(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
吸気部（８）と呼気部（１０）とをそれぞれ有するニューマチックユニット（６）を備える呼吸装置システム（２）に接続されている対象の呼吸システムの肺力学の検査のためのオペレーティングシステムにおいて、
前記オペレーティングシステムは、前記対象の進行中の制御された呼吸の期間に動作し、
前記オペレーティングシステムは、呼気期間の間に動作する少なくとも次の手段：
呼吸システムから流出するガス流（４２Ａ）を変調するための手段であって、前記変調を前記呼気部（１０）の制御によって実行する手段、
呼吸システムから流出するガス量を時間に関連して突き止めるための手段、
呼吸システムにおける圧力の変化を時間に関連して突き止めるための手段、
前記量／時間関係および圧力／時間関係から呼気圧力−量関係（５２）を突き止めるための手段、および
呼吸システムの弾性特性を確立するために前記呼気圧力−量関係（５２）を用いる手段
を有している
ことを特徴とするオペレーティングシステム。
【請求項２】
吸気期間の間に動作する次の手段：
呼吸システムに流入するガス流（４０Ａ）を変調するための手段であって、前記変調を前記吸気部（８）の制御によって実行する手段、
呼吸システムから流入するガス量を時間に関連して突き止めるための手段、
呼吸システムにおける圧力の変化を時間に関連して突き止めるための手段、および
前記量／時間関係および圧力／時間関係から吸気圧力−量関係（５４Ａ−５４Ｄ）を突き止めるための手段
を有している
ことを特徴とする請求項１記載のオペレーティングシステム。
【請求項３】
吸気（４２Ａ）に直接先行する呼気（５０Ａ，５０Ｂ）の持続期間を延長するための手段を有している
請求項２記載のオペレーティングシステム。
【請求項４】
次の付加的な手段：
吸気圧力−量関係（５４Ａ−５４Ｄ）を呼気圧力−量関係（５２）と比較するための手段および
両関係間のヒステリシスを求め、それにより、呼吸システムの虚脱の傾向の指標を得るための手段
を有する
請求項２または３記載のオペレーティングシステム。
【請求項５】
前記複数の量（５６Ａ−５６Ｄ）の差を突き止めることによって、吸気圧力−量関係（５４Ａ−５４Ｄ）および呼気圧力−量関係（５２）の間の、圧力に対する所定の値に対してヒステリシスを確立するための手段が設けられている
請求項４記載のオペレーティングシステム。
【請求項６】
圧力勾配を突き止めることによって、吸気圧力−量関係（５４Ａ−５４Ｄ）および呼気圧力−量関係（５２）の間の、量に対する所定の値に対してヒステリシスを突き止める
請求項４記載のオペレーティングシステム。
【請求項７】
次のうちの少なくとも１つ：呼気終末陽圧（positive end-expiratory pressure＝ＰＥＥＰ）、ピーク吸気圧力（peak inspiratory pressure＝ＰＩＰ）および一回換気量に対する異なった出力パラメータを有する複数の呼吸サイクルから導出される複数の吸気および呼気圧力−量関係に対してヒステリシスを突き止める
請求項４から６までのいずれか１項記載のオペレーティングシステム。
【請求項８】
呼吸装置システム（２）に接続されている対象の呼吸系（４）の肺力学の検査、および、前記対象の制御された呼吸の実行のための呼吸装置システム（２）であって、
前記呼吸装置システムは、吸気部（８）と呼気部（１０）とをそれぞれ有してガスの流れおよび圧力を調整するためのニューマチックユニット（６）と、圧力および流れを測定するための測定センサシステム（２２Ａ−２２Ｅ，２４Ａ−２４Ｆ）と、該ニューマチックユニット（６）に接続されていて、該ニューマチックユニットおよび測定センサシステム（２２Ａ−２２Ｅ，２４Ａ−２４Ｆ）を制御して該測定センサシステム（２２Ａ−２２Ｅ，２４Ａ−２４Ｆ）から測定信号が受信されるようにするコントロールユニット（２６）と、ニューマチックユニット（６）に接続されておりかつ呼吸系（４）に接続可能である管系（１４，１６，１８）とを有しており、
前記コントロールユニット（２６）は、前記ニューマチックユニット（６）が呼吸系（４）からのガス流を変調するように、呼気の期間にニューマチックユニット（６）を制御し、かつ
前記コントロールユニット（２６）は、前記測定センサシステム（２２Ａ−２２Ｅ，２４Ａ−２４Ｆ）からの測定信号から呼気の圧力−量関係を突き止める
ことを特徴とする呼吸装置システム。
【請求項９】
前記コントロールユニット（２６）は、前記ニューマチックユニット（６）が呼吸系（４）に向かって流れるガス流を変調するように、吸気の期間に前記ニューマチックユニット（６）を制御し、かつ
