JP2001516253A

JP2001516253A - 呼吸波形の神経と筋肉の呼吸との関りについて呼吸波形を分析する手段

Info

Publication number: JP2001516253A
Application number: JP54073098A
Authority: JP
Inventors: サックナー，マービン，エー．; インマン，ディー．，ミカエル
Original assignee: ノンインベイシブモニタリングシステムズインコーポレイテッド
Priority date: 1997-03-17
Filing date: 1998-03-17
Publication date: 2001-09-25
Also published as: WO1998041146A1; EP0969763B1; ATE383814T1; US6015388A; IL131593A0; IL131593A; EP0969763A1; EP0969763A4; DE69839008D1

Abstract

(57)【要約】呼吸ドライブを測定する方法は、体積記録器または他の外部呼吸測定装置を用いて、胸郭の動きおよび腹部の動きに由来する呼吸波形からピーク吸気流量とピーク吸気加速とを決定することからなる。呼吸ドライブは、呼吸器系の完全な閉塞時にも確認可能である。本発明の方法を用いて得られたピーク吸気ドライブは、機械的人工呼吸器で吸気を開始するために、および連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置を制御するための波形形状を示す指標を決定するために用いられる。

Description

【発明の詳細な説明】呼吸波形の神経と筋肉の呼吸との関りについて呼吸波形を分析する手段発明の背景１．発明の分野本発明は、ピーク吸気流量と加速を用いて呼吸波形から呼吸ドライブを測定する方法に関する。また、本発明は、迅速なサンプリング速度と減少されたＳ／Ｎ比を有しとりわけ呼吸ドライブの新しい尺度におけるばらつきを減少させる誘導体積記録システムに関する。さらに、本発明は、機械的人工呼吸器拡張を開始するためのトリガーとして誘導体積記録システムを使用すること、および閉塞性睡眠時無呼吸や睡眠時の上気道抵抗の上昇を排除するために連続的正の気道圧(CPA P，continuous positive airway pressure)のレベルを制御するために呼吸波形と共に呼吸ドライブの２つの尺度を使用することに関する。２．関連技術の説明呼吸波形と呼吸パターンはそれぞれ、脳の呼吸中枢から呼吸筋への神経伝達と、呼吸器系の物理的構成要素に作用する呼吸筋によるそれらのインパルスに対する応答によって形成され変化される。脳から生じる呼吸ドライブや呼吸波形の形態に影響を与える物理的要因についての情報を提供するために、肺活量計や呼吸気流計のような類似の呼吸波形を提供する装置が用いられてきた。呼吸筋への呼吸中枢の作用あるいは「ドライブ」の最も直接的な表示は、横隔膜筋電図（Edi）である。運動時平均Ｅｄｉ（mtaEdi）の上昇率(平均傾斜)は、呼吸中枢を刺激する処置であるCO₂吸入時の換気量に対するプロット（plots）からの最高相関係数に反映されるように、ドライブの尺度として最も一貫した結果を示す。しかしながら、Ｅｄｉの測定は、患者の食道内への電極カテーテルの技術的に困難で不快な挿入を伴い、この挿入には、吸気と同期する最大の筋電図の動きが確認される点に到達するまで手探りの試行錯誤によるカテーテルの上下移動が続く。この方法は、許容できる横隔膜筋電図の動きを有する部位を確定できないことから、失敗率が高い。運動時平均Ｅｄｉ（mtaEdi）を採取する上記の食道電極方法の技術的侵襲的欠点のため、呼吸ドライブを評価するためのより非侵襲的で間接的な方法が試された。これらの代替方法には、平均吸気流量（VtTi）と口閉鎖圧力（mouth occlus ion pressure）(P0.1)を用いて呼吸波形からのmtaEdiの機械的類似物の決定が含まれる。正常な状態では、呼吸ドライブの上昇は、呼吸速度と一回呼吸量の上昇によって明かになる換気量の上昇の原因となる。しかしながら、高度な呼吸閉塞がある場合など、呼吸器系の機械的特性が損なわれている場合、呼吸ドライブの上昇が換気量を上昇させないこともある。呼吸器系が全く閉塞されている閉塞性無呼吸に代表されるような極端な場合、胸郭と腹部の逆の運動によって表される呼吸作用力は、呼吸中枢から呼吸筋への神経伝達が生じていることを示す。しかしながら、閉塞のため、呼吸器系の中には空気は流れない。この場合、呼吸パターンを気道で体積または流量の変化によってそれぞれ測定する、肺活量計または呼吸気流計などの装置からの類似の呼吸波形は、呼吸あるいはドライブの存在を検知しない。これらの装置からの波形は平らな線である。従って、ドライブの尺度としてVt/Tiの測定を用いることは、臨床現場では用途が限られている。口閉鎖圧力（即ち、予期しない気道の呼吸閉鎖後100msで発生した圧力）もまた、呼吸ドライブの大まかなテストとして支持されてきた。この方法は、完全な気道閉塞時にドライブを検知するが、いくつかの欠点がある。それは、閉鎖が行われている肺の容積に影響され、所定の試験における比較は、肺の容積が一定に保たれている場合しかできない。加えて、呼吸器系の首および中咽頭の平行するコンプライアンス（compliance）による圧力減があるため、P0 .1は、非直線的に圧力を過小評価する。この問題は、口圧力よりむしろ食道圧力を用いることによって最小にできるが、これにより、テストは侵襲性になり、臨床的に容認されにくくなる。しかも、これら２つの部位からの圧力測定値は、圧力波形から吸気の開始を見分けるのが困難であることから、もともと不正確である。慢性閉塞性肺疾患(COPD)患者においてCO₂吸入時に口および食道で同時にP0.1 を測定し、これらの測定値のうちどちらかが中枢の呼吸ドライブを反映するかを確かめる研究によって、CO₂吸入の口で測定した圧力（Pm）と食道で測定した圧力（Pes）との間にかなりのばらつきがあること、この２つの間に時間差があることが分かった。PesとPmは明白な吸気の開始を欠くことがよくあるのでPesとPm から吸気の開始を決めるのには重大な困難がある。また、COPD患者でよく起こるような、内因性の正の呼気終期圧（PEEP、positive end expiratory pressure）が存在するとき、神経の吸気開始は物理的な開始と異なるかもしれない。外的な筋電図信号の記録は神経の吸気開始を明確にするのに役立つかもしれないが、筋電図電極は、下にある筋肉群からしか記録せず、異なる筋肉群が異なる時に動かされまた吸気開始時を不明瞭にするかもしれない。圧力データから吸気筋肉活動の真の開始を決定する問題、および呼吸が異なる肺容積から起こる可能性によって、Pes0.1もしくはPm0.1のいずれかがＣＯＰＤにおけるドライブを実際に示すことはなさそうである。その限界にも関らず、ドライブの尺度としてのＰ0.1は、心肺の不調の目立った症状である、呼吸困難としても知られる、所定の運動活動についての不快な息切れの感覚のメカニズムに対する洞察を提供した。「長さ−張力不適当」がそのような息切れの原因であるかもしれないと仮定される。呼吸筋において到達した長さが、患者の以前の経験に関して生成された張力について不適当であれば、息切れの感覚が続いて起こる。換言すれば、呼吸筋に発生した張力の量に対し、胸の拡張が期待より小さいのである。この説は、呼吸困難を引き起こすかもしれない他の要因のような呼吸器系の相の歪み等の「機械的な不適当」と含むように後に変更された。この主張を臨床的に調べた際、「呼吸筋に発生した張力の量」とＰ0.1間と「胸の拡張」と換気量間に類似が引き出された。休息時の換気量対0.1比は、息切れのない休息中のＣＯＰＤ患者と比較して、息切れにおいてかなり少なかった：3．7対6．3(ｐ＜．０１)。息切れは、酸素消費に対する動脈血ガスレベルにも毎分換気量にも呼吸速度にも関係がなかった。追跡研究において、８４人の健康な着席、休息被験者、およびＣＯＰＤ（６３人）または制限的肺疾患（１６人）を患う７９人の患者のＰ0.1／換気量比によって測定した呼吸ドライブの関係を分析した。Ｐ0.1によって測定した休息ドライブは、正常な被験者より肺疾患の患者の方が大きいことが確認された。しかしながら、Ｐ0.1の個人内および個人間（intra-and interindividual）のばらつきが大きいため、正常な被験者と患者についての値が大きく重なった。毎分換気量は呼吸ドライブの直接の結果であるので、各個人において、換気量とＰ0.1の間に直線的関係があった。故に、Ｐ0.1と換気量は、呼吸ポンプ器官の入力と出力と考えられるかもしれない。呼吸ポンプ器官の機械的構造、即ち肺および／または胸ふいご（chest bellows）のいかなる動揺もこの関係を変化させるかもしれない。換気量／Ｐ0.1比は、休息ドライブのレベルについてのみならず呼吸の機械的構造およびドライブの適切または不適切についての情報を提供すると期待できる。研究により、この比は、健常な被験者では年齢あるいは性別によって変化しないが、正常な肺機能を有する人を肺疾患を有する患者からはっきりと区別する。健常な被験者の９９％において、換気量／Ｐ0.1は＞８であったが、７９人の肺疾患患者の１人だけが＞７．９の値であった。研究の著者は、Ｐ0.1と換気量の測定は、時期的に別けられるとこれらのパラメータの瞬間瞬間のばらつきによって誤差が生じ得るので、同じ記録時期になされるようにと警告した。呼吸ドライブの上昇と換気効率の低下が、疾患の顕著な特徴である、ＣＯＰＤ患者における無効な力の発生源となる平坦な横隔膜筋に関係すると思われる。重篤なＣＯＰＤを患う患者は、肋間および呼吸関連筋への神経ドライブが上昇し、健常な被験者より胸郭の吸気拡張が大きい。また、彼らは、吸気時に腹側の腹壁の外側への拡張が減少するか、あるいは逆に内側に移動するが、これは、横隔膜の移動が減ることを意味する。横隔膜運動ユニットからの伝達横隔膜筋電周波数から、これらの患者は横隔膜への神経ドライブが上昇していたことが分かった。その結果、重篤なＣＯＰＤにおいて腹部の吸気拡張の減少は、横隔膜の収縮の機械的制限のみに由来する。ＣＯＰＤ患者のこの現象は、正常な被験者では圧力負荷、即ち、呼気時５〜１０ｃｍＨ₂ＯのＰＥＥＰ（正の呼気終期圧）で呼吸させることで模倣することができる。これは、横隔膜を呼気終期レベル（EELV）で通常の位置から下げ、EELVの上昇によって検知されるCOPD患者のような平坦な形状にする。正常な被験者とCOPD患者との運動時の息切れの感覚的経験が比較された。息切れは、運動中の正常な被験者とCOPD患者とでは、質的に異なっていた。回帰分析によれば、食道（胸膜）圧／最大自発圧力（ドライブ尺度）の一回呼吸量／予想肺活量（換気尺度）に対する比は、主観的な息切れの標準化ボルグ（Borg）尺度の最も強い相関物であった。後者はまた、動的呼気終期肺容積レベルの全肺容量に対する比とも強く相関していた。この研究の著者は、COPD患者に特有の実行吸気困難の質的に分離した呼吸感覚は、その原因が動的な肺の過度膨張およびその結果の呼吸作用力と換気出量との格差にあるかもしれないと結んだ。呼吸症状と肺活量計によって測定された気道閉塞の程度は、中程度から重篤な喘息の成人喘息患者であまり相関しないことも分かっている。著者は、結果から気管支喘息の成人患者を調べる際に気道閉塞が客観的に測定されるべきであると推奨されると述べた。しかしながら、研究から反対の結論も引き出すことも可能である。休息時と運動時の双方において、肺の動的過度膨張が症状とよく相関するという証拠がある。これは、呼吸ドライブ対換気量比の上昇（または、換気量対呼吸ドライブ比の現象）を引き起こすが、これは、上記の長さ−張力不適当理論と矛盾しない。前記の記載に示したように、呼吸ドライブと換気を測定する現行の技術には大きな問題がある。臨床関連では、理想的には、方法は非侵襲的技術を利用し、個別または連続モニター能力を有し、呼吸波形を簡単なアルゴリズムを用いて分析し呼吸毎にまたは１分平均でドライブと換気量を同時に得る。呼吸ドライブのための「金の標準」である運動時平均Ｅｄｉ（mtaEdi）は、広範な臨床的使用が不可能な調査用途に残された侵襲的処置である食道カテーテルの挿入を必要とする。しかも、換気量を採取するには別の装置が必要である。P0.1評価は、連続的測定には使用できず、特にCOPD患者において圧力波形から正確な吸気開始を選択するのが困難であるため正確という点で問題がある。さらに、換気量を測定するには別の技術が必要である。平均吸気流量（Vt/Ti）は、呼吸器系が高い抵抗負荷に当てられた場合、呼吸ドライブを辿ることができない。呼吸ドライブを測定する呼吸パターンの標準的尺度、平均吸気流量（Vt/Ti）は、高度な抵抗負荷の存在下、あるいは、閉塞性睡眠時無呼吸のような完全な気道の閉塞時、ドライブを反映しない。閉鎖圧力、即ち、P0.1は、遮断された呼吸時のドライブを測定するが、遮断部位に対し近位の気道に圧力センサを必要とする。この方法は、別個の測定のために実験室で用いることができるが、連続的データが好まれる睡眠時あるいは病状が深刻な患者にはうまく用いることができない。この技術は、COPDの患者において正確性に疑問がある。ドライブの横隔膜筋電図測定は、食道カテーテルの挿入を必要とし、ノイズのないデータを得ることは技術的に困難である。この測定は、長期モニターには実用的でない。従って、呼吸器系の高度な抵抗性かつ弾性の負荷時に、非侵襲的、連続的測定値を提供することができる呼吸ドライブパラメータを持てれば望ましいであろう。現行の方法によって呼吸波形からドライブと換気量を測定できる非侵襲的技術に呼吸誘導体積記録器がある。これは、一回呼吸量と速度の乗法から呼吸毎の換気量を測定し、一回呼吸量を吸気時間で割って呼吸ドライブを計算して平均吸気流量パラメータ（Vt/Ti）を提供する。残念なことに、上述したように、Vt/Tiは、例えば重篤な気管支痙攣あるいは閉塞性呼吸低下で生じるかもしれないように、高度な呼吸負荷状態ではドライブの良い指標ではなく、機械的呼吸作用時には Vtがゼロの値を示すので閉塞性無呼吸では全くドライブを辿れない。近年、機械的人工呼吸器（ventilator）による吸気膨張の開始をトリガーする方法に注意が向けられてきた。赤ちゃんについては、速い呼吸速度、内因性の気道抵抗、およびトリガーの測定部位から人工呼吸装置への圧力トリガー（PT）またはフロートリガー（FT）パルスの伝達が理由の遅延および非同期に関心が寄せられてきた。自発呼吸をしているが機械的に換気されている幼児と人工呼吸器との間に時期のずれをもたらすこの遅延は、気胸、頭蓋内出血および血流の不安定に関連していた。赤ちゃんでのトリガー遅延を最小にするために、（腹壁上の圧平装置）グラスビー（Grasby）カプセルやインピーダンス呼吸記録器のような体表に設置するセンサから得られるトリガーパルスが、気道上の装置の代替物として利用されてきた。