(57)【要約】【課題】  人工呼吸器のガス供給機構の制御における安定度の余裕を大きくすることができる人工呼吸器の制御方法を提供する。【解決手段】  支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、オブザーバ５４によって支援ガスの流量＾Ｆを推定する。次に、検出流量Ｆと推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求め、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得し、この情報に基づいて、ガス供給機構２０を制御するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。前記流量偏差ΔＦに基づいて、目標圧力Ｐｉｎを演算するとともに、調整用伝達関数によってパラメータを適切に選択することによって、全体の系１４の安定限界に対する余裕を大きくすることができる。これによって実際の全体の系が変動した場合であっても、ランナウェイを生じにくくすることができる。また従来のＰＡＶ方式に比較して、アシストの応答性を改善することができる。【選択図】      図１
2007144098.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を制御する制御装置において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出手段と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、パラメータ調整可能な予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償手段と、
遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定手段と、
前記流量検出手段によって検出された流量Ｆと、前記流量推定手段によって演算された推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算手段と、
前記偏差演算手段によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、前記ガス供給機構と遅れ補償手段とに与える制御量演算手段とを含むことを特徴とするガス供給機構の制御装置。
【請求項２】
前記調整用伝達関数は、目標圧力Ｐｉｎを入力とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力として実測されるガス供給機構の伝達関数を近似した制御要素を含むことを特徴とする請求項１記載のガス供給機構の制御装置。
【請求項３】
目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を制御する制御装置において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出手段と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償手段と、
遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定手段と、
前記流量検出手段によって検出された流量Ｆと、前記流量推定手段によって演算された推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算手段と、
前記偏差演算手段によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、前記ガス供給機構と遅れ補償手段とに与える制御量演算手段とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成され、その一時遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）設定されることを特徴とするガス供給機構の制御装置。
【請求項４】
前記調整用伝達関数は、むだ時間要素を含んで構成され、そのむだ時間要素には、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃとほぼ同じむだ時間Ｌｍが設定されることを特徴とする請求項３記載のガス供給機構の制御装置。
【請求項５】
目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を制御する制御装置において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出手段と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償手段と、
遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定手段と、
前記流量検出手段によって検出された流量Ｆと、前記流量推定手段によって演算された推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算手段と、
前記偏差演算手段によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、前記ガス供給機構と遅れ補償手段とに与える制御量演算手段とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成されるとともに、むだ時間要素を含んで構成され、そのむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定されることを特徴とするガス供給機構の制御装置。
【請求項６】
前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅する増幅率に応じて、上限値が設定されることを特徴とする請求項３〜５のいずれか１つに記載のガス供給機構の制御装置。
【請求項７】
目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構の制御方法において、  吸気管路を流れる支ガスの流量Ｆを検出する流量検出工程と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、パラメータ調整可能な調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償圧力演算工程と、
遅れ補償圧力演算工程によって、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定工程と、
前記流量検出工程によって検出された支援ガスの流量Ｆと、前記流量推定工程によって演算された支援ガスの推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算工程と、
前記偏差演算工程によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与える制御量演算工程とを含むことを特徴とするガス供給機構の制御方法。
【請求項８】
目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構の制御方法において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出工程と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償圧力演算工程と、
遅れ補償圧力演算工程によって、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定工程と、
前記流量検出工程によって検出された支援ガスの流量Ｆと、前記流量推定工程によって演算された支援ガスの推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算工程と、
前記偏差演算工程によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与える制御量演算工程とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成され、その一時遅れ要素には、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい時定数Ｔｍが設定されることを特徴とするガス供給機構の制御方法。
【請求項９】
目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構の制御方法において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出工程と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償圧力演算工程と、
遅れ補償圧力演算工程によって、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定工程と、
前記流量検出工程によって検出された支援ガスの流量Ｆと、前記流量推定工程によって演算された支援ガスの推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算工程と、
前記偏差演算工程によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与える制御量演算工程とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成されるとともに、むだ時間要素を含んで構成され、そのむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定されることを特徴とするガス供給機構の制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、人工呼吸器に用いられるガス供給機構の制御装置および制御方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
患者が自発呼吸を行う場合における吸気期間の人工呼吸器のガス供給機構の制御方法として、プロポーショナルアシストベンチレーション法（比例支援換気法、Proportional
Assist Ventilation、略称ＰＡＶ法）がある。
【０００３】
図２２は、従来技術の人工呼吸器１と患者２とを含む全体の系５を示すブロック線図である。ＰＡＶ法を実現する人工呼吸器１は、ガス供給機構３と、ガス供給機構３を制御する制御装置４とを含む。制御装置４は、支援ガスの流量を検出して、その検出した流量に基づいて、ガス供給機構３の吐出圧力を決定する。
【０００４】
制御装置４は、流量ゲインＫｆａを支援ガスの流量Ｆに乗算した第１演算値（Ｋｆａ・Ｆ）と、体積ゲインＫｖａを患者の肺内に供給される支援ガスの体積Ｖに乗算した第２演算値（Ｋｖａ・Ｆ／ｓ）とを求め、第１演算値（Ｋｆａ・Ｆ）および第２演算値（Ｋｖａ・Ｆ／ｓ）を加算して目標圧力Ｐｉｎを演算する。流量ゲインＫｆａは、推定した気道抵抗＾Ｒにアシスト率αを乗算した値であり、体積ゲインＫｖｇは、推定した肺のエラスタンス＾Ｅにアシスト率αを乗算した値である。ここで、＾Ｒ＝Ｒであって＾Ｅ＝Ｅである場合のアシスト率αをＡとする。
【０００５】
制御装置４は、演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号をガス供給機構３に与える。目標圧力Ｐｉｎを表わす信号が与えられたガス供給機構３は、目標圧力Ｐｉｎに基づいて、支援圧力Ｐｖｅｎｔで支援ガスを吐出する。流量ゲインＫｆａおよび体積ゲインＫｖａが適切に設定されることによって、ガス供給機構３は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅した支援圧力Ｐｖｅｎｔを与える（たとえば特許文献１参照）。
【０００６】
図２３は、従来技術の全体の系５における自発呼吸時の換気量Ｖｍｕｓとアシスト呼吸時の理想的な換気量Ｖａｓｔとの関係を示すグラフである。支援圧力Ｐｖｅｎｔは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化に応じて、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの１／（１−Ａ）倍の増幅率で増幅される。これによって人工呼吸器によるアシスト呼吸時の換気量Ｖａｓｔは、自発呼吸のみによる換気量Ｖｍｕｓの１／（１−Ａ）倍に増幅される。
【０００７】
また上述した従来技術では、患者の気道抵抗＾Ｒおよび肺のエラスタンス＾Ｅを精度よく決定したうえで、流量ゲインＫｆａおよび体積ゲインＫｆｇを決定する必要がある。そこで他の従来の技術として患者の気道抵抗Ｒおよび肺のエラスタンスＥを決定する構成が開示されている（たとえば特許文献２）。
【０００８】
【特許文献１】特許公報２７１４２８８号明細書
【特許文献２】特表平１１−５０２７５５号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
従来技術の全体の系５は、正帰還構成によって、支援圧力Ｐｖｅｎｔと自発呼吸圧力Ｐｍｕｓとを加算した圧力（Ｐｖｅｎｔ＋Ｐｍｕｓ）で、支援ガスを患者に供給する。正帰還構成では、全体の系が不安定となるおそれがあり、支援圧力Ｐｖｅｎｔが収束することなく増幅してしまう現象、いわゆるランナウェイと称されるオーバーアシストを生じる場合がある。
【００１０】
たとえばランナウェイは、流量ゲインＫｆａおよび体積ゲインＫｖａが適切でない場合、目標圧力Ｐｉｎが入力された時刻からガス供給機構３が動作するまでに過度の遅れがある場合、患者の状態が変動した場合、その他の外乱が与えられた場合などに生じやすい。ランナウェイが生じると、支援ガスの圧力が過剰となってしまい、患者の肺や気道を損傷するおそれがあり、従来技術では強制的にアシストを停止せざるを得ない。
【００１１】
ランナウェイが生じやすい原因は、従来技術の全体の系５の安定余裕が小さく、過渡応答が不安定となりやすいからである。全体の系５の安定余裕が小さいと、全体の系が少し変動しただけでも、安定限界を超えてしまい、ランナウェイが生じる可能性がある。また全体の系５が不安定にならないように、流量ゲインＫｆａおよび体積ゲインＫｖａを設定する必要があり、ゲイン選択の自由度が低く、また適切なゲインを調整するのが困難となるという問題がある。
【００１２】
したがって本発明の目的は、人工呼吸器と患者とを含む全体の系における安定余裕を大きくすることができる人工呼吸器のガス供給機構の制御装置および方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
請求項１記載の本発明は、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を制御する制御装置において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出手段と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、パラメータ調整可能な予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償手段と、
遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定手段と、
前記流量検出手段によって検出された流量Ｆと、前記流量推定手段によって演算された推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算手段と、
前記偏差演算手段によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、前記ガス供給機構と遅れ補償手段とに与える制御量演算手段とを含むことを特徴とするガス供給機構の制御装置である。
【００１４】
請求項１記載の本発明に従えば、流量検出手段で支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、流量推定手段によって支援ガスの推定流量＾Ｆを演算する。検出した支援ガスの流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、支援ガスの推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって検出した支援ガスの流量Ｆと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得することができる。ここで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓとは、患者が呼吸に費やす力である呼吸努力を圧力に換算した値であって、特別な方法を用いないと正確な値を測定することができない。本発明においては、特別な方法を用いることなく、流量偏差ΔＦに基づいて、呼吸努力によって発生しているであろう自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを仮想的に決定している。
【００１５】
制御量演算手段は、この流量偏差ΔＦに応答して、ガス供給機構を制御するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。したがって目標圧力Ｐｉｎもまた、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した圧力となる。このように演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与えることによって、逐次変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガスを患者の気道に供給することができる。
【００１６】
さらに前記流量偏差ΔＦに基づいて、目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、検出した支援ガスの流量Ｆのみに基づいて目標圧力Ｐｉｎを演算する従来技術に比べて、患者と人工呼吸器とを含む全体の系を正帰還構成になりにくくすることができ、全体の系の安定限界に対する余裕を大きくすることができる。これによって外乱が生じる場合、ガス供給機構に過度の時間遅れがある場合、患者の呼吸器官モデルを正確に設定できない場合、患者の肺および気道の状態が変化する場合、および患者の呼吸状態が変化する場合などであっても、支援圧力Ｐｖｅｎｔの発散、いわゆるランナウェイを生じにくくすることができる。このように患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例した支援圧力Ｐｖｅｎｔを与えることで、患者の呼吸タイミングに応じた圧力支援を行うことができ、患者の負担を低減することができる。
【００１７】
また本発明では、遅れ補償手段が、目標圧力Ｐｉｎを基に、調整用伝達関数に従って遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算する。流量推定手段は、遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに基づいて推定流量＾Ｆを演算する。この場合、調整用伝達関数のパラメータを調整することで、人工呼吸器と患者とを含む全体の系の制御特性を調整することができ、呼吸器官モデルが正確でない場合であっても、全体の系について正帰還構成となりにくくすることができる。これによってランナウェイの発生を低減して、呼吸器官モデルに対して実際の呼吸器官の状態が変動しても、支援圧力Ｐｖｅｎｔを安定して比例増幅することができる。
【００１８】
たとえば調整用伝達関数のパラメータを適切に選択することによって、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔを自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、精度よく比例増幅することができるとともに、患者が支援ガスを吸引する吸気期間と、ガス供給機構が支援ガスを患者の気道に供給する供給期間とがずれる非同期状態を抑えることができる。また調整用伝達関数のパラメータを適切に選択することによって、支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となることを防ぐことができ、いわゆるロバスト安定性を向上することができる。このように調整用伝達関数のパラメータを適切に選択することが可能に構成されるので、支援圧力Ｐｖｅｎｔの増幅率と、呼吸器官モデルの正確さに拘わらず、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性とロバスト安定性とを向上させることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができる。これによって人工呼吸装置が患者に与える負荷を減らすことができる。
【００１９】
また請求項２記載の本発明は、前記調整用伝達関数は、目標圧力Ｐｉｎを入力とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力として実測されるガス供給機構の伝達関数を近似した制御要素を含むことを特徴とする。
【００２０】
請求項２記載の本発明に従えば、調整用伝達関数が、ガス供給機構の伝達関数を近似した制御要素を有することによって、目標圧力Ｐｉｎが与えられてから、ガス供給機構が支援ガスを吐出する支援圧力Ｐｖｅｎｔの時間変化に応じた、遅れ補償圧力＾Ｐｍを設定することができる。これによって調整用伝達関数をガス供給機構の伝達関数で除算した値を１に近づけることができ、支援圧力Ｐｍｕｓに対する支援圧力Ｐｖｅｎｔの増幅率について、制御量演算手段で設定される増幅率と、実際の増幅率との差を少なくすることができる。
【００２１】
また請求項３記載の本発明は、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を制御する制御装置において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出手段と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償手段と、
遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定手段と、
前記流量検出手段によって検出された流量Ｆと、前記流量推定手段によって演算された推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算手段と、
前記偏差演算手段によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、前記ガス供給機構と遅れ補償手段とに与える制御量演算手段とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成され、その一時遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）設定されることを特徴とするガス供給機構の制御装置である。
【００２２】
請求項３記載の本発明に従えば、流量検出手段で支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、流量推定手段によって支援ガスの推定流量＾Ｆを演算する。検出した支援ガスの流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、支援ガスの推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって検出した支援ガスの流量Ｆと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得することができる。ここで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓとは、患者が呼吸に費やす力である呼吸努力を圧力に換算した値であって、特別な方法を用いないと正確な値を測定することができない。本発明においては、特別な方法を用いることなく、流量偏差ΔＦに応答して、呼吸努力によって発生しているであろう自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを仮想的に決定している。
【００２３】
制御量演算手段は、この流量偏差ΔＦに応答して、ガス供給機構を制御するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。したがって目標圧力Ｐｉｎもまた、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した圧力となる。このように演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与えることによって、逐次変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガスを患者の気道に供給することができる。
【００２４】
さらに前記流量偏差ΔＦに基づいて、目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、検出した支援ガスの流量Ｆのみに基づいて目標圧力Ｐｉｎを演算する従来技術に比べて、患者と人工呼吸器とを含む全体の系を正帰還構成になりにくくすることができ、全体の系の安定限界に対する余裕を大きくすることができる。これによって外乱が生じる場合、ガス供給機構に過度の時間遅れがある場合、患者の呼吸器官モデルを正確に設定できない場合、患者の肺および気道の状態が変化する場合、および患者の呼吸状態が変化する場合などであっても、支援圧力Ｐｖｅｎｔの発散、いわゆるランナウェイを生じにくくすることができる。このように患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例した支援圧力Ｐｖｅｎｔを与えることで、患者の呼吸タイミングに応じた圧力支援を行うことができ、患者の負担を低減することができる。
【００２５】
また本発明では、遅れ補償手段が、目標圧力Ｐｉｎを基に、調整用伝達関数に従って遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算する。流量推定手段は、遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに基づいて推定流量＾Ｆを演算する。この場合、調整用伝達関数を構成する一次遅れ要素の時定数Ｔｍが、ガス供給機構に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）設定される。人工呼吸器と患者とを含む全体の系の伝達関数を周波数領域で表わした場合において、高周波応答部分での微分ゲインは、近似的にＴｐに比例した形で表わすことができる。
【００２６】
したがって調整用伝達関数の時定数Ｔｍが大きくなることは、高周波応答部分での微分ゲインが大きくなることに相当する。高周波応答部分での微分ゲインが大きくなると、患者の吸気開始期間での支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができる。このように速応性を向上することで、時間経過に伴って変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、人工呼吸器と患者との非同期状態を抑えることができる。ここで、調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
【００２７】
また請求項４記載の本発明は、前記調整用伝達関数は、むだ時間要素を含んで構成され、そのむだ時間要素には、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃとほぼ同じむだ時間Ｌｍが設定されることを特徴とする。
【００２８】
請求項４記載の本発明に従えば、調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｃとをほぼ同じ値（Ｌｍ≒ＬｃまたはＬｍ＝Ｌｃ）とすることで、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数を変化させた場合に安定可能な領域を増やすことができる。いいかえると安定状態を保って、変化可能な時定数を増やすことができる。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。また実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｃとが過度に異なる場合に比べて、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。
【００２９】
また請求項５記載の本発明は、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を制御する制御装置において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出手段と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償手段と、
遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定手段と、
前記流量検出手段によって検出された流量Ｆと、前記流量推定手段によって演算された推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算手段と、
前記偏差演算手段によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、前記ガス供給機構と遅れ補償手段とに与える制御量演算手段とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成されるとともに、むだ時間要素を含んで構成され、そのむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定されることを特徴とするガス供給機構の制御装置である。
【００３０】
請求項５記載の本発明に従えば、流量検出手段で支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、流量推定手段によって支援ガスの推定流量＾Ｆを演算する。検出した支援ガスの流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、支援ガスの推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって検出した支援ガスの流量Ｆと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得することができる。ここで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓとは、患者が呼吸に費やす力である呼吸努力を圧力に換算した値であって、特別な方法を用いないと正確な値を測定することができない。本発明においては、特別な方法を用いることなく、流量偏差ΔＦに応答して、呼吸努力によって発生しているであろう自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを仮想的に決定している。
【００３１】
制御量演算手段は、この流量偏差ΔＦに応答して、ガス供給機構を制御するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。したがって目標圧力Ｐｉｎもまた、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した圧力となる。このように演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与えることによって、逐次変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガスを患者の気道に供給することができる。
【００３２】
さらに前記流量偏差ΔＦに基づいて、目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、検出した支援ガスの流量Ｆのみに基づいて目標圧力Ｐｉｎを演算する従来技術に比べて、患者と人工呼吸器とを含む全体の系を正帰還構成になりにくくすることができ、全体の系の安定限界に対する余裕を大きくすることができる。これによって外乱が生じる場合、ガス供給機構に過度の時間遅れがある場合、患者の呼吸器官モデルを正確に設定できない場合、患者の肺および気道の状態が変化する場合、および患者の呼吸状態が変化する場合などであっても、支援圧力Ｐｖｅｎｔの発散、いわゆるランナウェイを生じにくくすることができる。このように患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例した支援圧力Ｐｖｅｎｔを与えることで、患者の呼吸タイミングに応じた圧力支援を行うことができ、患者の負担を低減することができる。
【００３３】
また本発明では、遅れ補償手段が、目標圧力Ｐｉｎを基に、調整用伝達関数に従って遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算する。流量推定手段は、遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに基づいて推定流量＾Ｆを演算する。この場合、調整用伝達関数を構成するむだ時間要素のむだ時間Ｌｍがゼロに設定される。このようにむだ時間Ｌｍをゼロとした状態で、一次遅れ要素の時定数Ｔｍを適切に設定することで、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数を変化させた場合に安定可能な領域を増やすことができる。いいかえると安定状態を保って、変化可能な時定数を増やすことができる。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。また実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。さらにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、調整用伝達関数における適切な時定数Ｔｍを容易に求めることができる。たとえば調整用伝達関数における時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｍ＋Ｌｍ）は、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃと、むだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｃ＋Ｌｃ）よりも小さく設定される。
【００３４】
また請求項６記載の本発明は、前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅する増幅率に応じて、上限値が設定されることを特徴とする。
【００３５】
請求項６記載の本発明に従えば、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍが、過度に大きくなり、予め定める上限値を超えると、支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的となる。自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅する増幅率が大きくなるにつれて、前記上限値は、小さくなる。したがって前記増幅率に応じて、時定数Ｔｍの上限値が決定され、上限値以下に時定数Ｔｍが設定されることで、増幅率にかかわらずに、支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的となることを防ぐことができる。
【００３６】
また請求項７記載の本発明は、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構の制御方法において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出工程と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、パラメータ調整可能な調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償圧力演算工程と、
遅れ補償圧力演算工程によって、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定工程と、
前記流量検出工程によって検出された支援ガスの流量Ｆと、前記流量推定工程によって演算された支援ガスの推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算工程と、
前記偏差演算工程によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与える制御量演算工程とを含むことを特徴とするガス供給機構の制御方法である。
【００３７】
請求項７記載の本発明に従えば、流量検出工程で支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、流量推定工程で支援ガスの推定流量＾Ｆを演算する。検出した支援ガスの流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、支援ガスの推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって検出した支援ガスの流量Ｆと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得することができる。
【００３８】
制御量演算工程では、この流量偏差ΔＦに基づいて、ガス供給機構を制御するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。したがって目標圧力Ｐｉｎもまた、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した圧力となる。このように演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与えることによって、逐次変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガスを患者の気道に供給することができる。
【００３９】
さらに前記流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、検出した支援ガスの流量Ｆのみに基づいて目標圧力Ｐｉｎを演算する従来技術に比べて、患者と人工呼吸器とを含む全体の系を正帰還構成になりにくくすることができ、全体の系の安定限界に対する余裕を大きくすることができる。これによって外乱が生じる場合、ガス供給機構に過度の時間遅れがある場合、患者の呼吸器官モデルを正確に設定できない場合、患者の肺および気道の状態が変化する場合、および患者の呼吸状態が変化する場合などであっても、支援圧力Ｐｖｅｎｔの発散、いわゆるランナウェイを生じにくくすることができる。このように患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例した支援圧力Ｐｖｅｎｔを与えることで、患者の呼吸タイミングに応じた圧力支援を行うことができ、患者の負担を低減することができる。
【００４０】
また本発明では、遅れ補償圧力演算工程で、目標圧力Ｐｉｎを基に、調整用伝達関数に従って遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算する。流量推定工程では、遅れ補償圧力演算工程で演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに基づいて推定流量＾Ｆを演算する。この場合、調整用伝達関数のパラメータを調整することで、人工呼吸器と患者とを含む全体の系の制御特性を調整することができ、呼吸器官モデルが正確でない場合であっても、全体の系について正帰還構成となりにくくすることができる。これによってランナウェイの発生を低減して、呼吸器官モデルに対して実際の呼吸器官の状態が変動しても、支援圧力Ｐｖｅｎｔを安定して比例増幅することができる。
【００４１】
たとえば調整用伝達関数のパラメータを適切に選択することによって、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔを自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、精度よく比例増幅することができるとともに、患者が支援ガスを吸引する吸気期間と、ガス供給機構が支援ガスを患者の気道に供給する供給期間とがずれる非同期状態を抑えることができる。また調整用伝達関数のパラメータを適切に選択することによって、支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となることを防ぐことができ、いわゆるロバスト安定性を向上することができる。このように調整用伝達関数のパラメータを適切に選択することが可能に構成されるので、支援圧力Ｐｖｅｎｔの増幅率と、呼吸器官モデルの正確さに拘わらず、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性とロバスト安定性とを向上させることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができる。これによって人工呼吸装置が患者に与える負荷を減らすことができる。
【００４２】
また請求項８記載の本発明は、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構の制御方法において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出工程と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償圧力演算工程と、
遅れ補償圧力演算工程によって、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定工程と、
前記流量検出工程によって検出された支援ガスの流量Ｆと、前記流量推定工程によって演算された支援ガスの推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算工程と、
前記偏差演算工程によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与える制御量演算工程とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成され、その一時遅れ要素には、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい時定数Ｔｍが設定されることを特徴とするガス供給機構の制御方法である。
【００４３】
請求項８記載の本発明に従えば、流量検出工程で支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、流量推定工程で支援ガスの推定流量＾Ｆを演算する。検出した支援ガスの流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、支援ガスの推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって検出した支援ガスの流量Ｆと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得することができる。
【００４４】
制御量演算手段は、この流量偏差ΔＦに基づいて、ガス供給機構を制御するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。したがって目標圧力Ｐｉｎもまた、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した圧力となる。このように演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与えることによって、逐次変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガスを患者の気道に供給することができる。