前記コントロールユニット（２６）は、前記測定センサシステム（２２Ａ−２２Ｅ，２４Ａ−２４Ｆ）からの測定信号から吸気の圧力−量関係を突き止める
請求項８記載の呼吸装置システム。
【請求項１０】
コントロールユニット（２６）は、吸気圧力−量関係および呼気圧力−量関係を比較しかつ両関係間のヒステリシスを突き止め、それにより、呼吸システムの虚脱の傾向の指標を得る
請求項９記載の呼吸装置システム。
【請求項１１】
コントロールユニット（２６）は、ヒステリシスに依存して、少なくとも１つの呼気終末陽圧（ＰＥＥＰ）または一回換気量に対して自動動作する
請求項１０記載の呼吸装置システム。
【請求項１２】
情報を表示しかつパラメータをエントリするためのユーザインタフェース（３２）を備えている
請求項８から１１までのいずれか１項記載の呼吸装置システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、呼吸系の肺力学を検査するためのオペレーティングシステムに関する。
【０００２】
本発明は、請求項８の上位概念に記載の呼吸装置システムにも関する。
【０００３】
【従来の技術】
呼吸器は、以下に「患者」と表す人間または動物の呼吸のためまたは肺の自発呼吸を支援するための装置である。患者に生じている生理状態に対して呼吸器の作動を予め定めるために一般に使用されるプロシージャは、責任のあるケア担当者が患者についてのできるだけ多くの情報、特に呼吸器官についての情報を得ることができるようにすることである。この種の情報は大抵は、気道の内圧、呼吸器官に供給されるまたは呼吸器官から取り除かれるガス流（以下フローと表す）またはガス量（以下にボリュームと表す）に対するセンサを呼吸器が備えているときに得ることができる。しかし、測定システムは呼吸器に無関係な１つまたは複数のデバイスから成っていることが多い。測定システムは肺機能を解析するためのシステムに接続することができる。従って、内圧、ボリュームおよびフローに対する測定信号を処理して、以下コンプライアンスと表す、呼吸器官の伸展性または気道におけるフローに対する抵抗を形成することができる。呼吸器はコンピュータを含んでいることおよび／またはコンピュータに接続しておくことができる。この場合コンピュータはセンサからの信号を読み込みかつこれらを解析することができる。コンピュータまたは「コンピュータ」と表す、呼吸器に組み込まれている電子回路は呼吸器の機能モードに基づいて動作しかつ呼吸器がテストブレスを実施して肺機能についての増強された情報が形成されるようにする。この形式のテストブレスは、コンピュータが吸気および呼気の両方をコントロールして所望の生理情報を得ることができることを意味している。
【０００４】
この種のコントロールの一例は、the Swedish patent no. 506521 に記載されている。ここに記載されているコントロールでは、呼気が調整されて、その持続期間が延長され、かつ一定の目標気道内圧が維持されるようになっている。この呼気に吸気が続くようになっていて、この期間にはフローが例えば正弦波形で変調される。吸気期間のフローの変化により気道内圧も相応に変化されることになる。内圧の変化とフローの変化との関係が呼吸系における抵抗を表している。この抵抗は計算することができる。同時に、呼吸系の弾性的なはね返り内圧を、吸入されたボリュームとの関係において計算することができる。従ってこれにより、呼吸器系の弾性内圧／ボリューム曲線、すなわちＰｅｌＩ／Ｖ曲線が形成される。ＰｅｌＩ／Ｖ曲線は、急性呼吸窮迫症候群（acute respiratory distress syndrome＝ＡＲＤＳ）を持った患者の肺を開放状態に維持するために要求される呼気終末陽圧（positive end-expiratory pressure＝ＰＥＥＰ）に関する情報を供給するために適しているものである。しかし、このことは問題視もされている。というのは、ＰｅｌＩ／Ｖ曲線の形態が複合現象によって左右され、それ故に解釈するのが難しいからである。ＰＥＥＰの種々異なっているレベルで記録される多重のＰｅｌＩ／Ｖ曲線は一層詳細な情報を供給することができるが、これらの曲線を記録することは困難でかつ時間を消費する。
【０００５】