成人では、内因性PEEPと人工呼吸器呼吸の開始における遅延の影響のトリガーに対処する主要な関心は、PEEPを克服しその結果として呼吸の仕事量に増加をもたらすことが関る。遅延に関するトリガー効果、トリガーの失敗および呼吸の仕事量がモデルと患者で測定された。図１５は、内因性PEEPの存在下の遅延を計算する際に考慮すべきことを示している。図１５は、S.Nava，N．Ambrosino，C．Bruschi，M．ConfalonieriおよびC .Rampullaによる論文、Physiological Effects of Flow and Pressure Triggeri ng During Non-Invasive Mechanical Ventilation In Patients With Chronic O bstructive Pulmonary Disease，52 Thorax 249-254（1997）の図１からコピーした。図１５において、流量、食道圧および気道圧が上から下へと示されている。２つの実線は、食道圧線上で、前トリガー期の吸気作用を示す。負の偏りの開始とゼロ流量の交線(破線)に対応する点の間の食道圧の初期部分は、内因性PEEP を克服しようとする作用を表す。ゼロ流量の交線と急な上昇（および最大の負の気道圧）との間の食道圧線の第２の部分は、機械的人工呼吸器の吸気バルブを開ける作用を表す。換気される新生児において、機械による呼吸と自発呼吸との間の非同時性は、換気およびガス交換障害あるいは気圧障害をもたらす。自発呼吸と機械による呼吸に同時性をもたせることは、機械による呼吸の一回換気量を増し、血圧の変動を減らし、ガス交換を向上させる。幼児の自発呼吸パターンに人工呼吸器が生じる呼吸を同期させるには、開始吸気を鋭く検知しなければならない。応答時間が長すぎると、機械による吸気が自発的呼気相まで続くか、あるいは呼気時に始まることさえあるかもしれない。これは、換気とガス交換を損なう可能性がある。フロートリガー(FT)人工呼吸器は、肺の吸気膨張を開始する１つの手段である。インピーダンストリガー（IT）システムの性能をFTシステムに接続された胸の電極とを比較する研究において、FTシステムの応答時間中央値は、115（79-184）msec.であり、一方、ITシステムの応答時間中央値は、169（98-305）msec.であった。インピーダンスシステムの長くばらつきの大きい応答は、「胸壁歪み」によって生じるインピーダンス信号の相のずれに付随するものである。機械による呼吸の13％がインピーダンスシステムで自動的にトリガーされるが、FTで自動的にトリガーされる呼吸はない。３つの市販の新生児用人工呼吸器も測定された。Draeger Babylog 8000は、加熱線利用風速計（hot wire anaemometer）によるフロートリガー(FT)と５ml/sの閾値を利用する。最大感度設定で、この人工呼吸器は、5ml/s流量より0.3ml上の自発吸気量でトリガーした。Bear Cub Enhancementモジュールは、フロートリガーの機能を果たす加熱線利用風速計を有する。最大感度で、流速は1ml/sである。InfantStar人工呼吸器のStar Synchモジュールは、グラスビー（Graseby）圧力カプセルを腹部上にトリガーとして用い、閾値レベルを持たない。応答時間の記録は、1000ポイント／秒、確実性のために200ポイント／秒でデジタルでサンプリングした。Star Sychの応答時間は53（13）mse.、Bear Cub は65（15）mse. 、Babylogは95（24）mse.であった。患者によるトリガーの人工呼吸器（PTV）は、トリガー圧力が大きく遅延時間がながいので、幼児には疑問視されてきた。最近、フロートリガー有する４つの幼児用人工呼吸器が入手可能になった。それらが幼児モデル肺シミュレータを用いてテストされた。テストは、幼児において換気ドライブが上昇した状態や気管内チューブが小さい状態ではPVTは適当ではないかもしれないと示した。例えば、高換気ドライブ時３mmの気管内チューブを用いたとき、遅延時間は138msec.であった。いずれの人工呼吸器、部位（気道、気管、肺胞）および気管内チューブ直径（３mm、４mm、５mm）についても遅延時間は、最低値60msec .であった。研究者は、機械的人口呼吸器をトリガーするのに許容できない遅延があるため、幼児において換気ドライブが上昇した状態や気管内チューブが小さい状態ではPVTは適当ではないと結んでいる。成人については、急性の悪化から回復中のCOPD患者に対しフルフェースマスクを介して非侵襲的に送られる圧力維持換気（PSV）および補助／制御換気（A/C）中の、１および５L/mでのフロートリガー（FT）および1cm.H₂Oでの圧力トリガー（PT）についてのデータが報告されている。毎分換気量、呼吸パターン、動的肺コンプライアンス（dynamic lung compliance）と抵抗、および呼気終期肺容積の変化は、２つのトリガーシステムで同じであった。呼吸仕事量を扱う測定値は、PSVおよびA/Cモードの双方でPTよりFTが低かった。これは、FTでは内因性PEEP が減少しバルブ開口時間が速かったためである。フロートリガー（FT）は、一定の流量補助／制御換気よりPSVと共に用いたとき、圧力トリガー（PT）より一貫して呼吸作用を減少させた。この分野における重要な進歩は、食道圧のような患者により近い信号からの人工呼吸器をトリガーすることができる技術の発達を待たなければならないかもしれないと報告されている。圧力調節能を有する空気源から鼻マスクを通して通常送られる正の連続的気道圧（CPAP）は、閉塞性睡眠時無呼吸症候群や「上気道抵抗症候群」の治療に利用される。この治療は、上気道に当木を施し、閉塞性無呼吸と呼吸低下を除去または最小にし、部分的上気道閉塞（上気道抵抗症候群）を低減する。最初の市販のCPAP装置は、固定値に設定できる圧力制御装置を有していた。通常、閉塞性睡眠時無呼吸症候群の患者は、睡眠研究所で研究され、圧力は、無呼吸がなくなるか、あるいは頻度が大幅に減少するレベルに職員によって調整された。そして患者は自宅に設置するCPAP装置にこの設定圧力を利用した。気道障害の全形態（spectrum）が夜中変化する閉塞性睡眠時無呼吸症候群に存在する一完全な閉塞、無呼吸から呼吸低下や「上気道抵抗症候群」に例示されるような部分的閉塞まで及ぶ−という認識から、この治療は再評価された。部分的閉塞でさえ、呼吸関連睡眠障害の顕著な特徴である日中過剰傾眠をもたらす覚醒および睡眠欠乏を引き起こす可能性がある。 CPAP装置は、これらの装置の吸気口および呼気口の流量測定装置による吸気流量波形の形状分析と無呼吸の検知によって印加圧力のレベルを自動的に変更するように考案された。吸気流量波形が無閉塞の呼吸ではシヌソイド形を有し、吸気上気道閉塞があるときには平坦あるいは矩形形状であることは長年知られている。吸気流量パターンは、ピーク吸気流量を平均吸気流量で割った指数（PIF/MF）として表すことができる。無閉塞呼吸を示すシヌソイド形の吸気流量波形は、pi e/２=3.14/２=1.57のPIF/MF値を有する。完全な矩形形状の吸気流量波形は、1.0 のPIF/MF値を有する。シヌソイド形からの有意の平坦化は、約1.3以下のPIF/MF 値で生じる。この指数の変数は、絶えず指数を計算して減衰閉鎖ループ応答としてCPAP圧力を調節するのに用いられた。これらの装置はまた、鼾表示器としてのマイクロフォンを組み込み、鼾音に応じてCPAPのレベルを調節してもよい。無呼吸もまた検知され、従ってCPAPのレベルが調節できる。システムあるいはマスク−顔界面または鼻プロング（nasal prongs）−鼻界面での空気のもれは、CPAP装置から送られる吸気量と呼気部分で品質管理尺度として記録される値の差として検知される。最近上市された新しい自己滴定CPAP装置は、患者よりむしろ装置をモニターする。マスクに通じる管系内の高圧力は、管系のコンプライアンスの関数として患者に送られる量に損失をもたらす可能性があり、そのような量は計算されない。マスク−顔界面でのもれは、正確に測定できない。CPAPマスクあるいはCPAP鼻プロング（CPAPを幼児に送る手段として用いられる）が顔から外れた場合、モニターし分析する呼吸からのすべてのデータはその後失われる。呼吸気流計、即ち、これらの装置の吸気口および呼気口内に設置された流量測定器は、高いシステム圧力と並べられると正確さが損なわれるので不正確かもしれない。さらに、このような装置は中枢性無呼吸と閉塞性無呼吸を正確に区別することができない。発明の概要従って、本発明の目的は、被験者の呼吸波形からピーク吸気流量(flow)と加速 (acceleration)の２つの新しいパラメータを用いて呼吸ドライブを決定(determi ne)する方法を提供することである。本発明の他の目的は、十分に高いサンプル速度を有しピーク吸気流量と加速を正確に決定する呼吸誘導体積記録器を提供することである。本発明のさらなる目的は、ピーク吸気流量と加速の２つの新しいパラメータを用いて機械的人工呼吸器の膨張の開始をトリガーする方法を提供することである。本発明のさらに別の目的は、ピーク吸気流量と加速の２つの新しいパラメータを用いて正の連続的圧力呼吸装置を制御する方法を提供することである。上記のように、先行技術は、食道電極カテーテルの設置によって得られた横隔膜筋電図は、現在のところ、人間の呼吸ドライブを査定する「金の標準」と考えられている。運動時平均横隔膜筋電図（mtaEdi）の平均傾斜は、呼吸中枢ドライブをCO₂吸入によって刺激する時に上昇する値によって設定されたようなドライブのためにこれまで得られた最も一貫したパラメータである。それは、その物理的な変換、呼吸波形からのVt/Tiの類似物であるが、mtaEdiの谷からピークへの振幅はまた良い尺度であるが平均傾斜より僅かに一貫性にかけるので、物理的な制限を受けない。呼吸ドライブを示すかもしれないmtaEdiから得られる他の可能性のあるパラメータを確認する試みに調査がなされた。図1、２および３は、呼吸ドライブが刺激または状態によって変えられ、mtaEdi波形が一回呼吸量または流量呼吸波形によって表示される、関連文献中の論文の検討によって見つけられた。図１は、J．Orem、C.A．AndersonのDiaphragmatic Activity During REM Slee p，81 J．Appl．Physiol．751-760（1996）の図９から引用した。この図から、m taEdiの平均傾斜がNREM睡眠よりREM睡眠のほうが急で、脊髄I-augニューロンの伝達頻度の結果に一致していることが分かる。しかもピークの傾斜は（即ち、横隔膜筋電図線でわれわれが示した最も急な接線）もまた、NREM睡眠よりREM睡眠のほうが急で、この手段が呼吸ドライブのしるしとして可能性があることを示している。最後に、ピーク加速と同等なフロー線上に示される最も急な接線もまた、NREM睡眠よりREM睡眠のほうが大きく、ピーク吸気加速が呼吸ドライブの尺度になるかもしれないと示唆している。図２は、M．Gorini，M．EstennのEffect of Head-Up Tilt on Neural Inspira tory Drive in the Anesthetized Dog，85Respir.Physiol．83-96（1991）から引用した。麻酔をかけた犬がヘッドアップして傾けられる時、横隔膜ENG(横隔膜ニューログラム)の平均傾斜とピーク傾斜の双方（最も急な傾斜までの接線として示す）が増加する。肺容積線の吸気リム（limb ）に接するの最も急な線は、派生または流量線のピーク傾斜と同等である。これらもまた、ヘッドアップ傾きと共に増加し、ピーク吸気流量が呼吸ドライブのしるしとして役立つかもしれないと示唆する。図３は、W．A．LaFramoise，D．E．WoodrumのElevated Diagram Electromyogr am During Neonatal Hypoxix Ventilatory Depression，59.Appl．Physiol．104 0-1045（1985）から引用した。接線は、統合筋電図（Integrated Electromygram ）線（mtaEdi）とVt線の最も急な傾斜で元の図に加えられた。これら２つのパラメータのピーク傾斜と平均傾斜の双方は、低酸素症のガス混合物を子猿に投与したとき増加した。これは、呼吸気流計または呼吸誘導体積記録器からのピーク吸気流量が呼吸ドライブのしるしとなるかもしれないことを示唆する。従って、図1、２および３の分析から、呼吸波形からのピーク吸気流値とピーク加速値がCO₂吸入による呼吸中枢刺激時のmtaEdiの平均傾斜、「呼吸ドライブの金の標準」および関連するEdiパラメータに対する相関関係の候補であることが明らかである。これらのパラメータの双方がP0.1とVt/Tiが不正確になる可能性の問題を避ける。つまり、これらの各パラメータのピークは、目あるいはコンピュータプログラムによって簡単に選択でき、吸気が開始した点の選択から独立している。一回呼吸波形のピーク吸気流量は、ピーク呼気流量あるいは平均吸気流量の比の成分として利用されるとき上気道吸気閉塞の特徴となる。ピーク吸気流量は、医学文献では呼吸ドライブのしるしと認識されていなかった。さらに、呼吸波形のピーク加速は、医学文献では以前に呼吸パターンのいかなる種類のパラメータとしても記載されたことがない。ピーク加速が、通常呼吸（通常空気呼吸）およびCO₂呼吸の双方について、吸気呼吸時の最初の30％で殆どのニューロンが補充(recruit)されることを示す実験に照らして特に興味のある点である吸気の初期部分で起こる。ピーク吸気流量および加速双方の一回呼吸パラメータは、それ自身、呼吸ドライブのしるしとして役立つ魅力的な候補であるが、それらはまだ、平均吸気流量（Vt/Ti）と同じ限界、即ち、高度あるいは完全な上気道閉塞、閉塞性呼吸低下あるいは無呼吸においてドライブを追跡不可能なことを有する。しかしながら、半定量的に較正される呼吸誘導体積記録器は、呼吸器系の胸郭および腹部部分からの一回呼吸ピーク吸気流量および加速の値を間接的に査定する追加の可能性を提供する。閉塞性無呼吸は、一回呼吸量である２つの合計が平坦な線を描くような、等しい振幅の胸郭（RC）および腹部（AB）部分の完全に逆な拡張の存在によって診断される。RCとABのこれらの逆の拡張は、食道圧の変動から描かれるような呼吸作用と同時性である。従って、呼吸誘導体積記録器のRCおよびAB線についてのピーク吸気流量と加速の測定値は、呼吸ドライブの正確な尺度となるはずである。本発明によって一回呼吸時の呼吸波形から呼吸ドライブを測定するために、ピーク吸気流量と加速は、呼吸誘導体積記録器の呼吸波形に由来し、脳の呼吸中枢からのドライブの指標となる。