖのそれぞれの値の差と、時刻Ｔ0からＴ1間に患者が発生した圧力の変化（ΔＰmus（Ｔ0→Ｔ1））が外挿によって推定される場合には、Ｔ0とＴ-1それぞれの時点でのＰａｗ、
【００２５】
【外４０】
0003713240.tif 000018
Ｖの間の差から、抵抗値（Ｒ）を計算する回路とを有する、呼吸器系の抵抗（Ｒ）を求める換気支援装置（ベンチレータ）と接続する装置が提供される。
【００２６】
以下詳細に述べるように、本発明は、Ｒを求めるための代りの構成要素の組合せとして、本装置の変形を含む。
【００２７】
本発明の一般的説明
運動方程式によれば、呼吸器に加えられる全圧力（Ｐappl）は、弾性抗力、抵抗性抗力、および慣性抗力に対して消失される。
したがって、
Ｐappl＝Ｐel＋Ｐres＋Ｐiner
ここで、Ｐelは弾性反発力であり、受動的な機能的残容量（：ＦＲＣ）（Ｖ）とエラスタンス（Ｅ）との積Ｐel＝Ｖ．Ｅによって与えられ、Ｐresは抵抗に対し消失される圧力で、流量
【００２８】
【外４１】
0003713240.tif 000019
とＲの積
【００２９】
【数３】
0003713240.tif 000020
で与えられ
Ｐinerは慣性に対して消失される圧力で、流量加速（ｌ／ｓｅｃ2で表わされる流量の変化率：
【００３０】
【外４２】
0003713240.tif 000021
と慣性（Ｉ）の積で与えられる。呼吸器系の慣性Ｉは非常に小さいので（０．０２ｃｍＨ2０／ｌ／ｓｅｃ2）、比較的低い
【００３１】
【外４３】
0003713240.tif 000022
（例えば１０ｌ／ｓｅｃ2未満）で測定される限り、Ｐinerは無視できる。機械で換気される患者では、
【００３２】
【外４４】
0003713240.tif 000023
は循環する容積中の最初の約１００ミリ〜２００ミリ秒の膨張段階および高圧力支援換気（ＰＳＶ）でのみ、このレベルを越えることがある。したがって、Ｐを計算するために上記式は、この領域での測定を避け、Ｐinerを無視することにより簡単になる。
【００３３】
支援換気中、Ｐapplは、換気装置により与えられるもの（Ｐａｗ）と、患者により与えられるもの（Ｐｍｕｓ）の２つの成分から構成される。したがって、Ｐappl＝Ｐａｗ＋Ｐｍｕｓとなる。この式と先の考慮によって、この運動方程式は、式（１）として書き直し、再整理できる。
【００３４】
【数４】
0003713240.tif 000024
ある瞬間でのＰｍｕｓは不明であり、正確なエラスタンス値は得られず、受動的（ＦＲＣ）に対する容積Ｖも、不明である（呼吸器筋肉によるＦＲＣ未満の容積における考えられる動的ハイパーインフレーションまた能動的縮小のを考慮すると）限り、膨張段階の１点で得られた１組の測定値を用いて、Ｒついて解くことは不可能である。この理由のために、このような患者の膨張期間中における抵抗を測定する、いかなる方法は、ここに説明するように、異なる流量値を有する、１点をより多い点での測定値を含まねばならない。
【００３５】
本発明の１つの態様において、Ｐａｗ（したがって流量）は、膨張段階で急速に減少する（負パルス：図１参照）Ｐａｗ、
【００３６】
【外４５】
0003713240.tif 000025
、Ｖに関する最初の測定は、Ｐａｗと流量が減少する点（Ｔ0）か、あるいはその近くの点と、負パルス期間の圧力の谷（Ｔ1）か、あるいはその近くの点とで行なわれる。ΔＰ／ΔｔとΔＶ／Δｔが最小であるので、これら２つのサンプリング点が選択される。このようにして、慣性力は無視し続けることができる。より重要なことには、圧力および流量の測定装置の遅延と周波数応答の差に関する誤差は回避できる。この利点は、Ｐａｗと患者の流量は、ＥＴチューブの近くで直接ではなく、遠隔地から推定され、したがってこれら信号は、異なった遅延および応答特性を受けるため特に適切である。Ｐａｗと患者の流量が急速に変化している場合（例えばパルスが下り段階中）、これらの特性の小さな相違すら重大な誤差を引き起こすことがある。
【００３７】
式（１）は、Ｔ0とＴ1に関して以下の式（２）と（３）のように書き表せる。
【００３８】
【数５】
0003713240.tif 000026
式（２）から式（３）を差し引くことにより式（４）が得られる。
【００３９】
【数６】
0003713240.tif 000027
式（４）を再整理し、Ｒについて解くと、
【００４０】
【数７】
0003713240.tif 000028
理論上、Ｔ0とＴlの間の時間間隔（つまりΔｔ）が限りなく小さい場合、Ｐｍｕｓの差および容積の差は無視することができ、ΔＰａｗはΔＰｒｅｓとなる。しかし、実際には、機械換気中は、流量をある値から別の比較的安定した値でただちに削減することは不可能である（すなわち
【００４１】
【外４６】
0003713240.tif 000029
が許容できるほどに小さい）。
回路の減圧過程においてチューブから患者への連続的な流量を考慮すると、換気装置から出る流量が急に変化したとしても、患者への流量が新しい値で安定するまでには、有限の時間が経過しなくてはならない。したがって、Δｔは、Ｔ0とＴ1の間のＰｍｕｓの変化を無視できるほど十分に短かくすることができず、この間のΔＰｍｕｓを考慮しければならない。
【００４２】
