JP2001112868A - 機械的呼吸補助システムにおけるガス流のフィードバック制御 - Google Patents
機械的呼吸補助システムにおけるガス流のフィードバック制御Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明の課題は、機械的呼吸補助システム内
のガス流の適応型フィードバック制御を実現することで
あり、該システムにおいて、適応化は累積エラー信号に
依存することなく呼吸ごとに行われるようにする。 【解決手段】 前記課題は、請求項１記載の制御装置に
よって達成される。本発明では、続いて生じる呼吸サイ
クルに対する変数制御パラメータを適応的に変化するの
である。この適応的変化は、エラー信号の極値と制御パ
ラメータの値との変化に基づき行われ、極値はエラー信
号をどのように導出したか、また呼吸サイクル中のどの
フェーズが制御されるのかに依存して最大値または最小
値である。このようにすれば、呼吸補助システムにある
外乱は自動的にシステムの過去の動作に基づき補償され
る。典型的には連続する呼吸サイクルにわたるシステム
の動作に基づき補償される。このときに累積エラー信号
を形成する必要はない。
のガス流の適応型フィードバック制御を実現することで
あり、該システムにおいて、適応化は累積エラー信号に
依存することなく呼吸ごとに行われるようにする。 【解決手段】 前記課題は、請求項１記載の制御装置に
よって達成される。本発明では、続いて生じる呼吸サイ
クルに対する変数制御パラメータを適応的に変化するの
である。この適応的変化は、エラー信号の極値と制御パ
ラメータの値との変化に基づき行われ、極値はエラー信
号をどのように導出したか、また呼吸サイクル中のどの
フェーズが制御されるのかに依存して最大値または最小
値である。このようにすれば、呼吸補助システムにある
外乱は自動的にシステムの過去の動作に基づき補償され
る。典型的には連続する呼吸サイクルにわたるシステム
の動作に基づき補償される。このときに累積エラー信号
を形成する必要はない。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、機械的呼吸補助シ
ステム内の呼吸ガス流をフィードバック制御するための
装置及び方法に関し、とりわけガス流を適応型フィード
バック制御するための装置及び方法に関する。
ステム内の呼吸ガス流をフィードバック制御するための
装置及び方法に関し、とりわけガス流を適応型フィード
バック制御するための装置及び方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】フィードバック制御装置は、換気システ
ムのような機械的呼吸補助システム内で使用され、ガス
圧、昇圧時間または流量等のシステムガスパラメータの
測定に基づいてガス流量を調整する。該調整の目的は、
その変数の値を目標値の動作範囲内で達成しかつ維持す
ることである。前記制御装置は通常、ソレノイドバルブ
のような流量制御調整装置に動作的に接続されており、
バルブの開度を調整するために使用される制御信号を供
給する。目標値に達するためにどのように調整を行うか
は、制御装置にフィードバックされるシステム流量パラ
メータの測定値だけでなく制御パラメータとして既知の
付加パラメータにも依存している。これらの制御パラメ
ータは、制御装置の動作及び安定性に直接影響を与え、
該制御パラメータの最適値は、コンプライアンス及び抵
抗のように、システム特性として時間と共に変化しう
る。機械的呼吸補助システムは、この方法で制御を行う
にはとりわけ問題を含んでいる。というのは、その空気
圧システムは、肺を含めた患者の呼吸器系を含む（また
は該呼吸器系に接続されて使用される）からであり、該
呼吸器系のコンプライアンス及び抵抗は、時間及び患者
次第で予測不可能に変化しうるからである。
ムのような機械的呼吸補助システム内で使用され、ガス
圧、昇圧時間または流量等のシステムガスパラメータの
測定に基づいてガス流量を調整する。該調整の目的は、
その変数の値を目標値の動作範囲内で達成しかつ維持す
ることである。前記制御装置は通常、ソレノイドバルブ
のような流量制御調整装置に動作的に接続されており、
バルブの開度を調整するために使用される制御信号を供
給する。目標値に達するためにどのように調整を行うか
は、制御装置にフィードバックされるシステム流量パラ
メータの測定値だけでなく制御パラメータとして既知の
付加パラメータにも依存している。これらの制御パラメ
ータは、制御装置の動作及び安定性に直接影響を与え、
該制御パラメータの最適値は、コンプライアンス及び抵
抗のように、システム特性として時間と共に変化しう
る。機械的呼吸補助システムは、この方法で制御を行う
にはとりわけ問題を含んでいる。というのは、その空気
圧システムは、肺を含めた患者の呼吸器系を含む（また
は該呼吸器系に接続されて使用される）からであり、該
呼吸器系のコンプライアンス及び抵抗は、時間及び患者
次第で予測不可能に変化しうるからである。
【０００３】上記問題を克服するために、換気システム
の特性の変化に従って自動的に変化または「適応」する
制御パラメータを有する制御装置を設けることが公知で
ある。そのような制御装置の１つは、米国特許第５，２
７１，３８９号に開示されている。該制御装置は、次の
呼吸に対する適応化を、先行の呼吸におけるガス放出の
分析に基づき実現する。この制御装置は、コンパレータ
手段、制御信号発生器及び適応手段を有する。該コンパ
レータ手段は、現在の呼吸サイクルにおいて、システム
内で測定されたガスパラメータの値とガスパラメータの
目標値との差を表すエラー信号を周期的に発生させる。
