(57)【要約】圧力に基づく換気を制御するための適応制御方法は、患者／ベンチレータシステムの線形モデルに基づき設計された特定のレギュレータ構造を使用する。又、同じモデルを使用して、患者の気道抵抗、肺コンプライアンス及び接続管コンプライアンスのリアルタイム推定値が導出される。これらの推定値を使用して、閉ループの動的特性が指定のシステムの動的特性に迅速に接近するようにレギュレータパラメータをリアルタイムで調整する。患者／接続流路システムにおいて、Ｇ（ｓ）入口流量及び流路圧力がパラメータ推定装置に供給され、そしてパラメータ推定装置の出力を使用して、補償装置のパラメータＣ（ｓ）が調整される。【特許請求の範囲】
【請求項１】
圧力に基づく換気中に接続管流路を経て患者の気道及び肺へ所望圧力の気体を供給するベンチレータシステムにおいて患者の気道抵抗、患者の肺コンプライアンス及び接続管流路のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定する方法であって、
接続管流路への気体の流量を測定し、
接続管流路内の気体の圧力を測定し、
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて患者の気道抵抗のリアルタイム推定値を決定し、
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて患者の肺のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定し、そして
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて接続管流路のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定する、
という段階を備えた方法。
【請求項２】
患者の気道抵抗、患者の肺のコンプライアンス、及び接続管流路のコンプライアンスの推定値から、次の式を離散化することにより、患者の肺への流量の推定値を決定する段階を更に備え、
【数１】
2004508105.tif 000023
但し、ＱＬは、患者の肺への流量であり、Ｒは、患者の気道抵抗であり、ＣＬは、患者の肺のコンプライアンスであり、そしてＣＴは、接続管流路のコンプライアンスである請求項１に記載の方法。
【請求項３】
患者の気道抵抗、患者の肺のコンプライアンス、及び接続管流路のコンプライアンスの推定値から、次の式を離散化することにより、患者の肺圧力の推定値を決定する段階を更に備え、
【数２】
2004508105.tif 000024
但し、ＰＬは、患者の肺圧力であり、Ｒは、患者の気道抵抗であり、ＣＬは、患者の肺のコンプライアンスであり、そしてＣＴは、接続管流路のコンプライアンスである請求項１に記載の方法。
【請求項４】
患者の気道抵抗、患者の肺のコンプライアンス、及び接続管流路のコンプライアンスの上記リアルタイム推定値に基づいて所望の圧力に対して供給気体の圧力を補償するための補償パラメータを決定するために肺及び接続流路の伝達関数を決定し、
接続管流路内の気体の実際の圧力と気体の所望圧力とを比較し、そしてそれらの間の差を表わすエラー信号を発生し、そして
上記所望の圧力、上記補償パラメータ、及び上記所望の圧力と接続管流路内の気体の実際の圧力との間の差を表わす上記エラー信号とに基づいて、患者の気道に供給される気体の圧力を、患者の気道への気体の所望圧力に対して補償する、という段階により患者へ供給される気体の圧力を制御する段階を更に備えた請求項１に記載の方法。
【請求項５】
圧力に基づく換気中に接続管流路を経て患者の気道及び肺へ供給される気体の圧力を制御する方法において、
接続管流路を経て患者の気道へ加圧気体を供給し、
接続管流路を経て患者の気道へ供給される気体の所望圧力を決定し、
接続管流路への気体の実際の流量を測定し、
接続管流路内の気体の実際の圧力を測定し、
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて患者の気道抵抗のリアルタイム推定値を決定し、