【００４５】
さらに前記流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、検出した支援ガスの流量Ｆのみに基づいて目標圧力Ｐｉｎを演算する従来技術に比べて、患者と人工呼吸器とを含む全体の系を正帰還構成になりにくくすることができ、全体の系の安定限界に対する余裕を大きくすることができる。これによって外乱が生じる場合、ガス供給機構に過度の時間遅れがある場合、患者の呼吸器官モデルを正確に設定できない場合、患者の肺および気道の状態が変化する場合、および患者の呼吸状態が変化する場合などであっても、支援圧力Ｐｖｅｎｔの発散、いわゆるランナウェイを生じにくくすることができる。このように患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例した支援圧力Ｐｖｅｎｔを与えることで、患者の呼吸タイミングに応じた圧力支援を行うことができ、患者の負担を低減することができる。
【００４６】
また本発明では、遅れ補償圧力演算工程で、目標圧力Ｐｉｎを基に、調整用伝達関数に従って遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算する。流量推定工程では、遅れ補償圧力演算工程で演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに基づいて推定流量＾Ｆを演算する。この場合、調整用伝達関数を構成する一次遅れ要素の時定数Ｔｍが、ガス供給機構に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）設定される。人工呼吸器と患者とを含む全体の系の伝達関数を周波数領域で表わした場合において、高周波応答部分での微分ゲインは、近似的にＴｐに比例した形で表わすことができる。
【００４７】
したがって調整用伝達関数の時定数Ｔｍが大きくなることは、高周波応答部分での微分ゲインが大きくなることに相当する。高周波応答部分での微分ゲインが大きくなると、患者の吸気開始期間での支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができる。このように速応性を向上することで、時間経過に伴って変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、人工呼吸器と患者との非同期状態を抑えることができる。ここで、調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
【００４８】
請求項９記載の本発明は、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構の制御方法において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出工程と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償圧力演算工程と、
遅れ補償圧力演算工程によって、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定工程と、
前記流量検出工程によって検出された支援ガスの流量Ｆと、前記流量推定工程によって演算された支援ガスの推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算工程と、
前記偏差演算工程によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与える制御量演算工程とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成されるとともに、むだ時間要素を含んで構成され、そのむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定されることを特徴とするガス供給機構の制御方法である。
【００４９】
請求項９記載の本発明に従えば、流量検出工程で支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、流量推定工程で支援ガスの推定流量＾Ｆを演算する。検出した支援ガスの流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、支援ガスの推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって検出した支援ガスの流量Ｆと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得することができる。
【００５０】
制御量演算手段は、この流量偏差ΔＦに基づいて、ガス供給機構を制御するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。したがって目標圧力Ｐｉｎもまた、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した圧力となる。このように演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を前記ガス供給機構に与えることによって、逐次変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガスを患者の気道に供給することができる。
【００５１】
さらに前記流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、検出した支援ガスの流量Ｆのみに基づいて目標圧力Ｐｉｎを演算する従来技術に比べて、患者と人工呼吸器とを含む全体の系を正帰還構成になりにくくすることができ、全体の系の安定限界に対する余裕を大きくすることができる。これによって外乱が生じる場合、ガス供給機構に過度の時間遅れがある場合、患者の呼吸器官モデルを正確に設定できない場合、患者の肺および気道の状態が変化する場合、および患者の呼吸状態が変化する場合などであっても、支援圧力Ｐｖｅｎｔの発散、いわゆるランナウェイを生じにくくすることができる。このように患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例した支援圧力Ｐｖｅｎｔを与えることで、患者の呼吸タイミングに応じた圧力支援を行うことができ、患者の負担を低減することができる。
【００５２】
また本発明では、遅れ補償圧力演算工程で、目標圧力Ｐｉｎを基に、調整用伝達関数に従って遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算する。流量推定工程では、遅れ補償圧力演算工程で演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに基づいて推定流量＾Ｆを演算する。この場合、調整用伝達関数を構成するむだ時間要素のむだ時間Ｌｍが、ゼロに設定される。このようにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとした状態で、一次遅れ要素の時定数Ｔｍを適切に設定することで、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数を変化させた場合に安定可能な領域を増やすことができる。いいかえると安定状態を保って、変化可能な時定数を増やすことができる。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。また実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。さらにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、調整用伝達関数における適切な時定数Ｔｍを容易に求めることができる。たとえば調整用伝達関数における時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｍ＋Ｌｍ）は、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃと、むだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｃ＋Ｌｃ）よりも小さく設定される。
【発明の効果】
【００５３】
請求項１記載の本発明によれば、調整用伝達関数のパラメータが調整可能であることによって、人工呼吸器と患者とを含む全体の系が負帰還構成となる領域を増やすように調製が可能となる。全体の系を負帰還構成とすることによって、全体の系が正帰還構成である場合に比べて、安定余裕を大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔが発散することを防ぐことができる。たとえばパラメータを適切に選択することで、支援圧力の過渡応答について、速応性を向上することができるとともに、支援圧力が振動的となることを防ぐことができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷を少なくすることができる。
【００５４】
請求項２記載の本発明によれば、支援圧力Ｐｍｕｓに対する支援圧力Ｐｖｅｎｔの増幅率について、制御量演算手段で設定される増幅率と、実際の増幅率との差を少なくすることができる。これによって所望とする増幅率に近い増幅率で増幅した支援圧力Ｐｖｅｎｔの支援ガスを患者に与えることができ、患者の負担を減らすことができる。また支援圧力Ｐｖｅｎｔが不所望な値となることを防ぐことができる。
【００５５】
請求項３記載の本発明によれば、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、非同期状態を抑えることができる。これによって理想に近い支援圧力を患者に与えることができる。すなわち患者の自発呼吸圧力が小さいときには支援圧力を小さく、自発呼吸圧力が大きい時には支援圧力を大きくすることができ、患者の負担を少なくすることができる。また調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
【００５６】
請求項４記載の本発明によれば、調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｃとをほぼ同じ値（Ｌｍ≒ＬｃまたはＬｍ＝Ｌｃ）とすることで、実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｃとが過度に異なる場合に比べて、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷をさらに小さくすることができる。
【００５７】
請求項５記載の本発明によれば、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、非同期状態を抑えることができる。これによって理想に近い支援圧力を患者に与えることができる。すなわち患者の自発呼吸圧力が小さいときには支援圧力を小さく、自発呼吸圧力が大きい時には支援圧力を大きくすることができ、患者の負担を少なくすることができる。また調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
【００５８】
また調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷をさらに小さくすることができる。さらにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、適切な時定数Ｔｍを容易に求めることができる。
【００５９】
請求項６記載の本発明によれば、増幅率を増幅したとしても、時定数を可及的に大きくして、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上した上で、その応答が振動的となることを防ぐことができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷をさらに小さくすることができる。
【００６０】
請求項７記載の本発明によれば、調整用伝達関数のパラメータを調整することによって、人工呼吸器と患者とを含む全体の系が負帰還構成となる領域を増やすように調製が可能となる。全体の系を負帰還構成とすることによって、全体の系が正帰還構成である場合に比べて、安定余裕を大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔが発散することを防ぐことができる。たとえばパラメータを適切に選択することで、支援圧力の過渡応答について、速応性を向上することができるとともに、支援圧力が振動的となることを防ぐことができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷を少なくすることができる。
【００６１】
請求項８記載の本発明によれば、調整用伝達関数の時定数Ｔｍを大きくすることで、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、非同期状態を抑えることができる。これによって理想に近い支援圧力を患者に与えることができる。すなわち患者の自発呼吸圧力が小さいときには支援圧力を小さく、自発呼吸圧力が大きい時には支援圧力を大きくすることができ、患者の負担を少なくすることができる。また時定数Ｔｃは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
【００６２】
請求項９記載の本発明によれば、調整用伝達関数のパラメータを調整することによって、人工呼吸器と患者とを含む全体の系が負帰還構成となる領域を増やすように調製が可能となる。全体の系を負帰還構成とすることによって、全体の系が正帰還構成である場合に比べて、安定余裕を大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔが発散することを防ぐことができる。たとえばパラメータを適切に選択することで、支援圧力の過渡応答について、速応性を向上することができるとともに、支援圧力が振動的となることを防ぐことができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷を少なくすることができる。
【００６３】
また調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷をさらに小さくすることができる。さらにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、適切な時定数Ｔｍを容易に求めることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００６４】
図１は、人工呼吸器１７と患者１８とを示すブロック図である。人工呼吸器１７は、人工呼吸器のガス供給機構２０と、ガス供給機構２０を制御する制御装置２１とを含む。ガス供給機構２０は、酸素を含む支援ガス１６を患者の気道１５に供給する。支援ガス１６はたとえば大気中の空気を加圧したものである。またガス供給機構２０は、たとえばポンプなどのガス供給手段であって、吐出する支援ガスの圧力を制御可能である。
【００６５】
患者１８が自発呼吸を行う場合において、吸気期間のガス供給機構２０の制御方法として、プロポーショナルアシストベンチレーション法（比例支援換気法、Proportional
Assist Ventilation、略称ＰＡＶ法）がある。本実施の形態の制御装置２１は、ＰＡＶ法の本来の目的に従ってガス供給機構２０を制御する。ガス供給機構２０は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例する支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガス１６を患者の気道１５に供給する。自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、横隔膜などの呼吸筋の動作によって生じる肺の外部から作用する力である呼吸努力を圧力に換算した値である。また本実施の形態において支援圧力Ｐｖｅｎｔは、ガス供給機構２０の吐出圧力とほぼ等しいものと近似して扱う。
【００６６】
ＰＡＶ法に従って制御されるガス供給機構２０は、患者１８が支援ガス１６を強く吸引すればするほど、より高い圧力で支援ガス１６を患者に供給する。また患者１８の吸引力が弱くなるにつれて、供給する支援ガス１６の圧力を低くし、患者が支援ガスの吸引を終えるとともに支援ガス１６の供給を停止する。このようにガス供給機構２０を制御することによって、患者１８の呼吸努力に応じた圧力で支援ガス１６を供給することができ、呼吸動作における患者１８の負担を低減することができる。
【００６７】
制御装置２１は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応する目標圧力Ｐｉｎを演算し、目標圧力Ｐｉｎをガス供給機構２０に与える。目標圧力Ｐｉｎが与えられたガス供給機構２０は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガス１６を患者の気道１５に供給する。本発明の実施の形態において、「（ｓ）」が付される伝達関数は、ラプラス領域における伝達関数であることを示し、「＾」が付される値は、実際の値ではなく推測値または演算値であることを示し、「ｓ」は、ラプラス演算子を示す。
【００６８】
制御装置２１は、流量検出手段５０と、推定手段５１と、偏差演算手段５２と、制御量演算手段５３とを含む。流量検出手段５０は、実際に患者の気道１５に供給された支援ガス１６の流量Ｆを検出する。以下、流量検出手段５０によって検出される流量を検出流量Ｆと称する。検出流量Ｆは、ガス供給機構２０から吸気管路２５を流れる気体の流量であり、患者の気道を流れる気体の流量と等しいと近似する。この検出流量Ｆは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響によって変動するので、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが加わった状態での呼吸器系の流量となる。
【００６９】
流量検出手段５０は、吸気管路２５を流れる支援ガス１６の流量を測定する。吸気管路２５は、ガス供給機構２０の圧力源から患者の気道に支援ガス１６を導く管路である。たとえば流量検出手段５０は、差圧式流量計によって実現される。流量検出手段５０は、支援ガスの流量Ｆを検出すると、その検出流量Ｆを偏差演算手段５２に与える。
【００７０】
推定手段５１は、患者の呼吸器管を模擬してモデル化した呼吸器官モデルを示すオブザーバ５４を有する。オブザーバ５４は、患者に供給されるであろう支援ガスの流量＾Ｆを演算する流量推定手段となる。具体的には、オブザーバ５４は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが存在しない状態で、予め定める遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路２５に供給された場合に、吸気管路２５を流れる支援ガスの流量を推定する。
【００７１】
以下、推定手段５１によって推定される流量を推定流量＾Ｆと称する。推定流量＾Ｆは、後述する遅れ補償圧力＾Ｐｍで、支援ガスが呼吸器系に与えられた場合における呼吸器系の流量となる。推定手段５１は、支援ガスの流量＾Ｆを推定すると、その推定流量＾Ｆを表わす信号を偏差演算手段５２に与える。
【００７２】
偏差演算手段５２は、検出流量Ｆから推定流量＾Ｆを減算した値となる流量偏差ΔＦを演算し、演算結果を制御量演算手段５３に与える。制御量演算手段５３は、前記流量偏差ΔＦに、予め設定されるゲイン（ＫＦＧ＋ＫＶＧ／ｓ）を付与して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを発生するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。
【００７３】
制御量演算手段５３は、演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、推定手段５１およびガス供給機構２０にそれぞれ与える。ガス供給機構２０は、制御量演算手段５３から与えられる目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に基づいた吐出圧力、すなわち支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガス１６を患者の気道１５に供給する。また推定手段５１は、制御量演算手段５３から与えられる目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に基づいて、推定流量＾Ｆを順次演算する。
【００７４】
図２は、本発明の実施の一形態の全体の系１４を具体的に示すブロック線図である。推定手段５１は、オブザーバ５４のほかに、遅れ補償部５５をさらに有する。遅れ補償部５５は、たとえばガス供給機構２０の遅れ要素、空気回路の遅れ要素など、全体の系１４を構成する各構成部の一次遅れ要素およびむだ時間要素などの遅れ要素を補償するために設けられる。遅れ補償部５５は、目標圧力Ｐｉｎを入力として、パラメータ調整可能な調整用伝達関数に従った出力を演算する遅れ補償手段となり、人工呼吸器１７と患者１８とを含む全体の系１４の制御特性を改善するために設けられる。
【００７５】
遅れ補償部５５は、目標圧力Ｐｉｎを入力として、パラメータ調整可能な調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する。遅れ補償部５５は、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍを表わす信号をオブザーバ５４に与える。本実施の形態では、調整用伝達関数は、目標圧力Ｐｉｎを入力とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力として実測されるガス供給機構２０の伝達関数を近似した制御要素を含み、ガス供給機構の伝達関数とは、制御要素を決定するパラメータが異なる。
