患者の気道に気体流を送達するシステムであって:気体流を生成する気体流発生器;前記気体流発生器に結合され、且つ前記気体流を患者の気道に伝達するように適応された導管を有する患者回路;前記気体流発生器及び/又は前記患者回路に結合され、且つ前記気体流の流量を測定して、測定された流量に基づく流量信号を生成するように構成されたセンサ;及び前記気体流発生器及び前記センサに動作的に接続され、且つ前記患者に供給される前記気体流の圧力を制御するように構成されたコントローラであり、該コントローラは、前記センサから前記流量信号を受信し、前記患者に供給される前記気体流の流量の変化率を決定し、且つ該コントローラは、前記患者に供給される前記気体流の圧力を前記気体流の流量の前記変化率の関数として変更あるいは補償する、コントローラ;を有するシステム。前記患者に供給される前記気体流の圧力を前記気体流の流量の前記変化率の関数として変更あるいは補償することは:a前記変化率が閾量を超えているかどうか、又はb前記変化率が高閾量を下回っているかどうか、を決定することを有する、請求項1に記載のシステム。前記センサから前記流量信号を受信し、且つ前記コントローラによる処理のために該信号をフィルタリングするように構成されたフィルタ、を更に有する請求項1に記載のシステム。前記フィルタは、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ、又はバンドパスフィルタである、請求項3に記載のシステム。前記導管は、15mm未満の直径を有するチューブを有する、請求項1に記載のシステム。前記患者に供給される前記気体流の圧力を補償することは、前記患者回路のレジスティブ効果又は前記患者回路のインダクティブ効果を補償することを有する、請求項1に記載のシステム。前記気体流の流量の前記変化率を決定することは、現在の流量値と前回の流量値との間の差を決定することを有する、請求項1に記載のシステム。前記患者に供給される前記気体流の圧力を補償することは、チューブの直径、気体密度、チューブ長、又はこれらの組み合わせの関数である誘導係数を決定することを有する、請求項1に記載のシステム。患者を換気する方法であって:気体源から患者の気道に患者回路を介して気体流を送達し、前記患者回路は、前記気体流を前記患者の気道に伝達するように適応された導管を有し;前記気体流の流量を測定して、測定された流量に基づく流量信号を生成し;前記患者に供給される前記気体流の圧力を、1前記流量信号を受信して、前記気体流の流量の変化率を決定し、且つ2前記患者に供給される前記気体流の圧力を前記気体流の流量の前記変化率の関数として変更あるいは補償する、ことによって制御する;ことを有する方法。前記患者に供給される前記気体流の圧力を前記気体流の流量の前記変化率の関数として変更あるいは補償することは、a前記変化率が閾量を超えているかどうか、又はb前記変化率が高閾量を下回っているかどうか、を決定することを有する、請求項9に記載の方法。コントローラによる処理のために前記信号をフィルタリングすることを更に有する請求項9に記載の方法。前記フィルタリングは、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ、又はバンドパスフィルタによって実行される、請求項11に記載の方法。前記気体流の流量の前記変化率を決定するために、前記流量信号を反映した流量値の差分をとること、を更に有する請求項9に記載の方法。前記導管はチューブを有し、前記患者に供給される前記気体流の圧力を補償することは、前記チューブの直径、気体密度、チューブ長、又はこれらの組み合わせの関数である誘導係数を決定することを有する、請求項9に記載の方法。前記気体流の流量の前記変化率を決定することは、現在の流量値と前回の流量値との間の差を決定することを有する、請求項9に記載の方法。前記患者に供給される前記気体流の圧力を補償することは、前記患者回路のレジスティブ効果又は前記患者回路のインダクティブ効果を補償することを有する、請求項9に記載の方法。患者を換気するシステムであって:気体源から患者の気道に患者回路を介して気体流を送達する手段であり、前記患者回路は、前記気体流を前記患者の気道に伝達するように適応された導管を有する、手段;前記気体流の流量を測定して、前記流量の測定値に基づく流量信号を生成する手段;前記患者に供給される前記気体流の圧力を、1前記流量信号を受信して、前記気体流の流量の変化率を決定し、且つ2前記患者に供給される前記気体流の圧力を前記気体流の流量の前記変化率の関数として変更あるいは補償する、ことによって制御する手段;を有するシステム。