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて患者の肺のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定し、
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて接続管流路のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定し、
患者の気道抵抗、患者の肺のコンプライアンス、及び接続管流路のコンプライアンスの上記リアルタイム推定値に基づいて所望の圧力に対して供給気体の圧力を補償するための補償パラメータを決定するために肺及び接続流路の伝達関数を決定し、
接続管流路内の気体の実際の圧力と気体の所望圧力とを比較し、そしてそれらの間の差を表わすエラー信号を発生し、そして
上記所望の圧力、上記補償パラメータ、及び上記所望の圧力と接続管流路内の気体の実際の圧力との間の差を表わす上記エラー信号とに基づいて、患者の気道に供給される気体の圧力を、患者の気道への気体の所望圧力に対して補償する、という段階を備えた方法。
【請求項６】
圧力に基づく換気中に接続管流路を経て患者の気道及び肺へ供給される気体の圧力を制御する方法であって、接続管流路を経て患者の気道へ加圧気体を供給し、接続管流路を経て患者の気道へ供給される気体の所望圧力を決定し、接続管流路への気体の実際の流量を測定し、接続管流路内の気体の実際の圧力を測定し、接続管流路内の気体の実際の圧力と気体の所望圧力とを比較し、そしてそれらの間の差を表わすエラー信号を発生し、そして上記所望の圧力、及び上記所望の圧力と接続管流路内の気体の実際の圧力との間の差を表わす上記エラー信号とに基づいて、患者の気道に供給される気体の圧力を、患者の気道への気体の所望圧力に対して補償するという段階を備えた方法において、
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて患者の気道抵抗のリアルタイム推定値を決定し、
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて患者の肺のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定し、
接続管流路への気体の実際の流量及び接続管流路内の気体の実際の圧力に基づいて接続管流路のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定し、
患者の気道抵抗、患者の肺のコンプライアンス、及び接続管流路のコンプライアンスの上記リアルタイム推定値に基づいて所望の圧力に対して供給気体の圧力を補償するための補償パラメータを決定するために肺及び接続流路の伝達関数を決定し、そして
上記所望の圧力、上記補償パラメータ、及び上記所望の圧力と接続管流路内の気体の実際の圧力との間の差を表わす上記エラー信号とに基づいて、患者の気道に供給される気体の圧力を、患者の気道への気体の所望圧力に対して補償する、という段階を備えた方法。
【請求項７】
量に基づく換気中に接続管流路を通して患者の気道及び肺へ所望圧力の気体を供給するベンチレータシステムにおいて患者の気道抵抗、患者の肺コンプライアンス及び接続管流路のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定する方法であって、量換気の呼気段階を制御するのに使用される方法において、
呼気流路における気体の流量を測定し、
呼気流路における気体の圧力を測定し、
呼気流路における気体の実際の流量及び呼気流路における気体の実際の圧力に基づいて患者の気道抵抗のリアルタイム推定値を決定し、
呼気流路における気体の実際の流量及び呼気流路における気体の実際の圧力に基づいて患者の肺のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定し、そして