最近、吸気圧力−量（ボリューム）曲線（pressure volume カーブ）並びに呼気圧力−ボリューム曲線の記録、従って圧力−量（ボリューム）ループを形成するこの記録は虚脱した肺を開くために要求される力についての情報を供給することがわかってきた。吸気曲線と呼気曲線との間の差が大きいと、ループは大きなヒステリシスに関連した大きな領域を持つことになる。ヒステリシスが大きければ大きいほど、肺が虚脱しかつ再膨張、いわゆるレクルートメントに抵抗する傾向が大きくなる。このことは、肺の内的力がレクルートメントの期間には特別強く、かつこのために呼吸器誘発肺損傷（respirator-induced lung damage＝ＲＩＬＳ）のリスクが大きくなることを意味している。
【０００６】
吸気および呼気に対する弾性 pressure volume カーブは上述したＰｅｌ／Ｖループと一緒に、「ジャンボ」注射器を用いた呼吸器処置の期間に予め記録されている。このことは例えばＵＳ４８４４０８５号に開示されている。記録には長い時間がかかる。このことは、ガス取込の形のガス変化のためアーチファクトが生じ、ヒステリシスを正確に突き止めることが不可能になることを意味している。
【０００７】
Ｐｅｌ／Ｖループは、流れを閉鎖する方法（flow occulusion method）によって突き止めることもできる。この突き止め法では、患者の状態を変えることができる数分が必要であり、従って臨床的なセッティングではヒステリシスを正確に突き止めることは不可能である。臨床的なプラクティスにおいて pressure volume ループを正確に、自動的に測定するために可用な方法はない。
【０００８】
【特許文献１】
the Swedish patent no. 506521
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の１つの目的は公知の方法を用いた上述した問題点の少なくともいくつかを解決する肺力学を検査するためのオペレーティングシステムを提供することである。
【００１０】
本発明の別の目的は、（人においても動物においても）肺力学の検査および呼吸器官の処置に使用される呼吸装置システムを提供することである。システムは臨床的なセッティングにおいて肺力学の検査に容易に使用できなければならず、しかも呼吸器官の行われている処置に影響するものであってはならない。
【００１１】
本発明の別の目的は、呼吸器システムの機械的な状態に基づいて呼吸器パラメータを自動的に調整するための呼吸装置システムを提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段および実施の形態】
この目的に適うオペレーティングシステムは、請求項１の特徴部分に記載の手段を有する本発明により実現される。
【００１３】
本発明の方法の有利な実施形態は請求項１の従属請求項から明らかである。
【００１４】
呼吸システムの弾性特性は、呼気期間に呼吸システムから流出するガス流を変調することによって簡単な仕方で確立することができる。量および圧力が呼気の期間の時間に関連して求められかつそれからこれらを呼気の圧力−量関係を求めるために使用することができる。得られる関係は有利には比の弾性成分に関し、すなわち抵抗成分が抽出されている。
【００１５】
変調は正弦波状、三角波状、方形波状であってよくまたはその他別の規則的な形を有している。規則的な基本形を用いた減少または増加変調あるいは完全に不規則的な変調も使用することができる。圧力は呼吸系内部で、例えば気道、または呼吸系からのガス通路のその他のいくつかの場所で測定することができる。圧力が呼吸系自体では測定されないとき、相応の圧力を、管路システムなどにおける圧力降下を補償することによって測定された圧力から計算することができる。流れを測定しかつそれを積分することによって量は最も容易に突き止められる。しかし量を突き止める別の手法も可能である。
【００１６】
呼気圧力−量関係（座標系の１つの曲線によって表すことができる）は相応する手法で吸気期間の流れを変調することによって突き止めることができる。比較によりヒステリシスの測定が提供される。それからヒステリシスは周知の方法で評価のために使用することができる。
【００１７】
方法を複数回の呼吸に対して繰り返せば有利であろう。その場合これらのテストブレスの間に複数回の通常の呼吸が認められるようにしたい。吸気に対する圧力−量関係が、延長された持続期間を有する先行する呼気の後に確立されるときは殊にそうである。
【００１８】
目的に適った呼吸装置は、呼吸装置システムが請求項８の特徴部分に記載されているように構成されているとき本発明により実現される。
【００１９】
有利な改良および実施形態は請求項８の従属請求項から明らかである。
【００２０】
基本的に、呼吸装置システムにおけるコントロールユニットは既述の方法に従ってテストブレスをコントロールできるように構成されている。