【００７６】
本実施の形態では、ガス供給機構２０の伝達関数は、一次遅れ要素Ｇｃ（ｓ）と、むだ時間要素ｅ−Ｌｃ・ｓとの積で表わされる。また調整用伝達関数Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓもまた、一次遅れ要素Ｇｍ（ｓ）と、むだ時間要素ｅ−Ｌｍ・ｓとの積で表わされる。調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構２０の一次遅れ要素の時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）設定される。また調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍは、ガス供給機構２０のむだ時間Ｌｃとほぼ同じ値（Ｌｍ≒ＬｃまたはＬｍ＝Ｌｃ）に設定される。本発明では、ほぼ同じとは、同じ場合も含む。
【００７７】
オブザーバ５４は、患者の呼吸器官モデルに基づいて、遅れ補償圧力＾Ｐｍで支援ガスを患者１８の気道１５に供給した場合における、支援ガスの推定流量＾Ｆを推定する。オブザーバ５４は、減算器５６と、推定流量演算器５７と、支援ガス体積演算器５８と、肺胞圧力演算器５９とを有する。
【００７８】
減算器５６は、遅れ補償部５５から遅れ補償圧力＾Ｐｍを表わす信号が与えられるとともに肺胞圧力演算部５９から演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖを表わす信号が与えられる。減算器５６は、遅れ補償圧力＾Ｐｍから演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖを減算し、その値を表わす信号を推定流量演算器５７に与える。演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖについては、後述する。
【００７９】
推定流量演算器５７は、減算器５６によって減算される減算値を、予め設定される推定気道抵抗＾Ｒで除算して、その除算値を推定流量＾Ｆとして演算する。推定流量演算器５７は、演算結果を表わす信号を、後述する偏差演算手段５２および支援ガス体積演算器５８に与える。
【００８０】
推定気道抵抗＾Ｒは、患者の気道抵抗Ｒを推定した値であり、たとえば医療関係者によって予め設定される。また推定気道抵抗＾Ｒは、測定機器によって検出される検出値によって予め設定されていてもよい。また本実施の形態の全体の系１４では、推測気道抵抗＾Ｒは、実際の患者の気道抵抗Ｒに対して正確に一致させなくてもよい。
【００８１】
支援ガス体積演算器５８は、支援ガス供給開始時刻から推定流量演算器５７で演算される推定流量＾Ｆを順次積算し、その積算値を支援ガスの体積＾Ｖとして演算する。支援ガス体積演算器５８は、いわゆる積分器となる。以下、支援ガス体積演算器５８によって演算される支援ガスの体積を演算体積＾Ｖと称し、実際の支援ガスの体積Ｖと区別する。
【００８２】
肺胞圧力演算器５９は、前記演算体積＾Ｖに、予め設定される肺の推定エラスタンス＾Ｅを乗算し、その乗算値を前記演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖとして演算する。肺胞圧力演算器５９は、演算した演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖを減算器５６に与える。演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖは、肺胞内の圧力を推定した値であり、実際の肺胞圧力Ｐａｌｖと区別して称する。
【００８３】
肺の推定エラスタンス＾Ｅは、患者の肺の弾性力を表わすエラスタンスＥを推定した値であり、たとえば医療関係者によって予め設定される。また推定する肺のエラスタンス＾Ｅは、換気力学検査装置などの測定機器によって検出される検出値によって予め設定されていてもよい。また本実施の形態の全体の系１４では、肺のエラスタンス＾Ｅは、実際の患者の肺のエラスタンスＥに対して正確に一致させなくてもよい。
【００８４】
支援ガス１６が気道１５を流れる場合、支援ガス１６の流量Ｆにほぼ比例する圧力損失が生じて、気道圧力Ｐａｗよりも肺内の圧力は低くなる。気道抵抗Ｒは、この支援ガス１６の流量Ｆと圧力損失との関係を表わす。支援ガス１６の流量Ｆに気道抵抗Ｒを乗算した値（Ｆ・Ｒ）は、気道１５の管路抵抗に起因する損失圧力となる。たとえば一般的な気道抵抗Ｒは、５〜３０（ｃｍＨ２０）／（リットル／秒）、である。ただし気道抵抗Ｒは、患者の状態によって大きく変動する。
【００８５】
また支援ガス１６が肺内に供給される場合、肺内に供給された支援ガス１６の体積Ｖの増加にほぼ比例して肺胞内圧力Ｐａｌｖが増加する。肺のエラスタンスＥは、この支援ガス１６の体積Ｖと肺胞内圧力Ｐａｌｖとの関係を表わす。支援ガス１６の体積Ｖに肺のエラスタンスＥを乗算した値（Ｖ・Ｅ）は、肺胞内圧力Ｐａｌｖとなる。この肺胞内圧力Ｐａｌｖは、支援ガス１６の流入に反抗する圧力となる。たとえば一般的な肺のエラスタンスＥは、１／２０〜１／５０（ミリリットル）／（ｃｍＨ２Ｏ）である。ただし肺のエラスタンスＥは、患者の状態によって大きく変動する。
【００８６】
このような呼吸器管の特性に基づいて、オブザーバ５４が有する呼吸器官モデルが設定される。オブザーバ５４が有する呼吸器官モデルは、以下の関係に設定される。
【００８７】
【数１】
2007144098.tif 000003
【００８８】
すなわちオブザーバ５４が有する呼吸器官モデルは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓをゼロとした場合の患者の呼吸器官のモデルである。このモデルでは、遅れ補償圧力＾Ｐｍから演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖを減算した値は、推定流量＾Ｆと推定気道抵抗＾Ｒとを乗算した値と等しい。また推定流量＾Ｆを支援ガス供給開始時刻から積分した値が演算体積＾Ｖと等しい。また演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖは、肺の推定エラスタンス＾Ｅと演算体積＾Ｖとを乗算した値と等しい。
【００８９】
したがって演算気道圧力＾Ｐａｗを入力値とし、推定流量＾Ｆを出力値とした場合には、オブザーバ５４の伝達関数Ｇ（ｓ）５４は、以下のように示される。
Ｇ（ｓ）５４＝ｓ／（＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ）                            …（４）
【００９０】
ここで、＾Ｒは、推定気道抵抗を示し、＾Ｅは、肺の推定エラスタンスを示す。また他の式についても、上式に示す記号について同様の意味を表わす。このようなオブザーバ５４が有する呼吸器官モデルは、実施の一例であって、患者の呼吸器官をモデル化した他のモデルであってもよい。
【００９１】
制御量演算手段５３は、偏差演算手段５２によって演算される流量偏差ΔＦに予め設定される係数である流量ゲインＫＦＧを乗算した第１演算値（ＫＦＧ・ΔＦ）と、支援ガス供給開始時刻から流量偏差ΔＦを順次積算した値に予め設定される係数である体積ゲインＫＶＧを乗算した第２演算値（ＫＶＧ・ΔＦ／ｓ）とを求め、第１演算値（ＫＦＧ・ΔＦ）および第２演算値（ＫＶＧ・ΔＦ／ｓ）を加算して支援圧力Ｐｖｅｎｔに関連する目標圧力Ｐｉｎを演算する。流量偏差ΔＦを入力値とし、目標圧力Ｐｉｎを出力値とした場合には、制御量演算手段５３の伝達関数Ｇ（ｓ）５３を、以下に示す。
Ｇ（ｓ）５３＝ＫＦＧ＋ＫＶＧ／ｓ                                …（５）
【００９２】
ここで、ＫＦＧは、流量ゲインを示し、ＫＶＧは、体積ゲインを示す。また他の式についても、上式に示す記号について同様の意味を表わす。たとえば流量ゲインＫＦＧは、推定した気道抵抗＾Ｒに予め定める流量増幅ゲインβＦＧを乗算した値（＾Ｒ・βＦＧ）に設定され、体積ゲインＫＶＧは、推定した肺のエラスタンス＾Ｅに予め定める体積増幅ゲインβＶＧを乗算した値（＾Ｅ・βＶＧ）に設定される。前記流量増幅ゲインβＦＧと、体積増幅ゲインβＶＧとを同じ値に設定した場合には、それらを単に増幅ゲインβと称する。さらに＾Ｒ＝Ｒであって＾Ｅ＝Ｅである場合の増幅ゲインβをＢで表わす。このように流量ゲインＫＦＧを調整することで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対する速応性をさらに向上することができ、体積ゲインＫＶＧを調整することで、目標圧力Ｐｉｎの定常ゲインを調整することができる。流量ゲインＫＦＧおよび体積ゲインＫＶＧを個別に調整可能とすることによって、定常ゲインと合わせて、速応性および減衰性などの制御特性を向上して目標圧力Ｐｉｎを設定することができる。
【００９３】
上述した推定手段５１、偏差演算手段５２、制御量演算手段５３は理解を容易にするために、個別に説明したが、伝達関数が等価変換されて整理されてもよい。また推定手段５１、偏差演算手段５２および制御量演算手段５３は、数値演算可能なコンピュータが、予め定める動作プログラムを実行することによって実現されてもよい。
【００９４】
本発明の実施の一形態では、ガス供給機構２０の伝達関数は、むだ時間要素を含んでいる。図２には、ガス供給機構２０の伝達関数のうち、むだ時間要素を除いた伝達関数Ｇｃ（ｓ）と、むだ時間要素の伝達関数ｅ−Ｌｃ・ｓとを個別に図示する。目標圧力Ｐｉｎを入力値とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力値とした場合の、ガス供給機構２０の特性を近似した伝達関数Ｇ（ｓ）２０を以下に示す。
Ｇ（ｓ）２０＝Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃ・ｓ                          …（６）
【００９５】
ここでＧｃ（ｓ）は、むだ時間要素を除いたガス供給機構２０の伝達関数を示し、本実施の形態では、一次遅れ要素を意味する。したがってＧｃ（ｓ）は、１／（Ｔｃ・ｓ＋１）を示し、Ｔｃは、一次遅れ要素の時定数となる。またｅは、自然対数の底を示し、Ｌｃは、目標圧力Ｐｉｎが与えられてからガス供給機構２０が支援圧力Ｐｖｅｎｔの調整を開始するまでに要するむだ時間を示す。また他の式についても、上式に示す記号について同様の意味を表わす。
【００９６】
また目標圧力Ｐｉｎを入力値とし、遅れ補償圧力＾Ｐｍを出力値とした場合の、遅れ補償部５５の調整用伝達関数Ｇ（ｓ）５５を以下に示す。
Ｇ（ｓ）５５＝Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓ                          …（７）
【００９７】
ここでＧｃ（ｓ）は、むだ時間要素を除いた伝達関数を示し、本実施の形態では、一次遅れ要素を意味する。したがってＧｍ（ｓ）は、１／（Ｔｍ・ｓ＋１）を示し、Ｔｍは、一次遅れ要素の時定数となる。またＬｍは、調整用伝達関数におけるむだ時間を示す。
【００９８】
また実際の患者の呼吸器管においては、支援圧力Ｐｖｅｎｔの他に自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが与えられることが、オブザーバ５４の呼吸器官モデルと異なる。本発明の実施の形態においては、吸気管路での圧力損失が小さいので、ガス供給機構２０の吐出圧力となる支援圧力Ｐｖｅｎｔと、実際の患者の気道圧力Ｐａｗとが等しいと近似して扱う。
【００９９】
図３は、本発明の全体の系１４における自発呼吸時の換気量Ｖｍｕｓとアシスト呼吸時の理想的な換気量Ｖａｓｔとの関係を示すグラフである。ガス供給機構２０と遅れ補償部５５との伝達関数が互いに等しいと考えた場合、支援圧力Ｐｖｅｎｔは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化に応じて、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの（１＋Ｂ）倍の増幅率で増幅される。換気量は、支援ガスが肺に流れた体積と等しい。ここで、Ｂは、上述したように＾Ｒ＝Ｒでかつ＾Ｅ＝Ｅである場合の増幅ゲインβを示す。本実施の形態の人工呼吸器１７によるアシスト呼吸時の換気量Ｖａｓｔは、自発呼吸時の換気量Ｖｍｕｓの（１＋Ｂ）倍に増幅される。
【０１００】
患者の状態が呼気期間から吸気期間に切換ると、患者は横隔膜などの呼吸筋を動作させる。これによって自発呼吸時の換気量Ｖｍｕｓおよび自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、時間経過とともに徐々に増大し、あるピーク値Ｐ１に達すると徐々に減少する。そして患者の状態が吸気期間から呼気期間に切換る。
【０１０１】
通常、吸気期間において自発呼吸時の患者の換気量Ｖｍｕｓおよび自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、時間に対する波形として、まず穏やかな漸増カーブを描き、次に極大値から呼気期間になると、急速な減少カーブを描く。ただし患者の状態によって、患者の換気量Ｖｍｕｓおよび自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、大幅に変動しそのピーク値Ｐ１および吸気期間Ｗ１が変動する。
【０１０２】
制御装置２１によって制御されるガス供給機構２０は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに予め定める増幅ゲインに基づいて比例増幅した気道圧力Ｐａｗとなるように、支援圧力Ｐｖｅｎｔで支援ガスを吐出する。たとえば、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓのピーク値Ｐ１が小さく、吸気期間Ｗ１が短い場合には、気道圧力Ｐａｗのピーク値Ｐ２が小さく、支援ガスが供給される期間Ｗ２が短くなるように、支援圧力Ｐｖｅｎｔが制御される。同様に、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓのピーク値Ｐ１が大きく、吸気期間Ｗ１が長い場合には、気道圧力Ｐａｗのピーク値Ｐ２が大きく、支援ガスが供給される期間Ｗ２が長くなるように、支援圧力Ｐｖｅｎｔが制御される。
【０１０３】
以上のように本実施の形態の制御装置２１によれば、流量偏差ΔＦに基づいて、支援圧力Ｐｖｅｎｔを決定する。検出流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって流量偏差ΔＦは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの変化を抽出した値となる。これによって検出が通常困難な自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを推測することができ、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを外乱とみなした場合の外乱オブザーバとして構成することができる。このように自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関係する流量偏差ΔＦに応じて目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓにほぼリアルタイムで追従する支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガスを患者に供給することができる。
【０１０４】
以下、本実施の形態のガス供給機構２０の制御方法であって、遅れ補償部５５を用いて演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍを示す信号をオブザーバ５４に入力する方法を改良推定型ＰＡＶ法と称する。これに対して、遅れ補償部５５を用いずに、圧力検出手段によって支援圧力Ｐｖｅｎｔを検出し、その検出結果をオブザーバ５４に入力した、比較例のガス供給機構２０の制御方法を推定型ＰＡＶ法と称する。また図２０に示す伝達関数を用いたガス供給機構２０の制御方法を従来型ＰＡＶ法と称する。
【０１０５】
図４は、改良推定型ＰＡＶ法を用いた場合の全体の系１４を等価変換して示すブロック線図である。図４は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを入力とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力とする伝達関数を示す。図４に示すように、改良推定型ＰＡＶ法では、［｛Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓ｝／｛Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃ・ｓ｝×｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝−１］であるフィードバックゲインが正となる場合には負帰還構成となり、前記フィードバックゲインが負となる場合には正帰還構成となる。
【０１０６】
したがって｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝が１未満となる場合でも、｛Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓ｝／｛Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃ・ｓ｝×｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝が１を超えるように、調整用伝達関数Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓを調整することで、負帰還構成を維持することができる。たとえば本実施形態では、患者の状態変化によって気道抵抗Ｒおよび肺エラスタンスＥが大幅に変化して、｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝が１未満となっても、正帰還構成となることを防いで、負帰還構成となる領域を広げることができる。
【０１０７】
また改良推定型ＰＡＶ法を用いた全体の系１４は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを入力値とし、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと支援圧力Ｐｖｅｎｔとの加算値を出力値とすると、その伝達関数Ｇ（ｓ）１４は、次式によって表わされる。
【０１０８】
【数２】
2007144098.tif 000004
ここで、各記号については、上述する記号にそれぞれ対応する。
【０１０９】
Ｇｃ（ｓ）＝１、＾Ｒ＝Ｒ、＾Ｅ＝Ｅ、ＫＦＧ＝＾Ｒ・Ｂ、ＫＶＧ＝＾Ｅ・Ｂとすると、改良推定型ＰＡＶ法を用いた全体の系１４では、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと支援圧力Ｐｖｅｎｔとを加算した圧力（Ｐｍｕｓ＋Ｐｖｅｎｔ）が、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの（１＋Ｃ）倍に増幅される。ここで、Ｃは、以下の式によって表わされる。
【０１１０】
【数３】
2007144098.tif 000005
【０１１１】
推定気道抵抗＾Ｒおよび推定エラスタンス＾Ｅを正確に推定可能な場合、すなわち（Ｒ・ｓ＋Ｅ）／（＾Ｒ・ｓ＋Ｅ）が１となる場合には、｛Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓ｝／｛Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃ・ｓ｝が１より大きい限り、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを必ず負帰還増幅することができる。また｛Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓ｝／｛Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃ・ｓ｝が可及的に１に近い値となることによって、予め入力される増幅ゲインＢから決定される増幅率（１＋Ｂ）とほぼ等しい増幅率を得ることができる。
【０１１２】
また推定気道抵抗＾Ｒおよび推定エラスタンス＾Ｅが正確に推定できない場合であって、（Ｒ・ｓ＋Ｅ）／（＾Ｒ・ｓ＋Ｅ）が１未満となる場合であっても、上述したように｛Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓ｝／｛Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃ・ｓ｝×｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝が１を超えるように、調整用伝達関数の時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍを調整することで、負帰還構成を維持して支援圧力Ｐｖｅｎｔを安定して制御することができる。
【０１１３】
図５は、推定型ＰＡＶ法を用いた場合の全体の系１４を等価変換して示すブロック線図である。推定型ＰＡＶ法では、圧力検出手段によって検出された支援圧力Ｐｖｅｎｔを示す信号がオブザーバ５４に入力される。この場合、図２において、ガス供給機構２０の伝達関数と、調整用伝達関数とが等しい場合（Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓ＝Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃ・ｓ）と等価であるとして近似することができる。
【０１１４】