前記制御信号発生器は、エラー信号を、追値制御パラメ
ータを有する制御関数に従って処理し、呼吸ガスの調整
に使用する制御信号を発生させる。前記適応手段は、追
値制御パラメータの値をエラー信号に応答して変化させ
る。適応手段は、特定の期間におけるエラー信号と、過
去の呼吸の相応の期間に対する過去の全エラー信号とを
合計することによって動作し、累積エラー信号を供給
し、この累積エラー信号は、次の呼吸の同じ期間に対す
る制御パラメータを変化させるために使用される。従っ
て、補正は、比較的多くの呼吸からのエラー値が累積信
号に加算されるにつれて「改善」されることになる。
の特性の変化に従って自動的に変化または「適応」する
制御パラメータを有する制御装置を設けることが公知で
ある。そのような制御装置の１つは、米国特許第５，２
７１，３８９号に開示されている。該制御装置は、次の
呼吸に対する適応化を、先行の呼吸におけるガス放出の
分析に基づき実現する。この制御装置は、コンパレータ
手段、制御信号発生器及び適応手段を有する。該コンパ
レータ手段は、現在の呼吸サイクルにおいて、システム
内で測定されたガスパラメータの値とガスパラメータの
目標値との差を表すエラー信号を周期的に発生させる。
前記制御信号発生器は、エラー信号を、追値制御パラメ
ータを有する制御関数に従って処理し、呼吸ガスの調整
に使用する制御信号を発生させる。前記適応手段は、追
値制御パラメータの値をエラー信号に応答して変化させ
る。適応手段は、特定の期間におけるエラー信号と、過
去の呼吸の相応の期間に対する過去の全エラー信号とを
合計することによって動作し、累積エラー信号を供給
し、この累積エラー信号は、次の呼吸の同じ期間に対す
る制御パラメータを変化させるために使用される。従っ
て、補正は、比較的多くの呼吸からのエラー値が累積信
号に加算されるにつれて「改善」されることになる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、機械
的呼吸補助システム内のガス流の適応型フィードバック
制御を実現することであり、該システムにおいて、適応
化は累積エラー信号に依存することなく呼吸ごとに行わ
れるようにする。
的呼吸補助システム内のガス流の適応型フィードバック
制御を実現することであり、該システムにおいて、適応
化は累積エラー信号に依存することなく呼吸ごとに行わ
れるようにする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】前記課題は、請求項１記
載の制御装置によって達成される。本発明では、続いて
生じる呼吸サイクルに対する変数制御パラメータを適応
的に変化するのである。この適応的変化は、エラー信号
の極値と制御パラメータの値との変化に基づき行われ、
極値はエラー信号をどのように導出したか、また呼吸サ
イクル中のどのフェーズが制御されるのかに依存して最
大値または最小値である。
載の制御装置によって達成される。本発明では、続いて
生じる呼吸サイクルに対する変数制御パラメータを適応
的に変化するのである。この適応的変化は、エラー信号
の極値と制御パラメータの値との変化に基づき行われ、
極値はエラー信号をどのように導出したか、また呼吸サ
イクル中のどのフェーズが制御されるのかに依存して最
大値または最小値である。
【０００６】このようにすれば、呼吸補助システムにあ
る外乱は自動的にシステムの過去の動作に基づき補償さ
れる。典型的には連続する呼吸サイクルにわたるシステ
ムの動作に基づき補償される。このときに累積エラー信
号を形成する必要はない。
る外乱は自動的にシステムの過去の動作に基づき補償さ
れる。典型的には連続する呼吸サイクルにわたるシステ
ムの動作に基づき補償される。このときに累積エラー信
号を形成する必要はない。
【０００７】
【発明の実施の形態】有利には、積分ゲイン制御パラメ
ータは変化される。ただし、圧力エラー信号の極値と積
分ゲインパラメータの値との間の線形関係が仮定される
場合である。「比例積分導関数」制御関数及び「比例積
分」制御関数がそれぞれ実行されるＰＩＤ制御装置また
はＰＩ制御装置のようなフィードバック制御装置におい
ては、積分ゲインパラメータこそが、肺の抵抗及びコン
プライアンスの変化のような、空気圧システムにおける
外乱に対してかなり敏感であるとみなされる。
ータは変化される。ただし、圧力エラー信号の極値と積
分ゲインパラメータの値との間の線形関係が仮定される
場合である。「比例積分導関数」制御関数及び「比例積
分」制御関数がそれぞれ実行されるＰＩＤ制御装置また
はＰＩ制御装置のようなフィードバック制御装置におい
ては、積分ゲインパラメータこそが、肺の抵抗及びコン
プライアンスの変化のような、空気圧システムにおける
外乱に対してかなり敏感であるとみなされる。
【０００８】
【実施例】実施例によって、添付の図面に関して本発明
を説明する。
を説明する。
【０００９】図１に関して、図示のフィードバック制御
装置１は、吸気ガス流制御バルブ２及び呼気ガス流制御
バルブ２’の一方または両方を制御するために適応化さ
れる。これらのバルブ２、２’は、呼吸気用の吸気ガス
流路３及び呼気ガス流路３’にそれぞれ配置され、該呼
吸気は、換気ユニット４と患者の呼吸器系５との間を通
過する。センサユニット６もまた、流路３（及び流路
３’）内にガス圧を測定するために配置され、その出力
を、入力７として周期的に（通常数ｋＨｚのサンプリン
グ周波数で）制御装置１に供給する。また、所望のガス
圧または目標ガス圧を表す信号８が、入力として制御装
置１に供給される。
装置１は、吸気ガス流制御バルブ２及び呼気ガス流制御
バルブ２’の一方または両方を制御するために適応化さ