呼気流路における気体の実際の流量及び呼気流路における気体の実際の圧力に基づいて呼気流路のコンプライアンスのリアルタイム推定値を決定する、
という段階を備えた方法。
【請求項８】
患者の気道抵抗、患者の肺のコンプライアンス、及び接続管流路のコンプライアンスの上記リアルタイム推定値に基づいて、患者に供給される気体の量を補償するための補償パラメータを決定するために肺及び接続流路の伝達関数を決定し、
接続管流路内の気体の実際の量と気体の所望圧力とを比較し、そして上記所望の圧力と接続管流路内の気体の実際の圧力との間の差を表わすエラー信号を発生し、そして
上記所望の圧力、上記抵抗、患者の肺のコンプライアンス、及び接続管流路のコンプライアンスに基づいて、患者の気道に供給される気体の量を、患者の気道への気体の所望量に対して補償し、そして
上記所望の圧力、上記補償パラメータ、及び上記所望の圧力と接続管流路内の気体の実際の圧力との間の差を表わす上記エラー信号とに基づいて、患者の気道に供給される気体の圧力を、患者の気道への気体の所望圧力に対して補償する、という段階により患者に供給される気体の量を制御する段階を更に備えた請求項７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【技術分野】
本発明は、一般に、医療用ベンチレータ及び医療用ベンチレータのための制御システムに係り、より詳細には、圧力に基づく換気を適応逆制御するためのシステム及び方法に係る。
【０００２】
【背景技術】
ベンチレータシステムから呼吸圧力支援を受ける患者は、通常、ベンチレータの患者流路を経て呼吸気体を受け取る。患者流路は、一般に、患者ワイと称されるフィッティングに接続された２つの柔軟なコンジットより成る。これらコンジットの自由端がベンチレータに取り付けられ、一方のコンジットは、ベンチレータの空気圧システムから吸気気体を受け取り、そして他方のコンジットは、患者が呼気気体をベンチレータへ返送する。次いで、呼気の量が肺活量計で測定された後に、最終的に、呼気バルブを経て放出される。ワイ・フィッティングは、通常、患者の呼吸アタッチメント又はエンクロージャーに接続され、これは、吸気気体を肺に導くと共に、肺からの呼気気体を患者流路の呼気岐路に導く。患者流路の吸気端にある空気圧システムは、通常、呼吸の前に閉じられ、そして患者流路の呼気端にある呼気バルブは、通常、その前に一方向バルブがあって、患者流路の呼気岐路において気体の逆流を防いでいる。
【０００３】
圧力に基づく換気においては、圧力支援呼吸の呼気段階中に患者呼吸気体流路の呼気岐路に低圧力が発生すると、それらを入念に制御しない限り、患者に対する問題の原因となる。患者の肺の圧力がＰＥＥＰ（呼気終末陽圧、即ち基線圧力値）より下がると、患者の肺機能を損なうことになり、肺の衰弱を防止するには患者の肺のＰＥＥＰを維持することが重要である。
【０００４】
他方、圧力に基づく換気（ＰＢＶ）で現在遭遇する別の問題は、圧力制御型の換気に対する吸気サイクル中に患者の気道圧のオーバーシュートを制御することである。呼吸サイクルが標準的な圧力及び流量コントローラにより主として制御されるときには、コントローラが流量バルブを開くように指令して吸気の初期段階中に患者に吸気気体を迅速に供給するときに、患者は気道圧のオーバーシュートを経験し得る。従って、圧力に基づく換気中には患者の気道圧をより正確に制御することが強く望まれる。というのは、圧力が高過ぎたり低過ぎたりすると、多数の望ましからぬ影響をもたらすからである。
【０００５】
患者ベンチレータの機能を制御するために使用される種々の形式の適応コントローラが知られている。ベンチレータの動的な状態に基づいて流量及び圧力を制御するための医療用ベンチレータに対する一形式の適応制御システムは、所望の圧力波形を発生する波形ジェネレータを使用している。その流量制御システムは、気体の圧力と流量との比に基づき流れ供給制御アルゴリズム又は流れ排出制御アルゴリズムのいずれかを適応制御することのできるスイッチング論理ブロックを有する。供給及び排出の両制御システムは、波形ジェネレータからの目標圧力信号と、実際の気道圧力に対応するフィードバック信号との間のエラーを最小にするためのフィードバックループを備えている。