図５は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを入力とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力とする伝達関数を示す。図５に示すように、推定型ＰＡＶ法では、［｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝−１］のフィードバックゲインが正となる場合には負帰還構成となり、前記フィードバックゲインが負となる場合には正帰還構成となる。たとえば患者の状態変化によって気道抵抗Ｒおよび肺エラスタンスＥが大幅に変化して、｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝が１未満となると、正帰還構成となってしまい、全体の系１４を負帰還構成とすることができない。
【０１１５】
推定型ＰＡＶ法を用いた全体の系１４は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを入力値とし、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと支援圧力Ｐｖｅｎｔとの加算値を出力値とすると、その伝達関数Ｇ（ｓ）１４を以下に示す。
【０１１６】
【数４】
2007144098.tif 000006
【０１１７】
上述したように、推定型ＰＡＶ法を用いた場合、＾Ｒ＞Ｒであって＾Ｅ＞Ｅとなった場合、｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝が１未満となり、正帰還構成となって安定性が低下してしまう。これに対して、本実施の形態である改良推定型ＰＡＶ法を用いた場合には、｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝が１未満となった場合であっても、調整用伝達関数のパラメータを調整して、｛Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍ・ｓ｝／｛Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃ・ｓ｝×｛Ｒ・ｓ＋Ｅ｝／｛＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ｝が１を超えるようにすることによって、負帰還構成を維持することができ、安定性を向上することができる。
【０１１８】
推定気道抵抗＾Ｒおよび推定エラスタンス＾Ｅが、実際の気道抵抗Ｒおよび実際のエラスタンスＥに対して、全く同一の値にすることは不可能であり、一般的には、これらの値にずれがある場合（＾Ｒ≠Ｒ、＾Ｅ≠Ｅ）が通常である。
【０１１９】
改良推定型ＰＡＶ法を用いた全体の系１４では、調整用伝達関数のパラメータである時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍを適切に選択することで、推定型ＰＡＶ法を用いた全体の系５に比べて、負帰還構成となる領域をさらに増やすことができ、正帰還構成となりにくくすることができるので、推定値＾Ｒ、＾Ｅが正確でなくても、全体の系１４として安定となる余裕度が高い。
【０１２０】
このように改良推定型ＰＡＶ法では、推定型ＰＡＶ法に比べて、安定となる余裕度を高くすることができるので、患者の状態変化が生じても、推定値＾Ｒ，＾Ｅの設定誤差があっても、ゲインを大きく設定しても、外乱などが作用しても、ランナウェイをさらに生じにくくすることができる。
【０１２１】
また本実施の形態では、調整用伝達関数が、ガス供給機構２０の伝達関数を近似した制御要素である、一次遅れ要素とむだ時間要素とを有する。したがって支援圧力Ｐｖｅｎｔの時間変化に応じて、遅れ補償圧力＾Ｐｍを設定することができる。これによって調整用伝達関数をガス供給機構の伝達関数で除算した値を１に近づけることができ、支援圧力Ｐｍｕｓに対する支援圧力Ｐｖｅｎｔの増幅率について、増幅ゲインとして制御量演算手段で設定される増幅率と、実際の増幅率との差を少なくすることができる。
【０１２２】
図６は、従来型ＰＡＶ法を用いた場合の全体の系５を等価変換して示すブロック線図である。図６は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを入力とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力とする伝達関数を示す。図６に示すように、従来型ＰＡＶ法では、常に正帰還構成となり、流量ゲインＫｆａおよび体積ゲインＫＶａが適切でないと、支援圧力Ｐｖｅｎｔが発散するおそれがある。
【０１２３】
従来型ＰＡＶ法を用いた全体の系５は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを入力値とし、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと支援圧力Ｐｖｅｎｔとの加算値を出力値とすると、その伝達関数Ｇ（ｓ）５は、次式によって表わされる。
【０１２４】
【数５】
2007144098.tif 000007
【０１２５】
従来型ＰＡＶ法を用いた全体の系５では、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと支援圧力Ｐｖｅｎｔとを加算した圧力（Ｐｍｕｓ＋Ｐｖｅｎｔ）が、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの１／（１−Ａ）倍に増幅される。この場合、Ａ＜０またはＡ＞１となると、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを増幅することができない。
【０１２６】
これに対して、改良推定型ＰＡＶ法では、呼吸器官モデルの推定が少々正確でなくとも調整用伝達関数のパラメータを適切に設定して、ガス供給機構２０の伝達関数に対して、調整用伝達関数を異なるように変化させることで、増幅ゲインＢが０よりも大きい限り増幅することができる。したがって改良推定型ＰＡＶ法を用いた全体の系１４は、ゲイン選択の自由度を高くすることができる。
【０１２７】
図７は、本実施の形態である改良推定型ＰＡＶ法を用いた実験結果を示すグラフである。また図８は、比較例である推定型ＰＡＶ法を用いた実験結果を示すグラフである。図９は、従来型ＰＡＶ法を用いた実験結果を示すグラフである。図７〜図９に示す実験では、患者の呼吸器官を模擬した模擬装置に人工呼吸器を接続し、模擬装置によって患者の呼吸動作を模擬した呼吸模擬動作を行わせた場合に計測した、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと、支援圧力Ｐｖｅｎｔとの測定結果を示す。図７〜図９では、実線で自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを示し、破線で支援圧力Ｐｖｅｎｔを示し、患者の吸気期間および自発呼吸圧力の時間変化と同様の条件で模擬装置を動作させる。
【０１２８】
表１は、実験に用いた各種パラメータを示す。表１に示すように、推定気道抵抗＾Ｒおよび推定エラスタンス＾Ｅが、実際の気道抵抗Ｒおよび実際のエラスタンスＥと同じとなるように設定し、調整用伝達関数の時定数Ｔｍが、ガス供給機構２０の伝達関数の時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）、調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍが、ガス供給機構２０の伝達関数のむだ時間Ｌｃと同じ（Ｌｍ＝Ｌｃ）として実験を行った。
【０１２９】
【表１】
2007144098.tif 000008
【０１３０】
図７〜図９に示すように、改良推定型ＰＡＶ法を用いた場合には、従来型ＰＡＶ法および推定型ＰＡＶ法を用いた場合に比べて、吸気開始時期における速応性を向上することができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔを自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの変化に好適に追従させることができる。具体的には、自発呼吸圧力＾Ｐｍの増加を開始してから立ち上がり時の任意の時間Ｗ２が経過した場合において、改良推定型ＰＡＶ法の支援圧力Ｐｖｅｎｔの増加量Ｘ１１を、推定型ＰＡＶ法および従来型ＰＡＶ法の支援圧力Ｐｖｅｎｔの増加量Ｘ１２，１３よりも大きくすることができる。
【０１３１】
Ｒ＝＾Ｒ、Ｅ＝＾Ｅであって、周波数領域での高周波応答部分、すなわちｓが極めて大きいとして、（８）式を変形すると、全体の系の伝達関数Ｇ（ｓ）１４は、Ｔｍ・ｓと大略的に近似することができる。
【０１３２】
この場合、時定数Ｔｍが比例積分微分（ＰＩＤ）フィードバック動作の微分動作として作用し、その微分ゲインがＴｍ／Ｔｃに比例することになる。したがって時定数Ｔｍを大きくして、Ｔｍ＞Ｔｃとすることで、微分ゲインを大きくすることができ、このことに起因して、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの立ち上がり時における速応性を向上することができる。また低周波応答部分では、時定数Ｔｍ以外のパラメータの影響が生じることによって微分ゲインが小さくなる。これによって吸気期間終了部分での微分ゲインを小さくすることができ、オーバーシュートなど抑えることができる。
【０１３３】
また速応性の向上に起因して、推定型ＰＡＶ法および改良推定型ＰＡＶ法を用いた場合の非同期期間Ｗ３１，Ｗ３２のほうが、従来型ＰＡＶ法を用いた場合の非同期期間Ｗ３３に比べて小さくすることができる。ここで、非同期期間とは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが下がり始める時刻と、支援圧力Ｐｖｅｎｔが下がり始める時刻との差である。さらに従来型ＰＡＶ法および推定型ＰＡＶ法は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが下がり始めた時刻から、支援圧力Ｐｖｅｎｔが急激に圧力が上昇する（Ｘ２２，Ｘ２３）。これに対して、改良推定型ＰＡＶ法では、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが下がり始めた時刻から、支援圧力Ｐｖｅｎｔの圧力増加が小さい（Ｘ２１）。
【０１３４】
このように改良推定型ＰＡＶ法では、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの立ち上がり時における速応性を向上でき、非同期期間Ｗ３を短くすることができるとともに、吸気後の支援圧力Ｐｖｅｎｔの圧力上昇を少なくすることによって、人工呼吸器が患者へ与える負担を少なくすることができる。
【０１３５】
また調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｃとをほぼ同じ値（Ｌｍ≒ＬｃまたはＬｍ＝Ｌｃ）とすることで、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数を変化させた場合に安定可能な領域を増やすことができる。いいかえると安定状態を保って、変更可能な時定数の範囲を広げることができる。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。
【０１３６】
さらに推定型ＰＡＶ法では、支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動しながら増加するのに対して、改良推定型ＰＡＶ法では、支援圧力Ｐｖｅｎｔの振動を抑えることができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷をさらに少なくすることができる。また改良推定ＰＡＶ法では、圧力検出手段を不必要とすることができ、製造コストを低下させることができるとともに、圧力検出手段の故障に起因する故障をなくすことができ、人工呼吸器の信頼性を向上することができる。
【０１３７】
図１０は、改良推定型ＰＡＶ法と、従来型ＰＡＶ法との支援圧力Ｐｖｅｎｔ応答波形を比較した実験結果である。また図１１は、改良推定型ＰＡＶ法と、従来型ＰＡＶ法との支援ガス流量Ｆ応答波形を比較した実験結果である。図１０および図１１では、改良推定型ＰＡＶ法に用いた調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍを１０ｍｓｅｃとし、時定数Ｔｍとして、５，１０，２０を与えた実験結果を示す。またガス供給機構２０の時定数Ｔｃおよびむだ時間Ｌｃは、表１に設定される値が用いられる。
【０１３８】
図１０から明らかなように、改良推定型ＰＡＶ法では、従来型ＰＡＶ法に比べて速応性を向上することができる。また改良推定型ＰＡＶ法のうち、時定数Ｔｍを大きくすることに比例して、速応性がさらに向上する。また時定数Ｔｍが過剰となると、支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となる。
【０１３９】
図１１から明らかなように、改良推定型ＰＡＶ法では、時定数Ｔｍを大きくするとともに、支援ガスの流量Ｆが振動的となる。支援ガスの流量Ｆが振動的になることは、患者に与える負荷が大きくなることを意味し、あまり好ましくない。支援ガス流量Ｆの応答が振動的な場合には、流量ゲインＫＦＧを減少させることによって、支援ガス流量Ｆが振動的になることを防止することができる。これによって支援ガスの流量が振動的になることなく、増幅率を増加させることができる。
【０１４０】
また本実施の形態の全体の系１４は、正帰還構成となりにくくすることができ、安定性が向上されているので、パラメータ選択の自由度が大きく、増幅ゲインβを増幅したり、流量ゲインＫＦＧおよび体積ゲインＫＶＧおよびを変更したりしても、ランナウェイが生じにくく、好適に調整することができる。
【０１４１】
図１２は、改良推定型ＰＡＶ法において、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対する増幅率、調整用伝達関数の時定数Ｔｍを変化させた場合の支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答を示すシミュレーション結果である。呼吸器官および呼吸器官モデルを模擬したモデルをプログラムによって構成し、ゲインおよび調整用伝達関数の時定数Ｔｍを変化させる。
【０１４２】
図１２に示すシミュレーション結果は、図１０に示す実験結果と同様の結果が得られる。具体的には、改良推定型ＰＡＶ法では、時定数Ｔｍを増加するとともに、速応性を向上させることができ、調整用伝達関数の時定数Ｔｍを過剰とすると、支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となる。
【０１４３】
また増幅率が大きい場合には、増幅率が小さい場合に比べて、支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となる調整用伝達関数の時定数Ｔｍが小さい。たとえば本実施のシミュレーション結果では、増幅率が４倍である場合には、時定数Ｔｍが３３ｍｓｅｃとなると支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的となり、増幅率が６倍である場合には、調整用伝達関数の時定数Ｔｍが２５ｍｓｅｃとなると、支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的となる。
【０１４４】
支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となる調整用伝達関数の時定数Ｔｍを振動時定数Ｔｍ１とすると、振動時定数Ｔｍ１は、大略的には以下の関係を有する。
増幅ゲインβ×（Ｔｍ１／Ｔｃ）＞Ｄ                              …（12）
ここで、Ｄは、予め定める定数であり、本実施の形態では、６となる。支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的とならない調整用伝達関数の時定数Ｔｍを、非振動時定数Ｔｍ２とすると、非振動時定数Ｔｍ２は、大略的には以下の関係を有する。
Ｔｍ２＜Ｄ×Ｔｃ／増幅ゲインβ                                  …（13）
【０１４５】
本実施の形態では、（１３）式を満足するように、調整用伝達関数の時定数Ｔｍが決定される。言換えると、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅する増幅率に応じて、上限値が設定される。（１３）式を満足する上限値の時定数Ｔｍが設定されることで、支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的になることがなく、速応性を可及的に向上することができる。
【０１４６】
たとえば調整用伝達関数の時定数Ｔｍとして採用されるのは、振動時定数Ｔｍ１の１／２に設定される。また本実施の形態では、調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、ガス供給機構２０の時定数Ｔｃの１．５〜２倍に設定される。
【０１４７】
また支援圧力Ｐｖｅｎｔを検出する圧力検出手段が設けられる場合、推定手段５１は、圧力検出手段から支援圧力Ｐｖｅｎｔを示す信号が与えられ、その信号に基づいて支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となることを判断すると、調整用伝達関数の時定数Ｔｍを下げるように調整してもよく、振動的でないことを判断すると、調整用伝達関数の時定数Ｔｍを上げるように調整してもよい。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となることをより確実に防ぐことができる。
【０１４８】
また吸気開始時と吸気終了時とで、調整用伝達関数の時定数Ｔｍを変更するようにしてもよい。たとえば吸気開始時の時定数Ｔｍを大きくし、吸気終了時の時定数Ｔｍを小さくすることで、吸気開始時における速応性を向上するとともに、吸気終了時の行き過ぎ量を減らすことができる。
【０１４９】
以上のように、本発明の実施の形態である改良推定型ＰＡＶ法を用いた場合、全体の系１４では、患者の呼吸期間の状態を決定するための推定気道抵抗＾Ｒ、推定エラスタンス＾Ｅと、支援圧力Ｐｖｅｎｔの増幅率のほかに、全体の系の制御特性を調整するためのパラメータが調整可能に設定される。
【０１５０】
制御装置に入力される数値として、推定気道抵抗＾Ｒおよび推定エラスタンス＾Ｅは、患者の状態に応じて決定される値であり、流量ゲインＫＶＧおよび体積ゲインＫＶＧは、患者にどの程度のアシストを行うかを意味し、病態に則して医学的に決定される定数である。本実施の形態では、調整用伝達関数のパラメータをさらに変更可能とすることで、全体の系１４の制御特性を改善することができる。
【０１５１】
具体的には、調整用伝達関数の一次送れ要素の時定数Ｔｍと、むだ時間要素のむだ時間Ｌｍとが設定可能となる。この場合、時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍを適切に設定して負帰還構成の領域を増やすことで、安定余裕を向上して、不安定となりにくくすることができる。したがって従来型ＰＡＶ法および推定型ＰＡＶ法では、正帰還構成となっていた場合であっても、本実施の形態の改良推定型ＰＡＶ法では、負帰還構成として、制御系を安定させることができる。これによってランナウェイを防止することができる。これによって患者の負担をさらに低減したガス供給機構の制御方法を実現することができる。
【０１５２】
また調整用伝達関数のパラメータを適切に選択することによって、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔを自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、精度よく比例増幅することができるとともに、人工呼吸器と患者との非同期状態を抑えることができる。また支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的となることを防ぐことができる。このように支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性とロバスト安定性とを向上させることができ、患者に与える負荷を減らすことができる。
【０１５３】
たとえば推定気道抵抗＾Ｒおよび推定エラスタンス＾Ｅが、実際の気道抵抗ＲおよびエラスタンスＥに対して少々ずれた場合であっても、上述したように全体の系の安定余裕を大きくすることができるので、全体の系１４が不安定となることが防がれ、支援圧力Ｐｖｅｎｔを増幅する増幅ゲインＫＦＧ，ＫＶＧを大きくすることができる。特に上述したように、＾Ｒ＞Ｒ、＾Ｅ＞Ｅとなった場合でも、負帰還構成とすることができ、安定余裕をより大きく設定することができる。したがって気道抵抗ＲおよびエラスタンスＥを正確に求めなくても、ランナウェイが生じる可能性が小さくなり、ガス供給機構２０を制御することができる。また本実施の形態では、調整用伝達関数のパラメータを調整可能に設定される。これによってガス供給機構２０ごとに制御特性にバラツキがある場合、経時変化によって制御特性が変化する場合などであっても、適宜、パラメータを調整することで、制御特性を安定させることができる。
【０１５４】
図１３は、人工呼吸器１７の一例を示すブロック図である。制御装置２１は、コンピュータを含む制御装置本体３３と、流量検出手段５０と、入力手段３９と、表示手段４０と、増幅回路であるサーボアンプ４７，４８とを含む。また制御装置２１は、気道圧力検出手段６１をさらに含んでいてもよい。
【０１５５】
流量検出手段５０は、ガス供給機構２０の吸気管路２５を流れる気体の流量を電気信号に変換し、その電気信号を制御装置本体３３に与える。入力手段３９は、医師および看護士、またはガス供給機構２０を管理する管理者からの推定気道抵抗Ｒ＾および推定エラスタンス＾Ｅ、増幅ゲインβ、遅れ補償部５５の時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍなどが入力される。入力手段３９は、入力された情報を示す信号を制御装置本体３３に与える。
【０１５６】