本発明のこの態様では、Ｔ0とＴ1間のＰｍｕｓの変化は、Ｐｍｕｓが、この時間範囲ではＴ0に先行する直前の期間と同じ割合で変化すると仮定することにより推定される。この仮定は、Ｔ0とＴ1の間の時間間隔が比較的短い（例えば約１００ミリ秒）場合、不合理な仮定ではない。パルスの直前のＰｍｕｓの変化率は、Ｔ0のやや手前の時点（例えばＴ0に１００ミリ秒先行する点）（Ｔ-1）でのＰａｗ、
【００４３】
【外４７】
0003713240.tif 000030
、Ｖをサンプリングすることにより推定される（図１参照）。  次の２つの式（５）および（６）は、Ｔ0とＴ1それぞれの点でのＰｍｕｓの推定値を与え、また運動方程式（式（１））を再整理したものを表している。
【００４４】
【数８】
0003713240.tif 000031
式（５）から式（６）を引き、Δｔ-1（Ｔ0とＴ-1間の時間）によって割ると、式（７）による、Ｔ0に先行する間隔（Δ）におけるΔＰmus／Δｔが得られる。
【００４５】
【数９】
0003713240.tif 000032
ＰｍｕｓがＴ0とＴ-1の間と同じ速度で変化すると仮定すると、これら２つの点の間のＰｍｕｓの変化は
（Ｐｍｕｓ0−Ｐｍｕｓ1）＝−Δｔ〔（式７）〕
によって与えられる。
式（４）中の（Ｐｍｕｓ0−Ｐｍｕｓ1）に［−Δｔ（式７）］を代入し、再整理すると、式（８）を得る。
【００４６】
【数１０】
0003713240.tif 000033
式（８）の分子中のただ１つの未知数、Ｐｒｅｓの推定値は、Ｅである。しかしながら、式（４）の場合と異なり、Ｔ0とＴ1間の容積Ｖの差は、項（Δｔ1／Δｔ-1）（Ｖ0−Ｖ-1）だけ減る。パルスが流量の上昇段階の期間に開始されると（例えば図１）、Ｔ-1とＴ0、さらにＴ0とＴ1間の平均
【００４７】
【外４８】
0003713240.tif 000034
は実質的に異ならず、Ｔ0とＴ-1間、さらにＴ0とＴ1と間の時間間隔が極めて小さい（約０．１秒）と仮定すると、すべての容積項はほぼ零に減る。これらの条件下では、Ｅのいかなる推定誤差もＰｒｅｓの非常に小さな推定誤差となり、したがって抵抗（Ｒ）と、Ｅの既知の値がない場合は、例えば換気装置に依存する患者の平均値Ｅを表わすデフォルト値を、著しい誤差を引き起こすおそれなしに使用することができる。すべての容積点は同一の呼吸から得られるので、受動的なＦＲＣに対する、いかなる２点の容積値の差も絶対容積の差を表わすということに注意すべきである。その結果、呼吸の始まりにおける受動的なＦＲＣに対する容積の偏差は、問題とされない。
【００４８】
式（８）の、上記の導出には、値が一定である、すなわち、具体的にはＲは流量と容積に無関係であるという仮定を必要とする。実際、特に挿管された患者において、気管内チューブの抵抗値が流量と伴に増加するという唯一の理由から、Ｒが流量とともに変化することがある。同様に、Ｒはある患者の肺活量に依存することがある。式（８）は、Ｒが流量および／または容積に依存するように修正可能である。Ｒの流量あるいは容積依存性を特徴づけるのに使用可能な数学的関数の数は無限にある。流量および／または容積依存性の、考えられるすべての数学的な記述を考慮する式（８）を定式化することは非実用的であろう。むしろ、機械で換気され、挿管された患者のＲの、最も広く容認された挙動を表わす、すなわち、Ｒは容積による影響は最小限（あるいは全く影響）であるが流量とともにＲｏｈｒｅｒの式
【００４９】
【数１１】
0003713240.tif 000035
にしたがって増加する一例を示す。ことを示す。しかしながら、適度の数学的技量を備えた人間であれば、本発明のこの態様で得られた同じ情報（つまりＴ0とＴ1およびＴ0に先行する点で測定された
【００５０】
【外４９】
0003713240.tif 000036
）を用いて、Ｒｏｈｒｅｒの式以外の数学関数を適用すると仮定した、前述の圧力と流量の関係を導き出せるということがわかる
次の式（２ａから８ａ）は、Ｒｏｈｒｅｒの式
【００５１】
【数１２】
0003713240.tif 000037
に従い、Ｒが流量とともに増加するように適切な変更を加えた後の、（２）から（８）に対応している。
【００５２】
【数１３】
0003713240.tif 000038
印加された各パルスから式（９）の形の式が得られる。
【００５３】
【数１４】
0003713240.tif 000039
ここで、Ｘは、流量項（式（８ａ）の左側の最初の括弧の項）、Ｙは
【００５４】
【外５０】
0003713240.tif 000040
項（式（８ａ）中の２番目の括弧の項）、ＺはＰｒｅｓの項（式（８）の右側）である。Ｚを得るために、Ｅの既知の値、あるいは、この情報が無い場合には、デフォルト値（例えば、機械で換気される患者の平均Ｅを表わす、２８ｃｍＨ2０／ｌ（個人的観察）を使用してよい。抵抗は、いくつかある方法の１つの方法で、式（９）から得られる。これらのいくつかを以下にあげる。
１）Ｋ2は最初は零であると仮定し、抵抗値はＺ／Ｘから推定される。このようにして得られた抵抗値は、
【００５５】
【外５１】
0003713240.tif 000041
の加重平均との間におけるＰ
【００５６】
【外５２】
0003713240.tif 000042
相関の勾配を表わす。
【００５７】
【外５３】
0003713240.tif 000043
とが実質的に異なってない場合（例えば図１）、このようにして計算されたＲは、