【０００６】
自動ベンチレータのための別の形式の適応コントローラでは、パルス酸素濃度計を使用して、患者の血液のヘモグロビン飽和度が光学的に決定され、そしてその情報を使用して、呼気時間の長さ、ＰＥＥＰ、及び患者の呼吸管に供給される吸気酸素（ＦｉＯ２）の一部分が調整される。
別の形式の適応コントローラは、患者の変化する要件に適応する伝達特性を有するフィードバック制御ループを使用して、吸気酸素の適切な部分量が維持される。酸素濃度計と、フィードバック制御のための酸素値の適応フィルタリングを与えるアルゴリズムとを使用する閉ループの非侵襲的酸素飽和度制御システムが提供される。
【０００７】
医療用ベンチレータのための１つの既知の適応フィードバック制御は、周波数ドメインにおいて、ベンチレータシステムの要素に対して決定されたラプラス伝達関数を分析する。口の圧力を正確に制御するために、適応フィードバック制御は、制御の遅れ項が、システムに対する患者の進み項を打ち消すように使用される。ダイアフラムバルブに付与される背圧を正確に制御するために、呼気空気圧サークル及び制御ループは、第２の閉ループコントローラを使用する。制御バルブは、コントローラによって発生される圧力エラー信号に基づいて作動される。吸気制御機能は、制御機能アルゴリズム、同期アルゴリズム、時定数アルゴリズム、及び抵抗／コンプライアンスアルゴリズムを使用する。
【０００８】
圧力に基づく換気における最も困難で且つ永続的な問題の１つは、広範囲な患者条件及びベンチレータ設定にわたって圧力追跡性能を達成することである。非固定の患者パラメータ、ベンチレータ設定、及び接続流路形式の巾広い選択は、システムの動的特性を数桁の大きさにわたって変化させる。固定利得コントローラを使用する古典的な制御方法では、通常、これらのパラメータが変化するので一貫した性能を維持することができない。設計者は、しばしば、特殊な変更に頼らねばならず、これら変更は、一応頑丈さを改善するが、おそらく、軌跡のオーバーシュート、立ち上り時間、定常精度、及び安定性の余裕の間での妥協を必要とする。従って、圧力をベースとする換気の制御を改善する必要性が残されている。本発明は、これら及び他の要望を満足するものである。
【０００９】
【発明の開示】
簡単に、そして一般的に述べると、本発明は、圧力に基づく換気の制御問題を解消する適応制御方法を提供する。この方法は、患者／ベンチレータシステムの線形モデルに基づいて設計された特定のレギュレータ構造体を使用する。又、同じモデルを使用して、患者の気道抵抗、肺のコンプライアンス、及び接続管のコンプライアンスのリアルタイム推定値が導出される。これらの推定値は、閉ループの動的特性が指定のシステムの動的特性に迅速に接近するようにレギュレータパラメータをリアルタイムで調整するのに使用される。患者／接続流路システムでは、気体の圧力を所望圧力に調整するためのパラメータを推定するのに入口流量及び流路圧力が使用される。本発明は、気体の圧力を所望圧力に対して補償するためのパラメータを与えて、圧力に基づく改善されたベンチレータ制御を行うための独特の気体圧力補償及び独特のパラメータ推定を提供する。本発明は、小さな幼児から大きな成人までの全範囲の患者条件にわたり、上述した妥協をバランスする必要なく、圧力を追跡する上で一貫した性能を与えることができる。又、副次的な利益として、本発明は、患者及び接続流路パラメータ測定も提供し、これは、ベンチレータ制御に高いレベルで使用できると共に、システム自己テスト（ＳＳＴ）を行ってこれらパラメータを決定する必要性をおそらく排除するのに使用できる。
【００１０】