表示手段４０は、患者の気道圧力を報知する報知手段である。表示手段４０は、制御装置本体３３から受ける表示指令信号に基づいて、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間的変化を示す波形を表示画面に表示する。
【０１５７】
増幅回路４８は、制御装置本体３３が演算した目標圧力Ｐｉｎを示す信号をポンプ用アクチュエータ３１に与える。ポンプ用アクチュエータ３１は、目標圧力Ｐｉｎを示す信号に基づいてポンプを制御し、ガス供給機構２０の吐出圧力がフィードバック制御される。
【０１５８】
制御装置本体３３は、インターフェース１０１と、演算部１０２と、一時記憶部１０３と、記憶部１０４とを含む。インターフェース１０１は、接続される流量検出手段５０からの信号が入力されて、その信号を演算部１０２に与える。記憶部１０４は、制御装置本体３３が実行すべきプログラムが記憶され、演算部１０２が記憶部１０４に記憶されるプログラムを読み出して実行することによって、前記推定手段５１、偏差演算手段５２、制御量演算手段５３を実現することができる。これによって制御装置本体３３は、前述するガス供給機構２０の制御を行うことができる。また記憶部１０４は、コンパクトディスクなどのコンピュータ読取可能な記録媒体であってもよい。演算部１０２は、ＣＰＵなどの演算処理回路によって実現され、記憶部１０４に記憶される動作プログラムに従った動作を実行する。
【０１５９】
図１４は、制御装置本体３３の動作を示すフローチャートである。制御装置本体３３は、まずステップｓ０で、制御装置本体３３に推定気道抵抗＾Ｒ、推定エラスタンス＾Ｅ、ガス供給機構２０の伝達関数、流量ゲインＫＦＧおよび体積ゲインＫＶＧなどの各パラメータが入力されて、目標圧力Ｐｉｎおよび推定流量＾Ｆが演算可能となる演算準備が可能となると、ステップｓ１に進む。
【０１６０】
ステップｓ１では、制御装置本体３３は、偏差演算手段５２の動作を実行して、以前に演算した目標圧力Ｐｉｎから求められる推定流量＾Ｆと、流量検出手段５０から与えられる流量Ｆとの偏差ΔＦを演算する。流量偏差ΔＦを演算すると、ステップｓ２に進む。
【０１６１】
ステップｓ２では、制御装置本体３３は、制御量演算手段５３の動作を実行して、流量偏差ΔＦに基づいて、目標圧力Ｐｉｎを演算する。目標圧力Ｐｉｎを演算すると、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号をガス供給機構２０に与えて、ステップｓ３に進む。
【０１６２】
ステップｓ３では、制御装置本体３３は、推定手段５１の動作を実行して、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に基づいて、遅れ補償部５５およびオブザーバ５４に相当する動作を行い、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが存在しない場合において患者に供給されるであろう推定流量＾Ｆを演算し、ステップｓ４に進む。
【０１６３】
ステップｓ４では、制御装置本体３３は、予め定める終了条件を満たしているか否かを判断する。たとえば入力手段３９によって終了指令が与えられていない場合には、ガス供給機構２０の制御を継続することを判断し、ステップｓ１に戻る。ステップｓ１では、ステップｓ３で演算した推定流量＾Ｆと、流量検出手段５０から与えられる流量Ｆとを用いて、再び流量偏差ΔＦを演算する。またステップｓ４において、制御装置本体３３は、予め定める終了条件を満たしていることを判断すると、ステップｓ５に進み、制御動作を終了する。
【０１６４】
このように上述した遅れ補償手段、流量推定手段、偏差演算手段、制御量演算手段は、コンピュータが予め定めるソフトウェアを実行することによって実現されてもよい。またガス供給機構２０は、制御装置２１によって、吐出する支援ガスの圧力が制御可能なものであり、患者の気道１５に支援ガスを導く吸気管路２５が形成されていれば、特に限定されない。たとえばガス供給機構２０は、図１３に示すようにベローズ型ポンプを有する人工呼吸器であってもよいが、配管を介して支援ガスを供給する人工呼吸器であってもよい。
【０１６５】
上述した本発明の実施の形態は、本発明の一例示であって、発明の範囲内において、構成を変更することができる。たとえば上述したブロック線図は、本発明の例示に過ぎず、同様の効果を得ることができるならば、等価変換されてもよい。また上述した調整用伝達関数の時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍは、一例であってこの値に限定されない。たとえば調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍと、ガス供給機構２０を近似した伝達関数のむだ時間Ｌｃが異なる値であってもよい。また調整用伝達関数の時定数Ｔｍが、ガス供給機構２０を近似した伝達関数の時定数Ｔｃよりも小さくてもよい。
【０１６６】
また本実施の形態では、調整用伝達関数におけるパラメータを変更可能としたが、調整用伝達関数のパラメータが固定される場合も、本発明に含まれる。この場合、全体の系が負帰還構成となるように、調整用伝達関数が決定される。これによって上述した実施の形態と同様の効果を得ることができる。この場合、調整用伝達関数は、ガス供給機構の伝達関数を近似した制御要素を含むことによって、調整用伝達関数をガス供給機構の伝達関数で除算した値を１に近づけることができ、支援圧力Ｐｍｕｓに対する支援圧力Ｐｖｅｎｔの増幅率について、制御量演算手段で設定される増幅率と、実際の増幅率との差を少なくすることができる。
【０１６７】
また調整用伝達関数を構成する一次遅れ要素の時定数Ｔｍが、ガス供給機構に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）設定される。これによって、速応性を向上して非同期状態を抑えることができる。また時間経過に伴って変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができる。さらに調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｃとをほぼ同じ値（Ｌｍ≒ＬｃまたはＬｍ＝Ｌｃ）とすることで、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数を変化させた場合に安定可能な領域を増やすことができる。いいかえると安定状態を保って、変化可能な時定数を増やすことができる。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。
【０１６８】
また人工呼吸器管理者が決定した支援圧力Ｐｖｅｎｔの増幅率に応じて、支援圧力Ｐｖｅｎｔが発散しないように、（１３）式に基づいて、調整用伝達関数の時定数Ｔｍの上限値が決定されることが好ましい。これによって増幅率を変更しても、支援圧力Ｐｖｅｎｔが振動的になることを防いで、速応性を可及的に向上させることができる。
【０１６９】
また本実施の形態では、調整用伝達関数が、一次遅れ要素Ｇｍ（ｓ）とむだ時間要素ｅ−Ｌｍ・ｓとを含むとしたが、これに限定されない。たとえば調整用伝達関数が、ガス供給機構の伝達関数を有理関数で近似した多次遅れ要素を有してもよい。この場合、調整用伝達関数の多次遅れ要素Ｇｍ（ｓ）は、次式によって表わされる。
【０１７０】
【数６】
2007144098.tif 000009
【０１７１】
また調整用伝達関数は、（１４）式に、比例要素ｋを含んでもよい。この場合、調整用伝達関数は、次式によって表わされる。比例要素を設定することによって、増幅率の設定を調整用伝達関数でも行うことができる。
【０１７２】
【数７】
2007144098.tif 000010
【０１７３】
比例要素ｋを０．８としてもよい。また調整用伝達関数は、上述した（１４）式または（１５）式に、むだ時間要素を含んでもよい。
【０１７４】
図１５は、一次遅れ要素の時定数Ｔｍとむだ時間要素のむだ時間Ｌｍとを変化させた場合における、ロバスト安定性と速応性との評価値Ｆの変化の概念を示すグラフである。評価値Ｆとして、支援圧力Ｐｖｅｎｔの制御について、トレードオフの関係にあるロバスト安定性と速応性との２つの制御性を評価した値を採用する。ここで、図１５は、一次遅れ要素の時定数Ｔｍとむだ時間要素のむだ時間Ｌｍとを変化させた場合における、ロバスト安定性と速応性との評価値Ｆの変化の理解を容易にするために用いたものであって、実際の変化状態と一致するものではない。
【０１７５】
図１５に示すように、時定数Ｔｍ、むだ時間Ｌｍおよび評価値Ｆを３次元座標軸にそれぞれ設定すると、（２）式に示す本実施の形態の改良型ＰＡＶ法を用いた全体の系を用いた場合、シミュレーションによる演算結果とでずれが生じるものの、患者の呼吸器官を模擬した模擬装置を用いた実験結果ともに、評価値Ｆが極大値となる２つの点が存在するであろうと推定された。
【０１７６】
したがって第１極大点Ｍ１または第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとの組合せを調整用伝達関数のパラメータとして設定することで、ロバスト安定性と速応性とがバランスよく、かつそれぞれ比較的良好とすることができる。
【０１７７】
本実施の形態では、第１極大点Ｍ１の近傍では、調整用伝達関数における時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｍ＋Ｌｍ）は、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃと、むだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃとを加算した値（Ｔｃ＋Ｌｃ）よりも小さく設定される。
【０１７８】
またガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃ、時定数Ｔｃをそれぞれ、Ｌｃ＝１０ｍｓｅｃとし、Ｔｃ＝２４ｍｓｅｃとする。推定気道抵抗Ｒを２０（ｃｍＨ２０）／（リットル／秒）とし、推定エラスタンスを１／３０（ミリリットル）／（ｃｍＨ２Ｏ）とし、増幅率を４倍とすると、改善型ＰＡＶ法を用いた本実施の形態の実験結果では、調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍが４ｍｓｅｃであり、時定数Ｔｍが１０ｍｓｅｃとなった。
【０１７９】
また第２極大点Ｍ２の近傍でも同様に、調整用伝達関数における時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｍ＋Ｌｍ）は、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃと、むだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃとを加算した値（Ｔｃ＋Ｌｃ）よりも小さく設定される。また第２極大点Ｍ２の近傍は、上述したように、調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍが、ゼロに設定される。また上述したように、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃ、時定数Ｔｃをそれぞれ、Ｌｃ＝１０ｍｓｅｃとし、Ｔｃ＝２４ｍｓｅｃとする。推定気道抵抗Ｒを２０（ｃｍＨ２０）／（リットル／秒）とし、推定エラスタンスを１／３０（ミリリットル）／（ｃｍＨ２Ｏ）とし、増幅率を４倍とすると、改善型ＰＡＶ法を用いた本実施の形態では、調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍが０ｍｓｅｃであり、時定数Ｔｍが１０ｍｓｅｃとなった。また第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍは、時定数Ｌｍをゼロにした分、第１極大点Ｍ１を構成する時定数Ｔｍよりも大きい値が採用される。
【０１８０】
ここで第１極大点Ｍ１は、患者と人工呼吸器とを含む全体の系のパラメータが変化することによってむだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの組合せが変動する。これに対して、第２極大点Ｍ２は、表１に示すパラメータが変化しても、むだ時間Ｌｍがゼロに保たれた状態で、時定数Ｔｍの値が変動する。
【０１８１】
このように調整用伝達関数のパラメータを、第１極大点Ｍ１または第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍとすることで、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数を変化させた場合に安定可能な領域を増やすことができる。いいかえると安定状態を保って、変化可能な時定数を増やすことができる。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。また実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｃとが過度に異なる場合に比べて、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。
【０１８２】
さらに第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍでは、患者と人工呼吸器を含む全体の系の各パラメータの変化に拘わらず、むだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることができ、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、適切な時定数Ｔｍを手動またはコンピュータ等による計算によって容易に求めることができる。
【０１８３】
また本実施の形態では、評価値Ｆは、ロバスト安定性に関するロバスト安定性評価値Ｆ１と、速応性に関する速応性評価値Ｆ２との線形和（Ｆ＝Ｆ１＋Ｆ２）に規定した。本実施の形態では、ロバスト安定性に関するロバスト安定性評価値Ｆ１は、（１６）式によって表わされる。
【０１８４】
【数８】
2007144098.tif 000011
【０１８５】
ここで、Ｆ１は、ロバスト安定性評価値である。またＡ１は、ロバスト安定性評価値Ｆ１を決定するためのロバスト安定性重み定数である。またロバスト安定性Ａ１と乗算されるもう１つの項|Ｓ|は、安定余裕を評価するための値であって、本実施の形態では、モジュラスマージンとして設定される。モジュラスマージンは、人工呼吸器と患者とを含む全体の系における一巡伝達関数がＬ（ｊω）で表わされる場合、（１７）式によって表わされる。すなわちナイキスト線図において、全体の系における一巡伝達関数のベクトル軌跡と、安定限界とが最も近接する距離で表わされる。また本実施の形態では、このような（１６）、（１７）式に基づいて、ロバスト安定性に関するロバスト安定性評価値Ｆ１を決定したが、他の評価式に基づいて決定してもよい。
【０１８６】
【数９】
2007144098.tif 000012
【０１８７】
また本実施の形態では、速応性に関する速応性評価値Ｆ２は、（１８）式によって表わされる。
【０１８８】
【数１０】
2007144098.tif 000013
【０１８９】
ここで、Ｆ２は、速応性評価値である。またＡ２は、速応性評価値Ｆ２を決定するための速応性重み定数である。また速応性重み定数Ａ２と乗算されるもう一つの項（１／Ｔｒｅｓｐ）は、速応性を評価するための値であって、本実施の形態では、ステップ応答を考えた場合に、支援圧力Ｐｖｅｎｔを自発呼吸圧力Ｐｍｕｓで除算（＝Ｐｖｅｎｔ／Ｐｍｕｓ）した値が、０．６３２に達するまでの時間Ｔｒｅｓｐの逆数（１／Ｔｒｅｓｐ）で表わされる。また本実施の形態では、このような関係に基づいて、速応性に関する速応性評価値Ｆ２を決定したが、他の評価式に基づいて決定してもよい。
【０１９０】
上述したようにロバスト安定性と速応性とは、トレードオフの関係にあるので、ロバスト安定性を向上すると、速応性が低下する。たとえばロバスト安定性を弱めて速応性を向上させるような総合的な評価値Ｆを得たい場合には、上述したロバスト安定性重み定数Ａ１よりも、速応性重み定数Ａ２を大きくすることによって、ロバスト安定性が弱く速応性が高いバランスの取れた総合的な評価値を得ることができる。このように各重み定数Ａ１,Ａ２のバランスを適切に配分することによって、ロバスト安定性と速応性とのバランスを考慮した評価値を得ることができる。また本実施の形態では、上述した（１６）〜（１８）式に基づいて決定したが、この決定は一例であって、他の演算式に従って、ロバスト安定性に関する評価値と、速応性に関する評価値とを合わせた値を用いて総合的な評価値としてもよい。
【０１９１】
このようにして求めた第１極大点Ｍ１および第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを用いて改良型ＰＡＶ法を用いた場合、単純な推定型ＰＡＶに比べてロバスト安定性および速応性を改善されることはもちろん、無作為に選択した時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍを用いて改良型ＰＡＶ法を用いた場合に比べて、ロバスト安定性および速応性を向上することができる。
【０１９２】
表２は、第１極大点Ｍ１と、第２極大点Ｍ２とをそれぞれ構成する時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを用いた場合の実験比較結果を示す表である。また表２では、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃ、時定数Ｔｃをそれぞれ、Ｌｃ＝１０ｍｓｅｃとし、Ｔｃ＝２４ｍｓｅｃとする。また推定気道抵抗Ｒを２０（ｃｍＨ２０）／（リットル／秒）とし、推定エラスタンスを１／３０（ミリリットル）／（ｃｍＨ２Ｏ）とし、増幅率を４倍とし、模擬装置によって気道抵抗Ｒ、肺のエラスタンスＥを変化させて実験を行った。この場合、２つの極大点Ｍ１，Ｍ２はともに、調整用伝達関数における時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｍ＋Ｌｍ）は、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃと、むだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｃ＋Ｌｃ）よりも小さく設定される。
【０１９３】
【表２】
2007144098.tif 000014
【０１９４】
表２に示すように、本実施の形態では、第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍを用いたほう（Ｌｍ＝０、Ｔｍ＝２０）が、第１極大点Ｍ１を構成する時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍを用いる（Ｌｍ＝４、Ｔｍ＝１０）よりも、ロバスト安定性および速応性が向上していることがわかる。すなわち本実施の形態では、むだ時間Ｌｍがゼロとした場合のほうが、ロバスト安定性および速応性をさらに向上することができる。
【０１９５】
図１６は、第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを用いて、支援圧力Ｐａｗと換気流量Ｑｉとを示すグラフである。図１６は、改良型ＰＡＶ法を用いた場合と、従来型ＰＡＶ法を用いた場合とを比較する。
【０１９６】
図１６では、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃ、時定数Ｔｃをそれぞれ、Ｌｃ＝１０ｍｓｅｃとし、Ｔｃ＝２４ｍｓｅｃとする。また模擬装置における気道抵抗Ｒと推定気道抵抗Ｒとを２０（ｃｍＨ２０）／（リットル／秒）とし、模擬装置におけるエラスタンスＥと推定エラスタンスとを１／３０（ミリリットル）／（ｃｍＨ２Ｏ）とし、増幅率を３倍とし、調整用伝達関数の時定数Ｔｍを２０ｍｓｅｃとし、調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍを０ｍｓｅｃとした。
【０１９７】
患者が自発吸気を終了した時点Ｔ２から、換気流量Ｑｉが、自発吸気を開始する前の時点Ｔ１の値Ｑ０に達する前の状態に移行する時点までの時間差である第１設定時間δＴ１を、呼気非同期の度合いとすると、本実施の形態に従った改良推定型ＰＡＶ法における前記第１設定時間δＴｎｅｗ１は、従来型ＰＡＶ法における前記第１設定時間δＴｏｒｇ１に比べて小さくすることができる。これによって呼気非同期の期間を短くすることができ、患者に与える負荷を減らすことができる。
【０１９８】
また気道圧力Ｐａｗを、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを予め定める増幅率である３倍で増幅した波形形状に近づけることができる。具体的には、改良推定型ＰＡＶ法では、従来型ＰＡＶ法に比べて患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して気道圧力Ｐａｗの速応性を向上させることができる。また患者が自発吸気を終了した時点Ｔ２から、気道圧力Ｐａｗが低下を開始する時点までの時間差である第２設定時間δＴ２を、呼気非同期の度合いとしても、本実施の形態に従った改良推定型ＰＡＶ法における前記第２設定時間δＴｎｅｗ２は、従来型ＰＡＶ法における前記第２設定時間δＴｏｒｇ２に比べて小さくすることができる。これによっても呼気非同期の期間を短くすることができ、患者に与える負荷を減らすことができる。
【０１９９】
また本実施の形態では、このようにして第１極大点Ｍ１および第２極大点Ｍ２のいずれかを構成する調整用伝達関数の時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍを用いたが、調整用伝達関数のパラメータはこれに限定されない。
【０２００】
たとえば上述したように、調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）としてもよい。また調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃとほぼ同じ（Ｌｍ≒ＬｃまたはＬｍ＝Ｌｃ）としてもよい。また上述した決定方法のほか、患者と人工呼吸器とを含む全体の系のパラメータの変動等に応じて、調整用伝達関数の時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍを適宜決定してもよい。また調整用伝達関数も、他の形態を用いることが可能である。