【００５８】
【外５４】
0003713240.tif 000044
の間の
【００５９】
【外５５】
0003713240.tif 000045
関係の勾配またはこれら２つ
【００６０】
【外５６】
0003713240.tif 000046
の数学的平均値を表わすと考えられる。Ｒｏｈｒｅｒの方程式を使用して、いかなる２つの流量点（増加分の抵抗値、ＩＲ）間の
【００６１】
【外５７】
0003713240.tif 000047
関係の勾配は、２つの流量点での合計（流量合計、この場合、
【００６２】
【外５８】
0003713240.tif 000048
）に対応する流量における抵抗値と同じであると示すことができる。この処理によって、Ｒは特定の流量での抵抗値（つまり流量合計）として報告される。
２）ある範囲の流量合計値が、自発的にまた設計のいずれかにより、連続したパルスにおいて得られると、結果としてＩＲ値も得られるであろう。十分に広範囲の流量合計値が存在するならば、ＩＲ（従属変数）と流量合計値との間の回帰によって重要な相関関係が得られる。この回帰曲線の切片はＫ1であり、勾配はＫ2である。これらはそれだけで報告することができる。あるいは、抵抗値は、１．０ｌ／秒の標準流量での抵抗値である、Ｋ1とＫ2の合計値としても報告してもよい。この方法では報告された抵抗値の変化が、抵抗の値実際の変化を反映するという利点があるのに対し、上記１）の方法では、報告された抵抗値は、流量が異なるというだけで変化することがある。
３）Ｋ1とＫ2の値は、異なるＸとＹの値を持つ２つのパルスの結果から、あるいはある範囲のＸとＹの値を示す多数のパルスの結果の回帰分析によって導き出せる。この解析を容易にするため、パルスを印加する手順は、結果として広範囲のＸとＹの値を取得できるように故意に計画できる。
【００６３】
【外５９】
0003713240.tif 000049
は変数であり、および／または、パルスの区間の間の
【００６４】
【外６０】
0003713240.tif 000050
の減少を故意的に変えることで、広範囲の
【００６５】
【外６１】
0003713240.tif 000051
の値を取得することができるように、例えば、パルスを異なる流量で始めてもよい。
４）Ｋ1とＫ2の信頼できる、直接求められた値が無いため、上記２）の方法にしたがい、Ｋ2は、気管内のチューブ（ＥＴ）のＫ2に等しいと仮定でき、式（９）をＫ1について解く。このようにして、Ｋ1＝（Ｚ−（Ｙ．Ｋ2ＥＴ））／Ｘとなる。サイズの異なる清潔なＥＴチューブのＫ2の値は広範囲に入手できる。抵抗値は、１．０ｌ／秒の標準流量での抵抗値を反映する、Ｋ1＋Ｋ2ＥＴとして報告できる。このように報告された抵抗値は、実際のＫ2ＥＴが、清潔なチューブの仮定されＫ2と異なり、かつＲの推定時の流量が１．０ｌ／秒とは異なる限り、１ｌ／秒での実際の抵抗値とは異なる。実際のＫ2（Ｋ2ａｃｔｕａｌ）が仮定されたＫ2と異なる場合、推定した抵抗値（１ｌ／秒での）の誤差は、Ｒerror＝（Ｋ2ａｃｔｕａｌ−Ｋ2ａｓｓｕｍｅｄ）（ｌ−Ｙ／Ｘ）で与えられる。１ｌ／秒で推定値Ｋ2を用いてＲを推定したときの誤差は、Ｋ2の実際値と、Ｋ2の仮定値の差の一部であることが分かる。
【００６６】
潜在的な誤差発生源とそのような誤差を最小化する方法
ｌ）測定雑音：機械で換気される患者では、
【００６７】
【外６２】
0003713240.tif 000052
の信号は複数の源からのノイズにさらされる。これらは、気道での分泌、人工心臓、チューブ中の液体、換気装置の流量送出装置でのと振動を含む。Ｐａｗ信号中の雑音は、雑音源と２つの測定装置の周波数応答に依存して、
【００６８】
【外６３】
0003713240.tif 000053
信号中のノイズと位相が合うか、または位相が合っていない。特に、フィルターを通過してない信号の離散的な点から重要な測定値（例えばＴ0、ＴlおよびＴ-1における）が得られた場合、逆相の雑音は推定されたＲに、より大きな影響を及ぼす。このような雑音の結果、連続した測定における推定されたＲの値のランダムな変動性が増す。一定流量に到達したとき、パルスが始まるようにプログラムされていれば、より多くのシステムエラーが発生することがある。ここで、パルスは正流れの上昇時に開始する確率が増大する。
【００６９】
測定雑音に関連する誤差は、以下の様々な方法によって減らすこと可能である。
【００７０】
ａ）最も有効な方法は、干渉によって生じる流量の変化（すなわち、Ｔ0とＴl間の流量の変化）が、雑音の振幅に対して確実に大きくすなるようにすることである。
【００７１】
ｂ）雑音源を可能な限り除去する。
【００７２】
ｃ）
【００７３】
【外６４】
0003713240.tif 000054
信号をフィルタで限界まで取り除く。
【００７４】
ｄ）システムエラーを最小にするため、一定レベルの流量に達したときにパルスを開始しない（上記参照）。
【００７５】
ｅ）多くのパルスから得られた抵抗値結果を平均化する。
２）
【００７６】
【外６５】
0003713240.tif 000055
の測定装置間の応答特性の差