本発明の方法及び装置は、圧力に基づく換気システムの吸気サイクルの制御について説明するが、この方法は、圧力及び量の両方に基づいて制御される換気戦略の呼気サイクルにも適用することができる。本発明の方法を使用して患者ベンチレータシステムの呼気特徴をモデリングすることにより、所望の呼気軌跡を迅速に得るようにレギュレータパラメータを調整することができる。
本発明のこれら及び他の特徴並びに効果は、本発明の特徴を一例として示した以下の詳細な説明及び添付図面から明らかとなろう。
【００１１】
【発明を実施するための最良の形態】
圧力に基づく換気においては、圧力支援呼吸の呼気段階中に患者の呼吸気体流路の呼気岐路に低圧力が発生すると、それらを入念に制御しない限り患者の問題の原因となる。患者の肺の圧力がＰＥＥＰより下がると、患者の肺機能を損なうことになり、肺の衰弱を防止するには患者の肺のＰＥＥＰを維持することが重要である。呼吸サイクルが主として標準圧力及び流量コントローラによって制御されるときには、吸気の初期段階中に患者へ呼吸気体を迅速に供給するためにコントローラが流量バルブを開くように指令するときに、患者は気道圧力のオーバーシュートも経験し得る。従って、圧力に基づく換気中には患者の気道圧力をより正確に制御することが強く望まれる。というのは、圧力が高過ぎても低過ぎても多数の不所望な作用が生じるからである。広範な患者条件及びベンチレータ設定にわたって圧力追跡性能のために種々の戦略が利用されているが、非固定の患者パラメータ、ベンチレータ設定、及び接続流路形式の巾広い選択は、システムの動的特性を数桁の大きさで変化させ、固定利得コントローラを使用するベンチレータの一貫した性能を得るのを困難にする。
【００１２】
添付図面に示されたように、本発明は、圧力に基づく換気の制御問題を解消する適応制御方法において実施される。この方法は、純粋な分析的解決策に基づくもので、患者／ベンチレータシステムの線形モデルに基づいて設計された特定のレギュレータ構造を使用している。又、同じモデルを使用して、患者の気道抵抗、肺のコンプライアンス、及び接続管のコンプライアンスのリアルタイム推定値が導出される。これらの推定値は、閉ループの動的特性が指定のシステムの動的特性に迅速に接近するようにレギュレータパラメータをリアルタイムで調整するのに使用される。図３に示したように、本発明の患者／接続流路システムでは、Ｇ（ｓ）入口流量及び流路圧力がパラメータ推定装置に供給される。パラメータ推定装置の出力は、補償装置のパラメータＣ（ｓ）を調整するのに使用される。
【００１３】
本発明の方法の現在好ましいとされる第１の特徴においては、忘却（ｆｏｒｇｅｔｔｉｎｇ）ファクタを伴う標準的な反復最小２乗方法を使用して、接続流路コンプライアンス、肺のコンプライアンス及び気道抵抗のリアルタイム推定値を形成するためのアルゴリズムが使用される。このアルゴリズムは、ＶｉｓＳｉｍベクトル及びマトリクスブロック演算を使用してテストされたピューリタン・ベネット（Ｐｕｒｉｔａｎ Ｂｅｎｎｅｔｔ）８４０において実施されそしてテストされている。
【００１４】
本明細書全体を通じて、テーブル１に示す用語を使用する。
テーブル１：肺モデル記号
2004508105.tif 000002
【００１５】
図１の回路図に示されたＲＣＣ（Ｒ：気道抵抗、ＣＬ：肺のコンプライアンス及びＣＴ：接続流路のコンプライアンス）モデルは、比較的簡単であり且つベンチレータの圧力応答を厳密にモデリングできるので、肺／流路システムを表わすのに選択されたものである。これは、最小２乗モデルの一部分としてパラメータを含ませることにより抵抗及びコンプライアンス推定値に対して肺の流量を決定するために接続流路のコンプライアンスを個別に推定しなければならないタスクを排除する。図１のＲＣＣモデルは、流路の圧力対流量の伝達関数として次のように表わすことができる。
【数３】
2004508105.tif 000003
【００１６】
式１のファクタをクロス乗算し、そして式の各側の全ての項を（ｓ＋λ）２で除算することにより得られる式は、次の形態のパラメータ回帰モデルとして働く個別のパラメータ及び測定ベクトルに分割することができる。
2004508105.tif 000004