れる。これらのバルブ２、２’は、呼吸気用の吸気ガス
流路３及び呼気ガス流路３’にそれぞれ配置され、該呼
吸気は、換気ユニット４と患者の呼吸器系５との間を通
過する。センサユニット６もまた、流路３（及び流路
３’）内にガス圧を測定するために配置され、その出力
を、入力７として周期的に（通常数ｋＨｚのサンプリン
グ周波数で）制御装置１に供給する。また、所望のガス
圧または目標ガス圧を表す信号８が、入力として制御装
置１に供給される。
【００１０】フィードバック制御装置１は、コンパレー
タ９及び制御信号発生器１１を有する。該コンパレータ
９は、入力目標８及び特定の呼吸サイクルに対する実際
の流量パラメータ信号７を受信し、該流量パラメータ信
号の差を表すエラー値信号を発生させる。前記制御信号
発生器１１は、エラー値信号を受信し、該エラー値信号
を使用して、呼吸サイクルの間、バルブ２、２’の一方
または両方を周期的に制御するために制御信号１２を発
生させる。制御信号発生器１１は、比例ゲイン手段１３
と、積分手段１５と、微分手段１７とを有する。該比例
ゲイン手段１３は、エラー値信号１０を受信し、該エラ
ー値信号１０を所定量だけ増幅させることにより制御信
号１２の比例信号成分１４を発生させる。前記積分手段
１５は、制御信号１２の積分信号成分１６を発生させ
る。前記微分手段１７は、制御信号１２の微分信号１８
を発生させる。このように、本実施例のフィードバック
制御装置１は、一般的にＰＩＤ制御装置と称されるもの
である。
タ９及び制御信号発生器１１を有する。該コンパレータ
９は、入力目標８及び特定の呼吸サイクルに対する実際
の流量パラメータ信号７を受信し、該流量パラメータ信
号の差を表すエラー値信号を発生させる。前記制御信号
発生器１１は、エラー値信号を受信し、該エラー値信号
を使用して、呼吸サイクルの間、バルブ２、２’の一方
または両方を周期的に制御するために制御信号１２を発
生させる。制御信号発生器１１は、比例ゲイン手段１３
と、積分手段１５と、微分手段１７とを有する。該比例
ゲイン手段１３は、エラー値信号１０を受信し、該エラ
ー値信号１０を所定量だけ増幅させることにより制御信
号１２の比例信号成分１４を発生させる。前記積分手段
１５は、制御信号１２の積分信号成分１６を発生させ
る。前記微分手段１７は、制御信号１２の微分信号１８
を発生させる。このように、本実施例のフィードバック
制御装置１は、一般的にＰＩＤ制御装置と称されるもの
である。
【００１１】また、フィードバック制御装置１は、適応
手段１９を有している。該適応手段１９は、エラー信号
１０を受信し、呼吸サイクルの所定の部分において周期
的に発生したエラー信号１０の最大値を最初に決定す
る。そして、このように決定された最大値に基づき、前
記適応手段１９は、次の呼吸サイクルにおいて使用する
ゲインパラメータを決定する。このゲインパラメータ
は、適応手段１９で行われる計算に基づくものである。
この計算では、最大値と、適応手段１９のメモリ（図示
せず）に記憶された先行する呼吸サイクルからのゲイン
パラメータの値との変化率が計算される。この計算につ
いては以下に詳細に説明する。
手段１９を有している。該適応手段１９は、エラー信号
１０を受信し、呼吸サイクルの所定の部分において周期
的に発生したエラー信号１０の最大値を最初に決定す
る。そして、このように決定された最大値に基づき、前
記適応手段１９は、次の呼吸サイクルにおいて使用する
ゲインパラメータを決定する。このゲインパラメータ
は、適応手段１９で行われる計算に基づくものである。
この計算では、最大値と、適応手段１９のメモリ（図示
せず）に記憶された先行する呼吸サイクルからのゲイン
パラメータの値との変化率が計算される。この計算につ
いては以下に詳細に説明する。
【００１２】積分手段１５は、周期的エラー信号１０を
受信する積分ゲイン手段２０を有する。また、該積分ゲ
イン手段２０は、周期的エラー信号を、適応手段１９を
通過したゲインパラメータの値に依存した大きさだけ増
幅させる。該増幅は、周期的エラー信号を積分器素子２
１に供給する前に行われ、該積分器素子２１において、
周期エラー信号は積分され、制御信号１２の積分信号成
分１６が出力される。加算素子２２は、比例信号成分１
４と、積分信号成分１６と、微分信号成分１８とを加算
し、合計を制御信号１２として使用するために出力す
る。
受信する積分ゲイン手段２０を有する。また、該積分ゲ
イン手段２０は、周期的エラー信号を、適応手段１９を
通過したゲインパラメータの値に依存した大きさだけ増
幅させる。該増幅は、周期的エラー信号を積分器素子２
１に供給する前に行われ、該積分器素子２１において、
周期エラー信号は積分され、制御信号１２の積分信号成
分１６が出力される。加算素子２２は、比例信号成分１
４と、積分信号成分１６と、微分信号成分１８とを加算
し、合計を制御信号１２として使用するために出力す
る。
【００１３】本実施例に関して、制御装置１は、呼吸サ
イクルの吸気フェーズにおいて、吸気バルブ２を制御す
るために適応化されると仮定する。流量バルブ２の制御
においては、目標圧力より少量の初期の行過ぎ量（Ｏ）
を供給することが所望される。というのは、行過ぎ量
（Ｏ）があれば、比較的短い昇圧時間で済むからであ
る。しかしながら、行過ぎ量（Ｏ）は、患者の呼吸器系
５に不快感を与え、傷つけるおそれさえあるので、大き
すぎないようにしなければならない。従って、行過ぎ量
（Ｏ）は、上限（ａ）及び下限（ｂ）の間あるように制
御されることになる。そして、エラー信号１０の最大値
は、この行過ぎ量（Ｏ）の測定値であり、負の値となる
こともある。この場合アンダシュートを表すこととな
る。積分ゲイン手段２０において使用される積分ゲイン