【０２０１】
図１７は、本発明のさらに他の実施の形態の全体の系１３を示すブロック線図である。図１７に示す全体の系１３は、図２に示す全体の系１４に対して、推定手段５１の構成の一部が異なる以外は、同一の構成を有する。したがって同様の構成については、説明を省略し、図２の全体の系１４に対応する符号を付する。
【０２０２】
推定手段５１は、検出遅れ演算器６０をさらに有する。検出遅れ演算器６０は、流量検出手段５０を模擬してモデル化した検出手段モデルを有する。この場合、検出遅れ演算器６０は、オブザーバ５４から推定流量＾Ｆが与えられると、流量検出手段５０の検出遅れに基づいた推定流量＾Ｆを演算し、この演算結果を偏差演算手段５２に与える。偏差演算手段５２は、検出遅れ演算器６０が演算した推定流量＾Ｆから、流量検出手段５０によって検出された検出流量を減算して、流量偏差ΔＦを演算する。これによって推定手段５１は、患者の気道に供給された支援ガスの流量Ｆを検出してから、流量検出手段５０が検出結果を出力するまでの時間特性に基づいて、患者の気道に供給されるべき支援ガスの流量＾Ｆをさらに精度よく演算することができる。したがって非同期状態をさらに確実に防止することができる。
【０２０３】
図１８は、本発明のさらに他の実施の形態の全体の系１２を示すブロック線図である。図１８に示す全体の系１２は、図２に示す全体の系１４に対して、推定手段５１の構成の一部が異なる以外は、同一の構成を有する。したがって同様の構成については、説明を省略し、図２の全体の系１４に対応する符号を付する。
【０２０４】
遅れ補償部５５に代えて、圧力検出手段６１を備える。圧力検出手段６１は、患者の気道内の圧力である気道圧力Ｐａｗを検出する。そして圧力検出手段６１は、検出した気道圧力Ｐａｗを、予め定める遅れ補償部５５に与える。遅れ補償部は、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上するための調整用伝達関数を有する。遅れ補償部は、気道圧力Ｐａｗが入力として与えられると、遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算し、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍをオブザーバ５４に与える。ここで遅れ補償圧力＾Ｐｍは、上述した記号を用いて、｛Ｇｍ（ｓ）・ｅ−Ｌｍｓ｝／｛Ｇｃ（ｓ）・ｅ−Ｌｃｓ｝に設定される。このようにしても、上述した効果を達成することができる。
【０２０５】
図１９は、本発明のさらに他の実施の形態の全体の系１０を示すブロック線図である。図１９に示す全体の系１０は、図２に示す全体の系１４に対して、推定手段５１に設定される推定気道抵抗＾Ｒおよび推定エラスタンス＾Ｅの設定が異なる以外は、同一の構成を有する。したがって同様の構成については、説明を省略し、図２の全体の系１４に対応する符号を付する。
【０２０６】
図２０は、気道抵抗Ｒを説明するためのグラフである。気道内を流れる支援ガスの流れが層流となる場合には、気道圧力Ｐａｗに比例して、その流速が直線的に変化する。しかし実際には、気道は、分岐を繰り返し太さは均一でないので、支援ガスの流れは乱流となる。したがって乱流抵抗を考慮して推定気道抵抗＾Ｒを設定する。
【０２０７】
推定手段５１に設定される前記推定気道抵抗＾Ｒは、支援ガスの流量にかかわらず一定に設定される第１抵抗係数＾ＲＴと、前記推定流量演算器で演算される支援ガスの流量＾Ｆに依存する第２抵抗係数＾ＫＴとを加算した値である。第１抵抗係数＾ＲＴおよび第２抵抗係数＾ＫＴは、患者の気道抵抗に応じた係数に設定される。また肺のみならず胸郭などを含めた呼吸器官全体の抵抗を、推定気道抵抗＾Ｒとして設定してもよい。他の近似式で表わされる推定気道抵抗＾Ｒによって気道抵抗Ｒを近似してもよい。
【０２０８】
図２１は、肺のコンプライアンスを説明するためのグラフである。推定手段５１に設定される推定エラスタンス＾Ｅは、前記支援ガス体積演算器で演算される支援ガス体積＾Ｖに基づく値であり、肺のコンプライアンスＣの逆数となる。コンプライアンスＣは、患者の吸気期間中においては、支援ガスの体積Ｖの増加とともに非線形的に増加し、飽和特性とヒステリシス特性とを有する。
【０２０９】
肺胞圧力演算器５９が、予めコンプライアンスＣと支援ガスの体積との関係を示す情報を予め取得することによって、コンプライアンスが非線形である場合を考慮したであっても、正確に肺胞圧力Ｐａｌｖを演算することができる。
【０２１０】
このようにより非線形となる呼吸器管のモデルをオブザーバが有することによって、より精度よく推定流量＾Ｆを推定することができる。これによって自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを精度よく推定することができるとともに、推定した自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに応じて、支援圧力Ｐｖｅｎｔを決定することができる。
【０２１１】
また推定気道抵抗Ｒおよび推定エラスタンスＥは、医師が適切に設定してもよいが、予め計測器器によって測定した気道抵抗ＲおよびエラスタンスＥを用いてもよい。また特許文献２に開示される推定方法によって求められる気道抵抗＾Ｒおよびエラスタンス＾Ｅを用いてもよい。
【図面の簡単な説明】
【０２１２】
【図１】人工呼吸器１７と患者１８とを示すブロック図である。
【図２】本発明の実施の一形態の全体の系１４を具体的に示すブロック線図である。
【図３】本発明の全体の系１４における自発呼吸時の換気量Ｖｍｕｓとアシスト呼吸時の理想的な換気量Ｖａｓｔとの関係を示すグラフである。
【図４】改良推定型ＰＡＶ法を用いた場合の全体の系１４を示すブロック線図である。
【図５】推定型ＰＡＶ法を用いた場合の全体の系１４を示すブロック線図である。
【図６】従来型ＰＡＶ法を用いた場合の全体の系１４を示すブロック線図である。
【図７】改良推定型ＰＡＶ法を用いた実験結果を示すグラフである。
【図８】推定型ＰＡＶ法を用いた実験結果を示すグラフである。
【図９】従来型ＰＡＶ法を用いた実験結果を示すグラフである。
【図１０】改良推定型ＰＡＶ法と、従来型ＰＡＶ法との支援圧力Ｐｖｅｎｔ応答波形を比較した実験結果である。
【図１１】改良推定型ＰＡＶ法と、従来型ＰＡＶ法との流量Ｆ応答波形を比較した実験結果である。
【図１２】改良推定型ＰＡＶ法において、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対する増幅率、調整用伝達関数の時定数Ｔｍを変化させた場合の支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答を示すシミュレーション結果である。
【図１３】人工呼吸器１７の一例を示すブロック図である。
【図１４】制御装置本体３３の動作を示すフローチャートである。
【図１５】一次遅れ要素の時定数Ｔｍとむだ時間要素のむだ時間Ｌｍとを変化させた場合における、ロバスト安定性と速応性との評価値Ｆの変化の概念を示すグラフである。
【図１６】第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを用いて、支援圧力Ｐａｗと換気流量Ｑｉとを示すグラフである。
【図１７】本発明のさらに他の実施の形態の全体の系１３を示すブロック線図である。
【図１８】本発明のさらに他の実施の形態の全体の系１２を示すブロック線図である。
【図１９】本発明のさらに他の実施の形態の全体の系１０を示すブロック線図である。
【図２０】気道抵抗Ｒを説明するためのグラフである。
【０２１３】
【図２１】肺のコンプライアンスを説明するためのグラフである。
【図２２】従来技術の人工呼吸器１と患者２とを含む全体の系５を示すブロック線図である。
【図２３】従来技術の全体の系５における自発呼吸時の換気量Ｖｍｕｓとアシスト呼吸時の理想的な換気量Ｖａｓｔとの関係を示すグラフである。
【符号の説明】
【０２１４】
１４  全体の系
１７  人工呼吸器
２０  ガス供給機構
２１  制御装置
５０  流量検出手段
５１  流量推定手段
５２  偏差演算手段
５３  制御量演算手段
５４  オブザーバ
Ｐｍｕｓ  自発呼吸圧力
Ｐｉｎ  目標圧力
Ｐｖｅｎｔ  支援圧力
Ｆ  実際の支援ガスの流量
＾Ｆ  推定される支援ガスの流量
ΔＦ  流量偏差
【図１】
2007144098.tif 000015
【図２】
2007144098.tif 000016
【図３】
2007144098.tif 000017
【図４】
2007144098.tif 000018
【図５】
2007144098.tif 000019
【図６】
2007144098.tif 000020
【図７】
2007144098.tif 000021
【図８】
2007144098.tif 000022
【図９】
2007144098.tif 000023
【図１０】
2007144098.tif 000024
【図１１】
2007144098.tif 000025
【図１２】
2007144098.tif 000026
【図１３】
2007144098.tif 000027
【図１４】
2007144098.tif 000028
【図１５】
2007144098.tif 000029
【図１６】
2007144098.tif 000030
【図１７】
2007144098.tif 000031
【図１８】
2007144098.tif 000032
【図１９】
2007144098.tif 000033
【図２０】
2007144098.tif 000034
【図２１】
2007144098.tif 000035
【図２２】
2007144098.tif 000036
【図２３】
2007144098.tif 000037
【手続補正書】
【提出日】平成18年8月25日(2006.8.25)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を制御する制御装置において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出手段と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償手段と、
遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定手段と、
前記流量検出手段によって検出された流量Ｆと、前記流量推定手段によって演算された推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算手段と、
前記偏差演算手段によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、前記ガス供給機構と遅れ補償手段とに与える制御量演算手段とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成されるとともに、むだ時間要素を含んで構成され、そのむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定され、
前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい値が採用されることを特徴とするガス供給機構の制御装置。
【請求項２】
前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃとを加算した値（Ｔｃ＋Ｌｃ）よりも小さく設定されることを特徴とする請求項１記載のガス供給機構の制御装置。
【請求項３】
前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅する増幅率に応じて、上限値が設定されることを特徴とする請求項１または２記載のガス供給機構の制御装置。
【請求項４】
目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を、演算処理回路とインターフェースとを含む制御装置を用いて制御する制御方法であって、
演算処理回路によって、目標圧力Ｐｉｎを入力として、遅れを補償するための予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償圧力演算工程と、
演算処理回路によって、遅れ補償圧力演算工程によって、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定工程と、
演算処理回路によって、流量検出手段によって検出された吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆと、前記流量推定工程によって演算された支援ガスの推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算工程と、
演算処理回路によって、前記偏差演算工程によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算するとともに、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号をインターフェースを介して、前記ガス供給機構に与える制御量演算工程とを含み、
前記遅れ補償圧力演算工程で用いられる調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成されるとともに、むだ時間要素を含んで構成され、その一次遅れ要素における時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい値が採用され、そのむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定されることを特徴とする制御装置を用いたガス供給機構の制御方法。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００１】
本発明は、人工呼吸器に用いられるガス供給機構の制御装置および制御装置を用いたガス供給機構の制御方法に関する。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１２
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００１２】
したがって本発明の目的は、人工呼吸器と患者とを含む全体の系における安定余裕を大きくすることができる人工呼吸器のガス供給機構の制御装置および制御装置を用いたガス供給機構の制御方法を提供することである。
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１３
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１４
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正７】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１５
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正８】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１６
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正９】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１７
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１０】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１８
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１９
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２０
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２１
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２２
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２３
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２４
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１７】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２５
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１８】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２６
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正１９】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２７
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正２０】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２８
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正２１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２９
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００２９】
請求項１記載の本発明は、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路を介して患者の気道に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を制御する制御装置において、
吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆを検出する流量検出手段と、
目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償手段と、
遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定手段と、
前記流量検出手段によって検出された流量Ｆと、前記流量推定手段によって演算された推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算手段と、
前記偏差演算手段によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算し、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、前記ガス供給機構と遅れ補償手段とに与える制御量演算手段とを含み、
前記調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成されるとともに、むだ時間要素を含んで構成され、そのむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定され、
前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい値が採用されることを特徴とするガス供給機構の制御装置である。
【手続補正２２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３０
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００３０】
請求項１記載の本発明に従えば、流量検出手段で支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、流量推定手段によって支援ガスの推定流量＾Ｆを演算する。検出した支援ガスの流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、支援ガスの推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって検出した支援ガスの流量Ｆと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得することができる。ここで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓとは、患者が呼吸に費やす力である呼吸努力を圧力に換算した値であって、特別な方法を用いないと正確な値を測定することができない。本発明においては、特別な方法を用いることなく、流量偏差ΔＦに応答して、呼吸努力によって発生しているであろう自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを仮想的に決定している。
【手続補正２３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００３３】
