JP2001293088A - 快適さと効率の平衡を保つための換気装置圧力対時間プロフィールの調節 - Google Patents
快適さと効率の平衡を保つための換気装置圧力対時間プロフィールの調節Info
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Abstract
ルを調整することにより、サーボコントローラーが支援
の程度を調整する換気装置に関する。 【解決手段】 圧力調整振幅を増加させることによりサ
ーボコントローラーが支援の程度を増加させるときに、
それは次第に矩形でしたがって効率的な圧力波形を生成
する。圧力調整振幅を減少させることによりサーボコン
トローラーが支援の程度を減少させるとき、それは次第
に滑らかでしたがって快適な圧力波形を生成する。
Description
に関し、特に、患者に換気の支援を提供するための機械
および方法に関する。
時間プロフィールを利用することによって換気の支援を
提供する。その最も単純な形において、換気装置は、固
定速度(すなわち、シヌソイドのように時間の他の固定
関数)で気流を供給する。気道圧力は、患者の呼吸器シ
ステムの機械的性質の関数として受動的に増加する。そ
のような換気装置は、一般に、その人の換気を随意に変
更することができない麻痺し且つ鎮静剤を飲んだ患者に
対してのみ適切である。さらに、そのシステムは漏洩に
耐えられることができず、侵襲性でない(マスク)換気に
適さない。
形を使用する。
るために選ばれた終端呼気圧力である。Aは、支援の所
望の程度を提供するために選ばれた固定圧力調整振幅で
ある。fは、呼吸気流である。ここに及び以下の全体に
わたって、吸気フローは正であると規定される。そし
て、呼気フローは負であると規定される。二段式支援
で、患者は、より多くの又はより少ない努力で、彼が望
むように呼吸することができる。システムは、漏洩によ
って多少影響される。いくつかの既知の換気装置、例え
ば、ニュージャージーのアイセリンにあるシーメンス医
学から利用可能なサーボ300、及び、カリフォルニア
のサンディエゴにあるレスメッドのVPAP−STは、遅い上
昇速度の使用により快適な波形を提供する意図で、圧力
の初期上昇速度を変更するための調節装置を有してい
る。そのような既知の発明では、臨床医が特別の波形を
選択するが、その後、波形は変わらない。そして、波形
の自動調節はない。
装置は、呼吸気流を掛けた抵抗Rを加えた終端呼気圧力
P0と等しい圧力を与える、呼吸気流の時間積分を掛け
たエラスタンスEを加えた。
の瞬間までである。抵抗Rは呼吸の抵抗性ワークのいく
らかまたはすべてをアンロードするために選択されてい
る。エラスタンスEは呼吸の弾性ワークのいくらかまた
はすべてをアンロードするために選択されている。(す
なわち、Rf項は、機械的通路を通って空気を流すため
に必要な努力のいくらかまたはすべてをオフセットする
ために圧力増加を提供する。そして、積分項は、肺およ
び胸腔壁の弾性反動またはバネ性を克服するために必要
な圧力のいくらかまたはすべてを提供する。)均整のと
れた補助換気装置は、患者努力を増幅し、自然感覚の波
形を与える。そして、患者は、二段式支援の場合よりも
彼の換気を増加又は減少させることが容易である。しか
しながら、不十分な支援が中枢性無呼吸および呼吸停止
のような努力の病理学縮小の間に提供されるとき、均整
のとれた補助換気装置は異常な化学反射を持った患者に
とって不利である。
ーズの連続関数である圧力対時間プロフィールを提供す
ることである。
えば波形テンプレート関数である。Фは呼吸サイクルの
フェーズである。図1において、波形テンプレートは、
サイクルの吸気部分の間では高くなった余弦であり、呼
気部分の間では準指数関数的減衰が後続する。正常な肺
を持った受動的な患者に適用されるならば、この形状は
擬似の正常な、したがって快適な流量対時間曲線を生み
出すだろう。
力調整振幅Aをセットすることにより構築される。
L/min当たり0.3cmH2O)である。VTGTは所望の目
標換気(例えば7.5L/min)である。積分は、快適さ
と安全性のために選ばれたAMINとAMAX(例えば3と2
0cmH2O)の間に位置するために切り取られる。サーボ
換気装置は、特定の換気を保証するという長所を持つ。
A MINを負でないようにすることによって、患者は目標
換気以上に快適に呼吸することができるが、中枢性呼吸
の駆動が機能不全になった場合には、デバイスは、V
TGTの少なくとも1つの換気を保証するだろう。
う利点は、抵抗性アンロードと結合することができる。
MIN <= A <= AMAX
気を失わずに、以前に考慮した場合より目が覚めている
患者により快適さを与える。
利益は、それが矩形波ほど効率的でないということであ
る。すなわち、あらゆる所定の振幅について、それが矩
形波よりより少ない換気支援を提供する。図1の波形
は、同じ振幅の矩形波の領域の半分だけを有する。声門
の入り口で所望の圧力調整振幅を提供するために、マス
クではるかに高い圧力調整振幅を供給しなければならな
い場合、これは非常に高度の支援を必要とする患者にお