２つの信号のピークと谷が実際に同時に起きたとしても、測定装置の応答特性の差は、測定された圧力のピークと谷を、流量信号に対して、別々の時点に発生させる。Ｔ0をピークＰａｗの時点にとると、Ｔ0での流量は実際の流量を過小評価し、遂にＴ0を谷にとると、Ｔ0は実際の  到達を過大評価することになる。さらに、このような差は、換気装置の流れ送出装置から生じた比較的無害の同相変動を、Ｐａｗと流れにおける、おそらくより重大な位相ずれ振動にまで変換する。これらの差の影響を最小にするために、Ｐａｗと流量測定装置の間の位相遅れは、当該周波数にわたって、できるだけ小さくしなければならない。さらに、パルスは、鋭いピークと谷を回避するように設計可能である。
３）Ｐｍｕｓ軌道の外挿に関する誤差
これらは特に呼吸器運動、したがってΔＰｍｕｓ／ΔＴと大きいとき、最も深刻になる可能性がある。提案された方法では、パルス中のΔＰｍｕｓ／Δｔは、上記パルスに先行する一定期間のΔＰｍｕｓ／Δｔか同じであるという仮定を含んでいる。この仮定は様々な理由により、間違いになり得る。これらと、これらの滞在的な誤差を最小にするための考えられる方法を、以下に説明する。
【００７７】
ａ）パルス期間における吸気努力の終了（ｎｅｕｒａｌ  Ｔｉ）：これは、推定されたＲに、最大の誤差をもたらす可能性がある。したがって、Ｔ0以前のΔＰｍｕｓ／Δｔが、４０ｃｍＨ2０／秒であり、Δｔ1（すなわち、Ｔ1−Ｔ0）は０．１５秒であると仮定する。Ｔ0とＴ1間のＰｍｕｓの推定された増大な、６ｃｍＨ2Ｏにもなろう。しかしながら、ｎｅｕｒａｌ  ＴｉがＴ0の近傍で終ると、Ｐｍｕｓは増加せずに減少する。神経による呼吸期間中のＰｍｕｓの減少速度は、ｎｅｕｒａｌ  Ｔｉ終了の直後は、最も速いので、Ｐｍｕｓの減少は外挿により推定した増加より実際は大きく、ΔＰｍｕｓの誤差は１２ｃｍＨ2Ｏを超える。この状態は推定されたＰｒｅｓの対応する振幅の誤差に帰着することが式（４）からわかる。
【００７８】
【外６６】
0003713240.tif 000056
の差が０．４ｌ／秒であると、この誤差は推定された抵抗の、３０ｃｍＨ2０／ｌ／秒を越す誤差となるであろう。
【００７９】
この誤差の考えられる大きさのために、ピークＰｍｕｓ（Ｔｉの終り）が、確実にＴ0とＴ1間で起きないようにする必要がある。この条件は、比例支援換気（ＰＡＶ）中では、容易に達成できる。このモードにおいては、換気周期の終了は、患者の呼吸努力と自動的に同期し、しかもＰｍｕｓの減少過程中に起きるように強いられている。パルスが換気装置のＴｉの最終期間（約３０％）において送出されない限り、Ｔｉはパルス内で終了しないことが保証される。しかしながら、圧力支援換気（ＰＳＶ）と容積循環支援換気では、そのような同期性は保証されず、Ｔｉは膨張段階内あるいは膨張段階外のどの時点でも終了する。Ｔｉの終了はいくつかのパルスの期間中に偶然発生することがあり、パルスに先行するΔＰｍｕｓ／Δｔと、Ｔｉが終了した時のパルス内の時点と、ピークを越えた後でのＰｍｕｓの減少率と、Ｔ0とＴ1の流量差とに依存して、異なる振幅の誤差となる。異なるパルスの結果の間には、著しい変動が発生する。このために、ＰＳＶと容積循環換気期間に、この方法を適用することは信頼性が低い抵抗値を生じることがある。
【００８０】
ｂ）上昇段階のＰｍｕｓ形状：上昇段落中の上昇Ｐｍｕｓの上昇率は一定でない。Ｔ0からＴ1の期間（すなわちΔｔ1）と、Ｔ-1からＴ0の期間（すなわちΔｔ-1）の、それぞれでのΔＰｍｕｓ／Δｔの差は、上記（ａ）で述べたのと同じ理由で、推定されたＲの誤差を引き起こす。約０．１秒のΔｔは、実現可能であり、かつ測定装置の応答特性に関する最小の誤差と矛盾しない。すべての測定点（すなわちＴ0、Ｔ1、Ｔ-1）がＰｍｕｓの上昇または下降段階のいずれかの間に発生すると仮定すると、ΔＰｍｕｓ／Δｔの重要な変化は、この短かい期間内にわたって起こることもありそうもない。Ｔ-1とＴ1の間で、Ｔｉが終了することを避ける必要があり、これは、ＰＡＶモードにおける膨張段階の初期か、あるいは膨張過程の非常に遅い時のいずれかにおいて、パルスを印加することにより達成できる。このモードでは、膨張段階の始めの５０％において印加されたパルスは、全体として（つまりＴ-1からＴ1）、Ｐｍｕｓの上昇段階において発生し、これに対し、膨張段階の終り近くにおいて印加されたパルスは、全体として、Ｐｍｕｓの減少段階において発生することが保証される。いずれの場合も、パルスの短い期間にわたって、ΔＰｍｕｓ／Δｔの大きな変化が発生する可能性はほとんどなく、パルスの短かい期間内に１つの区分から次の区分まで外挿することによる重大な誤差は発生しない。
【００８１】
ｃ）行動的反応：パルスの開始に続くＰｍｕｓの変化は、患者がパルスを知覚し、それに対し行動で反応した場合、先行する時間間隔  から予測された変化から大きく外れることがある。Ｐａｗと流量の変化に対する行動的反応の最小待ち時間は、十分に警戒状態にある普通の被験者ですら、約０．２秒である。この結果、行動的反応を伴なう、パルスの知覚に関する誤差は、測定をパルス開始後の約０．２秒間に限定すれば避けることが可能である。しかしながら、変化が予想される場合、行動的反応は、知覚が無くても発生し得る。例えば、動揺が５回の呼吸ごとに規則的に発生すると、患者は、パルスが開始される前においても、５番目の呼吸毎に、自身の呼吸器出力を変更することがある。予見的反応の発生は、パルス印加の順序をランダムにすることにより、最にすることができる。
【００８２】