前記患者に供給される前記気体流の圧力を前記気体流の流量の前記変化率の関数として変更あるいは補償することは、前記変化率が閾量を超えているかを決定することを有する、請求項17に記載のシステム。故に、本発明の1つの目的は、従来の圧補助システムの欠点を解消する圧補助システムを提供することである。上記目的は、本発明の一実施形態によれば、気体流を生成する気体流発生器と患者回路とを含んだ、患者の気道に気体流を送達する圧補助システムを提供することによって達成される。患者回路は、気体流発生器に結合され、且つ気体流を患者の気道に伝達するように適応された導管を有する。システムはまた、気体流発生器及び/又は患者回路に結合され、且つ患者回路内の気体流の流量を測定して、測定された流量に基づく流量信号を生成するように構成されたセンサを含む。システムは更に、気体流発生器及びセンサに動作的に接続されるコントローラを含む。コントローラは、患者に供給される気体流の圧力を制御するように構成される。コントローラは、センサから流量信号を受信し、患者に供給される気体流の流量の変化率を決定する。コントローラは、患者に供給される気体流の流量の変化率が閾量を上回る場合に、患者に供給される気体流の圧力を変更あるいは補償する。他の一態様は、患者を換気する、すなわち、患者に気体流を送達する方法を提供する。当該方法は、気体源から患者の気道に患者回路を介して気体流を送達することを含む。患者回路は、気体流を患者の気道に伝達するように適応された導管を有する。当該方法は更に、気体流の流量を測定し、流量の測定値に基づく流量信号を生成することを含む。当該方法はまた、患者に供給される気体流の圧力を、1流量信号を受信して、患者に供給される気体流の流量の変化率を決定し、且つ2患者に供給される気体流の流量の変化率が閾量を上回る場合に、患者に供給される気体流の圧力を変更あるいは補償すること、によって制御することを含む。他の一態様は、患者を換気するシステムを提供する。当該システムは、気体源から患者の気道に患者回路を介して気体流を送達する手段を含む。患者回路は、気体流を患者の気道に伝達するように適応された導管を含む。当該システムはまた、気体流の流量を測定して、患者回路内の測定された流量に基づく流量信号を生成する手段を含む。当該システムは更に、患者に供給される気体流の圧力を、1流量信号を受信して、患者に供給される気体流の流量の変化率を決定し、且つ2患者に供給される気体流の流量の変化率が閾量を上回る場合に、患者に供給される気体流の圧力を変更あるいは補償する、によって制御する手段を含む。本発明のこれら及びその他の目的、特長及び特徴、並びに構造物及び部分の組み合わせの関連要素の動作方法及び機能、並びに製造経済が、添付図面を参照しながら以下の説明及び添付の特許請求の範囲を考察することで、より一層と明らかになる。図は全て本明細書の一部を形成するものであり、様々な図における対応する部分を似通った参照符号が指し示す。本発明の一実施形態において、本願にて図示される構造要素は縮尺通りに描かれたものと見なされ得る。しかしながら、明確に理解されるように、図面は単に例示及び説明のためのものであり、本発明の範囲を定めるものとして意図されたものではない。本明細書及び特許請求の範囲において、単数形のa、an及びtheは、文脈によって異なることが明瞭に指し示されない限り、指示対象が複数であることを含んで使用される。図1は、本発明の原理に従った、患者への圧力補助の、改善された可変気道陽圧モードを提供するのに適した気道圧補助システムを模式的に示している。矢印Dによって大まかに指し示される気体フロー/圧力発生器52からの加圧された気体流が、送達導管56を介して、何らかの既知の構成の呼吸マスク又は患者インタフェース58に送達される。呼吸マスク又は患者インタフェース58は典型的に、患者の気道に気体流を伝達するように患者54によって着用され、あるいはその他の方法で患者54に取り付けられる。送達導管56は一般的に患者回路とも呼ばれている。一部の実施形態において、送達導管56はフレキシブルチューブ100を有し得る。一部の実施形態において、患者回路のチューブ100は15mm以下の直径を有する。上述のように、チューブ100は、患者に供給される気体の圧力及び流量に影響を及ぼし得る特性を有する。