いて、すなわち口漏洩の場合において問題である。純粋
な抵抗性アンロードの使用は、同じ理由で同様に非効率
的である。圧力対時間曲線の下の領域は、同じ振幅の矩
形波のそれの単なる半分である。抵抗性アンロードを備
えた滑らかな波形テンプレートの組合せでさえ、同じ振
幅の矩形波ほど効率的ではない。
うと同時に滑らかな圧力波形テンプレートを使用すると
いう長所を与える圧力支援換気装置を提供することであ
る。
と効率との平衡を保つことである。
れた広い1つの概念は、必要なときだけ効率的であるが
それほど快適でない波形を使用すると、快適さと効率と
の間の有利なトレード・オフをすることにおいて、圧力
波形を変更することである。
ィールを調整することにより、さらに圧力調整振幅を調
整することによって、サーボコントローラーが支援の程
度を調整する換気装置である。
振幅を増加させることにより、および次第に矩形の、し
たがって効率的な圧力波形を生成させることにより、支
援の程度を増加させる。サーボコントローラーは、圧力
調整振幅を減少させることにより、および次第に滑らか
にしたがって快適な圧力波形を生成することにより支援
の程度を減少させる。振幅と矩形性との変化は、連続し
て、あるいは部分的にまたは完全に同時に実行すること
ができる。
置は、図2に示される。装置は、制御可能な正の圧力で
患者の気道に対して呼吸可能なガスを供給する。図面に
おいて、ブロワー10は分配チューブ12によって、患
者の気道と連通し、排気装置13によって排気されたマ
スク11に呼吸可能なガスを供給する。呼吸流量記録装
置14および差圧変換器15を使用して、マスク11で
の気流が測定される。それから、変換器15からのマス
ク・フロー信号f(t)は、マイクロプロセッサー16に
よってサンプリングされる。圧力変換器18を使用し
て、マスク圧力がポート17で測定される。それから、
変換器18からの圧力信号がマイクロプロセッサー16
によってサンプリングされる。そのマイクロプロセッサ
ーは、ファン・モータ20をコントロールするために、
変換器18からの実際の圧力信号と、圧力要求信号を比
較する、瞬間のマスク圧力要求(つまり所望のマスク圧
力)信号P(t)をサーボコントローラー19に送る。マイ
クロプロセッサーの調節は連続するポート(不図示)で調
整することができる。
ューブ、鼻のピロー、または空気輸送手段と患者の気道
との間で密封接続を行なう他の手段と置換可能であるこ
とは理解されるであろう。
圧力信号を受け取り、これらの信号からあらゆる便利な
方法によって、マスクと患者との間のあらゆる漏洩によ
って瞬間フローを決定する。例えば、漏洩のコンダクタ
ンスは、10秒の時定数でローパスフィルターされ、瞬
間のマスク圧力が同様にローパスフィルターされた平方
根で割られた瞬間のマスク気流として評価される。瞬間
の漏洩フローは、瞬間のマスク圧力の平方根で乗じられ
たコンダクタンスとして計算される。その結果、呼吸気
流は、瞬間の漏損フローを引いた瞬間のマスク気流とし
て計算される。
ルでのフェーズΦは、0と1との周期の間で変化するも
のと考えられる。0が呼気のスタートに対応し、0.5
が吸気のスタートに対応する。
明される。
を固定するために、あるいは心臓の先行負荷または後負
荷(例えば5cmH2O)を低減するために選ばれた所望の終
端呼気圧力である。
者の実際の気道抵抗より小さいあらゆる値である。
流量記録装置を使用して測定し、例えば上に示した一般
に認められた国際出願に記述されるように、漏洩を補正
する。
る。
図1に示されるそれに類似するように最初にセットさ
れ、例えば、高くなった余弦を備え、指数関数的減衰が
後続する。
行なっていない、すなわち自発的な努力が無視される患
者に適切であり、フェーズΦは、1つの周期を法とし
て、時間につれて単純に直線的に増加する。好ましい実
施形態では、例えば、上で説明したように、一般に認め
られた国際出願WO98/12965「患者の呼吸の必
要性とマッチするための補助換気」において教示される
ようなファジー論理を使用して、呼吸気流fからフェー
ズФが計算される。
(Φ)の実施例が、図1に示される。特にこの波形は、高
くなった余弦から成り、準指数関数的減衰が後続する。
(真の指数関数的減衰と異なり、図1の波形は、呼気の
終りで正確に0になり、その結果、次の呼吸のスタート
でステップ変更がない。)
あるかという第1の理由は、矩形波に関連した圧力の突
然の変化が図1の圧力の滑らかな変化より邪魔をするこ
とである。
の理由は、従来の矩形波が快適ではないにもかかわら
ず、患者自身の筋肉努力に対する供給圧力の正確な同期
に関係する。同期がより正確であるほど、波形はより快
適である。
ンロードするために要求された努力のいくらかまたは大
部分を除去するために調整される。振幅Aの適切な選択
及び適切な波形P(Φ)によって、項AP(Φ)は、正常呼吸
の一回換気体積又は最小の所望な一回換気体積で、正常
または病理学の弾性のワークのほとんどをアンロードす
るために調整することができる。彼が望むならば患者が
深く呼吸するのを自由にしておく。この理由は、正常呼
吸で呼吸する被験者の吸気の流量対時間曲線が擬似正弦
であるということである。したがって、努力の弾性コン