体積記録器のセンサは、胸郭と腹部部分にわたって個々に置かれ、その値は、合計され一回呼吸量を与える。ピーク吸気流量値と加速値は、一回呼吸量、胸郭および腹部波形から得られる。呼吸誘導体積記録器からのピーク吸気流量と加速パラメータは、その技術が非侵襲性であるという点で従来技術に対し顕著な改良を提供し、別個のあるいは連続的なモニター能力を有し、単純なアルゴリズムで呼吸波形を分析しドライブパラメータを得る。呼吸ピーク吸気流量および加速による呼吸の測定と、ここに記載のような呼吸の呼吸速度と一回呼吸量の積である呼吸毎の換気量とはまた、呼吸毎あるいは時間平均のいずれかの呼吸ドライブ対換気量比の同時計算を許容する。ピーク呼吸量対換気量比は、ディメンションレス(dimensionless )で、測定装置の容積較正における誤差に影響されない。ピーク吸気加速対換気量比は、時値を生じ、測定装置の容積較正における誤差に影響されない。従って、ドライブ対換気量比は、目的とする息切れの尺度を提供する。ピーク吸気加速値は、吸気の初期部分時で、通常呼吸は経過からの初期吸気の開始検知の近くの約±300msecの範囲内の測定される。ピーク吸気流量と加速値は、例えば、数ある中で、肺活量計、呼吸気流計、身体体積記録器、鼻口サミスタおよび鼻口熱電対のような一回呼吸量あるいは気流のみを収集するいかなる種類の器具からも得てもよい。ピーク吸気加速値は、数ある中で、呼吸誘導体積記録器、ジャーキン（jerkin）体積記録器、線形差分変換機、磁気計、ふいご呼吸記録器、ひずみゲージ、圧電装置および誘導周囲変換機のような外部から体表にあてる呼吸を測定する器具から得てもよい。胴体の運動の波形表示へのインピーダンス呼吸記録器や映像変換器のような他の外部呼吸モニター装置は、現在、一回呼吸量のみの推定値を与える。ピーク加速は、例えば、気道圧、胸膜内圧、横断横隔膜圧、首誘導体積記録器および呼吸音測定値を提供するような器具から得てもよい。ピーク吸気流量および加速値が呼吸ドライブの測定手段であるという主張の基礎は、運動時平均横隔膜筋電図Ediに由来するパラメータに対する統計上十分な相関関係である。後者からの測定は、ここに記載の呼吸に基づくピーク吸気および加速パラメータのような他の方法が比較されるべき基準と考えられる。上記の装置からのピーク流量および／または加速の測定は、呼吸ドライブの測定を必要または実行する下記を含む数多くの状況において診断的な重要性を持つ： CO₂および／または低O₂ガス混合物の呼吸による脳の呼吸中枢の完全性を査定するために−呼吸ドライブはこのような状況で通常増加する；覚醒状態および睡眠状態にわたる基礎の呼吸中枢活動を査定するために−通常ドライブは、覚醒状態で最も高く、活動性即ちREM状態のとき中間で、平静即ちN REM状態のとき最も低い；一回呼吸量が欠如もしくは極僅かであるが、胸郭および腹部部分からのピーク吸気流量値および加速値が呼吸ドライブの尺度を提供できる閉塞性無呼吸／呼吸低下時の呼吸中枢ドライブを査定するために；鼾および／または「上気道抵抗症候群」のような睡眠時の外部呼気抵抗負荷の有無を検知するために；鼾および／または「上気道抵抗症候群」を持つ患者の正の気道圧の用手またはサーボ滴定のための設定点として役立つために；喘息、慢性閉塞性肺疾患、嚢胞性繊維症等の患者のような危険な状態の患者のドライブを増加する気管支収縮の有無をモニターするために；呼吸ドライブを通常抑制する麻酔、鎮静および類似の薬剤の効果を測定するために；様々な疾患において状態の尺度として呼吸ドライブを分類するために；機械的な換気時のドライブの状態を査定するために；患者がもし機械的換気によって完全に制御されていれば、ドライブは事実上なく、一方、患者が人工呼吸器に対し努力をしていれば、ピーク吸気流量値および加速値は、この状況を反映するであろう。前者において、ピーク吸気流量あるいは加速は、人口呼吸器のピーク吸気流量あるいは加速のみと同等であろう。一方、後者の状況では、値はより大きくなるであろう。１）肺浮腫または成人および幼児呼吸困難症候群のような弾性負荷、２）喘息の発作、COPDおよび上気道抵抗症候群のような抵抗性負荷、３）心臓性および非心臓性ショック時、等の疲労の可能性のある負担時の呼吸筋の状態を査定するために；新生児の低酸素血症発生を知らせる間接的手段として-呼吸ドライブが増加する；滞留気管気管支分泌物を知らせる手段として、これらの状況下でドライブが増加するかもしれないの；睡眠時の夜間気管支痙攣の診断手段として；高呼吸ドライブを過剰に抑制する麻酔剤の投与後の呼吸中枢抑制を検知する手段として；内因性PEEP（正の呼気終期圧力）の有無をモニターする手段；有害ガス環境で働く労働者や軍人の呼吸困難を検知する手段として。また、発明は、ピーク吸気流量および加速を正確に測定するのに十分なサンプル速度を有する体積記録器の使用と、機械的人口呼吸器膨張呼吸を開始するためのトリガーとしておよび正の連続的圧力呼吸装置のための制御としてのこれらの新しいパラメータの使用を意図している。本発明はまた、従来の信号サンプリング速度を４の因数によって増加させる迅速応答誘導体積記録システムを提供する。発明の配列は、バンド周波数ディバイダーを4096サイクルから1024サイクルに減少し、振動期間カウンタを10MHzから4 0MHzに増加し、従来のシステムで用いられていた分離ポットコアを高性能トロイドに置き換える。システムはまた、モニターされる身体の部分の周りのトランスデューサの回転数を増加させることでS/N比を向上する。S/N比はまた、オシレータモジュールをトランスデューサに直接設置し身体の復調器システムにそれを掛けて、電気的ノイズの主な原因である、これまでの長い記録器電気ケーブルを排除することで改善される。システムの大きさを減らし、現在２つしか許容しない同じカードに追加の誘導体積記録チャンネルを収容するために、追加の電子的改良がなされた。この新しい体積記録システムは、ピーク吸気流量値と加速値の測定精度を改善するのに利点がある。迅速なサンプリング速度は、高頻度換気時（即ち、４Hzから15Hzの間の呼吸往復運動）の正確な誘導体積記録呼吸波形表示を許す。迅速な応答システムはまた、機械的人口呼吸装置の吸気膨張の開始を迅速にトリガーする精度を向上し、心室容量、心収縮間隔および頚動脈と内部頚静脈パルスの誘導体積測定の改善されたタイミング精度を提供する。発明は、自己滴定CPAP装置を使用する方法を提供するが、その好ましい実施態様は、呼吸誘導体積記録器と、圧力のレベルが呼吸誘導体積記録器の較正された波形に応答するような鼻マスクあるいは鼻プロングにチューブで結合された圧縮空気源によって動力を供給されるCPAPとからなる。減衰閉鎖ループ制御システムが、呼吸誘導体積記録器で得られる吸気および呼気空気流波形の計上を記載するインデックスに応答してCPAPのレベルを調整するために用いられる。CPAPを制御するために用いられるインデックスは、平均吸気流量（PIF/MIF）によって割ったピーク吸気流量と平均呼気流量(PEF/MEF)で割ったピーク呼気流量である。これらのインデックスの値は、約1.31から1.85の範囲に維持されるべきである。値がこの範囲外になると、より多くのCPAPが印加される；値がこの範囲内であれば、CPAPレベルが保たれ、徐々に減少する。PIF/MIFとPEF/MEFの値は、自己滴定CP AP装置の手動装置に用いられる。呼吸誘導体積記録器呼吸波形のピーク流量および加速に由来するような呼吸ドライブの値とドライブ対換気量比は、閉塞性睡眠時無呼吸および上気道抵抗症候群の患者における、最適CPAPレベルの確認テストとして使用できる。即ち、ドライブが高くなればなるほど、より高いCPAPレベルが必要になる。呼吸誘導体積記録器呼吸波形のピーク吸気流量および加速に由来するような呼吸ドライブの値とドライブ対換気量比はまた、動的過剰膨張の患者においてCPAPレベルを調節するために使用できる。即ち、ドライブが高くなればなるほどCPAPレベルが高くなる。本発明の他の目的や特徴は、添付の図面と共に考慮される下記の詳細な説明から明らかになるであろう。しかしながら、図面は説明のためだけのものであって、発明の範囲を限定するものではない。範囲については添付の請求項を参照すべきである。図面の簡単な説明図面において、同じ参照記号はいくつかの図面を通して動揺の要素を示す：図１−３は、呼吸波形を示すグラフであり；図４は、気道閉鎖中の横隔膜筋電図およびピーク吸気加速のトレースをプロットするグラフであり；図５は、CO₂吸入中のピーク吸気流量パラメータのトレースを示すグラフであり；図６は、CO₂吸入中のピーク吸気加速パラメータのトレースをプロットするグラフであり；図７は、CO₂吸入中のピーク吸気流量および加速パラメータのトレースをプロットするグラフであり；図８は、CO₂吸入中の平均吸気流量および換気量のトレースをプロットするグラフであり；図９は、吸気抵抗負荷中のピーク吸気流量パラメータのトレースをプロットするグラフであり；図10は、吸気抵抗負荷中のピーク吸気加速パラメータのトレースをプロットするグラフであり；図11は、呼気抵抗負荷中のピーク吸気流量パラメータのトレースをプロットするグラフであり；図12は、呼気抵抗負荷中のピーク吸気加速パラメータのトレースをプロットするグラフであり；図13は、PEEP10cmH2O負荷中のピーク吸気流量および加速パラメータのトレースを示すグラフであり；図14は、PEEP10cmH2O負荷中のピーク吸気流量および換気量のトレースを示すグラフであり；図15は、機械的人口呼吸器のトリガー相を示すタイミングダイアグラムである。発明の詳細な説明本発明による呼吸ドライブを決定(determine)する方法は、呼吸波形のピーク吸気流量パラメータおよびピーク吸気加速パラメータを使用することを含む。これらパラメータの換気に対する比率は、長さ-張力適性と関連して分析される。呼吸誘導体積記録器を用いることにより、本発明の方法は上記のような呼吸ドライブの理想的なモニター特性を満たす。この方法は非侵入的技術を用いる点で有利であり、非連続的または連続的な観察が可能であり、一呼吸ごと、または１分平均でドライブおよび換気を得るために簡単なアルゴリズムを用いて呼吸波形を分析する。以下の段落で、本発明の方法を評価および説明するための実験に基づく根拠が提供される。第１の実験では、ネコの観察において呼吸ドライブがノンレム睡眠中よりもレム睡眠中のほうが高いことを確認するために、本発明の方法を使用した。この実験の目的は、睡眠中の正常なヒトの新生児におけるこの実験結果を調査し、確認することであった。我々は、新生児の仰向けとうつ伏せの姿勢でのＣＯ₂再吸入時に、鼻マスク式呼吸流量計および呼吸誘導体積記録器を用いた測定を伴う調査を行った。新生児の状態は行動判定基準により診断した。我々は市販のソフトウエアプログラムRe spiEvents（Non-invasive Monitoring Systems，Inc，マイアミビーチ、フロリダ 33139）を用いてデータを再分析し、呼吸誘導体積記録器で測定した呼吸波形の一呼吸ごとのピーク加速、一呼吸ごとの換気およびVt／Tiを計算した。16人の新生児について62回のテストを行った結果は以下のとおりである。1）一回呼吸量の終期CO₂、2）換気、3）呼吸流量計で測定した一回呼吸量、4）呼吸誘導体積記録器で測定した一回呼吸量、5）呼吸流量計で測定した一回呼吸量と呼吸誘導体積記録器で測定した一回呼吸量の違いに関して、基線量と定常状態での活性（ REM）および安静（NREM）状態における再吸入パラメータ間における違いは見られなかった。表１にこの調査の結果を示す。呼吸誘導体積記録器によるVt、RCおよびABの呼吸波形のピーク吸気加速で測定した呼吸ドライブは、安静状態よりも活性状態において著しく高かった。これは平均吸気流量においても同じであった。Vtおよび ABのピーク吸気加速の上昇は、CO₂再吸入の際でも安静状態よりも活性状態の方が高かった。この調査結果はRCまたはVt／Tiのピーク吸気加速では反映されなかった。表２はVt（RIP）から一呼吸ごとに計算された換気に対する呼吸ドライブ（ピーク吸気加速）の比率が、基線量でもＣＯ₂再吸入中においても活性状態と安静状態で変化しなかったことを表す。ＣＯ₂再吸入の際の上昇は活性状態より安静状態のほうが高かった。これらの実験により、呼吸ドライブはヒトの新生児においては安静状態より活性状態のほうが高いことが判明した。これはネコによる実験結果と一致する。しかしながら、呼吸中枢のＣＯ₂刺激は安静状態においてより急なドライブ応答を引き起こすため、終期のＣＯ₂テストにおいて、２つの状態間でピーク吸気加速および平均呼吸流量に反映される呼吸ドライブは変化しなかった。したがって新生児における呼吸ドライブ -ＣＯ₂応答は新しい発見である。この研究のみが唯一、間接的に呼吸ドライブの標識としてのピーク吸気加速パラメータの有用性を確認したことは注意されるべきである。完全な確認のためには、次の実験で行われるように、ピーク吸気加速を運動時間平均横隔膜筋電図（moving time average diaphragmatic electromyo gram）(mtaEdi)測定と比較する必要がある。呼吸誘導体積記録器で回収した呼吸波形からのピーク吸気加速値およびピーク吸気流量値に対する運動時間平均横隔膜筋電図（mtaEdi）の初回の評価は麻酔した子豚で行った。上記図１の分析で説明した呼吸流量計による空気流波形トレースの試験とその誘導体の誘導（空気流は第１の体積誘導であるので第２の誘導体または促進）は、呼吸中枢ドライブがmta Ediに由来する横隔膜活性化（PIA Ed i）のピーク吸気加速から反映されているかもしれないことを示唆している。これはまた、加速が安静状態よりも活性状態において高いことを示しており、これは最初の研究者によって言及されなかった観察結果である。ピーク加速は初期の吸気中に生じ、横隔膜筋の漸増を反映していると思われる。較正した呼吸誘導体積記録器（RIP）により、胸郭部（RC）の波形、腹部（AB ）の波形およびそれらの合計（Vt）の波形を非侵入的に得た。したがって我々は RIP由来のピーク吸気加速信号（PIA，RC，PIA ABまたはPIA Vt）を呼吸ドライブの尺度として使用することができるという仮説について、妨害されない呼吸中および閉塞作用中のmtaPaEdiで確認することにより試験した。生まれたばかりの５匹の子豚に軽く麻酔をかけ、加圧気管チューブを通して自発呼吸させた。ワイヤ電極を経皮的に肋骨下から横隔膜に挿入し、RIPトランスデューサをRCおよびAB 部に適用した。RIP波形からのピーク加速を、吸気を機械的に開始してから±300ｍ秒のウインド領域における最高値として測定した。同一のウインドをPaEdiにも使用した。データはその後のRespiEventsソフトウエアでの分析のために、Respitrace PT 16レコーダ（Nims，マイアミビーチ、フロリダ）に表示し、記憶した。