（Ｉ）の値を、前記行過ぎ量（Ｏ）の大きさに依存して
適応化することによって、流路３に接続された肺５の形
式と、この流路３自体における変化とに応答するフィー
ドバック装置１を設けることができる。これは、積分ゲ
イン（Ｉ）の大きさが、空気圧システム３及び５の機械
的抵抗及び機械的コンプライアンスにかなり依存してい
るからである。
イクルの吸気フェーズにおいて、吸気バルブ２を制御す
るために適応化されると仮定する。流量バルブ２の制御
においては、目標圧力より少量の初期の行過ぎ量（Ｏ）
を供給することが所望される。というのは、行過ぎ量
（Ｏ）があれば、比較的短い昇圧時間で済むからであ
る。しかしながら、行過ぎ量（Ｏ）は、患者の呼吸器系
５に不快感を与え、傷つけるおそれさえあるので、大き
すぎないようにしなければならない。従って、行過ぎ量
（Ｏ）は、上限（ａ）及び下限（ｂ）の間あるように制
御されることになる。そして、エラー信号１０の最大値
は、この行過ぎ量（Ｏ）の測定値であり、負の値となる
こともある。この場合アンダシュートを表すこととな
る。積分ゲイン手段２０において使用される積分ゲイン
（Ｉ）の値を、前記行過ぎ量（Ｏ）の大きさに依存して
適応化することによって、流路３に接続された肺５の形
式と、この流路３自体における変化とに応答するフィー
ドバック装置１を設けることができる。これは、積分ゲ
イン（Ｉ）の大きさが、空気圧システム３及び５の機械
的抵抗及び機械的コンプライアンスにかなり依存してい
るからである。
【００１４】次の呼吸において十分な行過ぎ量（Ｏ３）
を供給するために必要とされる所望の積分ゲイン値（Ｉ
３）は、行過ぎ量（Ｏ）と積分手段１５において使用さ
れる積分ゲイン（Ｉ）との間に線形関係があると仮定す
れば、以下の等式によって与えられる。
を供給するために必要とされる所望の積分ゲイン値（Ｉ
３）は、行過ぎ量（Ｏ）と積分手段１５において使用さ
れる積分ゲイン（Ｉ）との間に線形関係があると仮定す
れば、以下の等式によって与えられる。
【００１５】 Ｉ３＝Ｉ２+［(Ｉ１−Ｉ２)×(Ｏ３−Ｏ２)/(Ｏ１−Ｏ２)］ （１） 上記式において、Ｉ１及びＯ１は、それぞれゲイン値と
行過ぎ量であり、前の呼吸（好ましくは直前の呼吸）と
関連している。
行過ぎ量であり、前の呼吸（好ましくは直前の呼吸）と
関連している。
【００１６】Ｉ２及びＯ２は、それぞれゲイン値と行過
ぎ量であり、現在の呼吸と関連している。
ぎ量であり、現在の呼吸と関連している。
【００１７】次の呼吸に対する所望の行過ぎ量（Ｏ３）
の値が、許容行過ぎ量の限界ａ及びｂの中間にあるよう
に選択された場合、式（１）は以下のように書き換えら
れる。
の値が、許容行過ぎ量の限界ａ及びｂの中間にあるよう
に選択された場合、式（１）は以下のように書き換えら
れる。
【００１８】 Ｉ３＝Ｉ２+［(Ｉ１−Ｉ２)×((ａ+ｂ)/２)−Ｏ２)/(Ｏ１−Ｏ２)］ （２） （Ｏ１−Ｏ２）/（Ｉ１−Ｉ２）をｄＯ/ｄＩ、つまりゲ
イン値に関する行過ぎ量の変化率とすれば、式（２）は
以下のように表すことができる。
イン値に関する行過ぎ量の変化率とすれば、式（２）は
以下のように表すことができる。
【００１９】 Ｉ３＝Ｉ２+［（（ａ+ｂ）/２）/（ｄＯ/ｄＩ）］ （３） 図２、図３及び図４は、適応手段１９の動作を示すフロ
ーチャートである。最初のステップ２３は、（通常大人
の場合は１００ｍｓ、幼児の場合は２００ｍｓのオーダ
ーである）吸気フェーズの開始からの特定の期間内に、
最大エラー信号Ｅｍａｘを、この期間中にエラー値Ｅと
して入力された、周期的に決定されたエラー信号１０に
基づき計算することである。最初のステップ２３は、現
在入力されているエラー値Ｅと、現在の呼吸サイクルの
特定期間中に得たＥｍａｘの記憶された値とを比較する
ステップ２４を含み、Ｅｍａｘの現在の値を現在のエラ
ー信号１０の値Ｅに置き換えるステップ２５またはＥｍ
ａｘの記憶された値を維持するステップ２６のどちらか
一方を含む。特定期間終了後、ステップ２７が実行さ
れ、Ｅｍａｘの最後の記憶された値が、現在の呼吸に対
する行過ぎ量（Ｏ２）の値となる。ステップ２８は、積
分ゲインの新しい値が、次の呼吸に対する積分ゲイン制
御パラメータ（Ｉ３）として供給すべきかどうかを決定
するために実行される。現在の呼吸に対する行過ぎ量
（Ｏ２）が所定の限界ａ及びｂ外にある場合、積分ゲイ
ン制御パラメータ（Ｉ３）の新しい値が決定され（ステ
ップ２９）、次の呼吸において使用される。
ーチャートである。最初のステップ２３は、（通常大人
の場合は１００ｍｓ、幼児の場合は２００ｍｓのオーダ
ーである）吸気フェーズの開始からの特定の期間内に、
最大エラー信号Ｅｍａｘを、この期間中にエラー値Ｅと
して入力された、周期的に決定されたエラー信号１０に
基づき計算することである。最初のステップ２３は、現
在入力されているエラー値Ｅと、現在の呼吸サイクルの
特定期間中に得たＥｍａｘの記憶された値とを比較する
ステップ２４を含み、Ｅｍａｘの現在の値を現在のエラ
ー信号１０の値Ｅに置き換えるステップ２５またはＥｍ
ａｘの記憶された値を維持するステップ２６のどちらか
一方を含む。特定期間終了後、ステップ２７が実行さ
れ、Ｅｍａｘの最後の記憶された値が、現在の呼吸に対
する行過ぎ量（Ｏ２）の値となる。ステップ２８は、積
分ゲインの新しい値が、次の呼吸に対する積分ゲイン制
御パラメータ（Ｉ３）として供給すべきかどうかを決定
するために実行される。現在の呼吸に対する行過ぎ量
（Ｏ２）が所定の限界ａ及びｂ外にある場合、積分ゲイ
ン制御パラメータ（Ｉ３）の新しい値が決定され（ステ
ップ２９）、次の呼吸において使用される。
【００２０】ゲイン制御パラメータ（Ｉ３）を決定する