ポーネント(それはフローの積分に比例する)は、高くな
った余弦である。この理由で、図1の波形は吸気の間で
高くなった余弦を有する。初期の呼気の間に、正常な被
験者の筋肉努力は、瞬間的に0にならないが、アクティ
ブなままでいつか呼気になり、徐々に減衰する。それは
高肺体積を維持する。胃小窩の膨張を維持することを助
け、胸腔壁のより滑らかな運動をさらに提供する。この
ために、図1の波形は、呼気の間で準指数関数的減衰を
有する。矩形波にわたる図1の波形のさらなる利点は、
吸気のスタートのタイミングにおける小さなエラーが供
給圧力における無視できるエラーを生み出す。矩形波を
用いると、タイミングエラーが波形の全振幅によって供
給圧力を間違っているようにさせるということである。
したがって、図1の波形は、矩形波より被験者の努力に
より同期していると感じさせる。
ず、サイクルの吸気のハーフの間で減少せず、および、
吸気と呼気との間の推移を除いたあらゆるところで規定
された第1の微係数を持った波形テンプレートにある。
特別に重要なことは、単一の平滑性パラメーターKによ
ってインデックスが付けられた関数の一群である波形テ
ンプレートである。それは、具体的に、0(ほとんど滑
らかでない、すなわち最も矩形)と1(ほとんど滑らかで
ある)との間の値をとる。(フェーズに対する波形テンプ
レートの)微係数の最大絶対値は、平滑性Kが減少する
と増加する。図3および4に示される波形テンプレート
の一群において、それぞれの波形は、直近の左にある波
形より滑らかである。
適な波形テンプレートは、次第に矩形の波形に変化する
(したがって、より効率的であるが、通常それほど快適
でない)。好ましい形では、圧力波形テンプレートが平
滑性変数Kの関数である。K=1.0であるとき、図1
に示されるように、テンプレートは滑らかである。K=
0.0であるとき、テンプレートは矩形波であり、Kの
中間値は、中間波形を生成する。
じて波形が変化することを示す。吸気の間では、P(Φ)
は、高くなった余弦と上昇する指数関数との間の混合で
あり、指数関数の時定数がKとともに減少する。呼気の
間では、P(Φ)は、Kが増加するとき、減少する時定数
で減衰する指数関数である。K>0に対して、 u = 0.5[1 − cos(2pΦ)] v = a(1 − e−5Φ/ K)
数aの目的は、Φが0.5に近づくとき及びΦが1に近
づくとき、P(Φ) が0に近づくことを保証するためであ
る。
気部分に起こる。すなわち、指数関数は、次第に、増加
する階段関数のようになる。そして、指数関数は、高く
なった余弦と矩形波との間の中間にある曲線の一群を生
成して、次第にテンプレートに寄与する。同様に、Kが
減少すると、曲線の呼気部分の指数関数は下行する階段
関数のようになる。
は直線に続く高くなった余弦である)。
ントが消えて、吸気の曲線は高くなった余弦である。K
が減少するとき、直線セグメントが長くなって、高くな
った余弦は、次第に左に押しつぶされる。再び、式はK
=0.0で矩形波に減衰する。
必要とされたときK=1.0を使用し、支援の非常に大
きな程度が必要とされるときK=0.0を使用し、その
間では、Kの中間値を用いることが目的である。
しくするための患者の精密な換気をサーボコントロール
するためにKが調整される。例えば、以下のような切り
取られた積分コントロールを使用して、Kは調整され
る。
る。
のとおりである。目標換気VTGTはL/minのユニットで
特定される。通常、全ての体積は、毎分の吸気全体積
(吸気された分換気)か、毎分の呼気全体積(呼気された
分換気)として、換気が計算される。また、それはこれ
らの2つの平均として計算することができる。その場
合、平均の分換気はあらゆる与えられた時間にわたる呼
吸気流の絶対値の平均の半分である。通常、平均の換気
は、あらゆる選ばれた期間の呼吸気流の絶対値の半分の
平均である。平均化ステップを省略すると、我々は、瞬
間の換気が呼吸気流の絶対値の半分であり、項0.5|
f| − VTGT が瞬間の換気におけるエラーであり、し
たがって、(概して)換気の適否の基準であることを理
解する。項0.5|f| − VTGTが概して正であるなら
ば、被験者は換気の支援をあまり必要としない。逆に、
それが概して負であるならば、被験者は換気の支援を必
要とする。切り取られた積分のコントローラーは概して
0になるようにこの量をサーボコントロールし、したが
って、概して目標換気に等しくなるように瞬間の換気を
サーボコントロールする、その結果、平均換気は目標換
気と等しい。
を超えているならば、実際の換気が目標換気と等しくな
るように減少するまで、あるいは最も滑らかな波形を生
み出すというKが1.0に達するまで、Kの値は増加し
て、次第に滑らかで快適であるがそれほど効率的でない
波形を生成する。反対に、被験者が目標換気を達成して
いないならば、目標換気が達成されるまで、又は完全な
矩形の波形を示すK=0.0まで、Kは徐々に減少し
て、波形を矩形で効率的にする。例えば、K=1.0、
VTGT=7.5L/min、毎秒L/min当たりG=0.0
1であり、被験者は呼吸気流をすべて中止するならば、