例えば、チューブは、患者に供給される気体の圧力又は流量に影響を及ぼす流れ抵抗及び流れインダクタンスを生じさせ得る。適正量の気体の圧力又は流量を患者に提供するため、システム10は、動的な気体流によってもたらされる患者回路内での圧力低下を補償する。圧補助システム10は、患者に供給される気体流の圧力を、患者チューブの影響に基づいて変更あるいは補償する。具体的には、圧補助システムは、患者に供給される気体の流量の変化率を決定し、患者に供給される気体流における上記変化率が閾量を超える場合に、患者に供給される気体流の圧力を変更あるいは補償する。図2A-2Dは、直径22mm且つ長さ6フィートの患者チューブ100に関しての、患者流量、圧力低下、微分流量、及び圧力低下内の推定誤差の例示的な波形を示している。対照的に、図3A-3Dは、直径15mm且つ長さ6フィートの患者チューブ100に関しての、患者流量、圧力低下、微分流量、及び圧力低下内の推定誤差の例示的な波形を示している。図2A及び3D並びに図3A及び3Dに示されるように、誘導性インダクティブ圧力低下を補償しないときの圧力低下内の推定誤差は、吸入の開始時及び流量が吸入から吐出まで減少するときにスパイク増大する。図2D及び3Dに示されるように、インダクティブ効果を補償しないときの圧力低下内の推定誤差は、15mmの直径を有する患者チューブ100図3D参照において、22mmの直径を有する患者チューブ図2D参照においてより大きい。故に、システム10は、動的フローのインダクティブ効果を補償し得る。これは、任意の直径又は長さのチューブに使用され得るが、より小さい直径又はより大きい長さを有するより大きなインダクタンスを被るチューブに特に有益となり得る。再び図1を参照するに、圧補助システム10は、矢印Cで大まかに指し示される気体を好適な気体源例えば、酸素若しくは空気の加圧タンク、周囲雰囲気、又はこれらの組み合わせから受ける気体フロー/圧力発生器52例えば、従来のCPAP若しくは二相性バイレベルの圧補助装置で使用されるブロワー、ピストン、ベローズ、コンプレッサ、又はその他の装置などを含んでいる。気体フロー/圧力発生器52は、比較的高い圧力と比較的低い圧力とでの患者54の気道への送達のために、例えば空気、酸素、又はこれらの混合物などの気体の流れを生成する。システム10は、1つ又は複数のモードに従って呼吸可能な気体の加圧流を生成するように構成され得る。1つのそのようなモードの非限定的な一例は、持続的気道陽圧CPAPモードである。CPAPは、長年にわたって使用されてきたものであり、規則的な呼吸を促進するのに有用であることがわかっている。圧補助療法の別の1つのモードは、二相性療法である。二相性気道陽圧モードにおいては、2つ以上のレベルの気道陽圧が患者に供給される。本発明は更に、例えば患者が無呼吸に陥っているかなどの監視変数に基づいて圧力が変化するような自動滴定オートチトレーション持続的療法又は二相性療法を提供することを意図する。一実施形態において、気道陽圧補助システム10は基本的に、二相性圧補助システムとして機能し、故に、別個のIPAPレベル及びEPAPレベルを患者に提供するために必要なそのような装置の全ての能力を含む。これは、例えば最大及び最小のIPAP及びEPAPの設定など、二相圧力を提供するための入力コマンド、信号、命令又は情報を介して、必要なパラメータを受信することを含む。また、流量センサ62からの流量信号Qmeasuredが圧力補助プロセスに供給され、それにより、所望の吸気波形及び呼気波形を出力するように圧力コントローラが制御される。典型的に、圧力補助動作を実行することは、流量信号Qmeasuredに基づいて実際の患者流量Qpatientを推定あるいは決定し、患者が呼吸サイクルの吸気フェーズ又は呼気フェーズにあるかを決定して、患者の呼吸状態を指し示すI/E状態信号を提供し、そして、圧補助システムをトリガーして循環させることを含む。図1に示した圧補助システム10は、患者回路が患者を圧補助装置に接続する送達導管56のみを含むことを意味するシングルリム単一肢システムである。従って、矢印Eによって指し示されるように吐き出された気体をシステムから放出するために、送達導管中に排気口57が設けられている。なお、排気口は、送達導管中に加えて、あるいは代えて、例えば患者インタフェース装置内などのその他の位置に設けられてもよい。また、理解されるべきことには、排気口は、圧補助システムから気体を放出する所望の手法に応じて、多様な構成を有することができる。