ステップ２９は、行過ぎ量の変化率と積分ゲイン制御値
（ｄＯ/ｄＩ）との計算を行うステップ３０（図３）及
びステップ３１（図４）を含む。該ステップ３１は、前
記変化率に基づいて、フィードバック制御装置１の積分
ゲイン手段２０において使用するゲイン制御パラメータ
（Ｉ３）を計算する。ステップ２９におけるゲイン制御
計算は、行過ぎ量（Ｏ）が所望の上限（ａ）及び下限
（ｂ）内にとどまるまで反復して実行する必要があるか
もしれない。なぜなら、線形関係は、連続的な呼吸にと
って比較的良好な近似にすぎないからである。
ステップ２９は、行過ぎ量の変化率と積分ゲイン制御値
（ｄＯ/ｄＩ）との計算を行うステップ３０（図３）及
びステップ３１（図４）を含む。該ステップ３１は、前
記変化率に基づいて、フィードバック制御装置１の積分
ゲイン手段２０において使用するゲイン制御パラメータ
（Ｉ３）を計算する。ステップ２９におけるゲイン制御
計算は、行過ぎ量（Ｏ）が所望の上限（ａ）及び下限
（ｂ）内にとどまるまで反復して実行する必要があるか
もしれない。なぜなら、線形関係は、連続的な呼吸にと
って比較的良好な近似にすぎないからである。
【００２１】値ｄＯ/ｄＩを計算する場合（図３のステ
ップ３０）、現在の呼吸と関連する行過ぎ量Ｏ２は、先
行の、有利には直前の呼吸と関連する行過ぎ量Ｏ１と等
しいかどうかを最初に決定する（ステップ３２）。等し
い場合、または等しくなくても現在のゲイン制御値Ｉ２
及び前のゲイン制御値Ｉ１が同じであることを検出した
（ステップ３３）場合、ｄＯ/ｄＩはその先行の値を維
持し（ステップ３４）、新しいゲイン値Ｉ３が計算され
る（ステップ３１）。行過ぎ量Ｏ２とＯ１及び積分ゲイ
ン制御パラメータＩ２とＩ１とが異なる場合、値（ｄＯ
/ｄＩ）が計算される（ステップ３５）。この値（ｄＯ/
ｄＩ）が、不正確な測定値に対して区別を行うために選
択された限界内にある場合（ステップ３６）、この値
（ｄＯ/ｄＩ）は、新しいＩゲインＩ３の計算に使用さ
れる（ステップ３１）。値ｄＯ/ｄＩが前記限界外にあ
る場合、ｄＯ/ｄＩはＭＡＸに設定され（ステップ３
７）、該ｄＯ/ｄＩは新しい積分ゲインＩ３の計算に使
用される（ステップ３１）。ステップ３６において使用
される下限は、ここでは零として選択される。というの
は、Ｉゲインの変化が行過ぎ量の変化を引き起こすから
である。そして、上限は最大許容値ＭＡＸとして選択さ
れ、それを越えるとスパイクまたは「グリッチ」を予期
する思いがけない急な変化が生じたと考えられる。
ップ３０）、現在の呼吸と関連する行過ぎ量Ｏ２は、先
行の、有利には直前の呼吸と関連する行過ぎ量Ｏ１と等
しいかどうかを最初に決定する（ステップ３２）。等し
い場合、または等しくなくても現在のゲイン制御値Ｉ２
及び前のゲイン制御値Ｉ１が同じであることを検出した
（ステップ３３）場合、ｄＯ/ｄＩはその先行の値を維
持し（ステップ３４）、新しいゲイン値Ｉ３が計算され
る（ステップ３１）。行過ぎ量Ｏ２とＯ１及び積分ゲイ
ン制御パラメータＩ２とＩ１とが異なる場合、値（ｄＯ
/ｄＩ）が計算される（ステップ３５）。この値（ｄＯ/
ｄＩ）が、不正確な測定値に対して区別を行うために選
択された限界内にある場合（ステップ３６）、この値
（ｄＯ/ｄＩ）は、新しいＩゲインＩ３の計算に使用さ
れる（ステップ３１）。値ｄＯ/ｄＩが前記限界外にあ
る場合、ｄＯ/ｄＩはＭＡＸに設定され（ステップ３
７）、該ｄＯ/ｄＩは新しい積分ゲインＩ３の計算に使
用される（ステップ３１）。ステップ３６において使用
される下限は、ここでは零として選択される。というの
は、Ｉゲインの変化が行過ぎ量の変化を引き起こすから
である。そして、上限は最大許容値ＭＡＸとして選択さ
れ、それを越えるとスパイクまたは「グリッチ」を予期
する思いがけない急な変化が生じたと考えられる。
【００２２】ゲイン値Ｉ３を計算するステップ３１（図
４）は、患者が換気装置４に接続されているかどうかを
決定する最初のステップ（ステップ３８）を有する。
４）は、患者が換気装置４に接続されているかどうかを
決定する最初のステップ（ステップ３８）を有する。
【００２３】何らかの理由で、例えば患者の喉から分泌
物を除去するため患者が換気装置に接続されていない場
合、新しいゲイン値Ｉ３が現在のゲイン値Ｉ２に設定さ
れる（ステップ３９）。これは、「無拘束」ゲイン値Ｉ
３が設定されるのを防ぐためであり、該「無拘束」ゲイ
ン値Ｉ３は、患者が換気装置に再び接続された場合、患
者を危険な圧力レベルにさらすおそれがある。別の方法
では、新しいゲイン値Ｉ３は等式（３）によって計算さ
れる（ステップ４０）。この新しいゲイン値Ｉ３と現在
のゲイン値Ｉ２との差が、前もって設定された限界（ス
テップ４１のＩｍｉｎ及びＩｍａｘ）内にあり、この限
界が、あまりにも極端な圧力が患者にかからないことを
保証して選択されている場合、ステップ４０において計
算されたＩ３の値は出力のために供給され（ステップ４
２）、積分手段１５における積分ゲイン手段２０内で使
用される。ステップ４１において計算された前記差が下
限Ｉｍｉｎ以下である場合、Ｉ３はＩ２−Ｉｍｉｎに設
定される（ステップ４３）。ステップ３９において計算
された前記差がＩｍａｘ以上である場合、Ｉ３はＩ２+
Ｉｍａｘに設定される（ステップ４４）。そして、積分
ゲイン制御パラメータＩ３の新しい値はステップ４２に
おいて出力され、次の呼吸サイクルの吸気フェーズのバ
ルブ２を調整するとき、フィードバック制御装置１内で
使用される。
物を除去するため患者が換気装置に接続されていない場
合、新しいゲイン値Ｉ３が現在のゲイン値Ｉ２に設定さ
れる（ステップ３９）。これは、「無拘束」ゲイン値Ｉ