介入は７％ＣＯ₂再吸入および手動による２〜４作用力の気管チューブの終期呼気閉塞を含んでいた。ＣＯ₂再吸入では、相関マトリクスを各動物に対し計算した。その平均値（ＳＤ）を以下に示す。*は５匹の子豚すべてにおけるｐ＜．０５でのｒを示す。ＣＯ₂再吸入中のＰＩＡＲＣで探知したＰａＥｄｉはＰＩＡＡＢより良好であった。対照的に、閉塞作用中においてはＰＩＡｍＴａＥｄｉ値およびＰＩＡＡＢ値は密接に相関しており、ＥｄｉＡ（ｍＴａＥｄｉの振幅）が閉塞前の呼吸を超えていても、両方とも閉塞前の呼吸より少なかった。これはドライブが短時間の気道閉塞中に増加しなかったことを示唆している。このように、非侵入的に回収された呼吸波形は新生児呼吸制御の研究における非侵入的横隔膜記録の代案となる可能性を有する。ピーク吸気加速およびピーク吸気流量は、Ｅｄｉが得られなかった実験における新生児の呼吸ドライブの標識である。これは子豚の運動時間平均横隔膜筋電図から測定したドライブ測定単位との良好かつ統計的に顕著な線形相関関係により支持されている。予備分析によると、ピーク吸気流量はピーク吸気加速よりも確実なドライブ尺度であることが示唆されている。さらに、軽く麻酔をかけて挿管した自発的に呼吸を行う４体の子豚における調査報告を上記した最初の調査報告に付加する。これにより、データ分析用に合計９体の子豚が提供された。実験プロトコルは電極ワイヤを経皮的に横隔膜筋に配置すること、および等容操作較正技術（isovolume maneuver calibration techn ique）に基づく自然呼吸法であるＱＤＣ手法で呼吸誘導体積記録器を較正することからなる。一般的に較正はまず仰向けの姿勢で行い、次いで一連の実験を行う。実験が完了した後、呼吸誘導体積記録器の較正を繰り返し、一連の実験とともにＱＤＣ手法を行う。実験は、１）1分間の基線量と回収率で約４分間の７％ＣＯ₂再吸入、２）1分間の基線量と回収率で５ｃｍＨ₂ＯＰＥＥＰバルブに対する約３〜4分間の呼吸、３）閉塞作用３〜４の子豚の気管チューブ手動閉塞の試験からなる。ＣＯ₂再吸入試験は６分間継続し、基線量、試験、回収時間から構成される。これらの試験からのデータをＲｅｓｐｉｔｒａｃｅＰＴ１６レコーダ（Ｎｉｍｓ，マイアミビーチ、フロリダ）で回収し、ソフトウエアＲｅｓｐｉＥｖｅｎｔｓで加工した。得られたデータをＡＳＣIIテキストに変換し、統計的分析のためソフトウエアＳｔａｔｉｓｔｉｃａ（ＳｔａｔＳｏｆｔ，タルサ、オクラホマ）に移した。ＣＯ₂再吸入試験からのデータを、ｍｔａＥｄｉと呼吸波形ドライブのパラメータとの相関関係について分析した。表３は微分係数およびＣＯ₂再吸入時のｍｔａＥｄｉと呼吸波形（呼吸誘導体積記録器[ＲＩＰ]）の流量測定値から計算した相関係数値[ｒ]を示す。表３に９体の子豚における１つ以上の試験手段を体姿勢と較正がなされたときの姿勢によって示す。例えばｓｃは仰向けでの較正(仰向けの姿勢でのＲＩＰ較正はＱＤＣ手法)、ｐｕはうつ伏せでの較正(うつ伏せの姿勢でのＲＩＰ較正はＱＤＣ手法を使用)である。表３中、姿勢と構成の呼称の後ろの文字‘ｄ’ は粗のデータのアウトライヤー値を削除して編集されている試験を意味する。２０２回の呼吸の平均値はＣＯ₂再吸入試験のために回収した。９回の呼吸（４．５％）は相関関数データが統計的ソフトウエアプログラムＳｔａｔｉｓｔｉｃａにおいてグラフ上で考察された際に、呼吸のいくつかの測定値が許容不可能なアウトライヤー値を有していたため削除した。ＭＡＮＯＶＡ統計分析（Ｓｔａｔｉｓｔｉｃａプログラムの一部）をデータに適用すると、粗のデータと編集データは１）換気とＥｄｉＡ／Ｔｉ、２）ＰＩＡＶｔとＥｄｉＡ／Ｔｉ、３）Ｖｔ／ＴｉとＥｄｉＡ／Ｔｉ、４）換気とＰＩＦＥｄｉおよび５）Ｖｔ／ＴｉとＰＩＦＥｄｉにおいて顕著な違いを示した。その他の相関関数比較では粗のデータと編集データの間に統計的な違いは見られなかった。相関関数、体姿勢およびデータを回収した較正手段の間に統計的な違いは見られなかった。運動時間平均Ｅｄｉに由来する測定値、およびＲＩＰで測定した一呼吸での呼吸流量（ＰＩＦＶｔ）で高い相関関数、例えば０．７０〜０.８０が見られた。これらの結果から、呼吸誘導体積記録器（Ｖｔ[ＲＩＰ]）による一回呼吸量の波形に由来するピーク吸気流量が呼吸ドライブの有効な標識であることは明らかである。表４はＣＯ₂再吸入時のｍｔａＥｄｉの加速測定値および呼吸波形（呼吸誘導体積記録器[ＲＩＰ]）から計算された相関関数値[ｒ]を示す。９体の子豚における１つ以上の試験手段を体姿勢および較正がなされた姿勢により示す。例えばｓｃは仰向けでの較正(仰向けの姿勢でのＲＩＰ較正はＱＤＣ手法)、ｐｕはうつ伏せでの較正（うつ伏せの姿勢でのＲＩＰ較正はＱＤＣ手法を使用）である。表３中、姿勢と構成の呼称の後ろの文字‘ｄ’は粗のデータのアウトライヤー値を削除して編集されている試験を意味する。作動時間平均ＥｄｉおよびＲＩＰで測定された一回呼吸量のピーク吸気加速（ＰＩＡＶｔ）に由来する測定において、例えば０．４５〜０．５６のような適度に高い相関関数が見られた。これらの相関係数はピーク吸気流量のものよりも低かった。この違いはハードウエア呼吸誘導体積記録器のデジタルサンプリング率、すなわち５０ポイント／秒による加速計算の減衰周波数レスポンスに関係していると思われる。さらなる実験により、２００ポイント／秒でサンプリングを行う新規のハードウエアである呼吸誘導体積記録器がこの状態を回避することが示された。表４の結果から、呼吸誘導体積記録器（Ｖｔ[ＲＩＰ]）の呼吸波形に由来するピーク吸気加速が呼吸ドライブの有効な標識であることがわかる。表５にＣＯ₂再吸入時の呼吸ドライブの流量測定および促進測定から得た相関関数を昇順から降順で列挙する。最も広く受け入れられている呼吸ドライブの生理学的測定に対してピーク吸気流量Ｖｔ（ＲＩＰ）をグラフ表示した（plot）ところ、ｍｔａＥｄｉ（ＥｄｉＡ／Ｔｉ）の平均勾配は、例えば両者において統計的な重要性があっても０．８０に対０．５６というようにＶｔ（ＲＩＰ）のピーク吸気加速の相関関数より高かった。ピーク吸気加速区画もドライブの横隔膜での測定に密接に相関していた。ＣＯ₂再吸入中、呼吸ドライブおよび換気は増加する；ｍｔａＥｄｉの平均勾配がこの活性を反映している。呼吸誘導体積記録器から計算されたピーク吸気流量はｍｔａＥｄｉの平均勾配における変化に密接に相関しているため、ドライブの横隔膜筋電図測定の非侵入的な代案とすることができると考えられる。ピーク吸気加速はピーク吸気流量ほど密接にｍｔａＥｄｉの平均勾配に相関してはいないが、横隔膜の平均勾配に重要に相関しているため、ドライブの指標として有効利用される。ＣＯ₂再吸入は呼吸中枢を刺激して呼吸筋に神経衝撃を放出する。筋肉に負荷がなければ、つまり気道または胸郭-肺系に疾患あるいは実験の結果として抵抗性あるいは弾性の負荷がなければ、ドライブおよび換気は線形の関係を有する。表６はそのような関係の線形相関関数を示す。前記論考から予測されるように、ＣＯ₂再吸入時のピーク吸気流量Ｖｔ、平均勾配ｍｔａＥｄｉおよび換気の間には高い相関関係が存在する。高い方ではあるがそれよりも低い相関関係が平均吸気流量、ピーク勾配ｍｔａＥｄｉおよびピーク吸気加速パラメータ間に見られた。呼吸波形のピーク吸気流量およびピーク吸気加速の一呼吸ごとの値はＣＯ₂再吸入時の換気の一呼吸ごとの値と密接に相関している。これにより、呼吸ドライブの非侵入的尺度としてのこれらパラメータの有効性がさらに確実になる。これらの実験のもうひとつの目的は、肺の膨張過多によってドライブおよび／またはドライブの換気に対する比率が増加するかどうかを測定することである。ＰＥＥＰの印加によって平坦化した横隔膜からの求心神経の放出が呼吸中枢を刺激することが知られているため、この仮定を試験された。第一回目の上記ＣＯ₂再吸入実験を行った後、常圧で研究対象の９個体の子豚のうち６個体に空気を加圧気管チューブを通して吹き込み、約3〜4分間、５ｃｍＨ₂ＯＰＥＥＰバルブに対して吐き出した。ＤＣ結合呼吸誘導体積記録器で測定された終期呼気肺容量は一般に、ＰＥＥＰ印加に応答して最初に上昇する。多くの場合、その後すぐに終期呼気肺容量レベルは３〜４分のＰＥＥＰの残りが印加された後、ＰＥＥＰ印加前のレベルに戻る。合計14の試験結果を得た。６個の試験結果において平均値および呼気肺容量がＰＥＥＰ期間中に基線量以上に増加し、８個の試験結果においては変化や減少は見られなかった。筋電図を記録するために呼気性呼吸筋に電極を挿入した５個体の子豚において、ＰＥＥＰが基線量よりはるかに大きいと思われる活発な呼気筋の収縮を引き起こしたことは興味深いことである。基線量または回収率と比較して、ＰＥＥＰ期間中の呼吸ドライブまたは換気に対するドライブの比率のいずれのパラメータにおいても目立った統計的差異は見られなかった。したがって、14個すべての試験結果がＡＮＯＶＡ統計分析、次いでTukey honest significance difference testにより分析された。横隔膜筋電図（ｍｔａＥｄｉ）またはＰＥＥＰ印加した呼吸ドライブの呼吸波形パラメータのいずれにおいても変化はなかった。呼吸率は２９．５ブレス／分から２３．３ブレス／分に減少し、一回呼吸量は基線量からＰＥＥＰ５ｃｍＨ₂Ｏへ２７％増加した。換気は変化しなかった。基線量、ＰＥＥＰおよび回収時間において、ＰＥＥＰ印加による横隔膜または呼吸測定法での顕著な変化は現れなかった。横隔膜または呼吸測定法によるドライブの換気に対する比率は、基線量とＰＥＥＰ期間では顕著な違いが見られなかった。しかしながら、Ｖｉ／Ｔｉ／換気、ＰＩＦＶｔ／換気、ＰＩＦＲＣ／換気およびＰＩＡＶｔ／換気の比率においてはＰＥＥＰ試験から回収率への顕著な減少が見られた。軽く麻酔をかけた子豚への3〜4分間の５ｃｍＨ₂ＯＰＥＥＰ印加は基線量、ＰＥＥＰおよび回収時間において呼吸ドライブの横隔膜測定または呼吸測定に影響を与えなかった。ドライブの呼吸からのドライブおよび横隔膜からのドライブの換気に対する比率はＰＥＥＰによっては変化しなかった。これは麻酔をかけられたヒトに１６ｃｍＨ₂ＯＰＥＥＰを印加したときのＰ０．１に言及したように、呼吸中枢の麻酔による機能低下が肺の膨張過多への応答を鈍くしているためであると思われる。ＰＥＥＰを回収率と比較した時の換気に対するドライブの比率の上昇は、ピーク吸気流量およびピーク吸気加速の両方において生じたが、ドライブの横隔膜パラメータではいずれにおいても生じなかった。これは呼吸波形に基づいたドライブ測定値が、より高感度のドライブ測定値であることを示唆している。一連の実験におけるＣＯ₂再吸入に対する応答からのデータは、呼吸誘導体積記録器技術におけるすべての構成要素のピーク吸気流量およびピーク吸気加速、すなわちＶｔ、ＲＣおよびＡＢが呼吸ドライブの有効な標識となることを示している。閉塞性無呼吸は一般に胸郭の受動的運動による横隔膜の作用力に特徴付けられるため、ＡＢ波形をドライブのパラメータのトレースとして利用することができる。上記した初回のＣＯ₂応答およびＰＥＥＰデータを得た後、麻酔をかけた子豚の気道をそれぞれ終期呼気3〜4作用力で手で閉塞させた。横隔膜筋電図および呼吸誘導体積記録器による呼吸ドライブの測定値はソフトウエアＲｅｓｐｉＥｖｅｎｔｓ（Ｎｉｍｓ，マイアミビーチ、フロリダ）で記録した。９個体の子豚中７個体において合計３４の好結果の閉塞を得た。図４は手での気道閉塞の代表的なトレースを示すグラフである。図４に手での気道閉塞の際に生じた４作用力以上のｍｔａＥｄｉ（ｍＥｄｉＪ）の振幅における連続的な増加を示す。文字‘ｍ’はトレースがトレースに使用した各デジタルフィルタのタイミングに「合致した」ことを示す。ＰＩＡＡＢの値（ここではＡＡＢＰＫ）は初回の閉塞作用の直後に基線量から減少し、その後閉塞が終了したときに増加した。ＰＩＡＥｄｉ（ここではＡＥｄＪＰ）は定量的に同じ過程に準じている。呼気筋（ｍＧＥＮ３）のｍｔａＥｄｉは閉塞の間活性化し、ｍＡＢトレースを呼気要素とともに歪曲させた。表７は４〜８回の呼吸の基線量からの平均値および手での気道閉塞の際の３または４作用力の平均値を表す３４の閉塞試験から得られた結果を示す。呼吸ドライブパラメータはｍｔａＥｄｉおよびＡＢＲＩＰより計算した。気道閉塞中の、３〜４作用力の運動時間平均横隔膜筋電図の増加した振幅以外は、平均勾配Ｅｄｉ、ピーク吸気流量ＡＢおよびピーク吸気加速ＡＢのいずれにおいても変化は見られなかった。呼吸ドライブに関していえば、手での気道閉塞に対する応答は変化する。子豚のうち何体かは初回の作用力は基線量ＰＩＡＡＢから減少したドライブを示すが、その他ではドライブは維持されていた。代表的な記録（図４）に記載されるように、４回の呼吸でドライブは連続的に上昇した。あるいは３〜４作用力のうちで無作為の変化を有していた。これはＰＩＡＡＢと同様に初回の作用で減少したが、ＰＩＡＥｄｉまたはＰＩＡＡＢのようにさらなる作用で上昇したＰＩＦＡＢには当てはまらない。これは閉塞性無呼吸時のピーク吸気加速がピーク吸気流量よりも確実なドライブの標識であることを示唆している。麻酔をかけた子豚において、手での気道閉塞はｍｔａＥｄｉ振幅を上昇させたが、最も確実な呼吸ドライブの測定法と考えられる横隔膜筋電図の平均勾配における変化はなかった。さらに、手動による気道閉塞では振幅に基づく呼吸作用から増加したドライブが見られたが、横隔膜筋電図の平均勾配に基づく変化はなかった。後者の結果は呼吸誘導体積記録器による腹部のピーク吸気流量またはピーク吸気加速において見られた結果と同様であった。したがって、区画呼吸波形からの非侵入的測定は、全体の気道閉塞時の呼吸ドライブを反映すると思われる。麻酔した子豚における呼吸ドライブ実験の結論呼吸波形に由来する初期の吸気時のピーク吸気流量またはピーク吸気加速は、呼吸ドライブの有効かつ信頼性のある測定を提供する。通常またはほぼ通常の胸部と腹部との共同作用運動とともに、一回呼吸量、胸郭または腹部の呼吸波形に由来するすべてのパラメータを利用することができる。呼吸中枢からのドライブを刺激するCO₂再吸入時の測定において、ピーク吸気流量はピーク吸気加速よりもやや確実な結果を提供すると思われる。ピーク吸気流量値およびピーク吸気加速値は一回呼吸量のみ、または流量を回収することが可能なすべての装置により得ることができる。そのような装置として、肺活量計、呼吸流量計、身体体積記録器、鼻-口サーミスタおよび鼻-口熱電対その他があげられる。ピーク吸気流量値およびピーク吸気加速値は本研究の呼吸誘導体積記録器、ジャーキン体積記録器、線形差分変換器、磁気計、ふいご型呼吸記録器、ひずみゲージ、圧電装置、インダクタンス周囲変換器その他のような、身体表面に外部から取り付けられる呼吸測定装置により得ることができる。これら装置のセンサは胸郭および腹部に離れて配置され、一回呼吸量を算出するために値が合計される。その他の外的呼吸モニター装置、例えばインピーダンス呼吸記録器および胴の運動を波形表示する画像転換などは、現状では一回の呼吸量のみを算出する。