ｄ）流量の変化に対する非行動的な神経筋の反応：吸気努力の継続中の、流量の急速な減少が、理論上は、行動的反応よりもはるかに短い待ち時間で、神経出力に反射的変化を引き出すことがある。さらに、流量の変化と、したがって容積の時間変化は、呼吸器筋の固有の性質（力と長さ、および、力と速度の関係）を操作することによって、電気的起動の変化と無関係に、Ｐｍｕｓの変化を引き出すことがある。パルス（Ｔ0とＴ1の間で）の開始に続くこれら反応の、いずれからの重要な寄与は、前パルス期間から予測された経過に対するＰｍｕｓの時間推移を変更し、予測されたＰｒｅｓの誤差を生ずることとなる。実験の結果によると、これらの作用は、流量変化が適度（例えば１ｌ／秒未満）であり、かつ、Ｐｍｕｓが比較的小さいＰｍｕｓの膨張段階の初期に干渉が行なわれると、小さくなる傾向がある。
【００８３】
ｅ）Ｐｍｕｓ雑音：次の期間の変化を推定するために、比較的短い期間（例えば０．１秒）にわたるＰｍｕｓの変化を使用すると、Ｐｍｕｓ信号中の雑音が誤差を生じることがある。Ｐｍｕｓ雑音は本物である場合と、あるいは人工である場合がある。例えば、Ｐdi（経横隔膜圧）軌跡は、しばしば鋸歯のような上昇段階を有する。さらに、Ｐｍｕｓを測定するのではなく、
【００８４】
【外６７】
0003713240.tif 000057
から推定すると、Ｐｍｕｓの真の上昇段階が滑らかでも、圧力中の独立した雑音、および流量信号（例えば人工心臓、分泌物など）により、推定されたＰｍｕｓの値に雑音が入り込むことがある。Ｐｍｕｓ雑音の推定された抵抗への影響は、雑音が本物でも人工のものであっても、同じである。Ｐｍｕｓ信号中のランダム雑音は、測定された抵抗値の変動性を増加させることが予想され、したがって単一パルスから得られた情報の信頼度を下げる。この状態は多数回の呼吸にわたる、いくつかの観測結果を平均化することにより対処可能である。さらに、Ｐｍｕｓ雑音の影響も、Ｔ0とＴ1間の流量の比較的大きな変化を使用することによって減少させることができる。
【００８５】
パルス技術を用いる抵抗値計算の他の方法
１）内挿手法を用いて、パルス期間中のＰｍｕｓの変化の推定：
前述の説明では、Ｔ0とＴ1間のＰｍｕｓの変化（つまりΔＰｍｕｓ（Ｔｏ→Ｔ1））は、Ｔ-1からＴ0間のＰｍｕｓ経路の外挿によって推定された。代わりの方法は、Ｐａｗの谷の前（例えばＴ0）と谷の後（Ｔ2）の２点間の内挿により、ΔＰｍｕｓ（Ｔｏ→Ｔ1）を推定することである。この場合、
【００８６】
【外６８】
0003713240.tif 000058
は、Ｔ1に加えて、Ｔ0（つまり
【００８７】
【外６９】
0003713240.tif 000059
）、およびＴ2（つまり
【００８８】
【外７０】
0003713240.tif 000060
）において測定される。Ｔ2は、
【００８９】
【外７１】
0003713240.tif 000061
が慣性力を最小にするのに非常に小さいＴ1の後の点を選ぶのが好ましい。この代替方法により、式（８）は以下のように書き表せる。
【００９０】
【数１５】
0003713240.tif 000062
ここで、Δｔ2はＴ2とＴ0の間の期間である。式（８ａ）は以下のように書き表せる。
【００９１】
【数１６】
0003713240.tif 000063
この内挿手法には、前述した外挿方法と比較して、利点と欠点がある。主要な利点は、原理的には、未知の値の前後の値の内挿によって未知の値を推定することは、未知の値の前かまたは後のいずれかで全て発生したデータ点の外挿によって未知の値を推定することよりも正確である。しかしながら、この特定の用途における実際的な欠点は、点Ｔ2はパルス干渉以降と、さらにその後の吸気中にも発生するということである。したがって、Ｔ2でのＰｍｕｓは、先行する干渉に対する行動的反応あるいは反射的反応によって損なわれることがあり、また、Ｐｍｕｓの急激な減少を伴って吸気努力が終了する可能性が大きいことから、Ｔ2より前に発生する。
【００９２】
２）外挿手法と内挿手法を組み合わせた使用：
Ｒの値は、外挿手法（式（８）または（８ａ））と内挿手法（式（８ｉｎｔｅｒ）および（８ａｉｎｔｅｒ）の両方を使用して推定でき、２つの方法の結果は適切な平均値化手法を用いて平均値を求めることができる。
【００９３】
内挿手法あるいは組合せ型手法のいずれかは、外挿手法に優先して使用できるが、私の実際的な経験からは外挿手法を支持する。このようにして、換気装置に依存した６７人の患者に関する研究から、外挿手法の結果は、他の２つの代替方法の結果よりも、制御された呼吸中に得られた結果により一致するということがわかった。
【００９４】
３）Ｐｍｕｓの前方外挿の代わりに、後方外挿の使用。
【００９５】
Ｔ0とＴ1間のＰｍｕｓの変化は、Ｔ1に続く期間からデータの後方外挿によって推定できる。このようにして、
【００９６】
【外７２】
0003713240.tif 000064
はＴ2で測定される（代替方法１を参照）。式（８）と（８ａ）は、これらのサンプリング点を反映させるため、以下のように修正される。
【００９７】
【数１７】
0003713240.tif 000065
４）Ｔ0に先行するΔＰｍｕｓ／Δｔは、Ｔ0以前に発生する２つの点（例えばＴ-1とＴ-2）で得られた値から推定できる。これは、実現可能で、かなり正確な結果を与えるが、計算をより複雑にしつつ、Ｔ0と先行する１つの点を使用する方法に対して利点はほとんど無い。