本発明はまた、可変気道陽圧補助システムを、送達導管と排気導管とが患者に接続されたツーリム二肢システムとし得ることを意図するものである。図示した例示の実施形態において、患者インタフェース58は鼻/口マスクである。しかしながら、理解されるように、患者インタフェース58は、鼻マスク、鼻枕、気管チューブ、気管内チューブ、又は気体流伝達機能を提供するその他の装置を含んでいてもよい。また、本発明の目的において、患者インタフェースという言い回しは、送達導管56、及び加圧ガス源を患者に接続するその他の構造を含み得る。患者回路内に、あるいは患者回路に結合して、様々なコンポーネントが設けられ得る。例えば、患者回路内に、あるいは患者回路に取り付けて、バクテリアフィルタ、圧力制御弁、流量制御弁、センサ、メータ、圧力フィルタ、加湿器及び/又はヒータを設けることができる。同様に、気体フロー/圧力発生器52の入口及びバルブ60の出口に、例えば消音器及びフィルタなどのその他のコンポーネントを設けることができる。図示した実施形態において、可変気道陽圧補助システム10は、送達導管56に設けられたバルブ60の形態の圧力コントローラを含んでいる。バルブ60は、気体フロー/圧力発生器52から患者に届けられる気体流の圧力を制御する。ここでは、気体フロー/圧力発生器52及びバルブ60を集合的に圧力発生システムと称する。何故なら、これらは、患者に送達される気体の圧力及び/又は流量を制御するように協働するからである。明らかなように、気体フロー/圧力発生器によって患者に届けられる圧力を単独あるいは圧力制御バルブと組み合わさって制御するための、例えば送風機速度を変化させることなどのその他の技術も本発明によって意図される。故に、バルブ60は、患者に送達される気体流の圧力を制御するために使用される技術に応じた選択的なものである。バルブ60が排除される場合、圧力発生システムは、気体フロー/圧力発生器52のみに相当し、患者回路内の気体の圧力は、例えば、気体フロー/圧力発生器のモータ速度を制御することによって制御される。圧補助システム10は更に、送達導管56内の気体の流量を測定する流量センサ62を含んでいる。図1に示した一実施形態によれば、流量センサ62は、例えばバルブ60の下流など、送達導管56に沿って介在する。圧補助システム10はまた、当該システムから送達されるガスの圧力を測定する圧力センサ63を含み得る。図1に示すように、圧力センサ63も、例えばバルブ60の下流など、送達導管56に沿って介在し得る。しかしながら、意図されることには、センサ62、63はシステム10内の如何なる好適位置に配置されてもよい。一部の実施形態において、圧力センサ63はガス出口の位置又はその近傍に配置される。圧力センサ63は、導管56に入る気体流の圧力を測定するように位置付けられてもよい。患者の患者流量を測定するその他の技術も本発明によって意図される。意図されることには、流量は、送達導管56に沿ったその他の位置で測定されてもよい。また、フロー/圧力発生器52の動作を監視することによって圧力及び/又は流量を測定することが知られている。圧補助システム10によって使用される様々なパラメータを設定するため、また、例えば臨床医又は介護者などのユーザに情報及びデータを表示出力するため、ユーザインタフェース66が設けられている。これは、集合的に情報と称するデータ、結果、指示、及び/又はその他の通信可能アイテムが、ユーザとシステム10との間で伝達されることを可能にする。ユーザインタフェース66に含めるのに好適なインタフェース装置の例は、キーパッド、ボタン、スイッチ、キーボード、ノブ、レバー、表示スクリーン、タッチスクリーン、スピーカ、マイク、表示灯、可聴アラーム、プリンタ、及び/又はその他のインタフェース装置を含む。一実施形態において、ユーザインタフェース66は、圧補助システムのコンポーネントを収容した筐体と一体的に設けられた少なくとも1つのインタフェースを含む。圧補助システムによって収集される動作情報及びデータを監視遠隔制御することができるように入力/出力端子が設けられることも意図される。コントローラ64は、患者の呼吸の特徴を監視し、詳細に後述するようにそれに基づいて気体流を制御するルーチンを実装実行することが可能なプロセッサ又はマイクロプロセッサとし得る。従って、コントローラは、デジタルプロセッサ、アナログプロセッサ、情報を処理するように設計されたデジタル回路、情報を処理するように設計されたアナログ回路、状態マシン、及び/又は情報を電子的に処理するその他の機構のうちの1つ以上を含み得る。