ピーク加速値は気道内圧、胸腔内圧、横断横隔膜圧、首誘導体積記録器および呼吸音測定法からも得ることができる。胸郭呼吸部（RC）および腹部呼吸部（AB）の逆運動により、ドライブは優勢部での呼吸におけるピーク吸気流量またはピーク吸気加速から最良の状態で測定される。すなわち、特に呼吸系への昂じた抵抗負荷、例えば喘息発作時の重度の気管支痙攣または上気道の部分的閉塞の際、ＲＣおよびＡＢの合計である一回呼吸量よりもRCまたはABの呼吸波形から測定される。閉塞性睡眠時無呼吸における完全気道閉塞のような極端な例では、RCまたはAB部のどちらかからのピーク吸気値またはピーク吸気加速値は一回呼吸量のトレースが平坦またはほぼ平坦な運動であるため、ドライブを算出し、ピーク吸気値またはピーク吸気加速値が無意味になってしまう。RCまたはABの選択は、閉塞前の呼吸時にどの波形がその部分と同じ偏向方向を有しているかに関連する。これは優勢または主要部と呼ばれる。無呼吸または肺の膨張過多の客観的な尺度としてのドライブの換気に対する比率は、換気に分割されたピーク吸気流量値またはピーク吸気加速値から一呼吸ごとに計算してもよい。これらの値はCO₂再吸入に誘発された膨張過度の際には基線量から変化しなかった。これはこの実験において呼吸器系に負荷がかからなかったことと、ドライブの換気に対する比率が適切であったためである。一方、５ｃｍH₂OPEEPで呼吸させた麻酔をかけた子豚では、外的負荷が排除されたときに予想されたように、ドライブの換気に対する比率がPEEPと回収時間の間で著しく低下した。ドライブと換気の比率が基線量からPEEPに増加しなかったことは、ドライブを低下させる麻酔の混乱効果、または活発な呼気作用により肺の膨張過多が起こらなかったことに関連していると思われる。この点において、その他の実験では、ドライブ（ピーク吸気流量またはピーク吸気加速）の換気に対する比率が２.５ｃｍH₂OPEEPで呼吸する麻酔なしのヒツジおよび5〜１０ｃｍH₂OPEEPで呼吸する正常なヒトでは著しく増加したことが示されている。「麻酔した大人のサルでの呼吸ドライブおよび抵抗負荷に対する換気応答」（ Newth，C.J.L.，Adams，J.A.，and Sackner，M.A.，Children's Hospital of Lo s Angeles，Los Angeles CA & Mt．Sinai Med Center，Miami Beach FL）と題された研究において、呼吸誘導体積記録器（RIP）波形からのピーク吸気流量(PIF Vt)およびピーク吸気加速(PIA Vt)は、CO₂再吸入をした子豚の運動時間平均横隔膜筋電図（EdiA/Ti）の平均勾配と密接に相関している(それぞれｒ＝.80およびｒ＝.56)。さらに、 PIF Vt、EdiA/TiおよびPIA Vtは一呼吸ごとの換気（Ve）と密接に相関している(それぞれｒ＝．85、．82および．74)。RIPおよび呼吸流量計(PNT)ドライブならびに換気(Ve)パラメータは横断肺圧(Ptp)と同様に、外部吸気(I)、呼気（E）およびその両方の組み合わせ（I+E）時において、５〜１５００ｃｍH₂O/l/ｓの抵抗付加[R]を２分間与えて麻酔したサルで測定した。すべての動物において基線量での胸郭の逆運動を記録した(平均位相角100°)。分析はＲＩＰ腹部（ＡＢ）およびＰＮＴデータに制限した。表８におけるＡＢＰｉｆ／ＰＮＴ Veの比率は換気に対する無限数のドライブに関連する*。これはパラメータが低い方のR の値よりも重要である値を示している。いずれの抵抗Ｒにおいても、ＡＢＦＲＣのレベルは変化しなかった。換気に対するドライブの比率はＩおよびＥの両方において増加したことから、抵抗負荷がかかったために呼吸筋がドライブに対して効果的に応答しなかったことがわかる。トレース時間のグラフは高いＲでのドライブの遅延増加および高いＲから低いＲに切り替わったときの遅延減少を示した。後者は高いＲでの上昇したＰａＣＯ₂付帯に関連していると思われる(19 ＰｅｄＰｕｌｍ１６７(１９９５) )。麻酔をかけたサルでは、非侵入的なドライブでの外部抵抗付加および換気パラメータに対するドライブの検出は直接測定された横断肺圧の増加ほど高感度ではない。前記研究では、呼吸ドライブおよび換気に対するドライブの比率の上昇は適度な抵抗付加に伴って生じることが示されている。ピーク吸気加速はこの点においてピーク吸気流量よりも高感度であると思われる。横断肺圧においては顕著な増加が見られたが、適度な抵抗付加では何の変化も現れなかった。後者は増加した負荷の機械的側面に直接に関連している。したがって、抵抗付加の短期間での増加には、ドライブ前に閾値に達するか、または換気に対するドライブの比率が顕著な増加を示すことが必要とされる。呼吸誘導体積記録器の呼吸波形に由来するドライブおよび換気パラメータに対するドライブの比率は、負荷の機械的な因果関係を直接測定する横断肺圧のような増加抵抗付加の検出ほど高感度ではない。しかしながら、抵抗付加の検出の際には、ピーク吸気加速はピーク吸気流量よりも高感度であると思われる。胸郭（ＲＣ）と腹部（ＡＢ）間での主要な逆運動が負荷中に生じた場合、優勢部すなわちＲＣまたはＡＢが一回呼吸量（Ｖｔ）よりもむしろ呼吸ドライブのパラメータの供給源として使用されなければならない。さらに、これらの発見により、危険な高抵抗付加について指示または警告するために、ドライブまたは換気に対するドライブの比率の増加を継続的なモニター状態に利用してもよいことが示唆される。「新生児の状態の段階分類に有用な呼吸パターンのパラメータ」（Adams，J.A .，Zabaleta，I.，Sackner，M.A.，Div Neonatology，Div．Pulm．Dis．Mt．Sin ai Med．Center，Mianmi Beach FL）と題されたもうひとつの研究が、どのパラメータが新生児の覚醒、活性および安静状態の分類に有用であるかを確認するために行われた。９人の新生児で研究グループを構成し、同じ日に２つの場合について95分間、調査を行った。ＳＤは19分で行った。彼らの行動を１分単位でのビデオ観察(Ｐｒｅｃｈｔｌ行動標準)、ならびに対応する呼吸誘導体積記録器(ＲＩＰ)、脈拍酸素飽和度測定（ＳａＯ₂）および±1ｍ秒のＲＲ間隔解像心電図（R espitrace PT，RespiEvents，Nims，マイアミビーチ、フロリダ）を用いて得られた波形記録から評価した。認識に基づいたパターンで状態を記録するために、粗の波形トレースを評価した。例えば、覚醒＝呼吸波形トレースの人為的運動、安静＝比率とＶｔの調和および通常の胸部・腹部共同作用、活性＝比率とＶｔの不一致、胸部と腹部の逆運動および胸郭部運動への寄与が少なくなることである。また、１分間の中央値および以下のパラメータの４分位領域に基づく経験的ソフトウエアアルゴリズムを、状態を評価するために使用した。パラメータは１）中央値Ｖｔ，２）一呼吸ごとのＶｔおよび全呼吸時間の差、３）心拍数および４）吸気中の位相関係の閾値である。コンピュータとパターン認識の一致は８２％、ＳＤでは８％、コンピュータとビデオでは５０％、ＳＤ１５％、パターン認識とビデオでは５１％，ＳＤ１５％であった。この３つの方法における一致が芳しくないため、３つの方法すべてが一致して他のパラメータを取り出せる期間に限ってＡＮＯＶＡ統計分析を行い、そのパラメータをＮｅｕｍａｎ−Ｋｅｕｌｓ試験に用いてこれらの状態を区別した。初回の記録に使用したものを除いて、試験した合計７０のうち、以下のパラメータは分類基準を満たしていた。グループ-違いの重要性のためにＦ値の降順で分類したため、１）時間ＲＣの比率は呼気中のＶｔと逆であった、２）全呼吸の位相関係、３）呼気の位相関係、４）位相角、５）時間ＲＣの率は吸気中のＶｔと逆であった、６）腹部ピーク吸気流量の換気に対する比率(ＰＩＦＡＢ／換気)、７）Ｖｔの平均吸気流量および８）一回呼吸のピーク吸気流量の換気に対する４分位領域を含む。最初の５つのパラメータは胸部・腹部運動の指標であり、次の２つが呼吸ドライブパラメータ、そして最後の１つが呼吸ドライブ変数パラメータである。１つ以上のこれらのパラメータをソフトウエアアルゴリズムに加減することにより、状態を区別するための識別力が高まる。新生児の状態を段階分けするためのこの改良したソフトウエアアルゴリズムは、臨床的睡眠ポリグラフの比較実験に使用することができると思われる。この研究における呼吸ドライブおよび換気に対するドライブの比率の利用は、新生児の睡眠状態および覚醒状態を識別するための補助的な手段としてもよい。このように、ドライブは安静睡眠では最小、活性睡眠時には中間、覚醒状態では最高である。ドライブの換気に対する比率はドライブ識別測定のみに相似する。ＣＯ₂再吸入により呼吸ドライブが刺激され、その神経出力が比率を増加させ、呼吸が深くなることが確認された。一般成人または呼吸流量計を通して呼吸する喘息患者のマウスピースの末端に取り付けた吸気および呼気抵抗器に加えて、呼吸ドライブへのもうひとつの刺激を組み合わせる。抵抗付加は、エアロゾル化メタコリンに誘発される気管支収縮、または吸気および呼気に負荷を課すために１３ｃｍＨ₂Ｏ／ｌ／ｓまでの外部抵抗器をマウスピースに付加することのいずれかにより設定される。この方法を試験中、１００％の酸素で呼吸を行った６人の一般成人および11人の喘息患者に対して使用し、口腔収縮圧（Ｐ０．１）および呼吸パターンを観察した。メタコリンに誘発された気管支痙攣は換気、比率、Ｖｔ／ＴｉおよびＰ０．１を増加させた。外部抵抗器を付加することにより、比率およびＶｔ／Ｔｉは減少したが換気は変化しなかった。終期呼気肺容量レベルは外部抵抗付加よりも気管支収縮によって著しい増加を示した。P0.1は気管支収縮および外部抵抗付加のどちらによっても気道抵抗の変化に比例して増加した。しかしながら、Ｐ０．１は外部抵抗付加よりも気管支収縮の際に与えられた抵抗の変化とともに大きく変化した。被験者が知覚する不快な無呼吸（呼吸困難）は両方の抵抗付加において増加したが、気管支収縮によって与えられた抵抗は常に高い方の値であった。正の呼気終期圧（ＰＥＥＰ）を気道に印加することにより、肺に過度膨張が起こり、そのために呼吸ドライブが増加する。下記の実験の目的は、ピーク吸気流量およびピーク吸気加速が上記に報告した実験条件のときと同じ呼吸ドライブの変化を反映することを確認することである。８人の一般成人がこれらの実験に参加したか、１人の有志のデータのみを使用して以下に記載した。一般成人の実験において、Ｏ₂混合物中７％のＣＯ₂の再吸入を約３分間行った。図５に有志成人のＣＯ₂再吸入に対する呼吸波形の応答を示す。これはピーク吸気流量パラメータを表す。図６はＣＯ₂再吸入に対する呼吸波形の応答を示す。これは主にピーク吸気加速パラメータを表す。図７および８は呼吸ドライブの尺度、例えばＰＩＦＶｔ、ＰＩＡＶｔ、Ｖｔ／Ｔｉおよびその出力における良好な相関関係、つまり換気を示す。図９は１３ｃｍＨ₂Ｏ／ｌ／ｓまでの吸気への外的抵抗付加がドライブのピーク吸気流量の尺度およびドライブの換気に対する比率に影響を与えなかったことを示す。回収時にドライブは増加した。図１０は吸気への抵抗付加によって呼吸ドライブのピーク吸気加速の尺度が低下したことを示す。図１１および１２において、吸気への外部付加とは対照的に、ピーク吸気流量（図１１参照）およびピーク吸気加速（図１２参照）パラメータの両方での増加から明らかなように、呼気への外部抵抗付加（１３ｃｍ／Ｈ₂Ｏ／ｌ／ｓ）により、呼吸ドライブが増加した(図１１参照)。ドライブの換気に対する比率が増加した。また、終期呼気肺容量レベルにおいてわずかな増加がみられた。図１３および１４に示すように、被験者が常圧で吸気した時に１０ｃｍＨ₂ＯＰＥＥＰを印加することにより、ピーク吸気流量パラメータまたはピーク吸気加速パラメータのいずれかにより測定されたドライブの連続的な増加を伴う終期呼気肺容量レベルの著しい増加が見られた。ドライブの換気に対する比率において、連続的で大きな増加が見られた。これは強力な肺の過度膨張に関連する増加したドライブに対する非常に非効率的な換気応答を意味する。さらに、最後３分の１のＰＥＥＰ印加中に心電図のＲＲ間隔（記録のＲＲトレース）が減少したことは、心拍数の著しい増加を表している。被験者は無呼吸状態に耐えられなくなるので、マウスピースでの呼吸を２〜３分以内に任意に中断してＰＥＥＰバルブに移動した。心電図のＲＲ間隔（図１２参照）の低下によって表される心拍数は最後３分の１のＰＥＥＰ印加中に上昇し、肺の過度膨張の交感神経系ストレスの他覚的徴候を示している。この実験モデルは、同様に肺の過度膨張、呼吸ドライブの増加およびドライブの換気に対する比率の増加を伴う肺気腫と類似している。「アレルギー症のヒツジにおけるカルバコール投与時の呼吸ドライブ」(T Str omberg，JA Adams，WM AbrahamおよびMA Sacner)と題された研究において、１４体の麻酔なしのヒツジに対照としてエアロゾル化した塩水を吸入させ、次いで閾値まで気管支収縮が生じるまでカルバコールを吸入させた。結果は表９に要約されたこの研究により、気管支収縮時にピーク吸気加速が増加し、したがって呼吸ドライブが増加することがわかる。この現象は気道における流量の呼吸誘導体積記録による測定、または呼吸流量計による測定のいずれにおいても検出することができる。ここに記載したような呼吸ドライブの尺度としてのピーク吸気流量およびピーク吸気加速を評価するための独自の調査報告のほかに、呼吸ドライブが変化する別の事態が存在する。このような事態において、例えば横隔膜筋電図、閉塞圧( Ｐ０．１)、平均吸気流量および最大吸気圧の画分としての食道圧比率（％ＰＩｍａｘに分割されたＰｅｓ）のような他の方法が、ドライブの指標として使用された。このような他の事態の例についてこれより説明する。呼吸筋疲労。この状態は、呼吸筋収縮の欠如または無駄な収縮による換気排出量の減少を伴う呼吸ドライブの増加の有無によって診断される。その初期段階において、動脈中の二酸化炭素は減少するが、後に動脈中の二酸化炭素は保持される。もし治療しないでおくと、呼吸停止と死がついに起こる。この進行は、麻酔をかけた犬における敗血症性ショックのモデルで実験的に生じた。横隔膜筋電図、横隔膜ニューログラムおよび気管閉塞圧力がドライブをモニターするのに用いられた。横断横隔膜圧力が、横隔膜筋の収縮状態とその出力尺度としての毎分換気量を記録するために用いられた。機能不全における呼吸筋疲労もまた、慢性閉塞性は肺疾患を患う患者および肺浮腫を患う患者において換気不全症の急性悪化時に、出血性ショックで見られた。肺塞栓症。実験的な肺塞栓症によって速く浅い呼吸が生じるが、これは呼吸中枢の反射刺激に帰せられる発見である。臨床的には、（不快な息切れである）呼吸困難や頻呼吸（急速な呼吸速度）が知られている。呼吸ドライブの値は、肺塞栓症においては報告されていないが、それが呼吸困難や頻呼吸の原因になることは非常にありそうだ。急性肺浮腫。