は、パラメータのベクトルであり、そして
【数４】
2004508105.tif 000005
は、フィルタされた入力測定のベクトルであり、そして
【数５】
2004508105.tif 000006
は、フィルタされた出力測定である。
【００１７】
各入力及び出力測定をフィルタリングすることは、一次ローパス及びハイパスフィルタの次のようなカスケード状組合せを使用することにより達成できる。
【数６】
2004508105.tif 000007
【００１８】
これらフィルタは、両方とも、サンプル時間Ｔを仮定しそしてラプラス演算子ｓに以下の式１４を代入することにより離散的時間反復近似に変換することができる。この式は、遅延演算子ｚ−１を使用し、そして逆方向直角積分を遂行するものである。この変換は、ｓをｚ平面内で単位円内に完全にマップし、従って、安定性を確保する。
【数７】
2004508105.tif 000008
【００１９】
回帰モデルを、ここで、最小２乗式に直接適用して、θの推定値を解くことができ、次いで、これを使用して、Ｒ、ＣＬ及びＣＴの推定値を代数的に解くことができる。
作用方程式は、次の通りである。
【数８】
2004508105.tif 000009
但し、α＜１は、忘却ファクタである。αが１に近いほど、推定装置がパラメータの変化に対して反応しなくなる。αが小さいほど、推定が変化しがちで且つ不確実になる。漸近線的サンプル長さ（ＡＳＬ）は、次のように定義される。
【数９】
2004508105.tif 000010
【００２０】
ＡＳＬは、Θの推定に貢献するサンプル数の尺度を与える。Ｔ＝０．００１秒における呼吸機構の推定については、α＝０．９９９７が、圧力に基づく換気の適応制御に使用するのに適した応答性でしかも安定した推定を与えると思われる。α及びＴのこの値については、３．３秒の過去の測定データが現在の推定に貢献する。
Γ（ｎ）は、３ｘ３の対称的な正の限定マトリクスである。
Ｋ（ｎ）は、３ｘ１ベクトルで、カルマン利得とも称される。
Θの上に書かれた「＾」は、この記号を、モデルを公式化するのに使用されるベクトル記号の推定として区別する。
【００２１】
方程式を実施するためには、パラメータ推定ベクトルエレメントに対する初期値と、共分散マトリクスエレメントに対する初期値を仮定しなければならない。パラメータ推定ベクトルにおけるエレメントに対して任意の値を最初に指定し、その後、定常推定を検査することができる。次いで、定常値を初期値として代入し、推定における始動時過渡状態のサイズを減少する上で助けとすることができる。共分散マトリクスの初期値は、対角マトリクスとして選択されねばならない。全ての対角エレメントを互いに等しくすることができるが、非常に大きくなければならない。呼吸機構の推定装置の場合には、対角エレメントは、１ｅ１２に等しい。対角から外れたエレメントは、全てゼロである。初期値を定義した後には、次の計算段階が推奨される。
【００２２】
１．流量及び圧力の第１の測定値を捕らえ、Φを形成し、そして利得ベクトルを計算する。
２．パラメータ推定ベクトルを計算する。
３．共分散マトリクスを計算する。
４．パラメータベクトル、測定ベクトル及び共分散マトリクスを次の繰り返しに対して更新する。
５．レートＴでステップ１ないし４を繰り返す。
【００２３】
λの選択は、モデリングされない動的特性である高い周波数を、仮定されたパラメータモデルからフィルタリングするのに適したものでなければならない。実験では、分離を良好に取り扱うための１０Ｈｚの極が示される。パラメータベクトルのエレメントは、実際には、式４、５及び６から解かれねばならない物理的パラメータ推定の線形組合せである。ある再構成は、次の式を生じさせる。
【数１０】
2004508105.tif 000011
【００２４】