また本発明では、遅れ補償手段が、目標圧力Ｐｉｎを基に、調整用伝達関数に従って遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算する。流量推定手段は、遅れ補償手段によって演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに基づいて推定流量＾Ｆを演算する。この場合、調整用伝達関数を構成するむだ時間要素のむだ時間Ｌｍがゼロに設定される。このようにむだ時間Ｌｍをゼロとした状態で、一次遅れ要素の時定数Ｔｍを適切に設定することで、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数を変化させた場合に安定可能な領域を増やすことができる。いいかえると安定状態を保って、変化可能な時定数を増やすことができる。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。また実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。さらにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、調整用伝達関数における適切な時定数Ｔｍを容易に求めることができる。
また請求項２記載の本発明は、前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、パラメータ調整可能に構成されることを特徴とする。
また前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい値が採用される。これによって人工呼吸器と患者とを含む全体の系の伝達関数を周波数領域で表わした場合において、高周波応答部分での微分ゲインは、近似的にＴｃに比例した形で表わすことができる。したがって調整用伝達関数の時定数Ｔｍが大きくなることは、高周波応答部分での微分ゲインが大きくなることに相当する。高周波応答部分での微分ゲインが大きくなると、患者の吸気開始期間での支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができる。また調整用伝達関数の時定数Ｔｍについて、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい値が採用されることで、調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍをゼロにしたとしても、速応性を向上することができる。
このように速応性を向上することで、時間経過に伴って変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、人工呼吸器と患者との非同期状態を抑えることができる。ここで、調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
また請求項２記載の本発明は、前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃと、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃとを加算した値（Ｔｃ＋Ｌｃ）よりも小さく設定されることを特徴とする。
請求項２記載の本発明に従えば、支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数Ｔｍを可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができる。
【手続補正２４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３４
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００３４】
また請求項３記載の本発明は、前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅する増幅率に応じて、上限値が設定されることを特徴とする。
【手続補正２５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３５
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００３５】
請求項３記載の本発明に従えば、調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍが、過度に大きくなり、予め定める上限値を超えると、支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的となる。自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅する増幅率が大きくなるにつれて、前記上限値は、小さくなる。したがって前記増幅率に応じて、時定数Ｔｍの上限値が決定され、上限値以下に時定数Ｔｍが設定されることで、増幅率にかかわらずに、支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的となることを防ぐことができる。
【手続補正２６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３６
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００３６】
また請求項４記載の本発明は、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に応答して、酸素を含む支援ガスを支援圧力Ｐｖｅｎｔで、吸気管路に供給する人工呼吸器用のガス供給機構を、演算処理回路とインターフェースとを含む制御装置を用いて制御する制御方法であって、
演算処理回路によって、目標圧力Ｐｉｎを入力として、遅れを補償するための予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する遅れ補償圧力演算工程と、
演算処理回路によって、遅れ補償圧力演算工程によって、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍに応答して、患者の呼吸器官をモデル化した呼吸器官モデルを用いて、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路を流れるであろう支援ガスの流量を推定流量＾Ｆとして演算する流量推定工程と、
演算処理回路によって、流量検出手段によって検出された吸気管路を流れる支援ガスの流量Ｆと、前記流量推定工程によって演算された支援ガスの推定流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを演算する偏差演算工程と、
演算処理回路によって、前記偏差演算工程によって演算された流量偏差ΔＦに応答して、目標圧力Ｐｉｎを演算するとともに、その目標圧力Ｐｉｎを表わす信号をインターフェースを介して、前記ガス供給機構に与える制御量演算工程とを含み、
前記遅れ補償圧力演算工程で用いられる調整用伝達関数は、一次遅れ要素を含んで構成されるとともに、むだ時間要素を含んで構成され、その一次遅れ要素における時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい値が採用され、そのむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定されることを特徴とする制御装置を用いたガス供給機構の制御方法である。
【手続補正２７】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３７
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００３７】
請求項４記載の本発明に従えば、流量検出工程で支援ガスの流量Ｆを検出するとともに、流量推定工程で支援ガスの推定流量＾Ｆを演算する。検出した支援ガスの流量Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、支援ガスの推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって検出した支援ガスの流量Ｆと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を取得することができる。
【手続補正２８】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４０
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正２９】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４１
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３０】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４２
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４３
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４４
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４５
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４６
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４７
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４８
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３７】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４９
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３８】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５０
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正３９】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５１
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正４０】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５２
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００５２】
また本発明では、遅れ補償圧力演算工程で、目標圧力Ｐｉｎを基に、調整用伝達関数に従って遅れ補償圧力＾Ｐｍを演算する。流量推定工程では、遅れ補償圧力演算工程で演算された遅れ補償圧力＾Ｐｍに基づいて推定流量＾Ｆを演算する。この場合、調整用伝達関数を構成するむだ時間要素のむだ時間Ｌｍが、ゼロに設定される。このようにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとした状態で、遅れ要素の時定数Ｔｍを適切に設定することで、調整用伝達関数の遅れ要素の時定数を変化させた場合に安定可能な領域を増やすことができる。いいかえると安定状態を保って、変化可能な時定数を増やすことができる。これによって支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。また実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。さらにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、調整用伝達関数における適切な時定数Ｔｍを容易に求めることができる。
また前記調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい値が採用される。これによって人工呼吸器と患者とを含む全体の系の伝達関数を周波数領域で表わした場合において、高周波応答部分での微分ゲインは、近似的にＴｃに比例した形で表わすことができる。したがって調整用伝達関数の時定数Ｔｍが大きくなることは、高周波応答部分での微分ゲインが大きくなることに相当する。高周波応答部分での微分ゲインが大きくなると、患者の吸気開始期間での支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができる。またむだ時間Ｌｍをゼロにした分、時定数Ｔｍよりも大きい値が採用されることで、速応性を向上することができる。
このように速応性を向上することで、時間経過に伴って変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、人工呼吸器と患者との非同期状態を抑えることができる。ここで、調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
【手続補正４１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５３
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正４２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５４
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正４３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５５
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正４４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５６
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正４５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５７
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００５７】
請求項１記載の本発明によれば、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、非同期状態を抑えることができる。これによって理想に近い支援圧力を患者に与えることができる。すなわち患者の自発呼吸圧力が小さいときには支援圧力を小さく、自発呼吸圧力が大きい時には支援圧力を大きくすることができ、患者の負担を少なくすることができる。また調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
【手続補正４６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５８
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００５８】
また調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷をさらに小さくすることができる。さらにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、適切な時定数Ｔｍを容易に求めることができる。
またむだ時間Ｌｍをゼロにした分、時定数Ｔｍよりも大きい値が採用されることで、速応性を向上することができる。
このように速応性を向上することで、時間経過に伴って変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを精度よく比例増幅することができるとともに、人工呼吸器と患者との非同期状態を抑えることができる。ここで、調整用伝達関数の時定数Ｔｍは、支援圧力Ｐｖｅｎｔの過渡応答が振動的となる値よりも低く設定されることが好ましい。これによって人工呼吸器が患者に与える負担をさらに小さくすることができる。
請求項２記載の本発明によれば、支援圧力Ｐｖｅｎｔの応答が振動的および発散しない安定範囲で、時定数Ｔｍを可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上することができる。
【手続補正４７】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５９
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００５９】
請求項３記載の本発明によれば、増幅率を増幅したとしても、時定数を可及的に大きくして、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性を向上した上で、その応答が振動的となることを防ぐことができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷をさらに小さくすることができる。
【手続補正４８】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００６０
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正４９】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００６１
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正５０】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００６２
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００６２】
請求項４記載の本発明によれば、調整用伝達関数のパラメータを調整することによって、人工呼吸器と患者とを含む全体の系が負帰還構成となる領域を増やすように調製が可能となる。全体の系を負帰還構成とすることによって、全体の系が正帰還構成である場合に比べて、安定余裕を大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔが発散することを防ぐことができる。たとえばパラメータを適切に選択することで、支援圧力の過渡応答について、速応性を向上することができるとともに、支援圧力が振動的となることを防ぐことができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷を少なくすることができる。
【手続補正５１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００６３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００６３】
また調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、実際の呼吸器官に対して呼吸器官モデルが正確でない場合、増幅率が大きい場合であっても、安定範囲で、時定数を可及的に大きくすることができ、支援圧力Ｐｖｅｎｔの速応性をさらに向上することができる。これによって人工呼吸器が患者に与える負荷をさらに小さくすることができる。さらにむだ時間要素のむだ時間Ｌｍをゼロとすることで、調整用伝達関数に必要なパラメータを減らすことができ、むだ時間Ｌｍと時定数Ｔｍとの両方を調整する場合に比べて、適切な時定数Ｔｍを容易に求めることができる。調整用伝達関数の時定数Ｔｍについて、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃよりも大きい値が採用されることで、調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍをゼロにしたとしても、速応性を向上することができる。
【手続補正５２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０１５８
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０１５８】
制御装置本体３３は、インターフェース１０１と、演算部１０２と、一次記憶部１０３と、記憶部１０４とを含む。インターフェース１０１は、接続される流量検出手段５０からの信号が入力されて、その信号を演算部１０２に与える。記憶部１０４は、制御装置本体３３が実行すべきプログラムが記憶され、演算部１０２が記憶部１０４に記憶されるプログラムを読み出して実行することによって、前記推定手段５１、偏差演算手段５２、制御量演算手段５３を実現することができる。これによって制御装置本体３３は、前述するガス供給機構２０の制御を行うことができる。また記憶部１０４は、コンパクトディスクなどのコンピュータ読取可能な記録媒体であってもよい。演算部１０２は、ＣＰＵなどの演算処理回路によって実現され、記憶部１０４に記憶される動作プログラムに従った動作を実行する。
【手続補正５３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０１７９
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０１７９】
また第２極大点Ｍ２の近傍でも同様に、調整用伝達関数における時定数Ｔｍとむだ時間Ｌｍとを加算した値（Ｔｍ＋Ｌｍ）は、ガス供給機構の伝達関数に含まれる一次遅れ要素を近似した時定数Ｔｃと、むだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃとを加算した値（Ｔｃ＋Ｌｃ）よりも小さく設定される。また第２極大点Ｍ２の近傍は、上述したように、調整用伝達関数に含まれるむだ時間Ｌｍが、ゼロに設定される。また上述したように、ガス供給機構の伝達関数に含まれるむだ時間要素を近似したむだ時間Ｌｃ、時定数Ｔｃをそれぞれ、Ｌｃ＝１０ｍｓｅｃとし、Ｔｃ＝２４ｍｓｅｃとする。推定気道抵抗Ｒを２０（ｃｍＨ２０）／（リットル／秒）とし、推定エラスタンスを１／３０（ミリリットル）／（ｃｍＨ２Ｏ）とし、増幅率を４倍とすると、改善型ＰＡＶ法を用いた本実施の形態では、調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍが０ｍｓｅｃであり、時定数Ｔｍが１０ｍｓｅｃとなった。また第２極大点Ｍ２を構成する時定数Ｔｍは、むだ時間Ｌｍをゼロにした分、第１極大点Ｍ１を構成する時定数Ｔｍよりも大きい値が採用される。