【００９８】
５）Ｔ0以前あるいはＴ1以降でのΔＰｍｕｓ／Δｔを推定する回帰分析の使用：前述した外挿手法は、ΔＰｍｕｓ／Δｔ（Ｔ0→Ｔl）を推定するために、わずか２つの点（例えばＴ0とＴ-1）における測定値を利用する。計算量は非常に多いが、パルスの開始前の、またはＴ1とＴ2の間のΔＰｍｕｓ／Δｔは、パルスの前後の多数の点における、
【００９９】
【外７３】
0003713240.tif 000066
をサンプリングし、適切な回帰分析によってΔＰｍｕｓ／Δｔを推定することによって、推定できる。線形および非線形回帰の標準式を、複数のデータセットに適用して、Ｔ1での
【０１００】
【外７４】
0003713240.tif 000067
の推定値を得ることが可能である。これらは次に式（８）と（８ａ）の適切な場所に挿入される。
【０１０１】
６）正の流量パルス（過渡）の使用：負のＰａｗと流量過渡（例えば図１）を用いた本発明の方法の応用を上記で記載したが、同じ方法は、正方向の強制的な流量とＰａｗの過渡にも適用可能である。ここで、
【０１０２】
【外７５】
0003713240.tif 000068
および容積も、動揺の直前（Ｔ0）と、正のパルスのＰａｗ（または流量）が最大となる点（Ｔ1）（負パルスの谷に対して）か、あるいはその近くの点と、さらに、第３の点として、外挿手法を実施するＴ0の前か、あるいは内挿または後方外挿の手法を実施するＴ1の後のいずれかの点で測定される。これら３つの（Ｔ0、Ｔl、Ｔ-1、あるいはＴ0、Ｔ1、Ｔ2）で得られた
【０１０３】
【外７６】
0003713240.tif 000069
値は次に、（外挿方法に関しては）、式（８ｉｎｔｅｒ）または式（８ａ）、（内挿方法に関しては）、式（８ｉｎｔｅｒ）または式（８ａｉｎｎｔｅｒ）、あるいは後方外挿方法に関してはまたは（８ｂｅｘｔｒａ）および式（８ａｂｅｘｔｒａ）に挿入される。回帰分析はＴ0の前の多数のデータに対しても、、用いることができる。私の経験では、負のパルスは、より信頼できる結果を与え、したがって好ましい。負のパルスを用いて、より信頼できる結果が得られるのは、２つの要因が関連しているようである。第１に、負のパルスは、ΔＰａｗ／Δｔが零となる点の発生を指令し、この点をＴ0として使用できる。（図１を参照）正のパルスではこれは保証できない。測定を、
【０１０４】
【外７７】
0003713240.tif 000070
が零近くになる点で行なうことは、（前に述べたように）利点がある。第２に、多くの患者では、正のパルスが与えられると、ピーク流量とピークＰａｗとの発生時間にかなりの差が生じ、その結果に不確定さを生じる。
好ましい実施形態の説明
図２は、本発明を実施装置の好ましい実施態様の概観を示している。この好ましい実施形態は、換気装置に依存する６７人の患者に対し、本発明による手順を検証するために使用した実際の装置を反映している。この好ましい実施形態は、いくつかの部品を有する。図２では、これらの部品は、互いに異なるものとして示されているが、このような表現はこれら部品を例示するためであって、実際に実施する場合は、これらの３つのすべての部品は、単一のユニット（換気装置）内に組込むことができる。
【０１０５】
気体送出ユニット１０は、比例支援換気（ＰＡＶ）提供する換気装置である。ＰＡＶを送出するために、種々の機械装置を使用でき、送風機に基づいたソレノイド装置、ピストンに基づいたソレノイド装置および比例ソレノイド装置を利用したもののいくつかは市販されている。ＰＡＶは、その譲受人に譲渡された米国特許５、１０７、８３０（Ｙｏｕｎｅｓ）に記載されており、その開示は、引例として本明細書に含められている。好ましい実施形態に図示された換気装置は、チャンバ１４中を往復運動するピストン１２からなっている。ピストン１２は、ＰＡＶ圧力制御装置１８から入力された入力に比例して、ピストン１２に力を加えるモータ１６に連結されている。電位差計２０が、換気装置の周期中の容積変化に対応するピストン変位を測定する。洩れと気体の圧縮とに関してある修正をした後、この信号は、患者が取り入れた気体の（容積）を伝える。容積信号（Ｖ）は、適切な微分器２２により微分され、流量信号
【０１０６】
【外７８】
0003713240.tif 000071
となる。ＰＡＶ圧力制御装置１８は、増幅定数がユーザーによって設定された、適切に増幅された流量信号と適切に増幅された容積信号の合計であり、モーター１６を制御するために使用される信号を発生する。ピストンチャンバ１４は入力ポスト２４を経て適切な気体混合物を取入れ、排出ポートを経て患者に気体を送る。吸気中、呼気弁制御回路は、ピストン１２によって押し出された気体がバルブ２７を通して確実に患者に送られるように呼気弁２６を閉じる。吸気周期の終わりに、呼気弁制御回路は、呼気の流れが次の周期の前に発生するように、呼気弁２６を開く。
【０１０７】
マイクロコントローラ２８が流動信号と気道圧力信号を入力する。これらは、流量
【０１０８】
【外７９】
0003713240.tif 000072