推定装置は、リアルタイムデータ収集により圧力及び流量センサへのインターフェイスと共に視覚シミュレーション言語ＶｉｓＳｉｍで実施された。ＶｉｓＳｉｍは、推定値を時間と共に追跡できるようにリアルタイムグラフィック出力を発生する。又、ＶｉｓＳｉｍは、量制御換気を行って、動的特性を持続的に励起するのにも使用された。しかしながら、このアルゴリズムは、これらの数学項を表わすことのできる同様の適当なソフトウェア言語で実施することもできる。肺抵抗、流路管コンプライアンス、及び肺コンプライアンスの種々の組合せが推定装置において動作された。ＶｉｓＳｉｍ実施では、パラメータベクトル推定を使用し、式８を用いて推定（モデリング）流路圧力が計算された。推定装置は、モデリングされた流路圧力がほぼ直ちに追跡される状態でＲ、ＣＴ及びＣＬの推定値が１００ｍｓ以内に非常に迅速に収斂することを示した。残りは、定常状態で約０．００５ｃｍＨ２Ｏと測定された。Ｒ、ＣＴ及びＣＬの推定値は、時間と共に変化する。この時間的変化は、実際のパラメータが流量、温度及び量と共に非直線的であることを考慮して予想される。平均的に、推定値は、これらのパラメータの既知の静的な値の範囲内の値を反映する。これら平均値に対する変化は最小であり、これは、モデルに対して仮定された構造が良好に選択されたが、絶対的に正確ではないことを指示する。モデルにおいて無視された他のエレメント、例えば、イナータンスも、これら僅かな時間的変化を考慮することができる。モデル構造、及びパラメータの時間的変化の考え方を受け入れようとする場合には、この推定装置は、Ｒ、ＣＴ及びＣＬを決定するのにも適している。推定装置は、Ｒ、ＣＴ及びＣＬの等価静的パラメータを報告するのには完全に適していないが、適応制御技術に適用するのには非常に適している。
【００２５】
圧力追跡システム：
図２に示す圧力制御フィードバックを仮定する。Ｇ（ｓ）は、式１によりモデリングされた肺／流路システムを表わす。Ｃ（ｓ）は、所望の閉ループシステムＴ（ｓ）が達成されるように設計されるべき補償装置を表わす。閉ループシステムは、次の伝達関数により表わすことができる。
【数１１】
2004508105.tif 000012
Ｔ（ｓ）を得るのに必要な補償装置Ｃ（ｓ）について解くと、次のようになる。
【数１２】
2004508105.tif 000013
閉ループ伝達関数は、所望の帯域巾ωをもつ一次遅れであるとして選択する。
【数１３】
2004508105.tif 000014
【００２６】
閉ループ伝達関数に対して一次遅れが選択されるが、これは適応制御のための最も簡単な制御解決策しか生じないので、安定なＴ（ｓ）が適当であることに注意されたい。式２６を式２５に代入すると、簡単な形態の進み／遅れフィルタをもつ補償装置が生じる。
【数１４】
2004508105.tif 000015
【００２７】
この補償装置は、本質的に、Ｇ（ｓ）の非ゼロ極及びゼロを打ち消し、そして残りの閉ループ極をωへ駆動するのに必要な利得を与える。Ｇ（ｓ）のパラメータが固定されそして既知である場合には、Ｔ（ｓ）を完全に明らかにすることができる。実際の肺流路システムの場合に、パラメータｋ１、ｋ２及びｋ３は、システムが固定の補償パラメータでは所望のＴ（ｓ）に決して近づけないような著しいサイズで変化する。従って、良好な解決策は、肺／流路パラメータのリアルタイム推定値を使用して、Ｃ（ｓ）のリアルタイム調整に対してｋ１、ｋ２及びｋ３を得ることである。
【数１５】
2004508105.tif 000016
【００２８】
これらパラメータは、反復最小２乗の方法を使用して推定することができる。推定されたパラメータを使用することにより、図３に示すような適応制御構造が実現される。
ここで、圧力及び流量測定値を使用して、Ｒ、ＣＴ及びＣＬが推定される。次いで、Ｇ（ｓ）の変化を追跡するＣ（ｓ）に対しｋ１、ｋ２及びｋ３が計算される。ｋ１、ｋ２及びｋ３を計算する前に、Ｒ、ＣＴ及びＣＬのパラメータ推定値は、計算時に、それらパラメータに対する適度な範囲内の値に制限されねばならない。これは、レギュレータの範囲を限定し、そして推定装置が混乱を経験したときに不安定さを防止する上で助けとなる。
式２７の進み／遅れ設計は、制御のワインドアップ状態を防止するためにタンデムのハイパス及びローパス成分に次のように再構成される。