Kは13.3秒において0まで減少するだろう。
は、次のとおりである。すなわち、より矩形の波形を使
用するステップと、圧力調整振幅Aを増加させるステッ
プとである。したがって、本発明では、平滑性Kおよび
圧力調整振幅Aの両方が、所望の目標換気を相互依存的
に達成するために、同時にまたは連続的に調整される。
使用される。そして、可能な限り、所望の目標換気が振
幅Aの調整により達成される。しかし、これが失敗であ
るならば、次第に矩形の波形はKを減少させることによ
り使用される。本発明のこの形に従って、圧力調整振幅
Aは、以下のように所望の目標換気と等しくなるように
精密な換気をサーボコントロールするために切り取られ
た積分のコントローラーを使用して、調整される。
0 <= AMIN <= A <= AMAX
L/min当り −0.3cmH2Oである。VTGTは選択され
た保証された最小(目標)換気であり、例えば,7.5
L/minである。
きている間、患者を快適にするために選ばれており、例
えば、3cmH2Oである。
容性および安全性の制約内で呼吸のワークをすべて行う
のに十分であるように選ばれており、例えば20cmH2O
である。
に、圧力調整振幅Aは、換気が概してVTGTに等しく、
AがAMIN< A <AMAXの範囲にあるまで、あるいはAが
AMINに達するまで、低減するだろう。反対に、AMAXが
VTGTにおいて患者を換気するのに不十分である場合
に、AはAMAXと等しくなるだろう。
整振幅Aの減少関数として計算される。言いかえれば、
より大きな換気の支援を必要とするにつれて圧力調整振
幅Aが増加するとき、Kが減少してさらなる支援を提供
する(快適さを犠牲にして)。したがって、圧力波形テン
プレートP(Φ)は、圧力調整振幅Aの関数となる。本発
明は、快適で滑らかな圧力対フェーズの(したがって、
圧力対時間)曲線を提供する。目標換気VTGTを備えるこ
とは、選ばれた最大のAMAXより小さい圧力調整振幅で
達成されるが、選ばれた最大値を使用して目標換気が達
成されない場合において、連続的に効率的で矩形の波形
を使用する。
ドを使用して、切り取られた積分のコントロールを使用
して、計算される。
波形が使用される。目標換気VTGTまたは目標換気VTGT
以上で患者がうまく換気される場合に、Kは1.0のま
まであり、患者は非常に滑らかで快適な圧力波形を受け
入れ続けるだろう。
ダイアフラム疲労、呼吸の副筋の機能不全、口漏洩、あ
るいはブロワーの能力を超過する大きな漏洩により、患
者が換気することが困難になるならば、Kは徐々に0に
向かって減少するであろう。
の快適で滑らかな形状と快適でないがより効率的な矩形
波との間で徐々に且つ連続的に変化するという効果であ
る。換気がVTGTより下でありAがAMAXより下である最
も厳しい場合では、Kが約10秒で0になるだろう。そ
して、矩形波が供給されるだろう。あまり厳しくない場
合では、Kが減少し波形が、換気を生成するステップで
次第に矩形にしたがって効率的になるとき。VTGTは、
Kの中間値したがって中間の波形で達成されるだろう。
が正常なレベルに戻るならば、目標換気VTGTに合致
し、圧力調整振幅がAMAXより下に低減する。Kが再び
増加して、滑らかで快適な波形を生み出す。
の最大速度で増加する。変化のより大きな速度は、換気
の支援の効率のより迅速な増加を生み出すが、支援の程
度のばらつきで、行き過ぎを導き易い。変化の小さな速
度は安定しているが、VTGTで換気を回復するためによ
り長くかかる。
ず圧力調整振幅を増加させるとともに滑らかな波形をプ
リセットされた最大振幅AMAXまでのみ維持することに
より、続いて次第に効率的な波形の使用することによ
り、2つの個別段階での増加した換気の支援の必要性に
対処することを試みる。他の実施形態では、2つの段階
がオーバーラップすることが可能である。例えば、疑似
コードは次のものに変更可能である。
に困難な又は容易な患者の極端な場合用の前記アルゴリ
ズムに同一に実行するが、AMAXの75%では、滑らか
なところから矩形への推移がより早く始まるので、中間
の場合と異なる。最大の圧力調整の75%以上が使用さ
れるならば、Kが減少して波形が矩形になる。反対に、
最大の圧力調整の75%以上が使用されるならば、Kが
増加して波形が丸くなる。このように、ますます患者を
換気するとき、圧力調整振幅を増加させることと、より
効率的な波形を使用することとの間のトレード・オフを
調整することは可能である。
ることが望ましい。例えば、0.1< K < 1.0 を維
持することは、低いKでの効率性のかなりの増加を生み
出すことができるが、完全な矩形波形より患者にとって
は快適である。大量の抵抗性アンロードが使用されたな
らば、これは特にその場合である。(これはそれ自身の
上にある近似矩形波形テンプレートが、吸気のスタート
でのフローにおいて急激に増加させるからである。それ
は抵抗性アンロードにより圧力をさらに増加させる。)
っくりと増加するように作られる。その結果、ほとんど
の矩形波形は、例えばKを平方根または類似変形するこ
とにより、最終主段としてのみ使用される。他の場合で