【００２１】
コントロールユニットはヒステリシスに対して得られた結果に基づいて所定のパラメータの自動的な変化を実現するようにも構成することができる。ＰＥＥＰ、一回換気量および周波数を殊に、自動コントロールに対するパラメータとすることができる。
【００２２】
【実施例】
次に本発明の方法および呼吸装置システムを図示の実施例を参照して詳細に説明する。
【００２３】
図１には、患者４に接続されている呼吸装置システム２が示されている。今日の技術を持ってして可用なコンフィギュレーションオプションは実際にも制限されていないので、図示のシステムは略示されているにすぎない。
【００２４】
システム２はニューマチックユニット６を有している。ニューマチックユニット６は、患者４に供給されるまたは患者から取り除かれる呼吸ガスのフローおよび圧力を調整するために必要である構成要素を含んでいる。すなわち、ニューマチックユニット６は吸気部８と呼気部１０とを有している。吸気部８は、ガス接続部１２Ａ，１２Ｂによって接続されている圧縮されたガスの数を調整するための複数の弁から成っていることができる。択一的に、吸気部は、圧縮機、ポンプ、ファンなどのような圧力／フロー生成構成要素から成っていてもよい。呼気部１０は１つの弁から成っていることができる。
【００２５】
システム２は、患者にガスを搬送するまたは患者からガスを搬送するための管システムも有している。管システムは普通、吸気管１４、患者接続部１６（例えばフェイスマスクまたは気管チューブ）および呼気管１８を有している。
【００２６】
呼吸ガスの流れ（フロー）および圧力を測定するために測定センサシステムが使用されている。このシステムは１つまたは複数のフローメーター２２Ａ−Ｅおよび１つまたは複数の圧力計２４Ａ−Ｆから成っていることができる。例えば、１つのフローメーター２２Ａは吸気部８に配置することができ、１つのフローメーター２２Ｂは吸気管１４に配置することができ、１つのフローメーター２２Ｃは患者接続部１６に配置することができ、１つのフローメーター２２Ｄは呼気管１８に配置することができかつ１つのフローメーター２２Ｅは呼気部１０に配置することができる。吸気のフローおよびボリュームを突き止めるためには最初の挙げた３つのフローメーター２２Ａ−２２Ｃの１つだけおよび後に挙げたフローメーター２２ＡＣ−２２Ｅの１つだけが必要である。従って、患者接続部１６にある唯一のフローメーター２２Ｃは吸気フローおよび呼気フローの両方を突き止めるために使用することができる。
【００２７】
相応の手法で、１つの圧力計２４Ａを吸気部８に配置し、１つの圧力計２４Ｂを吸気管１４に配置し、１つの圧力計２４Ｃを患者接続部１６に配置し、１つの圧力計２４Ｄを患者４に配置し、１つの圧力計２４Ｅを呼気管１８に配置しかつ１つの圧力計２４Ｆを呼気部１０に配置することができる。基本的に、唯一の圧力計（２４Ａ−２４Ｆのいずれか）を使用してシステム２のすべての部分および患者４の呼気系における圧力を突き止めることができる。その場合抵抗などによって引き起こされる圧力降下を補償することが必要になる。
【００２８】
コントロールユニット２６は信号２８の伝送（有線または無線）によってニューマチックユニット６をコントロールする。コントロールユニット２６は信号入力側３０を介して（有線または無線）測定センサシステムからそれぞれの測定信号を受信することができる。コントロールユニット２６はハードウェアおよびソフトウェアを含んでいて、コントロールしかつ監視すべき機能を実施する。これは、本発明に構想されている方法に従って計算を実施するために必要なハードウェアおよびソフトウェアも含んでいる。
【００２９】
コントロールユニット２６は信号３４の伝送（有線または無線）ユーザインタフェース３２と交信することができる。ユーザインタフェース３２は好適にはスクリーンまたはディスプレイ３６および入力部３８を有している。ディスプレイ３６はタッチコントロールを使用する入力ファシリティを含んでいることもできる。
【００３０】
挙げられたすべての部分は単一の装置にまたは種々の装置に機能的に分配されて収容することができる。従って、後者の例では、例えば吸気部８およびコントロールユニット２６のコントロール機能の部分は１つの装置（例えば呼吸器）に物理的に配置されており、一方例えばコントロールユニット２６の計算機能は別の装置（例えばＰＣ）に物理的に配置されている。
【００３１】
図２，図３および図４は、本発明の方法が適用された実験で記録された曲線ダイヤグラムである。セットアップはある意味においては、上述した Swedish patent no. 506521 号に詳細に記載されているセットアップと同一である。従って以下の説明は同時に３つすべての図に関連している。