３が設定されるのを防ぐためであり、該「無拘束」ゲイ
ン値Ｉ３は、患者が換気装置に再び接続された場合、患
者を危険な圧力レベルにさらすおそれがある。別の方法
では、新しいゲイン値Ｉ３は等式（３）によって計算さ
れる（ステップ４０）。この新しいゲイン値Ｉ３と現在
のゲイン値Ｉ２との差が、前もって設定された限界（ス
テップ４１のＩｍｉｎ及びＩｍａｘ）内にあり、この限
界が、あまりにも極端な圧力が患者にかからないことを
保証して選択されている場合、ステップ４０において計
算されたＩ３の値は出力のために供給され（ステップ４
２）、積分手段１５における積分ゲイン手段２０内で使
用される。ステップ４１において計算された前記差が下
限Ｉｍｉｎ以下である場合、Ｉ３はＩ２−Ｉｍｉｎに設
定される（ステップ４３）。ステップ３９において計算
された前記差がＩｍａｘ以上である場合、Ｉ３はＩ２+
Ｉｍａｘに設定される（ステップ４４）。そして、積分
ゲイン制御パラメータＩ３の新しい値はステップ４２に
おいて出力され、次の呼吸サイクルの吸気フェーズのバ
ルブ２を調整するとき、フィードバック制御装置１内で
使用される。
【００２４】ガス流路３’内の呼気ガスは、例えば前も
って決定されたＰＥＥＰレベルを維持するために、呼気
圧調整に関する上述の方法と同じ方法で制御してもよ
い。この場合、呼気バルブ２’は、呼気圧の適応型調整
を実現するために変更されたフィードバック制御装置１
によって制御される。適応手段１９は、主に図２及び図
３のフローチャートに従って動作するが、異なる限界及
び異なる期間を使用することにより、エラーの極値Ｅが
決定される。通常、この期間は、以下の条件が検出され
ると開始する。すなわち、（ＰＥＥＰ値、つまりセンサ
６において測定された圧力として定義された）エラー信
号が０．５ｃｍＨ2Ｏ以上であり、かつエラー信号の導
関数が負であるという条件である。この期間は、所定の
時間、通常開始後１００〜２００ｍｓの範囲で終了す
る。
って決定されたＰＥＥＰレベルを維持するために、呼気
圧調整に関する上述の方法と同じ方法で制御してもよ
い。この場合、呼気バルブ２’は、呼気圧の適応型調整
を実現するために変更されたフィードバック制御装置１
によって制御される。適応手段１９は、主に図２及び図
３のフローチャートに従って動作するが、異なる限界及
び異なる期間を使用することにより、エラーの極値Ｅが
決定される。通常、この期間は、以下の条件が検出され
ると開始する。すなわち、（ＰＥＥＰ値、つまりセンサ
６において測定された圧力として定義された）エラー信
号が０．５ｃｍＨ2Ｏ以上であり、かつエラー信号の導
関数が負であるという条件である。この期間は、所定の
時間、通常開始後１００〜２００ｍｓの範囲で終了す
る。
【図１】図１は、本発明によるフィードバック制御装置
を有する換気システムの断面の概略図である。
を有する換気システムの断面の概略図である。
【図２】図２は、図１のフィードバック制御装置におけ
る適応手段の動作を示すフローチャートである。
る適応手段の動作を示すフローチャートである。
【図３】図３は、適応手段によってＩゲインの変化量を
計算するためのフローチャートであり、該適応手段の動
作は図２に示されている。
計算するためのフローチャートであり、該適応手段の動
作は図２に示されている。
【図４】図４は、図３のステップに従って計算された変
化量からＩゲイン計算するためのフローチャートであ
る。
化量からＩゲイン計算するためのフローチャートであ
る。
１ フィードバック制御装置、 ２ 吸気ガス流制御バ
ルブ、 ２’ 呼気ガス流制御バルブ、 ３ 吸気ガス
流路、 ３’ 呼気ガス流路、 ４ 換気ユニット、
５ 患者の呼吸システム、 ６ センサユニット、 ７
入力、 ８入力目標、 ９ コンパレータ、 １０
エラー信号、 １１ 制御信号発生器、 １２ 制御信
号、 １３ 比例ゲイン手段、 １４ 比例信号成分、
１５積分手段、 １６ 積分信号成分、 １７ 微分
手段、 １８ 微分信号、１９ 適応手段、 ２０ 積
分ゲイン手段、 ２１ 積分器素子、 ２２ 加算素子
ルブ、 ２’ 呼気ガス流制御バルブ、 ３ 吸気ガス
流路、 ３’ 呼気ガス流路、 ４ 換気ユニット、
５ 患者の呼吸システム、 ６ センサユニット、 ７
入力、 ８入力目標、 ９ コンパレータ、 １０
エラー信号、 １１ 制御信号発生器、 １２ 制御信
号、 １３ 比例ゲイン手段、 １４ 比例信号成分、
１５積分手段、 １６ 積分信号成分、 １７ 微分
手段、 １８ 微分信号、１９ 適応手段、 ２０ 積
分ゲイン手段、 ２１ 積分器素子、 ２２ 加算素子
Claims (10)
- 【請求項１】 機械的呼吸補助システムにおける呼吸ガ
スを制御するためのフィードバック制御装置（１）であ
って、 コンパレータ手段（９）と、制御信号発生器（１１）
と、適応手段（１９）とを有し、 前記コンパレータ手段（９）は、現在の呼吸サイクルに
おいて周期的にエラー信号（１０）を発生し、 該エラー信号は、機械的呼吸補助システム内のガスに対
して測定されたガスパラメータの値（７）と当該ガスパ
ラメータの目標値（８）との差を表し、 前記制御信号発生器（１１）は、前記エラー信号（１
０）を追値制御パラメータ（Ｉ）を有する制御関数に従
って処理し、呼吸ガスの調整に使用される制御信号（１
２）を発生し、 前記適応手段（１９）は、追値制御パラメータ（Ｉ）の
値を前記エラー信号（１０）に応答して変化させる形式
のフィードバック制御装置において、 前記適応手段（１９）は、現在の呼吸サイクルに対し
て、前記周期的に発生したエラー信号（１０）の極値
（Ｅｍａｘ，Ｅｍｉｎ）を検出し、次の呼吸サイクルに
対する制御パラメータ（Ｉ）の値を、前記エラー信号の