また、コントローラ64は、ここで説明する技術を実行するのに必要な情報を格納バッファリングするメモリ65又はメモリアレイを含んでいる。理解されるように、コントローラ64は、単一の処理コンポーネントであってもよいし、ここで説明する技術を実行するように協働する複数のコンポーネントメモリ、プロセッサ、アレイ、論理回路などを有していてもよい。コントローラ64は、ソフトウェア;ハードウェア;ファームウェア;ソフトウェア、ハードウェア及び/又はファームウェアの組み合わせ;及び/又はプロセッサ64上で処理能力を構成するその他の機構によって、図4に示して詳細に後述するプロセス400を実行するように構成され得る。一実施形態において、コントローラ64は、患者54の気道に圧力波形を届けるように、気体フロー/圧力発生器52、バルブ60、又はこれら双方を制御する。本発明の例示的な一実施形態において、圧力波形は基本的に、IPAPレベルとEPAPレベルとの間で交番する二相性圧力波形である。一部の実施形態において、IPAPレベルは、後述のように、コントローラ64の指示下で可変である。最大及び最小のIPAPレベルIPAPmax、IPAPminが、入力装置66を介してユーザからコントローラに与えられる。それに代えて、あるいは加えて、EPAPレベルがコントローラ64の指示下で可変にされる。このような実施形態においては、最大及び最小のEPAPレベルEPAPmax、EPAPminが、入力装置66を介してユーザからコントローラに与えられる。理解されるべきことには、最大及び最小のIPAP/EPAPレベルはまた、初期設定として、あるいはシステムオペレータからの入力パラメータの代わりに、事前設定されてコントローラ内に記憶されてもよい。コントローラ64は、実時間でパラメータを計算して結果を移動ウィンドウ内に格納する記憶アレイ及びバッファを含み得る。コントローラ64は、吸気中の患者に供給すべき圧力量を決定し得る。コントローラは、患者チューブ100の抵抗レジスティブ効果及び誘導インダクティブ効果に起因する総圧力低下を決定し得る。そして、この総圧力低下が、患者の次の吸気において患者に供給される圧力に追加される。図4は、患者回路管100の影響を補償するためにシステム10が一部の実施形態において使用するプロセス又はアルゴリズム400を示すフローチャートである。ステップ402にて、システム10が流量センサ62の出力を取得する。一部の実施形態において、この出力は、例えば100サンプル/秒などの或るサンプリングレートで標本化される。そして、プロセス400はステップ404及び412に進む。ステップ404にて、ステップ402で取得された流量信号は、当該流量信号内のノイズを抑制あるいは排除するため、フィルタ67を用いてフィルタリングされ得る。流量信号のフィルタリングは、より正確な圧力補償をシステム10が提供することを可能にするために必要とされ得る。フィルタ67は、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ又はバンドパスフィルタのうちの1つ又は組み合わせとし得る。一部の実施形態において、フィルタ67は、流量信号の履歴を記憶するためにデータ格納能力を含み得る。一部の実施形態において、流量信号は、高周波ノイズを減衰させてきれいな総気流信号を出力上に作り出すローパスフィルタを通され得る。フィルタからの結果出力は、ノイズが抑制された患者流量信号であり得る。そして、プロセス400はステップ406に進む。ステップ406にて、システム10は、現在サンプルと前回のサンプルとの差分をとり、差分流量又は流量の変化率を取得する。このステップ406にてハイパスフィルタが使用され得る。一実施形態において、ステップ404及び406がバンドパスフィルタを用いて実行されてもよい。必要に応じて、コントローラ64にて比較が為され得る。差分流量値はメモリ65又はその他の記憶装置に格納され得る。フィルタリングされた流量信号を反映した流量値もメモリ65又はその他の記憶装置に格納され得る。ステップ408にて、ステップ406で取得された差分流量が、低閾値及び高閾値と比較される。この比較はコントローラ64にて実行され得る。システム10は必要に応じて、コントローラ64による処理のために流量信号を変換するADコンバータを含み得る。