心不全または成人呼吸困難症候群を伴うこの状態の呼吸パターンは、呼吸速度の増加、変化しやすい一回呼吸量値、毎分換気量の増加によって特徴づけられる。呼吸ドライブは増加する。流体の蓄積による硬化した肺のためもし弾性負荷が過度になれば、呼吸筋の疲労は進み、ドライブは連続するが換気は減少する。喘息。ドライブの尺度である平均吸気流量は、喘息を患う子供において睡眠時の胃酸の下部食道への逆流が原因で起こる気管支痙攣時に増加する。しかも、動的肺膨張は、誘発された喘息、特に高レベルの気管支収縮時の急性の息切れの重要な一因となる。これは、吸気筋の圧力を生じる能力を著しく損ない、気管支痙攣の制限的な負荷によってすでに負担を負っている筋肉に実質的に弾性の吸気閾値負荷を加える。動的過度膨張（ＤＨ）に続く吸気閾値負荷（ＩＴＬ）は、各呼吸の開始時に生み出される吸気作用力が呼気終期の胸壁および肺の対抗する内側抵抗圧力が克服されるまで報われないことを意味する。さらに、気管支収縮は、Ｐｅｓ値を標準化する手段である、％ＰＩｍａｘで割った食道圧（Ｐｅｓ）の比によって測定したような呼吸ドライブの上昇に関連する。心不全の中枢性睡眠時無呼吸。４５％未満の駆出割合を持つ治療された持続性の心不全を患う患者は、覚醒時正常呼吸（ＰａＣＯ₂＞３５かつ＜４４）と低炭酸症（ＰａＣＯ₂＜３５）に分類された。中枢性の無呼吸および呼吸低下の存在、心室性頻拍の度重なる発生は、正常呼吸の患者より低炭酸症の患者のほうがかなり大きかった。低炭酸症の患者は、過度の周期性変動呼吸のため、覚醒がかなり増え、睡眠効率が低下する。中枢性睡眠時無呼吸についての低覚醒ＰａＣＯ₂の正の予測値は７８％であった。心室性頻拍の罹患率は、慢性的心不全をもつ正常呼吸患者より低炭酸症患者のほうが２０倍大きい。低炭酸症患者は、低いＰａＣＯ₂のため、覚醒状態時、呼吸ドライブを増加させた思われる。呼吸ドライブの抑制。呼吸ドライブの測定は、制限性および閉塞性の肺疾患を患う患者のようにドライブが過剰に上昇している場合、麻酔剤や鎮静剤のドライブを下げる効果を測定するのに用いることができる．過度の気管気管支分泌物。気管気管支分泌物を過度に停留させている患者においても呼吸ドライブが増加する。その値をモニターすることは、気管気管支の洗浄を向上させる手段、例えば、吸引、体位廃液法等についての決定に役立つ。機械的換気補助からの離脱。Ｐ０．１と測定されるような呼吸ドライブの増加は、機械的換気補助が必要な換気不全を患うＣＯＰＤ患者に見られる。測定は、換気補助からの離脱のタイミングを計るのに用いられる。離脱を考慮する何日間かにわたってドライブが上昇したままであれば、おそらく、患者を人工呼吸器から離せば、その後まもなく再挿管が必要となり人工呼吸器に戻ることになるであろう。一方、呼吸ドライブが落ちれば、おそらく人工呼吸器から永続的に離しておくことが成功するであろう。換気補助のためのＣＰＡＰ。ｍｔａＥＤｉ（横隔膜筋電図）活性は、深刻なＣＯＰＤＦＥＶ１．０＝２０％予測正常を持つ患者において増加する。このような患者は、２．６ｃｍ．Ｈ₂Ｏに匹敵する内因性ＰＥＥＰを持つ。外部ＰＥＥＰの追加は、内因性ＰＥＥＰとｍｔａＥＤｉを減少させた。これらのデータは、呼吸ドライブの測定が効果的な換気補助を達成するのに必要な外部ＰＥＥＰの大きさを制御するのに使用できることを示唆している。肺の動的過度膨張は、誘発された喘息時、特に高レベルの気管支収縮時の急性息切れの重要な誘引である。これは、吸気筋の圧力を生成する能力をひどく損ない、気管支痙攣の抵抗負荷によってすでに負担を強いられている筋肉に実質的に弾性の吸気閾値負荷を追加する。動的過度膨張（ＤＨ）に続く吸気閾値負荷（ＩＴＬ）は、各呼吸の開始時に生み出される吸気作用力が呼気終期の胸壁のおよび肺の対抗する内側抵抗が克服されるまで報われないことを意味する。この現象は、内因性ＰＥＥＰによって明らかなように、機械的に換気される換気不全のＣＯＰＤ患者に起こる。外的な正の連続性気道圧（ＣＰＡＰ）の印加は、患者を楽にし、人工呼吸器のトリガー感度を向上させることによって息切れを軽減する。内因性ＰＥＥＰは呼吸ドライブとドライブ対換気量比の増加に関連するので、内因性ＰＥＥＰを検知する量的モニターが達成可能である。上記の実験の間、ピーク吸気加速の分析結果はピーク吸気流量のそれと平行したが、一般的に、加速値は流量値より変わりやすい。これは、特許誘導体積記録ハードウェアの比較的遅いデジタルサンプリング速度によるものであった。これまで入手可能であったハードウェアは、５０ポイント／秒でトランスデューサ信号をサンプリングすることで本当の加速ピーク値をいくつか逃す。今日新しい電子回路が開発され、２００ポイント／秒までのデジタルサンプリング速度を可能にし、この問題を回避することによって、ピーク吸気流量値と加速値の測定精度を向上させた。迅速なサンプリング速度は、高周波数換気（４から１５Hzの呼吸往復運動）時の、誘導体積記録器によってモニターされる呼吸波形の正確な表示を可能にする。この装置は、機械的人工呼吸器による吸気膨張を開始させる迅速反応トリガーとして役立つことができる。この装置は、心室容積、収縮期間隔、頚動脈波および内頚静脈波の誘導体積記録器での測定のタイミング精度を向上させる。誘導体積記録トランスデューサのベース周波数は、トランスデューサのインダクタンスとオシレータ回路の抵抗とキャパシタンスによって決定される。これらのパラメータのそれぞれは、独立して調節してもよい。例えば、RCまたはAB、ネック等のモニターされる身体の部位を周るトランスデューサの回転数を上げると、信号の振動周波数が変化し、Ｓ／Ｎ比が改善される。トランスデューサ間の振動信号周波数の差を最大にすることによって、トランスデューサ間の電気的クロストークを最小にでき、これによって隣接する誘導体積記録センサ間のＳ／Ｎ比を上げることもできる。誘導体積記録信号の電気的ノイズの他の原因は、未復調信号を復調モジュールに運ぶケーブルである。このノイズは、オシレータをトランスデューサバンド上に直接位置させ、オシレータが生成する信号をいかなる数であっても誘導体積記録ハードウェアが受信できるようにして最小化される。これらのハードウェアおよびトランスデューサの動作の変更と改善によって、より一貫したピーク吸気流量値と加速値がもたらされることが予備研究によって確認された。現在市販されているこれまでの誘導体積記録ハードウェアは、５０Ｈｚの速度で、トランスデューサのインダクタンスの変化を、バンド下の断面積の変化に比例して対応する信号に変える。Ｓ／Ｎは、信号が通常の呼吸であるとき約１００対１である。５０ポイント／秒から２００ポイント／秒にデータサンプリング速度を上げるために、バンド周波数ディバイダは４９０６サイクルから１０２４サイクルに減少された。バンド振動周波数は変わらなかった。Ｓ／Ｎ比を保つ実際には改善するために、２つの処置がとられた。第１に、振動周期カウンタが１０ＭＨｚから４０ＭＨｚに増加され、５０ポイント／秒ハードウェアと同じ振動周期分解能を保った。第２に、従来の誘導体積記録ハードウェアで用いられていた分離ポットコアが高性能トロイドに取り換えられた．以前のポットコアの応答は、新しい５ｍｓ（２００Ｈｚ）ウィンドで正確なサンプリングを達成するためには不充分だと分かった。新しいトロイドは、５０Ｈｚでポットコアが達成したより良いＳ／Ｎ比を２００Ｈｚでもたらした。これまで市販されている誘導体積記録ハードウェアは、フィリップス（Philli ps）１４０８ＰＬ００−３Ｂ９ポットコアを使用している。本発明の迅速応答装置において、これらは、フィリップス７６８XT１８８−３F３に変更された。材料の変更（３B９から３F３へ）によって製造の困難性が増したが、それでも得られたものによって相殺される。ハードウェアのデジタル回路もまた新しくされ、７４シリーズCMOSロジックから集積界磁プログラム可能ゲート列（FPGA）(フィリップスPZ5128-S10A94)に変更された。この単独ＦＰＧＡは、２つの誘導体積記録チャンネルのためのデジタルロジックをすべて含み、またマイクロコンドローラのためのグルーロジック（ glue logic）となる残存容量（leftover capacity）も有する。マイクロコントローラは、誘導体積記録チャンネルと同じプリント回路カード上に今や統合され、始めて単一カードQDC較正可能誘導体積記録解決を実現する。表面実装技術および集積ＦＰＧＡの利用によって、この単一カードの大きさは、ＱＤＣ較正やアナログ出力のために必要な部品であるマイクロプロセッサを含まなかった、以前の誘導体積記録ハードウェアカードの約半分に減少した。本発明の２チャンネル誘導体積記録チャンネル方式は、電気的クロストークを避けるために別個のベース周波数に各オシレータを保持することによって８チャンネルまで拡張可能である。これは、２チャンネル方式を繰り返すか、または、より高性能なマイクロコントローラと共に高密度ＦＰＧＡを用いて、単一カード上に追加の誘導体積記録チャンネルを設けることによって実行される。上述したように、流量または圧力センサからの気道部位でのトリガー技術は、患者自身の吸気の開始に対し常に遅くなる。このことは、体表に設置されたトリガーセンサについての研究を生み出したが、利用された技術、例えば、インピーダンス呼吸記録法やグラスビー（Graseby）カプセルは信頼できない。グラスビーカプセルは、おそらく腹部全体または胸郭全体の呼吸信号よりむしろ腹壁の局所的動きからトリガーするため、流量によってトリガーされるシステムの遅延を短縮しなかった。発明の迅速応答呼吸誘導体積記録器は、食道の圧力に近いので、これまで満たされていなかった、急速にトリガーする必要性を達成することは明らかだ。トリガー閾値は、パーセント基線量体積に基づく準量的なものであってもよいし、ｍｌ体積またはｍｌ／ｓ流量に基づく量的なものであってもよい。トリガーパルスは、胸郭または腹部の主導部分に起因してもよい。好ましい実施態様において、迅速応答呼吸誘導体積記録装置（２００ポイント／秒までの分解能）は、体積、流量または加速のいずれかの閾値を超えたときパルスを人工呼吸器に送ることによって機械的人工呼吸器の吸気膨張の開始を制御する。好ましさが劣る実施態様において、これまで入手可能な呼吸誘導体積記録装置（５０ポイント／秒までの分解能）は、体積、流量または加速のいずれかの閾値を超えたときパルスを人工呼吸器に送ることによって機械的人工呼吸器の吸気膨張の開始を制御する。トリガーパルスは、体積、流量または加速のいずれかの閾値を超えたとき、胸郭または腹部のどちらが主導であるかによって、その波形から生み出される。トリガーのための部分の選択は、手動またはコンピュータによって自動的に実行してもよい。本発明の他の目的は、呼吸誘導体積記録器をコントローラとして用いることによって、現行のＣＰＡＰ装置内の呼吸タコグラフ主要センサの制限を排除または最小にすることである。胸郭および腹部にわたって配置されるトランスデューサが量的に較正され呼吸量をモニターし無呼吸／呼吸低下を検知できる他の呼吸モニター装置は、より好ましさが劣る選択肢になるかもしれない。平均吸気流量（ＭＩＦ）で割ったピーク吸気流量（ＰＩＦ）指数は、呼吸タコグラフ流量波形について他のものによって計算されてきたような同様の方法での吸気流量形の尺度としての、呼吸ごとの、呼吸誘導体積記録の一回呼吸量呼吸波形から計算される。ＭＩＦは、吸気時間で割った一回呼吸量からではなく、流量波形からの任意の流量閾値の上の積分値から計算されなければならない。これは、呼吸内の流量ゼロの正常の休止または極めて低い流速が、どこで吸気が始まったか不確かなことから、吸気時間の一部として含まれてしまう恐れがあるからである。例えば、もし１秒の呼気の休止があれば、その一部が意図せずに吸気時間に含まれ、そのためＰＩＦ／ＭＩＦ比の間違った低い値が導かれる。非閉塞呼吸を示すシヌソイド形の吸気流量波形は、π／２＝１．５７のＰＩＦ／ＭＩＦ値を有する。完全な矩形の吸気流量波形は、１．０のＰＩＦ／ＭＩＦ値を有する。シヌソイド形からのかなりの平坦化は、約１．３以下のＰＩＦ／ＭＩＦ値で存在する。場合により、部分的な閉塞が約１．８５より大きいＰＩＦ／ＭＩＦ値になるような非常に高いピーク吸気流量を伴うことがある。従って、１．３未満および１．８５より大きいＰＩＦ／ＭＩＦ値は、ＰＩＦ／ＭＩＦ値を約１．３１〜１．８４の最適範囲に保つために、手動でまたはサーボ制御システム内の遅延により処理されるＣＰＡＰレベルの上昇を必要とする。また、ＰＩＦ／ＭＩＦの計算のための同じアルゴリズムを呼気流量波形に適用することができる。呼気道閉塞についての形状の意義は、吸気道閉塞と同じである。ＭＥＦは、呼気時間で割った一回呼吸量からではなく、流量波形からの任意の流量閾値の上の積分値から計算されなければならない。これは、呼吸中の流量ゼロの正常の休止または極めて低い流速が、どこで呼気が終わったか不確かなことから、呼気時間の一部として含まれてしまう恐れがあるからである。例えば、もし１秒の呼気の休止があれば、その全部または一部が意図せずに呼気時間に含まれ、そのためＰＥＦ／ＭＥＦ比の間違った低い値が導かれる可能性がある。１．３末満および１．８５より大きいＰＥＦ／ＭＥＦ値は、ＰＥＦ／ＭＥＦ値を約１．３１〜１．８４の最適範囲に保つために、手動でまたはサーボ制御システム内の遅延により処理されるＣＰＡＰレベルの上昇を必要とする。吸気および／または呼気流量波形の形状をＣＰＡＰレベルの制御に利用するのに加えて、呼吸ドライブおよび呼吸ドライブの換気量に対する比は、抵抗負荷の確認指標または独立標識として利用できる。ピーク吸気流量および加速等の尺度は、抵抗負荷によって増加されるドライブの尺度としてここでは記載してきた。ドライブの換気量に対する比は、患者に送られるＣＰＡＰ圧力の二次調節を許容する。ＣＰＡＰレベルはまた、呼吸誘導体積記録器によって検知される閉塞性無呼吸および呼吸低下の頻度に基づいて変更してもよい。体積記録器は、中枢性無呼吸および呼吸低下が存在するとき、ＣＰＡＰの変更を避けたり、またはＣＰＡＰを変更したりするようプログラムしてもよい。最後に、ドライブおよびドライブ対換気量比尺度は、急性気管支痙攣によって生じた動的な過度膨張による吸気閾値負荷の上昇を検知するのに用いることができる。この状態は、ＣＰＡＰを適用してドライブおよびドライブ対換気量比を下げることによって矯正することができる。このように本発明の基本的な新規な特徴をその好ましい実施態様に適用したものとして示し、説明し、指摘してきたが、本発明の精神から離れることなく、記載された装置の形態および詳細についての様々な省略、置換および変更が当業者によってなされるかもしれないと理解できるであろう。例えば、同じ結果を達成する実質的に同じ方法で実質的に同じ機能を実行するこれらの要素および／または方法過程の組み合せのすべてが本発明の範囲に入ることが明白に意図されている。従って、添付の請求項の範囲によって示されるようにしか制限されないということが意図することである。