極値の値と制御パラメータの値との変化率に依存して変
化させるように構成されている、ことを特徴とするフィ
ードバック制御装置（１）。 - 【請求項２】 適応手段（１９）は、連続的な呼吸サイ
クルに対して変化率を導出するように構成されている、
請求項１記載のフィードバック制御装置。 - 【請求項３】 適応手段（１９）は、値の所定範囲
（ａ、ｂ）外にあるエラー信号の極値（Ｅｍａｘ、Ｅｍ
ｉｎ）の値に基づいてパラメータを変化させるように構
成されている、請求項１または２記載のフィードバック
制御装置。 - 【請求項４】 コンパレータ手段（９）は、測定された
ガス圧値（７）と目標ガス圧値（８）との差を表す現在
のエラー信号（１０）を発生するように適応化されてい
る、前記各請求項のいずれか記載のフィードバック制御
装置。 - 【請求項５】 制御信号発生器（１１）は、限界内にあ
る制御パラメータを有する制御関数を実行するように適
応化されており、 前記限界は、呼吸補助システム内に目標ガス圧値（８）
以下の測定ガス圧値（７）が発生しないように選択され
ている、請求項４記載のフィードバック制御装置。 - 【請求項６】 制御信号発生器（１１）は、適応手段
（１９）に動作的に接続されている積分ゲイン手段（２
０）を含む積分手段（１５）を有し、 該適応手段（１９）から積分ゲイン値（Ｉ）を受信す
る、請求項４または５記載のフィードバック制御装置。 - 【請求項７】 適応手段（１９）は積分ゲイン値（Ｉ）
を、エラー信号の極値（Ｅｍａｘ、Ｅｍｉｎ）と積分ゲ
イン値（Ｉ）との間の線形関係に依存して変化するよう
に構成されている、請求項６記載のフィードバック制御
装置。 - 【請求項８】 患者用換気システム内のガスを調整する
方法であって、 現在の呼吸サイクルにおける現在のエラー値を、前記患
者用換気システム内のガスに対して測定されたパラメー
タ値と所定の目標値との差として検出するステップと、 追値制御パラメータを有する制御関数を、前記エラー値
に依存して前記患者用換気システム内のガスを調整する
ために周期的に実行するステップと、 制御パラメータを、現在のエラー値と、先行する呼吸サ
イクルで発生したエラー値とに依存して変化させるステ
ップと、を有する患者用換気システム内のガス調整方法
において、 前記制御パラメータを変化させるステップは、 現在の呼吸サイクルにおいて周期的に発生された現在の
エラー信号の極値を検出するステップ（２３）と、 該極値と制御パラメータとの変化率を検出するステップ
（３０）と、 前記制御パラメータを当該変化率に基づいて、次の呼吸
サイクルで使用するために計算するステップ（３１）と
を含む、ことを特徴とするガス調整方法。 - 【請求項９】 制御関数の実行は、積分ゲイン値を変数
制御パラメータとして有する積分制御関数の実行を含
む、請求項８記載の方法。 - 【請求項１０】 前記周期的に現在のエラー値を決定す
るステップは、換気システム内の瞬時のガス圧を測定す
るステップを含み、 前記制御パラメータを計算するステップは、制御パラメ
ータを瞬時のエラー信号の極値と積分ゲイン値との間の
線形関係に依存して計算するステップを含む、請求項９
記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE9903467-0 | 1999-09-24 | ||
| SE9903467A SE9903467D0 (sv) | 1999-09-24 | 1999-09-24 | Feedback control of mechanical breathing aid gas flow |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001112868A true JP2001112868A (ja) | 2001-04-24 |
Family
ID=20417146
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000290684A Pending JP2001112868A (ja) | 1999-09-24 | 2000-09-25 | 機械的呼吸補助システムにおけるガス流のフィードバック制御 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6739336B1 (ja) |
| EP (1) | EP1086716A3 (ja) |
| JP (1) | JP2001112868A (ja) |
| SE (1) | SE9903467D0 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2018519123A (ja) * | 2015-07-07 | 2018-07-19 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 非侵襲的換気のための患者気道流量および漏出流量推定のための方法およびシステム |
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| WO2005051469A1 (en) | 2003-11-26 | 2005-06-09 | Resmed Limited | Methods and apparatus for the systemic control of ventilatory support in the presence of respiratory insufficiency |