一部の実施形態において、差分流量値を条件付けるために閾値が使用され得る。流量信号及び差分流量信号は、これらの信号がフィルタリングされていても、依然としてノイジーであることがある。しかしながら、より多くのフィルタを追加することは遅延を生じさせ得る。故に、追加の遅延なくシステムが誤った量の圧力補償をもたらすことを防止するために上記閾値群が使用され得る。ステップ408で、プロセス400は、差分流量値が低閾値より大きい、且つ/或いは高閾値より小さいかに基づいて、差分流量値を用いて補償すべきかを決定する。一部の実施形態において、低閾値は、単なる例として、30L/min/secとし得る。一部の実施形態において、高閾値は、単なる例として、200L/min/secとし得る。それに代えて、あるいは加えて、差分流量信号は更にフィルタリングされてもよい。差分流量値が低閾値を上回り且つ高閾値より低い場合、プロセス400はステップ410へと進む。一部の実施形態において、差分流量が低閾値より低い場合、プロセス400はステップ414へと進むことができ、総圧力低下が抵抗性レジスティブ圧力低下のみを用いて決定され得るように、差分流量がゼロに設定される。差分流量が高閾値より高い場合、プロセス400はステップ414へと進むことができ、総圧力低下が高閾値の関数となるように差分流量が高閾値に設定される。差分流量を閾値と比較するとき、差分流量の絶対値が使用され得る。また、低閾値及び高閾値が正及び負にされてもよい。例えば、30L/min/secの低閾値を有する一実施形態において、差分流量が-30L/min/secと30L/min/secとの間にある場合、差分流量はゼロに設定される。一実施形態において、差分流量が-200L/min/sec高閾値より低い場合、差分流量は-200L/min/secに設定される。ステップ410にて、コントローラ64は、ステップ408で取得された差分流量値に誘導インダクティブ係数を乗算する。その係数Cは、チューブ100の直径とチューブ100の長さと気体の密度との関数として定義され得る。一部の実施形態において、係数Cの値はユーザによって設定されてもよい。Cはメモリ65又はその他の記憶装置に格納され得る。ステップ412にて、システム10はレジスティブ圧力低下を決定する。レジスティブ圧力低下は、例えば次式:に従うなど、既知の方法を用いて決定され得る。ただし、Aは乱流の抵抗係数であり、Bは層流の抵抗係数であり、Qは流量として定義される。係数A及びBはユーザ入力によって定められ得る。他の例では、患者の近傍の圧力センサを用いてA及びBの定数を自動的に決定することも可能である。一部の実施形態において、係数A、B及びCは、所与の患者チューブ100に対して実験的に決定されてもよいし、圧力フィードバックに基づいて決定されてもよい。一部の実施形態において、A、B及びCの値を決定するために校正検査が実行され得る。A、B及びCの値は、メモリ65、RFID無線自動識別デバイス、又はその他の記憶装置に格納され得る。ステップ414にて、システム10は、例えば流れを変化させることによる圧力低下といった、動的フローに起因する患者回路チューブにわたっての総圧力低下を計算し、それを補償する。このステップにおいて、コントローラ64は、ステップ410で取得されたインダクティブ圧力低下の値を、ステップ412で取得されたレジスティブ圧力低下の値に加算する。故に、チューブにわたっての圧力低下は:として見積もられ得る。ただし、Aは乱流の抵抗係数であり、Bは層流の抵抗係数であり、Cは誘導係数であり、Qは流量として定義され、そして、∂Q/∂tは、微分流量としても知られる流量の変化率の近似値である。コントローラ64は、圧力補償において式1.3を用いて、チューブ100を通る動的フローのレジスティブ効果及びインダクティブ効果に起因する圧力低下を補償する。コントローラ64は、吸気の開始時に、ステップ414で計算された圧力低下に基づく圧力補償を提供し得る。一部の実施形態において、上述のように流量信号の差分をとることに代えて、あるいは加えて、固定値が微分流量に関して使用されてもよい。例えば、一部の実施形態において、システム10は、流量が増加している時を決定し、圧力補償中の微分流量に或る固定値を与える。システム10はまた、流量が減少している時を決定し、圧力補償中の微分流量に或る別の固定値を与える。流量が比較的安定しているとシステム10が決定した場合には、システム10は圧力補償中の微分流量に或る第3の固定値を与える。