は、相当な空気欠如および内因性PEEPを持った患者で
は、一般に、抵抗性アンロードRおよび終端呼気圧力P
0を増加させることは望ましいが、Kを1.0未満の値
に制限することが望ましい。上記実施形態では、Kは時
間に関するA(しきい値を引いた)の積分と関連してお
り、VTGTと等しいか又は超過するように換気をサーボ
コントロールするための試みにおいて、Kを決定するた
めに一体化コントローラーを本質的に使用している。他
の実施形態では、PIDコントローラーのような他の既
知のコントローラーが使用される。
いるが、これらの実施形態が本発明の原理の適用の単に
例示であると理解されるべきである。上記の好ましい実
施形態では、圧力波形が呼吸サイクルФでのフェーズの
関数である。それは、「患者の呼吸必要性と一致するた
めの支援された換気」という題名の一般に認められた国
際出願WO98/12965における教示に基づいて計
算される。しかしながら、患者の自発的な努力と同期す
ることが望まれないならば、フェーズは1つの周期を法
として、プリセットされた速度で時間とともに直線的に
増加することと見なされる。この方法では、圧力波形が
時間の単純な関数であり、本発明は、固定された圧力対
時間の波形を修正するために単純化する。このように、
圧力波形は患者の呼吸サイクルまたは時間の、または両
方のフェーズの関数であってもよい。同様に、上記の好
ましい実施形態では、線形の抵抗性アンロードが使用さ
れるが、本発明は、非抵抗性アンロードの場合、および
非線形の抵抗性アンロードの場合にも適用可能である。
上で説明した好ましい実施形態では、圧力波形テンプレ
ートが、準指数関数的減衰に後続する高くなった余弦を
備える。しかしながら、正確な波形は余り重要ではな
い。図1の広く一般的な特徴を備えた波形が、満足すべ
きものであり、快適さおよび矩形波における同期性に大
きな改良を通常生み出すだろう。波形は修正されて、正
確に被験者の正常呼吸の越横隔膜の圧力対フェーズ曲線
の形状に波形を多かれ少なかれ接近させることにより正
常呼吸の抵抗性アンロードを含む。好ましい実施形態に
おいて、固定された非0の終端呼気圧力が使用される
が、本発明は、当然、0の終端呼気圧力、あるいは自動
的に調整された終端呼気圧力に外挿する。同様に、圧力
波形を調整する方法のいくつかの具体的な実施例が与え
られるが、これらは実施例であるということのみを意図
している。所定の実施例において、圧力波形テンプレー
トの吸気および呼気のフェーズはそれらの平滑性を増加
又は減少させる。実例としての実施形態では、単一のパ
ラメーターKが、圧力波形テンプレートを画定する。さ
らに、1つを越えるパラメーターがテンプレートを規定
する実施形態は考えられる。1つの実施例は、吸気用の
1つのパラメーターおよび呼気用の別のパラメーターを
使用し、それらを独立して変えることである。別のもの
は、主として早い吸気および呼気に影響する1つのパラ
メーターと、主として遅い吸気および呼気に影響する別
のパラメーターを使用することである。具体的な道具は
ブロワーから空気を供給するが、本発明は、空気、酸素
または他の呼吸可能なガスで同様にうまくいく。そし
て、制御可能な圧力での呼吸可能なガスのあらゆる源が
使用される。多数の他の修正が本発明の実例としての実
施形態において施されることができ、他の配置は本発明
の精神および範囲から逸脱せずに考え出される。
数を示す。
を示す。
つの別の変数テンプレートを示し、テンプレートの形状
は、患者を換気する際での瞬間的困難さの関数である。
つの別の変数テンプレートを示し、テンプレートの形状
は、患者を換気する際での瞬間的困難さの関数である。
2)
Claims (56)
- 【請求項1】 調整可能な圧力波形テンプレートに従っ
てそれぞれの呼吸サイクルの間に変化する圧力で患者の
気道に呼吸可能なガスを供給するステップと、 患者の換気の適否について決定するステップと、 前記適否に従って前記圧力波形を自動的に変更するステ
ップであって、前記形状変化は、換気が不十分であると
き快適さを犠牲にして換気の支援を増加させ、換気が過
剰であるとき換気の支援の減少を犠牲にしてより快適な
波形を生み出すステップとを備える圧力支援換気装置を
コントロールする方法。 - 【請求項2】 患者の気道に供給されたガス圧力は、さ
らに患者の換気の適否に応じて変化する振幅要因、振幅
要因、および相互依存的に患者の換気を変更する方向で
変化する波形の関数であることを特徴とする、請求項1
記載の方法。 - 【請求項3】 換気が目標換気と等しくなるように前記
振幅要因を調整するために気流がサーボコントロールさ
れ、前記波形が前記振幅要因に従ってコントロールされ
ることを特徴とする、請求項2記載の方法。 - 【請求項4】 前記波形は、最大の換気の支援を必要と
するときに特に効率的であるように選ばれた波形と、あ
まり換気支援を必要としないときに特に快適なために選
ばれた波形との間で変化することを特徴とする、請求項
3記載の方法。 - 【請求項5】 前記の効率的な波形が矩形波であること
を特徴とする、請求項4記載の方法。 - 【請求項6】 前記の快適な波形は、大略正常なフロー
対時間曲線を生成するために選ばれた滑らかな波形であ