| DE102004039711B3 (de) * | 2004-08-17 | 2006-05-11 | Dräger Medical AG & Co. KG | Verfahren zur automatischen Aufnahme von Druck-Volumen-Kurven bei der künstlichen Beatmung und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
| US8893717B2 (en) | 2005-09-21 | 2014-11-25 | Ino Therapeutics Llc | Systems and methods of administering a pharmaceutical gas to a patient |
| US7523752B2 (en) | 2005-09-21 | 2009-04-28 | Ino Therapeutics, Llc | System and method of administering a pharmaceutical gas to a patient |
| JP2009539468A (ja) * | 2006-06-07 | 2009-11-19 | ヴィアシス マニュファクチュアリング，インコーポレーテッド | 患者用呼吸換気装置における適応高頻度流量遮断制御システム及びその制御方法 |
| CA3051967C (en) * | 2008-05-27 | 2021-12-14 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Control of humidifier chamber temperature for accurate humidity control |
| WO2009149490A1 (en) | 2008-06-13 | 2009-12-17 | Resmed Ltd | Pressure control in respiratory treatment apparatus |
| EP2381992B1 (en) * | 2009-01-15 | 2019-02-27 | St. Michael's Hospital | Device for determining a level of ventilatory assist to a patient |
| CN102028996B (zh) * | 2009-09-30 | 2012-09-05 | 北京谊安医疗系统股份有限公司 | 呼吸机减压装置的输出压力的调节方法和装置 |
| US8776792B2 (en) * | 2011-04-29 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Methods and systems for volume-targeted minimum pressure-control ventilation |
| US9950129B2 (en) | 2014-10-27 | 2018-04-24 | Covidien Lp | Ventilation triggering using change-point detection |
| CN106953542B (zh) * | 2016-10-25 | 2019-03-19 | 上海科技大学 | 一种机械位移极值开关及其在振动能量收集中的应用 |
| EP3793656A1 (en) | 2018-05-14 | 2021-03-24 | Covidien LP | Systems and methods for respiratory effort detection utilizing signal distortion |
| US11752287B2 (en) | 2018-10-03 | 2023-09-12 | Covidien Lp | Systems and methods for automatic cycling or cycling detection |
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| US4957107A (en) * | 1988-05-10 | 1990-09-18 | Sipin Anatole J | Gas delivery means |
| US4971049A (en) * | 1989-11-06 | 1990-11-20 | Pulsair, Inc. | Pressure sensor control device for supplying oxygen |
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-
1999
- 1999-09-24 SE SE9903467A patent/SE9903467D0/xx unknown
-
2000
- 2000-08-01 EP EP00116626A patent/EP1086716A3/en not_active Ceased
- 2000-09-20 US US09/666,386 patent/US6739336B1/en not_active Expired - Fee Related
- 2000-09-25 JP JP2000290684A patent/JP2001112868A/ja active Pending
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP1086716A3 (en) | 2002-01-30 |
| US6739336B1 (en) | 2004-05-25 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20040119 |