および気道圧力（Ｐ）の換気装置出力から直接得ることができる。あるいは、流量と気道圧力は、Ｙコネクター３２と患者との間に、呼吸流量計（３０）と気道圧力排気口を挿入することにより別々に測定される。後者の方法は図２に示された１つの方法である。気管内挿入管３４の近くの気流と気道圧力に比例する信号を発生する圧力変換器（ＦＴとＰＴ）が設けられている。これは患者の流量と気道圧力を推定するより直接的な方法であるが、かなり正確な推定値が、チューブの圧縮を見込んだ後、患者から離れた、換気装置本体内のセンサーから得られる。患者の流量と気道圧力信号は、マイクロコントローラ２８によって連続的にモニターされる。電気パルスが、ランラダな間隔で、マイクロコントローラによって発生され、適切な出力ポートを経てＰＡＶ供給装置に伝達される。これらのパルスは前述したように負また正のいずれかである。このパルス出力は、３６を経由し、ＰＡＶ供給装置内のＰＡＶ圧力制御装置１８に接続されている。電気パルスは、ＰＡＶアルゴリズムにより指令された出力に対する、ＰＡＶ圧力調整装置の出力の、一時的な減少または増加をもたらす。これは、マイクロコントローラによって決められた時点において、短期間（例えば約０．２秒）の間、選択された呼吸の気道圧力の対応する増加または減少をもたらす。
【０１０９】
この好ましい実施形態で使用されるマイクロコントローラ２８の基本的な構成部品は図３に示されている。流量信号と気道圧力信号は、入力電圧信号を０〜＋５ボルトへ調節する信号調整回路（ＬＭ３２４０Ｐ−ＡＭＰＳまたは相当品）に送られる。これら２つの信号は、マイクロコントローラ上のアナログ／ディジタル変換器に送られる。ディジタル化された流量信号は、吸い込み容積を得るために積分される。クロック回路が、流量、圧力、および容積が正確な間隔でサンプリングされるのを可能にする。この基本的なコンピュータはＡＭ２９ＦＯ１０  ＲＯＭとＫＭ６８−１０００  ＲＡＭを備えたＭＣ６８ＨＣ１６である。マスターコンピュータープログラムの好ましい実施形態は以下のようにいくつかの機能を含む。
（１）吸気の始まりを識別する機能。吸気は、吸気の流量があるしきい値（たとえば０．１ｌ／秒）を越え、この点以降、少くとも約１５０ミリ秒の期間の間、このレベルを超えたレベルに留まった場合、開始したと見なされる。
（２）乱数発生器機能が、連続したいかなる２つの動揺の間の呼吸の数を決める、４から１１の間の数を発生する。この結果、連続するいかなる２つの動揺の間の、平静な呼吸の平均が６であるということになる。他の好都合な整数と平均値を選択してもよい。この平均数をキーパッドを経たマニュアル入力でユーザーが置き換えることが可能である。ユーザーは、データ収集を速めるために、動揺をより早い平均速度で生じることを選択してもよく、あるいは逆に、例えば臨床状態がかなり安定しているようなときは、動揺印加の頻度を減らすことも可能である。パルスをランダムな間隔で印加することを保証する他の方法も明らかに可能である。パルスを、規則的な間隔で印加してもよいが、このことはある状況下では測定を悪化させる場合がある、患者による予想された反応を引き起こすことがある。
（３）印加時間とパルスの特性を制御するイベントプロセッサ機能。この印加時間は、以前の呼吸中に膨張段階の支配的な期間に基づき、これらパルスが膨張段階の前半に伝えられるよう自動的に調節される。印加されたパルスの形状は、結果として、Ｔ1の近くのパルスの期間に、Ｐａｗと流量に、かなり水平な部分を生じるように、自動的に調節される（図１参照）。イベントプロセッサによって生成された情報は、約０．２秒の持続期間または他の好都合な持続時間を持つパルスを発生するパルス発生器（ＤＡＣ−０８、図３）に伝達される。パルスインバーターとゲート回路（ＬＭ６６０  ＯＰ−ＡＭＰＳ、ＣＤ４０５２アナログマルチプレクサ、図３）が、正のパルスまたは負パルスのいずれかを生成するために使用される。
（４）約６ミリ秒あるいは他の好都合な時間間隔でサンプリングされた流量、容積、および気道圧力の値を、パルスを受信する呼吸における吸気の全期間にわたってデータメモリに格納させるサブプログラム。
（５）負へのずれの前に、ピークＰａｗが発生した時間（Ｔ0）と、Ｔ0の前の先行する約１００ミリ秒あるいは他の好都合な時間（Ｔ-1）と、パルスの期間中に最小のＰａｗが発生した時間（Ｔ1）と、パルス過程後で、最も高いＰａｗが発生した時間（Ｔ2）を求めるために上記のデータを走査するサブプログラム。
（６）それぞれのパルス化された呼吸に対し、これらの４つの時点における
【０１１０】
【外８０】
0003713240.tif 000073
および容積の値の表を作成するサブプログラム。
（７）データの通常変動可能範囲を越えたデータ点を削除するサブプログラム。このサブプログラムは、ある判定基準を満たさないパルス変動を受ける呼吸を識別する。これらの観測値に関連するデータはテーブルから削除される。
（８）送出パルスの振幅を決めるプログラム。これは繰り返し行われるプログラムである。パルス発生器は、小さい振幅の負のパルスを送信ように最初指示される。これらパルスの期間中に流量が減少することに注意するべきである。流量（つまりＴ1での
【０１１１】
【外８１】
0003713240.tif 000074