【００３２】
the Servo Ventilator 900C（Siemens-Elema, Splna, sweden）のような電気的にコントロールされる呼吸器は、呼吸器／コンピュータインタフェース（Ventilator/Computer Interface＝ＶＣＩ）と称される電子ユニットおよびパーソナルコンピュータと一緒に使用される。
【００３３】
コンピュータがＶＣＩを介してアナログ信号を呼吸器のコントロール入力側の１つに送信すると、コンピュータは機能のコントロールを行うことを認める。呼吸器のコントロールパネルにセットされた機能に対する値のコントロールが行われる。
【００３４】
コンピュータはトランジスタ／トランジスタ論理出力信号を有しており、この信号はＶＣＩを通りかつ呼吸器の、外部コントロール用入力側に送出される（Slave Start Insp）。このラインを介して送出される信号は、この信号が送出された時点のどの呼吸相にあるかに関わりなく呼吸器をトリガして新しい吸気をスタートさせる。
【００３５】
ＶＣＩは、呼吸器の意図しないコンピュータコントロールを防止するのに向けられている複数の機能を含んでいる。従って、ＶＣＩは、呼吸器の吸気相と呼気相との間の規則的な変化を発見する。最も遅い呼吸速度に相応する前以て決められている期間にこれらの変化が生じないと、信号を終結させる信号が発生され、ＶＣＩを介して送出され、呼吸器がコンピュータコントロールされるようになる。安全性を保証するために直列接続された２つのリレーが使用される。
【００３６】
力学の測定期間中、呼吸器、ＶＣＩおよびコンピュータを有している装置は、コンピュータのソフトウェアにより次のように動作する。装置が起動されるや否や、フローおよび圧縮に対する信号が、ＡＤ変換した後５０Ｈｚの周波数でコンピュータスクリーン上に連続的に表示される。患者のアイデンティはコンピュータ／オペレータダイヤローグで第１のステップにおいて特定される。気管チューブおよび加湿フィルタを含んでいる、患者と呼吸器との間で使用される管接続の形式は、システムを介する抵抗性の圧力降下の補正を容易にする目的で規定されている。
【００３７】
それから計画された検査が定められる。呼吸器は、公知の方法に従って、ボリュームコントロール形の呼吸および圧力コントロール形の呼吸の両方を実施することができる。それ故に所望の呼吸器セッティングがなされた後、コンピュータは、呼吸は圧力コントロールされるべきなのかまたはボリュームコントロールされるべきなのか、吸気の持続期間および呼吸サイクルのパーセンテージとしての休息期間について特定の質問を送出する。
【００３８】
それから、１回の通常の呼吸から成る測定プロセスを構成するシーケンスが定められる（図２）。この図は、吸気４０Ａ、呼気４２Ａを有する上側の波形にフローＦを示しかつ吸気４０Ｂ、呼気４２Ｂを有する下側の波形に圧力Ｐを示している。
【００３９】
pressure-volume ループの測定に先立って、ユーザとコンピュータとの間でダイヤローグが行われ、ここで測定プロセスが定義される。従って、ユーザは pressure-volume ループ が測定されるべきであるシーケンスを選択する。ダイヤローグの後、同じまたは別の患者の後続の測定のためのデフォールトとして使用されるように所定の測定プロセスをセーブすることができる。デフォールトとして記憶された測定プロセスは、後続の測定の前に１つまたは複数の点で変形することができる。測定プロセスの定義には、検査されるべきループの数並びに各個別ループに含まれているべき圧力に対する初期値および終値がある。終値は択一的に、ループの吸気リム（枝部）がカバーされるべきであるボリュームを有していることができる。このボリュームはｍｌでまたはその時生じている一回換気量Ｖｔとして記述することができる。各ループに先行する呼気の持続期間も定められる。吸気および呼気の変調の形状もそれぞれについて決定される。１つの有利な実施例によれば、吸気および呼気フローに対して正弦波状の変調が行われる。別の実施例によれば、変調は各波におけるフローに対して一定の増大率および低下率を有する三角波状の形である。
【００４０】
技術上の理由から別の波形の方が有利であることもある。フロー変調を特徴付けるために、波のサイクル持続期間または波の深度がセットされる。それは有利な実施例によれば、オペレータによって零フローから通常の吸気期間の平均フローの２倍までの値にセットされることができる。測定プロセスのインプリメンテーションに対して前以て選択された時間も、またはオペレータの手動コマンドの後にだけ、ダイアローグにおいて特定される。