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項【提出日】平成１０年１０月１６日（１９９８．１０．１６）【補正内容】ーを有する４つの幼児用人工呼吸器が入手可能になった。それらが幼児モデル肺シミュレータを用いてテストされた。テストは、幼児において換気ドライブが上昇した状態や気管内チューブが小さい状態ではPVTは適当ではないかもしれないと示した。例えば、高換気ドライブ時３Eの気管内チューブを用いたとき、遅延時間は138msec.であった。いずれの人工呼吸器、部位（気道、気管、肺胞）および気管内チューブ直径（３mm、４mm、５mm）についても遅延時間は、最低値60ms ec.であった。研究者は、機械的人口呼吸器をトリガーするのに許容できない遅延があるため、幼児において換気ドライブが上昇した状態や気管内チューブが小さい状態ではPVTは適当ではないと結んでいる。図16は、抵抗性気道疾患または気管狭窄の患者で起こるかも知れないような、気流への抵抗の増加がどのように気道に設置されたセンサからの機械的人口呼吸器をトリガーする際の許容できない遅延を生み出すかを示す。図１６に示す記録は、高い抵抗を介して呼吸する麻酔を施したサルのものである。MVt(一回呼吸量）、ｍRC（胸郭）およびmAB（腹部）は、タイミングがすべての線について合うようにフィルタ遅延のために調節したレスリトレース（Resritrace）波形を示す。吸気の本当の開始は、食道（横断肺圧力-Ptp）の負の偏りから描かれ、吸気の遅延開始は、抵抗負荷の存在下の一体化呼吸気流計波形（IPNT）から描かれる。この例では、気道センサからの吸気の開始の遅延は、機械的人口呼吸器からの吸気呼吸のトリガーとして容認できない。しかしながら、呼吸誘導体積記録器（Resp itrace^TM）の腹部部分（AB）からの信号は、Ptpと位相が同じなので、容認できるであろう。この記録の他の線は、その数値と共に胸腹部協調のインデックスである。成人については、急性の悪化から回復中のCOPD患者に対しフルフェースマスクを介して非侵襲的に送られる圧力維持換気（PSV）および補助／制御換気（A/C）中の、１および５L/mでのフロートリガー（FT）および１cm.H₂O での圧力トリガー（PT）についてのデータが報告されている。毎分換気量、呼吸パターン、動的肺コンプライアンス（dynamic lung compliance）と抵抗、および呼気終期肺容積の変化は、２つのトリガーシステムで同じであった。呼吸仕事量を扱う測定値は、PSVおよびA/Cモードの双方でPTよりFTが低かった。これは、 FTでは内因性PEEPが減少しバルブ開口時間が速かったためである。フロートリガー（FT）は、一定の流量補助／制御換気よりPSVと共に用いたとき、圧力トリガー（PT）より一貫して呼吸作用を減少させた。この分野における重要な進歩は、食道圧のような患者により近い信号からの人工呼吸器をトリガーすることができる技術の発達を待たなければならないかもしれないと報告されている。この点で、図16は、Respitrace^TMまたは断面積あるいは周囲を測定する他のいかなる種類の装置を用いる腹部部分拡張の吸気開始がその必要を満たすことを示す。いくつかの場合では、RC拡張の吸気開始もまた適切なトリガーとして役立つかもしれない。圧力調節能を有する空気源から鼻マスクを通して通常送られる正の連続的気道圧（CPAP）は、閉塞性睡眠時無呼吸症候群や「上気道抵抗症候（最も急な傾斜までの接線として示す）が増加する。肺容積線の吸気リム（limb ）に接するの最も急な線は、派生または流量線のピーク傾斜と同等である。これらもまた、ヘッドアップ傾きと共に増加し、ピーク吸気流量が呼吸ドライブのしるしとして役立つかもしれないと示唆する。図３は、W．A．LaFramoise，D．E． WoodrumのElevated Diagram Electromyogram During Neonatal Hypoxix Ventila tory Depression，59.Appl．Physiol．1040-1045（1985）から引用した。接線は、統合筋電図（Integrated Electromygram）線（mtaEdi）とVt線の最も急な傾斜で元の図に加えられた。これら２つのパラメータのピーク傾斜と平均傾斜の双方は、低酸素症のガス混合物を子猿に投与したとき増加した。これは、呼吸気流計または呼吸誘導体積記録器からのピーク吸気流量が呼吸ドライブのしるしとなるかもしれないことを示唆する。従って、図1、２および３の分析から、呼吸波形からのピーク吸気流値とピーク加速値がCO₂吸入による呼吸中枢刺激時のmtaEdiの平均傾斜、「呼吸ドライブの金の標準」および関連するEdiパラメータに対する相関関係の候補であることが明らかである。これらのパラメータの双方がP0.1とVt/Tiが不正確になる可能性の問題を避ける。つまり、これらの各パラメータのピークは、目あるいはコンピュータプログラムによって簡単に選択でき、吸気が開始した点の選択から独立している。一回呼吸波形のピーク吸気流量は、ピーク呼気流量あるいは平均吸気流量の比の成分として利用されるとき上気道吸気閉塞の特徴となる。さらに、呼吸波形のピーク加速は、医学文献では以前に呼吸パターンのいかなる種類のパラメータとしても記載されたことがない。ピーク加速が、通常呼吸（通常空気呼吸）およびCO₂呼吸の双方について、吸気呼吸時の最初の30％で殆どのニューロンが補充（recruit）されることを示すロットするグラフであり；図12は、呼気抵抗負荷中のピーク吸気加速パラメータのトレースをプロットするグラフであり；図13は、PEEP10cmH2O負荷中のピーク吸気流量および加速パラメータのトレースを示すグラフであり；図14は、PEEP10cmH2O負荷中のピーク吸気流量および換気量のトレースを示すグラフであり；図15は、機械的人口呼吸器のトリガー相を示すタイミングダイアグラムである。図16は、麻酔を施したサルに加えた外因性の吸気抵抗性負荷の記録であり、もし機械的な人工呼吸器が気道に設置されたセンサによってトリガーされたならば起こり得るタイミングの間違いを示す。発明の詳細な説明本発明による呼吸ドライブを決定(determine)する方法は、呼吸波形のピーク吸気流量パラメータおよびピーク吸気加速パラメータを使用することを含む。これらパラメータの換気に対する比率は、長さ-張力適性と関連して分析される。呼吸誘導体積記録器を用いることにより、本発明の方法は上記のような呼吸ドライブの理想的なモニター特性を満たす。この方法は非侵入的技術を用いる点で有利であり、非連続的または連続的な観察が可能であり、一呼吸ごと、または１分平均でドライブおよび換気を得るために簡単なアルゴリズムを用いて呼吸波形を分析する。以下の段落で、本発明の方法を評価および説明するための実験に基づく根拠が提供される。第１の実験では、ネコの観察において呼吸ドライブがノンレム睡眠中よりもレム睡眠中のほうが高いことを確認するために、本発明の方法を使用した。この実験の目的は、睡眠中の正常なヒトの新生児におけるこの実験結果を調査し、確認することであった。これまで市販されている誘導体積記録ハードウェアは、フィリップス（Philli ps）１４０８ＰＬ００−３Ｂ９ポットコアを使用している。本発明の迅速応答装置において、これらは、フィリップス７６８XT１８８−３F３に変更された。材料の変更（３B９から３F３へ）によって製造の困難性が増したが、それでも得られたものによって相殺される。ハードウェアのデジタル回路もまた新しくされ、７４シリーズCMOSロジックから集積界磁プログラム可能ゲート列（FPGA）(フィリップスPZ5128-S10A94)に変更された。この単独ＦＰＧＡは、２つの誘導体積記録チャンネルのためのデジタルロジックをすべて含み、またマイクロコントコーラのためのグルーロジック（ glue logic）となる残存容量（leftover capacity）も有する。マイクロコントローラは、誘導体積記録チャンネルと同じプリント回路カード上に今や統合され、始めて単一カードQDC較正可能誘導体積記録解決を実現する。表面実装技術および集積ＦＰＧＡの利用によって、この単一カードの大きさは、ＱＤＣ較正やアナログ出力のために必要な部品であるマイクロプロセッサを含まなかった、以前の誘導体積記録ハードウェアカードの約半分に減少した。本発明の２チャンネル誘導体積記録チャンネル方式は、電気的クロストークを避けるために別個のベース周波数に各オシレータを保持することによって８チャンネルまで拡張可能である。これは、２チャンネル方式を繰り返すか、または、より高性能なマイクロコントローラと共に高密度ＧＡを用いて、単一カード上に追加の誘導体積記録チャンネルを設けることによって実行される。上述したように、流動または圧力センサからの気道部位でのトリガー技術は患者自身の吸気の開始に関して常に遅くなる。この遅延は図１６に示すように強い抵抗負荷時に非常に長くなる。この図において、一体型肺タコグラフである気道センサは、吸気の開始についての基準、即ち、食道または横断肺圧力に比べ大幅に遅れている。このことは、体表に設置されたトリガーセンサについての研究を生み出したが、利用された技術、例えば、インピーダンス呼吸記録法やグラスビー（Graseby）カプセルは信頼できない。グラスビーカプセルは、おそらく腹部全体または胸郭全体の呼吸信号よりむしろ腹壁の局所的動きからトリガーするため、流動によってトリガーされるシステムの遅延を短縮しなかった。発明の迅速応答呼吸誘導体積記録器は、食道の圧力に近いので、これまで満たされていなかった、急速にトリガーする必要性を達成することは明らかだ。トリガー閾値は、パーセント基線量体積に基づく準量的なものであってもよいし、ｍｌ体積またばｍｌ／ｓ流量に基づく量的なものであってもよい。トリガーパルスは、胸郭または腹部の主導部分に起因してもよい。図１６において、呼吸誘導体積記録器で測定された腹部拡張（ＡＢ）は、最も一貫してＰｔｐをたどり、この状況で必要であれば機械的換気をトリガーする非侵襲性の波形を提供することができた。好ましい実施態様において、迅速応答呼吸誘導体積記録装置（２００ポイント／秒までの分解能）は、体積、流量または加速のいずれかの閾値を超えたときパルスを人工呼吸器に送ることによって機械的人工呼吸器の吸気膨張の開始を制御する。好ましさが劣る実施態様において、これまで入手可能な呼吸誘導体積記録装置（５０ポイント／秒までの分解能）は、体積、流量または加速のいずれかの閾値を超えたときパルスを人工呼吸器に送ることによって機械的人工呼吸器の吸気膨張の開始を制御する。トリガーパルスは、体積、流量または加速のいずれかの閾値を超えたとき、胸郭または腹部のどちらが主導であるかによって、その波形から生み出される。トリガーのための部分の選択は、手動またはコンピュータによって自動的に実行してもよい。本発明の他の目的は、呼吸誘導体積記録器をコントローラとして用いることによって、現行のＣＰＡＰ装置内の呼吸タコグラフ主要センサの制限を排除または最小にすることである。胸郭および腹部にわたって配置されるトランスデューサが量的に較正され呼吸量をモニターし無呼吸／呼吸低下を検知できる他の呼吸モニター装置は、より好ましさが劣る選択肢になるかもしれない。平均吸気流量（ＭＩＦ）で割ったピーク吸請求の範囲１．被験者の呼吸波形をモニターするステップと、モニターした呼吸波形から被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップと、決定されたピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つから被験者の呼吸ドライブを決定するステップとからなる、生体被験者の呼吸ドライブを測定する方法。２．呼吸波形をモニターするステップが、被験者の胸郭の動きおよび腹部の動きを測定するステップと、胸郭の動きおよび腹部の動きの合計から一回呼吸量を決定するステップとからなり、ピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、測定された胸郭の動きと測定された腹部の動きと決定された一回呼吸量の一つに応答して選択された所定の時にピーク吸気流量およびピーク吸気加速の一つを決定することからなる請求項１の方法。３．呼吸波形をモニターするステップが、被験者の一回呼吸気量および気流の一つを測定することからなる請求項１の方法。４．呼吸波形をモニターするステップが、肺活量計、呼吸記録器、身体体積記録器、鼻口サーミスタおよび鼻口熱電対の一つを用いて被験者の呼吸波形をモニターすることからなる請求項１の方法。５．呼吸波形をモニターするステップが、被験者の体表に外側からあてがわれる装置を用いて被験者の呼吸を測定することからなる請求項１の方法。６．呼吸波形をモニターするステップが、呼吸誘導体積記録器、ジャーキン（je rkin）体積記録器、線形差分変換器、磁気計、ふいご型呼吸記録器、ひずみゲージ、圧電装置、インダクタンス周囲変換器、インピーダンス呼吸記録器および胴の動きの画像変換の一つを用いて被験者の呼吸波形をモニターすることからなる請求項１の方法。７．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、気道内圧、胸腔圧、横断横隔膜圧、首誘導体積記録器および呼吸音測定の一つを用いてピーク吸気加速を決定することからなる請求項１の方法。８．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、被験者の吸気の開始から±３００ｍｓｅｃ．の領域内のピーク吸気加速を決定することからなる請求項１の方法。９．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、呼吸毎に時間平均でピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定することからなる請求項１の方法。１０．ＣＯ₂および低Ｏ₂ガス混合物のうちの一つの呼吸による被験者の脳の呼吸中枢の完全性の査定、被験者の覚醒および睡眠状態にわたる被験者の基線量呼吸中枢活性の査定、閉塞性の無呼吸／呼吸低下時の被験者の呼吸中枢ドライブの査定、睡眠時の被験者の外的呼気抵抗負荷の有無の検知、被験者が鼾と上気道抵抗症候群の一つを持つ場合、被験者の正の気道圧の滴定のための設定点の提供、被験者の気管支収縮の有無のモニター、通常呼吸ドライブを低下させる麻酔剤、鎮静剤および鎮痛剤の被験者への作用の測定、被験者の疾病状態の尺度としての被験者の呼吸ドライブの類別、被験者の機械的換気時の呼吸ドライブの状態の査定、被験者が行う疲労の可能性のある作業時の被験者の呼吸筋の状態の査定、新生児被験者の低酸素血症発生の間接的な標識、被験者の滞留気管気管支分泌物の標識、被験者の睡眠時の夜間気管支痙攣の診断、過度に高い呼吸ドライブを低下させるために被験者に麻酔剤を投与した後の被験者の呼吸中枢抑制の検知、被験者の内因性の正の呼気終期圧(positive end expiratory pressure PEEP)の有無のモニターおよび有害なガス環境で作業する被験者の呼吸困難の検知のうちの一つのために、決定された呼吸ドライブを用いるステップをさらに含む請求項１の方法。