）の谷が約０．２ｌ／秒あるいは他の好都合なしきい値より大きい場合、次の負パルスの振幅は増大させられ、かつ流量の谷に再び注目すべきである。連続する負のパルスの振幅の漸進的な増大は、谷が約０．２ｌ／秒あるいは他の選択された閾値まで減少するまで続く。その後、パルスの振幅は一定に保たれるが、谷での流量は毎回モニターされる。万が一谷がさらに多くのパルスに対して、０．２ｌ／秒、または他の選択された閾値を越えて上昇し、上昇するままであると、パルスの振幅は増大させられる。逆に、谷によって、呼吸器循環をリセットして流量が零になると、パルス振幅は小さくなる。このサブプログラムの目的は、負のパルスの期間の流量の谷がゼロではなくゼロを近くなるように負パルスの振幅を維持することである。
（９）新しいデータが取得されると、表の中の、特定の数のパルス（例えば最後の２０パルス）の結果だけを残して以前のデータを削除するサブプログラム。
（１０）上述した式（８）、（８ａ）、（８  ｉｎｔｅｒ）、（８ａ  ｉｎｔｅｒ）、８（ｂｅｘｔｒａ）、８ａ（ｂｅｘｒｒａ）から、呼吸器系の抵抗（Ｒ）の値を計算する統計サブプログラム。これらの導出は、以上に詳細に説明したように、負のパルスあるいは正のパルスに対して作表された流量、容積、および気道圧力の平均値から得ることができる。
（１１）必要に応じて、ＬＣＤあるいは他のディスプレイ上に、求められた抵抗値（Ｒ）の結果を表示する機能
上述した実施形態中では、独立したマイクロコントローラが図示されているが、このマイクロコントローラによって行なわれる同じ機能は、適切なプログラムによって、換気装置内の常駐のコンピュータに組み込むことが可能である。この技術の用途は、上記の好ましい実施形態の中で用いられた特定の、ピストンベースのＰＡＶ供給装置ととも使用することに限定されないことがわかる。集中治療室で使用されるに好適なすべての市販の換気装置は、流量に関連する出力と気道圧力を出力でき、ＰＡＶ供給能力を持つこれら市販の製品は、ＰＡＶアルゴリズムを実行する回路またはマイクロコントローラを必ず有し、ここに提供される自動機構の測定装置に接続できる。当然、上述の装置は、様々なＰＡＶ供給出装置の異なる機能に合わせるために、適切なる変更を要する場合があるが、必要となるすべての変更は、当該技術の経験者の技柄の範囲内であろう。好ましい実施形態に記載されているもの以外の、マイクロプロセッサと電子付属品を同じ目的を達成するために使用できることも明らかである。
【０１１２】
好ましい実施形態に関して上述したアルゴリズムに対する変更が可能であることもわかる。これらは以下のものを含むが、これらに限定されるものではない。
１）２００ミリ秒より短いか、長いパルス持続時間の使用。
２）負の圧力パルスの代わりに正の圧力パルスを使用すること、あるいは正と負パルスの両方の使用。
３）複雑な形状のパルス、例えば限定されるものではないが、単一パルスに代わる２相パルス。
４）所与の呼吸中に、２つ以上のパルスを印加する。
５）抵抗値を求めるために印加された圧力の過渡的な増大あるいは減少は、ＰＡＶ支援装置の利得を一時的に変更することにより生成される。
６）圧力と流量の過渡的変動が、換気装置自体から独立した機械装置によってもたらされ、外部のチューブに組み込まれる。
７）抵抗値を求めるために、圧力と流量の過渡的な変動は、容積の循環した支援、ＣＰＡＰモード、圧力支援換気、または気道圧力解放換気を含む、ＰＡＶ以外のモード中に印加され、それによって、変動は、正および／または負の過渡値を、関連するモードの通常の制御信号に重ねることによって生成される。
８）そのような関係の時間的な傾向を後に表示するために利用できる、長期の期間にわたる抵抗値の結果を格納するための備え。
９）抵抗値が変化するにしたがって、ＰＡＶモードにおける流量支援の多きさか、または他のモードでの支援レベルを自動的に変更するための適切な回路またはディジタル手段を備えること（すなわち、支援レベルの閉ループ制御）。
１０）抵抗は、いくつかのパルスから得られた値の平均ではなくて、単一のパルスから得られた値から計算する。
１１）パルス中のＰｍｕｓの振る舞いは、Ｔ-1とＴ0間のデータを外挿する好ましい方法（式（８）および（８ａ）に基づく）に対して、Ｔ0での値とＴ1を超えた時点の値の間の内挿によって計算される（式（８  ｉｎｔｅｒ）と（８ａ  ｉｎｔｅｒ）に基づく）。
１２）パルスの期間中のＰｍｕｓの振る舞いは、式（８ｂｅｘｔｒａ）および（８ａ  ｂｅｘｔｒａ）に基づいて、Ｔ１と、Ｔ１を越えた時点の間に発生する値の、後方外挿によって計算する。
１３）抵抗は、外挿手法（式（８）または（８ａ））と内挿手法（式（８ｉｎｔｅｒ）と（８ａｉｎｔｅｒ））によって計算され、結果は、これら２つの計算方法の結果の平均またはその準関数として与えられる。
１４）流量は、それが再度上昇させる代りにＴ1を越えたある一定の期間中、ほぼ一定に保たれる。
１５）支援は、Ｔ1の直後に終了する。
【図面の簡単な説明】
【図１】負のパルスを示す気道圧力（Ｐａｗ）、流量、および容積の変化と、３つの測定時刻を示す。
【図２】本発明の好ましい実施形態にもとづく方法を実施する装置の概略図である。
【図３】図２の装置に関連して使用されマイクロコントローラの各要素を概略的に示す。
【開示の要約】
この開示を要約すると、本発明は、患者の支援換気中の吸気抵抗（Ｒ）を独特、かつ簡単な方法で求める方法と装置を提供する。本発明の範囲内で変更が可能である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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