【００４１】
測定プロセスが定義されるダイヤローグに続いて、以下の例に従ったプロセスを表示しかつ答えが正しいかどうかを質問する。オペレータが「ノー」で答えると、次の補正を行うことができる：
【００４２】
【外１】
0004307811.tif 000002
【００４３】
上述の例におけるダイヤローグの期間にオペレータによって入力された答えはイタリック体で示されている。
【００４４】
測定シーケンスは予め選択された時点または手動コマンド後にスタートする。上述のダイヤローグによれば、シーケンスは５つのループを有しており、その第１のものは２０ｃｍＨ２０の圧力においてスタートしかつ後続のループは連続的に低くなっていく圧力においてスタートする。
【００４５】
コンピュータが呼吸器の速度および呼気終末圧のコントロールに対して呼吸器にアナログ信号を送出するときにスタートする（ＰＥＥＰ）。周波数およびＰＥＥＰをコントロールする信号は、ガスの連続的な注入のために要求されるレベルを有していて、上述したようにオペレータによって選択された期間および初期圧力値が得られるようにする。それから正弦波状の変調が行われる注入がスタートする。この動作期間の間、コンピュータはアナログ信号を呼吸器に送出して、注入がオペレータによって選択された期間行われるように周波数をコントロールする。コンピュータは注入期間の平均フローを計算して、ボリュームレンジおよび圧力の最終値がそれぞれ注入期間に実現されるようにする。フローのコントロールは、ボリュームコントロール形呼吸および圧力コントロール形呼吸それぞれとは異なっている原理に従っている。
【００４６】
ボリュームコントロール形呼吸では（図２）、呼吸器は主要には、注入期間にフローをコントロールする。コンピュータは注入期間のそれぞれの瞬間において望まれるフローに相応するアナログ信号を送出する。このフローは最初零でかつループボリューム、注入の持続期間および変調深度に対してセットされたレンジからコンピュータによって計算されたピークに正弦波状に上昇する。呼吸器は、負帰還用のビルドインシステムを通して、注入期間にフローが目された正弦波状に変調されたフローに厳密に追従することを保証している。
【００４７】
圧力コントロール形呼吸器では、呼吸器は主として注入期間中の気道における圧力をコントロールする。コンピュータは、フローをコントロールしてそれが所望の正弦波状のフローに厳密に一致するようにするために圧力を調整すべき手法を計算する。先行する呼吸または先行する正弦波状の注入を解析することによって、コンピュータは吸息期間の患者の呼吸器システムにおける抵抗、ＲＩ、およびコンプライアンス値を計算する。このことは複数の公知の方法で行うことができる。注入が始まり、一方でコンピュータはアナログ信号を呼吸器に送信して吸気圧力、ＰＩが調整されるようにする。低圧信号がまず送出される。吸気フローセンサによって測定されたフローはコンピュータでＡＤ変換が行われてかつ各瞬間に目されたフローと比較される。この差がエラー信号Ｆｆｅｌを構成している。次のステップにおいて、コンピュータはフローにおけるエラー、Ｆｆｅｌを引き起こしている吸気圧力におけるエラー、Ｐｆｅｌを計算する。
【００４８】
Ｐｆｅｌ＝−Ｆｆｅｌ・ＲＩ
吸気圧力をコントロールする信号はＰｆｅｌに相応する値だけ補正される。Ｐｆｅｌに対して計算された値は通例、換気をコントロールするコンピュータにプログラミングされているようにＰＩＤタイプの負帰還用デジタルシステムに入力される。吸気圧力をコントロールするために呼吸器に供給される信号は、吸気ＰＩＤシステムからの出力信号に相応する値だけ補正される。呼吸器における吸気圧力はフローに比例しかつコンプライアンスに逆比例して時間とともに上昇していくことが期待されるので、ＰＩＤシステムにおける積分素子はコンプライアンスによって割り算されたフローに比例する初期値が割り当てられている。ＰＩＤシステムにおける増幅度は、自己発振が防止され、同時にＰＩの最速でかつ最も正しいコントロール、従って注入期間のフローのコントロールをできるだけ迅速かつ正しいコントロールために最適な減衰を実現するように選択されている。正弦波状のフローを有する注入は、持続期間に対する値、ボリュームレンジ、選択された最終圧力または安全限界値の１つが実現されるまで続けられる。
【００４９】
フロー変調された呼気がフロー変調された注入に続く。
【００５０】