ることを特徴とする、請求項4記載の方法。 - 【請求項7】 換気が目標値と等しくなるように換気が
サーボコントロールされ、前記波形が呼吸気流の関数で
あるようにコントロールされることを特徴とする、請求
項1記載の方法。 - 【請求項8】 調整可能な圧力波形テンプレートに従っ
て各呼吸サイクルの間に変化する圧力で患者の気道に空
気を供給するステップと、 供給された気流から患者の換気の適否を決定することを
繰り返すステップと、 換気の所定の適否に従って予め決められた方法で前記の
調整可能な圧力波形テンプレートを変更するステップで
あって、該変更ステップは、より多くの支援を必要とす
るときに快適さを犠牲にして換気の支援の増加をコント
ロールし、支援をあまり必要としないときに患者のより
快適な換気の支援の減少をコントロールするステップと
を備える、患者の換気装置をコントロールする方法。 - 【請求項9】 患者の気道に供給される圧力は、患者の
換気の必要性に応じて変化する振幅要因と、振幅要因
と、相互依存的に患者の換気を変更する方向に変化する
波形との部分的な関数であることを特徴とする、請求項
8記載の方法。 - 【請求項10】 患者の換気は、気流が目標値と等しく
なるように前記振幅要因を調整することによりサーボコ
ントロールされ、前記波形テンプレートが前記振幅要因
の関数であるようにコントロールされることを特徴とす
る、請求項9記載の方法。 - 【請求項11】 前記波形は、最大の換気の支援を必要
とするときに特に効率的であるように選ばれた波形と、
換気に支援をあまり必要としないときに特に快適である
ように選ばれた波形との間で変化することを特徴とす
る、請求項10記載の方法。 - 【請求項12】 前記の効率的な波形が矩形波であるこ
とを特徴とする、請求項11記載の方法。 - 【請求項13】 前記の快適な波形は大略正常なフロー
対時間曲線を生成するために選ばれた滑らかな波形であ
ることを特徴とする、請求項11記載の方法。 - 【請求項14】 換気が目標値と等しくなるように換気
はサーボコントロールされ、前記波形が呼吸気流の関数
であるようにコントロールされることを特徴とする、請
求項8記載の方法。 - 【請求項15】 各呼吸サイクルの間で変化する圧力で
患者の気道に空気を供給するステップであって、圧力が
圧力調整振幅および調整可能な圧力波形の両方によって
特徴づけられているステップと、 少なくとも目標値と等しくなるように患者の換気をサー
ボコントロールするために操作されたサーボコントロー
ラーの出力によって、前記圧力調整振幅と、前記の調整
可能な圧力波形のプロフィールとの両方をコントロール
するステップとを備える圧力支援サーボ換気装置をコン
トロールする方法。 - 【請求項16】 前記サーボコントローラーは、圧力調
整振幅を増加させるステップと、次第に矩形圧力波形を
生成するステップとの少なくとも1つによって支援の程
度を増加させることを特徴とする、請求項15記載の方
法。 - 【請求項17】 前記サーボコントローラーは、圧力調
整振幅を減少させるステップと、次第に滑らかな圧力波
形を生成するステップとの少なくとも1つによって支援
の程度を減少させることを特徴とする、請求項15記載
の方法。 - 【請求項18】 調整可能な圧力波形は、選ばれた最も
滑らかなプロフィールと選ばれた最も矩形的プロフィー
ルとの間で無限に調整可能であることを特徴とする、請
求項15記載の方法。 - 【請求項19】 前記圧力調整振幅がしきい値未満であ
るならば調整可能な圧力波形はより滑らかであるように
調整され、それ以外であるならば調整可能な圧力波形は
より矩形的であるように調整されることを特徴とする、
請求項15記載の方法。 - 【請求項20】 各呼吸サイクルの間で変化する圧力で
患者の気道に空気を供給するステップであって、圧力
は、圧力調整振幅および調整可能な形状の調整可能な圧
力波形の両方によって特徴づけされているステップと、 瞬間の患者の換気の基準を引き出すステップと、 患者の換気の前記基準に従って前記圧力調整振幅、およ
び前記の調整可能な圧力波形の両方をコントロールする
ステップとを備える圧力支援換気装置をコントロールす
る方法。 - 【請求項21】 換気の支援の程度は、圧力調整振幅を
増加させるステップと、次第に矩形圧力波形を生成する
ステップとの少なくとも1つによって増加することを特
徴とする、請求項20記載の方法。 - 【請求項22】 換気の支援の程度は、圧力調整振幅を
減少させるステップと、次第に滑らかな圧力波形を生成
するステップとの少なくとも1つによって減少すること
を特徴とする、請求項20記載の方法。 - 【請求項23】 調整可能な圧力波形は、選ばれた最も
滑らかな形状と選ばれた最も矩形的な形状との間で無限
に調整可能であることを特徴とする、請求項20記載の
方法。 - 【請求項24】 前記圧力調整振幅がしきい値未満であ
るならば調整可能な圧力波形はより滑らかであるように
調整され、それ以外であるならば調整可能な圧力波形は
より矩形的であるように調整されることを特徴とする、
請求項20記載の方法。 - 【請求項25】 調整可能な圧力対時間の波形に従って