【数１６】
2004508105.tif 000017
【００２９】
かっこ内の第１項は、ハイパスフィルタであり、他の項は、ローパスフィルタである。個別コントローラとして実施されるときにアンチ・ワインドアップ動作を得るために、ハイパス関数が最初に計算される。次いで、ハイパス関数の出力を使用して、ローパスフィルタ実施に使用される積分を制限し、合成出力が流量コントローラの飽和限界を決して越えないようにする。式３１の構造を離散的な時間にいかに実施するかについて以下に説明する。
【００３０】
式３１の伝達関数は、サンプル時間Ｔを仮定し、そしてラプラス演算子ｓに式３２を代入することにより、離散的時間近似として書き表すことができる。この表現は、遅延演算子ｚ−１を使用し、そして逆方向直角積分を遂行する。この変換は、左半分の複素数極及びゼロをｚ平面内で単位円内に完全にマップし、従って、安定性を確保する。
【数１７】
2004508105.tif 000018
最初に、追跡エラーｅ（ｎ）を次のように計算する。
2004508105.tif 000019
【００３１】
次いで、次の１組の式が式３１の構造を実施する。
【数１８】
2004508105.tif 000020
但し、ＱＭＩＮ及びＱＭＡＸは、各々、流量制御の下限及び上限である。
従って、Ｃ（ｓ）、Ｑ（ｓ）の出力は、次のようになる。
2004508105.tif 000021
【００３２】
この出力は、流量制御を指令するために使用される。流量制御は、ここでは、Ｇ（ｓ）の動的特性から遥かに離れた動的特性を有すると仮定する。実験では、幼児から大人までの条件の範囲にわたって均一な性能を得るために、流量制御が全流量範囲にわたって少なくとも１５ｍｓの立ち上がり時間を与えねばならないことが示された。
又、患者の肺への流量ＱＬ及び患者の肺圧力ＰＬを、気道抵抗Ｒ、患者の肺のコンプライアンスＣＬ、及び接続流路のコンプライアンスＣＴから、次の式３８及び３９で示すように、推定することもできる。
【数１９】
2004508105.tif 000022
【００３３】
上述した式３２ないし３７に関連して使用された技術と同様に、式３８及び３９を離散化することにより、測定不能な量であるＱＬ及びＰＬのリアルタイム推定値を与えるアンチ・ワインドアップデジタルフィルタを設計することができる。
本発明は、患者ベンチレータの気道変数の測定値から導出されるパラメータの推定をベースとする圧力に基づく換気のためのコントローラに関して説明したが、本発明のコントローラは、圧力に基づくか又は量に基づく換気戦略として患者の呼吸の呼気段階を制御するのにも使用できる。このような場合に、コントローラは、圧力に基づく吸気システムと同様に働くが、所望の呼気軌跡をターゲットとして使用する一方、呼気気道における多数の変数に基づいてパラメータの推定値を同様に導出する。同様に、本発明を使用するシステムは、これらの感知された変数を合成して、所望の吸気及び呼気特性を与えるようにベンチレータを制御することができる。
【００３４】
本発明の特定の形態を図示して説明したが、本発明の精神及び範囲から逸脱せずに種々の変更がなされ得ることが明らかであろう。従って、本発明は、上述した実施形態に何ら限定されるものではなく、特許請求の範囲のみによって限定されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】
公知の肺／流路システムの回路図である。
【図２】
公知の圧力フィードバック制御システムの回路図である。
【図３】
本発明による適応圧力フィードバック制御システムの回路図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【国際公開パンフレット】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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