呼吸器からの先行する注入の期間に肺および胸郭において形成される弾性的なはね返り内圧Ｐｅｌにより、呼気の期間の駆動力が形成されかつ呼気の期間のいずれの瞬間にも生じるボリューム低減の結果として圧力低下が行われる。フロー変調される呼気の期間のフロー速度は、患者の呼吸器システムにおける抵抗、Ｐｅｌに加えて、かつ呼吸器の呼気回路における圧力ＰＥに依存している。後者の圧力の調整によりコンピュータ／呼吸器はオペレータとコンピュータとの間のダイアローグに従って呼息の期間に目されたフロー変調を実現することができるようになる。患者の呼吸システムにおけるフローに対する抵抗は、呼気の期間に、フロー変調される呼気に先行する呼吸または以前のフロー変調の解析によって推定される（ＲＥ）。呼気フローはフロー変調呼息の期間にコンピュータのＡＤ変換器を使用して読み出される。測定された値は参照値と比較される。これは同じ瞬間に変調されたフローに対して目された値に相応しているものである。この差がフローに対するエラー値を構成する（Ｆｆｅｌ）。Ｆｆｅｌは、呼吸器における圧力のエラーの大きさを計算するために使用されて、フローが参照値（Ｐｆｅｌ）に戻されるようにする。ＲＥに対する上述した推定値がこの目的のために使用される。呼気フローが参照値より大きければ、Ｆｆｅｌは正である。というのはＰＥが低すぎるからである。その場合Ｐｆｅｌは負でありかつ（−Ｒｐａｔ・Ｆｆｅｌ）によって増加されるべきである。
【００５１】
Ｐｆｅｌ＝−ＲＥ・Ｆｆｅｌ
Ｐｆｅｌに対して計算された値は従来の手法で、換気をコントロールするコンピュータ内にプログラミングされている、ＰＩＤ形式の負帰還に対するデジタルシステムに入力される。ＰＥＥＰをコントロールするためにコンピュータに入力された信号は、ＰＩＤシステムからの出力信号に相応している値だけ補正される。システムの増幅度は最適な減衰を発生して、自己発振を防止すると同時にＰＥ、従って呼気フローができるだけ迅速かつ正確にコントロールされるように選択される。
【００５２】
最初の pressure-volume ループが記録された後、呼吸器は、連続する pressure-volume ループ間の選択された数の呼吸を行う。それから選択された数の pressure-volume ループが、上でＰＥＥＰに対して選択された初期値の場合と同じ方法で実施される。図２にはフローおよび圧力信号の例が示されている。これらは、上で述べた例に従っているダイアローグの後の最終ループの期間に記録されたものである。既述したように、このループには延長された呼気５０Ａおよび５０Ｂが先行している。
【００５３】
ループがすべて記録された後データは自動的に解析される（図３）。計算フェーズにおいては１つまたは複数の記録された pressure-volume ループからフローおよび圧力に対するデータすべてが使用される。有利な実施例によれば、呼吸器システムの抵抗および弾性特性を記述するパラメータは、数字的な技法の反復に基づいているプロセスにおいて推定される。択一的な実施例によれば、他の公知の解析的な方法に従って実施される。これは殊に、圧力またはボリュームレンジが比較的小さくて、パラメータの解析的な推定に対する式を用いては線形で記述することができない測定に適している。
【００５４】
有利な実施例によれば、気管の圧力Ｐｔｒは管系で生じる圧力降下を気道において測定された圧力から減算することによって計算される。圧力勾配が、Rohrerの式を利用した公知の原理に従って計算される。この式は乱流を有するシステムにおける圧力勾配を記述するものである。Ｐｔｒは呼吸器システムの抵抗および弾性インピーダンスを克服する。患者の気道におけるフローＦｌｖは、吸気の期間に伸張する管系および管における空気の圧縮に相応するフローおよび呼気期間の反対の現象のフローを減算することによって計算される。後続の呼気を伴うそれぞれの注入期間に記録されたＰｔｒおよびＦｌｖに対する値が解析されて、抵抗を決定するパラメータおよびそれぞれの吸気および呼気の期間にＰｅｌが変化する仕方を記述する式が求められる。これらは一緒に記録された pressure-volume ループを記述している。結果は、Ｐｅｌ／Ｖループ図に従って波形図にて示される。図３には成人型呼吸窮迫症候群（adult respiratory distress syndrome＝ＡＲＤＳ）を有するケースを表す例が示されている。ループは上述したダイアローグに従って２０、１５、１０、５から零ｃｍＨ２０まで記録された。種々様々なループに対する呼気 pressure-volume 関係５２は殆ど正確に一致し、このために図においてこれらを分離するのは不可能になっている。吸気 pressure-volume 関係は相互にかなり相異しており、すなわちループはＰＥＥＰが減衰するに従ってますますワイドになる。