各呼吸サイクルの間でその圧力が変化する患者の気道に
空気を供給する装置と、供給された気流から患者の換気
の必要性を決定するためのコントローラーと、所定の換
気の必要性に従って前記の圧力対時間の波形を変更する
ための手段とを備え、 前記波形は、より多くの支援を必要とするときに快適さ
を犠牲にして換気の支援の増加をコントロールし、支援
をあまり必要としないときに、患者のより大きな快適さ
のために換気の支援の減少をコントロールすることを特
徴とする圧力支援換気装置。 - 【請求項26】 患者の気道に供給される空気は、患者
の換気の必要性に応じて変化する振幅要因と、連続の呼
吸サイクルのそれぞれの少なくとも1部分にわたる、振
幅要因と、同じ方向に気流変化を引き起こす方向の波形
変化の関数であることを特徴とする、請求項25記載の
圧力支援換気装置。 - 【請求項27】 気流は、気流が目標値と等しくなるよ
うに前記振幅要因を調整するためにサーボコントロール
され、前記波形は前記振幅要因の関数であるようにコン
トロールされることを特徴とする、請求項26記載の圧
力支援換気装置。 - 【請求項28】 吸気部分の間で、前記波形は、多くの
換気の支援のためであるがあまり快適さのためではない
略矩形波と、あまり換気の支援のためではないがかなり
快適さのためである正常な呼吸パターンに近い滑らかな
形状との間で変化することを特徴とする、請求項27記
載の圧力支援換気装置。 - 【請求項29】 気流が連続的にサンプリングされ、サ
ンプリング値に従って波形が連続的に変更されることを
特徴とする、請求項27記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項30】 気流が目標値と等しくなるように、気
流はサーボコントロールされ、前記波形が気流の関数で
あるようにコントロールされることを特徴とする、請求
項25記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項31】 吸気部分の間で、前記波形は、多くの
換気の支援のためであるがあまり快適さのためではない
略矩形波と、あまり換気の支援のためではないがかなり
快適さのためである正常な呼吸パターンに近い滑らかな
形状との間で変化することを特徴とする、請求項25記
載の圧力支援換気装置。 - 【請求項32】 時間の予め決められた関数として各呼
吸サイクルの間で圧力が変化する患者の気道に空気を供
給する装置と、供給された気流から患者の換気の必要性
を連続的に決定するためのコントローラーと、所定の換
気の必要性に従って予め決められた方法で時間の予め決
められた関数を連続的に変更する手段とを備え、 前記変更は、支援をより必要とするときに快適さを犠牲
にして換気の支援の増加をコントロールし、支援をあま
り必要としないときに、患者の快適さのために換気の支
援の減少をコントロールすることを特徴とする圧力支援
換気装置。 - 【請求項33】 患者の気道に供給された空気は、患者
の換気の必要性に応じて変化する振幅要因と、連続した
呼吸サイクルのそれぞれの少なくとも1部分にわたっ
て、振幅要因と、同じ方向に気流変化を引き起こす方向
の時間変化の予め決められた関数の部分的な関数である
ことを特徴とする、請求項32記載の圧力支援換気装
置。 - 【請求項34】 気流は、気流が目標値と等しくなるよ
うに前記振幅要因を調整するためにサーボコントロール
され、時間の前記の予め決められた関数の連続的な変化
が前記振幅要因の関数であるようにコントロールされる
ことを特徴とする、請求項33記載の圧力支援換気装
置。 - 【請求項35】 吸気部分の間に、時間の前記の予め決
められた関数は、かなり換気の支援のためであるがあま
り快適さのためではない略矩形波と、あまり換気の支援
のためではないがかなり快適さのためである正常な呼吸
パターンに近い滑らかな形状との間で変化することを特
徴とする、請求項34記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項36】 気流は連続的にサンプリングされ、時
間の予め決められた関数がサンプリング値に従って連続
的に変更されることを特徴とする、請求項34記載の圧
力支援換気装置。 - 【請求項37】 気流が目標値と等しくなるように、気
流はサーボコントロールされ、時間の前記の予め決めら
れた関数における連続的な変化が気流の関数であるよう
にコントロールされることを特徴とする、請求項32記
載の圧力支援換気装置。 - 【請求項38】 吸気部分の間で、時間の前記の予め決
められた関数は、かなり換気の支援のためであるがあま
り快適さのためではない略矩形波と、あまり換気の支援
のためではないがかなり快適さのためである正常な呼吸
パターンに近い滑らかな形状との間で変化することを特
徴とする、請求項32記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項39】 圧力調整振幅と、調整可能な圧力波形
との両方によって特徴づけられる圧力が各呼吸サイクル
の間で変化する患者の気道に空気を供給する装置と、少
なくとも目標と等しいなるように患者の換気をサーボコ