これらの固定値は、ユーザによって設定されてもよいし、システムによって決定されてもよい。提供される圧力補償の量は、プロセス400を介して得られる微分流量を用いたときほど正確でないかもしれないが、固定値を用いることは、動的フローによるインダクティブ圧力低下を補償するのになおも有効であり得る。図4に示したアルゴリズムを用いて決定される微分流量はまた、圧補助システム10の検知システム及び制御システムにおける遅延を補償することにも使用され得る。流量センサは、固有の遅延及び信号調整を有し得る。流量センサからの信号を処理する電子回路は、更なる遅延を追加し得る。故に、この遅延は、回路にわたっての圧力低下の見積もりに誤差を生じさせ得る。これらの誤差の一部は、上述のようにして取得される差分流量値を用いて補償を提供することによって除去され得る。コントローラ64は、患者に規定の圧力を提供するとき、ステップ414で計算される総圧力低下値を用い得る。患者に供給されている実際の圧力を見積もるため、測定された圧力が総圧力低下分だけ減じられ得る。コントローラ64は、呼吸サイクルの吸気フェーズにあるかを決定し得る。これは、吸気と呼気とを区別するための如何なる従来技術を用いて達成されてもよい。一実施形態において、患者が吸気中であるときには常にフラグがセットされる。吸気中にフラグがセットされる実施形態において、患者が呼吸サイクルの吸気フェーズにある場合、コントローラ64は、気体フロー/圧力発生器に、プロセス400のステップ414で計算された総圧力低下を補償する吸気圧を患者に送達することを開始させる。そして、コントローラは、呼吸サイクル中又は呼吸サイクル内に患者に届けられる圧力を制御し得る。コントローラは、患者に届けられる圧力補助が十分であるかを決定する。システムは、プロセス400を継続的に実行して、適正且つ正確な量の圧力が患者に提供されることを確保し得る。一部の実施形態において、このプロセスは、単一の呼吸サイクル内で気体の流量の変化率を計算することができるように、単一の吸気フェーズ又は呼気フェーズ内の複数の異なる時点で実行されてもよい。例えばコントローラ、マイクロプロセッサ又はプロセッサなどの本発明の実施形態は、ハードウェア、ファームウェア、ソフトウェア、又はこれらの様々な組み合わせにて製造され得る。本発明はまた、機械読み取り可能媒体に格納された、1つ以上の処理装置を用いて読み取られて実行され得る命令として実装されてもよい。一実施形態において、機械読み取り可能媒体は、機械例えば、計算装置によって読み取られ得る形態で情報の格納及び/又は伝送を行う様々な機構を含み得る。例えば、機械読み取り可能記憶媒体は、読み出し専用メモリ、ランダムアクセスメモリ、磁気ディスク記憶媒体、光記憶媒体、ファラッシュメモリデバイス、及び情報を格納するその他の媒体を含み得る。機械読み取り可能伝送媒体は、搬送波、赤外線信号、デジタル信号を含む伝播信号の形態、及び情報を伝送するその他の媒体を含み得る。以上の説明では、具体的な例示態様及び特定の動作を行う実施形態に関して、ファームウェア、ソフトウェア、ルーチン又は命令が記載されることがあるが、明らかなように、それらの記載は単に便宜上のものであり、それらの動作は実際には、それらファームウェア、ソフトウェア、ルーチン又は命令を実行する計算装置、処理装置、プロセッサ、コントローラ、又はその他の装置若しくは機械により得られるものである。認識され得るように、実施形態は、上述の具体的な期間、割合及び定数に限定されるものではない。むしろ、本発明の一般原理が維持される限り、これらの量にその他の値を用いることができる。また、これらの量を固定とする必要はない。それに代えて、これらの値は、モニタされた患者状態に基づいて、コントローラ64によって動的に変更されることができる。これは、例えば、これらの量が現在の処置スキームに応答していない場合に、より積極的に患者を処置するように行われることができ、その逆もまた然りである。最も実用的な実施形態であると現時点で考えられるものに基づいて、例示目的で、本発明を詳細に説明したが、理解されるように、これらの詳細事項は単に例示目的でのものであり、本発明はここで開示した実施形態に限定されるものではない。対照的に、本発明は、添付の請求項の精神及び範囲内の変更及び均等構成に及ぶものである。例えば、理解されるように、或る実施形態の1つ以上の特徴が、可能な限りにおいて、他の実施形態の1つ以上の特徴と組み合わされ得ることは、本発明が意図するところである。