第１の pressure-volume 関係５４Ａは図においてＰＥＥＰに対する２０ｃｍＨ２０に対して、第２の pressure-volume 関係５４ＢはＰＥＥＰに対する１５ｃｍＨ２０に対して、第３の pressure-volume 関係５４Ｃは１０ｃｍＨ２０に対して、第４の pressure-volume 関係５４ＤはＰＥＥＰに対する５ｃｍＨ２０に対して、第５の pressure-volume 関係５４ＥはＰＥＥＰに対する１０ｃｍＨ２０に対して区別することができる。ループの幅の増加、すなわちヒステリシスを増加させることは、本発明により得られる最も重要な情報を構成している。１つの有利な実施例において、情報は更に、Ｘ軸に沿った幅全体を通るそれぞれのループのボリュームフェーズの幅の測定によって処理される。ここでこの軸は弾性圧力を表している。図４にはその結果が波形図にて例示されている。この図には、ＰＥＥＰに対する２０ｃｍＨ２０のところの幅に相応する第１の幅曲線５６Ａ、ＰＥＥＰに対する１５ｃｍＨ２０の幅に相応する第３の幅曲線５６Ｂ、ＰＥＥＰに対する１０ｃｍＨ２０のところにおける幅に相応する第２の幅曲線５６Ｃ、ＰＥＥＰに対する５ｃｍＨ２０の幅に相応する第３の幅曲線５６Ｂ、ＰＥＥＰに対する１０ｃｍＨ２０のところにおける幅に相応する第４の幅曲線５６ＤおよびＰＥＥＰに対する１０ｃｍＨ２０のところにおける幅に相応する第５の幅曲線５６Ｅが明確に示されている。
【００５５】
オペレータは例示されているような結果を解釈する。呼吸を表しているループがＰＥＥＰに対する低い値で始まるときのヒステリシスの増加はそれぞれの呼吸の期間における肺の虚脱および再膨張が増加していることを表している、このために肺はダメージを受ける。呼吸器官の粘弾性特性のような別の理由のヒステリシスが必ずいくつかある。オペレータが、１００ｍｌのヒステリシスは許容できるが、１５０ｍｌはできないことを見つけると、オペレータは、例によれば１５ｃｍＨ２０のＰＥＥＰに対する値を選択することができる。
【００５６】
ガス注入および呼気の正弦波状の変調に基づいて上述したことは、フロー変調のいくつか別の形態が択一的な実施例により選択されている場合にも当てはまる。変調の深度が浅いまたは零であるならば、このことは、抵抗を正確に、またはループによってそれぞれカバーされているガス注入および呼気の期間には全く求めることができないことを意味している。択一的な実施例によれば、抵抗は、別の方法を用いて測定することができるが、あまり実践的ではないことがわかっている。吸気および呼気の期間にフローを低レベルに保持すれば、抵抗測定における低減される精度を補償することができる。
【００５７】
有利な実施例によれば、ＰＥＥＰに使用して、個々の患者におけるＶＩＬＩを合理的に回避することができる最も低い値より低い圧力でスタートするループを研究することは必要でも望ましくもない。複数の呼吸からループを研究することは必ずしも必要ではない。１つの択一的な実施例によれば、コンピュータは、１つまたは２つのループがオペレータによってセットされた圧力および時間間隔に対するスタート値で自動的に実行されるようになっている測定シーケンスとしてプログラミングされている。すべての場合におけるヒステリシス測定の結果はオペレータによってセットされた所望のまたは容認できる限界値と比較される。ヒステリシスを上回ると、アラームがサウンド出力される。ＰＥＥＰまたは一回換気量に対するレベルはオペレータによってセットされる限界値によって自動的に調整することもできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の呼吸装置システムの概略図である。
【図２】吸気および呼気の期間のフローの変調を説明するダイヤグラムである。
【図３】吸気および呼気の pressure-volume 関係を説明するダイヤグラムである。
【図４】図３のダイヤグラムからヒステリシスの１つの可能な評価を説明するダイヤグラムである。
【符号の説明】
２  呼吸装置システム、  ４  患者、  ６  ニューマチックユニット、  ８  吸気部、  １０  呼気部、１６  患者接続部、  ２２Ａ−Ｅ  フローメーター、２４Ａ−Ｆ  圧力計、  ２６  コントロールユニット、  ２８，３４  信号、３２  ユーザインタフェース、  ３６  ディスプレイ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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