ントロールするための操作可能なサーボコントローラー
のアウトプットにより前記の調整可能な圧力波形の圧力
調整振幅およびプロフィールの両方をコントロールする
ための手段とを備えることを特徴とする、圧力支援換気
装置。 - 【請求項40】 前記サーボコントローラーは、圧力調
整振幅を増加させるステップと、次第に矩形圧力波形を
生成するステップとの少なくとも1つによって支援の程
度を増加させることを特徴とする、請求項39記載の圧
力支援換気装置。 - 【請求項41】 前記サーボコントローラーは、圧力調
整振幅を減少させるステップと、次第に滑らかな圧力波
形を生成するステップとの少なくとも1つによって支援
の程度を減少させることを特徴とする、請求項39記載
の圧力支援換気装置。 - 【請求項42】 調整可能な圧力波形は、選ばれた最も
滑らかなプロフィールと選ばれた最も矩形的プロフィー
ルとの間で無限に調整可能であることを特徴とする、請
求項39記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項43】 前記圧力調整振幅がしきい値未満であ
るならば前記の調整可能な圧力波形が滑らかになるよう
に調整され、それ以外であるならば前記の調整可能な圧
力波形が矩形であるように調整されることを特徴とす
る、請求項39記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項44】 圧力調整振幅と調整可能な圧力波形と
の両方によって特徴づけられた圧力が各呼吸サイクルの
間で変化する患者の気道に空気を供給する装置と、瞬間
の患者換気の基準を引き出すための手段と、患者換気の
前記の基準に従う前記の調整可能な圧力波形の前記圧力
調整振幅およびプロフィールの両方をコントロールする
ための手段とを備えることを特徴とする圧力支援換気装
置。 - 【請求項45】 換気の支援の程度は、圧力調整振幅を
増加させるステップと、次第に矩形圧力波形を生成する
ステップとの少なくとも1つによって増加することを特
徴とする、請求項44記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項46】 換気の支援の程度は、圧力調整振幅を
減少させるステップと、次第に滑らかな圧力波形を生成
するステップとの少なくとも1つによって減少すること
を特徴とする、請求項44記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項47】 調整可能な圧力波形は、選ばれた最も
滑らかなプロフィールと選ばれた最も矩形的プロフィー
ルとの間で無限に調整可能であることを特徴とする、請
求項44記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項48】 前記の調整可能な圧力波形は、前記圧
力調整振幅がしきい値未満であるならば滑らかになるよ
うに調整され、それ以外であるならば矩形であるように
調整されることを特徴とする、請求項44記載の圧力支
援換気装置。 - 【請求項49】 呼吸サイクル、振幅および平滑性パラ
メーターにおける少なくともフェーズの関数である圧力
で呼吸可能なガスを患者に供給するステップと、 被験者の換気の決定するステップと、 少なくとも目標換気と等しくなるように前記の換気をサ
ーボコントロールするためにプリセットされた範囲内で
前記平滑性パラメーターを調整するステップとを備える
正の圧力換気を提供する方法。 - 【請求項50】 少なくとも目標換気と等しくなるよう
に前記の換気をサーボコントロールするためにプリセッ
トされた範囲内で前記振幅を調整することを特徴とす
る、請求項49記載の方法。 - 【請求項51】 前記平滑性パラメーターは前記振幅か
ら計算されることを特徴とする、請求項50記載の方
法。 - 【請求項52】 前記サーボコントロールは、前記振幅
を増加又は減少させるステップによってまず行なわれ
て、次に、前記振幅が特定の範囲内にないならば、前記
平滑性パラメーターを調整することによって行なわるこ
とを特徴とする、請求項51記載の方法。 - 【請求項53】 患者の気道に空気を供給する装置を備
え、その圧力が、患者の呼吸サイクル、振幅、および平
滑性パラメーターのフェーズの少なくとも1つの基準の
関数であることを特徴とする圧力支援換気装置。 - 【請求項54】 少なくとも目標換気と等しくなるよう
に前記換気をサーボコントロールするために、プリセッ
トされた範囲内で前記振幅は調整されることを特徴とす
る、請求項53記載の圧力支援換気装置。 - 【請求項55】 前記平滑性パラメーターは前記振幅か
ら計算されることを特徴とする、請求項54記載の圧力
支援換気装置。 - 【請求項56】 前記サーボコントロールは、前記振幅
を増加又は減少させるステップによってまず行なわれ、
次に、前記振幅が特定の範囲内にないならば、前記平滑
性パラメーターを調整するステップによって行なわれる
ことを特徴とする、請求項54記載の圧力支援換気装
置。
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