１１．一回呼吸量、吸気流量および吸気加速のうちの一つが閾値を超えたときトリガーパルス信号を発生するステップをさらに含む請求項２の方法。１２．トリガーパルスを発生するステップが、胸郭の運動および腹部の運動のうち主導のものに由来する一回呼吸量、吸気流量および吸気加速の一つを用いることからなる請求項１１の方法。１３．手動選択および自動選択のうちの一つを用いて胸郭の運動および腹部の運動のうち主導のものを選択するステップをさらに含む請求項１２の方法。１４．トリガーパルスに応答して機械的人工呼吸器による膨張を開始するために、被験者に接続された機械的人工呼吸器にトリガーパルス信号を送るステップをさらに含む請求項１１の方法。１５．呼吸速度と一回呼吸量との積から換気量を決定するステップと、息切れの尺度としてピーク吸気加速の換気量に対する比を計算するステップとをさらに含む請求項２の方法。１６．呼吸ドライブおよび呼吸ドライブの換気量に対する比のうちの一つに応答して、被験者に接続された連続正空気圧（ＣＰＡＰ）装置のために最適圧力レベルを決定するステップをさらに含む請求項１５の方法。１７．最適圧力レベルを決定するステップが、被験者が閉塞性睡眠時無呼吸、呼吸低下、上気道抵抗症候群および動的過度膨張の一つを患っている場合、被験者に接続されたＣＰＡＰ装置の最適圧力レベルを決定することからなる請求項１６の方法。１８．呼吸波形をモニターするステップが、呼吸誘導体積記録器を用いて呼吸波形をモニターすることからなり、前記方法が、呼吸波形から平均吸気流量を測定するステップと、ピーク吸気流量を平均吸気流量で割って計算された値に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置の圧力レベルを制御するステップとをさらに含む請求項１の方法。１９．呼吸波形をモニターするステップが、呼吸誘導体積記録器を用いて呼吸波形をモニターすることからなり、前記方法が、呼吸波形から平均呼気流量とピーク呼気流量とを測定するステップと、ピーク呼気流量を平均呼気流量で割って計算された値に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置の圧力レベルを制御するステップとをさらに含む請求項１の方法。２０．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップと、測定された胸郭の動きと測定された腹部の動きとの合計から被験者の呼吸器系の一回呼吸量を決定するステップと、胸郭の動き、腹部の動きおよび一回呼吸量の一つから被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップと、ピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つから呼吸ドライブを決定するステップとからなる、被験者の呼吸ドライブを測定する方法。２１．胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験患者の体表に外側からあてがわれた装置を用いて前記動きを測定することからなる請求項２０の方法。２２．胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、呼吸誘導体積記録器、ジャーキン（jerkin）体積記録器、線形差分変換器、磁気計、ふいご呼吸記録器、ひずみゲージ、圧電装置、インダクタンス周囲変換器、インピーダンス呼吸記録器および胴の動きの画像変換の一つを用いることからなる請求項２０の方法。２３．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、被験者の吸気の開始から±３００ｍｓｅｃ．の領域内のピーク吸気加速を決定することからなる請求項２０の方法。２４．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、呼吸毎に時間平均でピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定することからなる請求項２０の方法。２５．被験者の吸気流量と吸気加速を測定するステップと、一回呼吸量、吸気流量および吸気加速のうちの一つが閾値を超えたときトリガーパルス信号を生成するステップをさらに含む請求項２０の方法。２６．トリガーパルスを生成するステップが、胸郭の動きおよび腹部の動きのうち主導のものに由来する一回呼吸量、吸気流量および吸気加速の一つを用いることからなる請求項２５の方法。２７．手動選択および自動選択の一つを用いて胸郭の動きおよび腹部の動きのうち主導のものを選択するステップをさらに含む請求項２６の方法。２８．トリガーパルスに応答して機械的人工呼吸器による膨張を開始するために、被験者に接続された機械的人工呼吸器にトリガーパルス信号を送るステップをさらに含む請求項２５の方法。２９．被験者の呼吸速度を測定するステップと、呼吸速度と一回呼吸量との積から被験者の換気量を決定するステップと、無呼吸の尺度としてピーク吸気加速の換気量に対する比を計算するステップとをさらに含む請求項２０の方法。３０．呼吸ドライブおよび呼吸ドライブの換気量に対する比の一つに応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置のために最適圧力レベルを決定するステップをさらに含む請求項２９の方法。３１．最適圧力レベルを決定するステップが、被験者が閉塞性睡眠時無呼吸、呼吸低下、上気道抵抗症候群および動的過度膨張の一つを患っている場合、被験者に接続されたＣＰＡＰ装置の最適圧力レベルを決定することからなる請求項３０の方法。３２．被験者の平均吸気流量を測定するステップと、ピーク吸気流量を平均吸気流量で割って計算された値に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置の圧力レベルを制御するステップとをさらに含む請求項２０の方法。３３．被験者の平均呼気流量とピーク呼気流量を測定するステップと、ピーク呼気流量を平均呼気流量で割って計算された値に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置の圧力レベルを制御するステップとをさらに含む請求項２０の方法。３４．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験者に接続された呼吸誘導体積記録器を用いることからなり、前記方法が、測定された胸郭の動きと測定された腹部の動きに由来する吸気波形および呼気波形の形状を示す指標を決定するステップと、決定された指標に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置を減衰閉鎖ループ制御システムを用いて制御するステップとをさらに含む請求項２０の方法。３５．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験者に接続され、少なくとも毎秒２００ポイントのサンプル速度を有する体積記録装置を用いることからなる請求項２０の方法。３６．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験者に接続され、クロストークを減らし、これによってオシレータが生成した多数の信号を収容するために、装置のトランスデューサバンド上に直接位置させたオシレータを有する体積記録装置を用いることからなる請求項２０の方法。３７．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験者に接続され、少なくとも毎秒２００ポイントのサンプル速度を有する体積記録装置を用いることからなる請求項２５の方法。

Claims

【特許請求の範囲】１．被験者の呼吸波形をモニターするステップと、モニターした呼吸波形から被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップと、決定されたピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つから被験者の呼吸ドライブを決定するステップとからなる、生体被験者の呼吸ドライブを測定する方法。２．呼吸波形をモニターするステップが、被験者の胸郭の動きおよび腹部の動きを測定するステップと、胸郭の動きおよび腹部の動きの合計から一回呼吸量を決定するステップとからなり、ピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、測定された胸郭の動きと測定された腹部の動きと決定された一回呼吸量の一つに応答して選択された所定の時にピーク吸気流量およびピーク吸気加速の一つを決定することからなる請求項１の方法。３．呼吸波形をモニターするステップが、被験者の一回呼吸気量および気流の一つを測定することからなる請求項１の方法。４．呼吸波形をモニターするステップが、肺活量計、呼吸記録器、身体体積記録器、鼻口サーミスタおよび鼻口熱電対の一つを用いて被験者の呼吸波形をモニターすることからなる請求項１の方法。５．呼吸波形をモニターするステップが、被験者の体表に外側からあてがわれる装置を用いて被験者の呼吸を測定することからなる請求項１の方法。６．呼吸波形をモニターするステップが、呼吸誘導体積記録器、ジャーキン（je rkin）体積記録器、線形差分変換器、磁気計、ふいご型呼吸記録器、ひずみゲージ、圧電装置、インダクタンス周囲変換器、インピーダンス呼吸記録器および胴の動きの画像変換の一つを用いて被験者の呼吸波形をモニターすることからなる請求項１の方法。７．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、気道内圧、胸腔圧、横断横隔膜圧、首誘導体積記録器および呼吸音測定の一つを用いてピーク吸気加速を決定することからなる請求項１の方法。８．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、被験者の吸気の開始から±３００ｍｓｅｃ．の領域内のピーク吸気加速を決定することからなる請求項１の方法。９．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、呼吸毎に時間平均でピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定することからなる請求項１の方法。１０．ＣＯ₂および低Ｏ₂ガス混合物のうちの一つの呼吸による被験者の脳の呼吸中枢の完全性の査定、被験者の覚醒および睡眠状態にわたる被験者の基線量呼吸中枢活性の査定、閉塞性の無呼吸／呼吸低下時の被験者の呼吸中枢ドライブの査定、睡眠時の被験者の外的呼気抵抗負荷の有無の検知、被験者が鼾と上気道抵抗症候群の一つを持つ場合、被験者の正の気道圧の滴定のための設定点の提供、被験者の気管支収縮の有無のモニター、通常呼吸ドライブを低下させる麻酔剤、鎮静剤および鎮痛剤の被験者への作用の測定、被験者の疾病状態の尺度としての被験者の呼吸ドライブの類別、被験者の機械的換気時の呼吸ドライブの状態の査定、被験者が行う疲労の可能性のある作業時の被験者の呼吸筋の状態の査定、新生児被験者の低酸素血症発生の間接的な標識、被験者の滞留気管気管支分泌物の標識、被験者の睡眠時の夜間気管支痙攣の診断、過度に高い呼吸ドライブを低下させるために被験者に麻酔剤を投与した後の被験者の呼吸中枢抑制の検知、被験者の内因性の正の呼気終期圧(positive end expiratory pressure PEEP)の有無のモニターおよび有害なガス環境で作業する被験者の呼吸困難の検知のうちの一つのために、決定された呼吸ドライブを用いるステップをさらに含む請求項１の方法。１１．一回呼吸量、吸気流量および吸気加速のうちの一つが閾値を超えたときトリガーパルス信号を発生するステップをさらに含む請求項２の方法。１２．トリガーパルスを発生するステップが、胸郭の運動および腹部の運動のうち主導のものに由来する一回呼吸量、吸気流量および吸気加速の一つを用いることからなる請求項１１の方法。１３．手動選択および自動選択のうちの一つを用いて胸郭の運動および腹部の運動のうち主導のものを選択するステップをさらに含む請求項１２の方法。１４．トリガーパルスに応答して機械的人工呼吸器による膨張を開始するために、被験者に接続された機械的人工呼吸器にトリガーパルス信号を送るステップをさらに含む請求項１１の方法。１５．呼吸速度と一回呼吸量との積から換気量を決定するステップと、息切れの尺度としてピーク吸気加速の換気量に対する比を計算するステップとをさらに含む請求項２の方法。１６．呼吸ドライブおよび呼吸ドライブの換気量に対する比のうちの一つに応答して、被験者に接続された連続正空気圧（ＣＰＡＰ）装置のために最適圧力レベルを決定するステップをさらに含む請求項１５の方法。１７．最適圧力レベルを決定するステップが、被験者が閉塞性睡眠時無呼吸、呼吸低下、上気道抵抗症候群および動的過度膨張の一つを患っている場合、被験者に接続されたＣＰＡＰ装置の最適圧力レベルを決定することからなる請求項１６の方法。１８．呼吸波形をモニターするステップが、呼吸誘導体積記録器を用いて呼吸波形をモニターすることからなり、前記方法が、呼吸波形から平均吸気流量を測定するステップと、ピーク吸気流量を平均吸気流量で割って計算された値に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置の圧力レベルを制御するステップとをさらに含む請求項１の方法。１９．呼吸波形をモニターするステップが、呼吸誘導体積記録器を用いて呼吸波形をモニターすることからなり、前記方法が、呼吸波形から平均呼気流量とピーク呼気流量とを測定するステップと、ピーク呼気流量を平均呼気流量で割って計算された値に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置の圧力レベルを制御するステップとをさらに含む請求項１の方法。２０．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップと、測定された胸郭の動きと測定された腹部の動きとの合計から被験者の呼吸器系の一回呼吸量を決定するステップと、胸郭の動き、腹部の動きおよび一回呼吸量の一つから被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップと、ピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つから呼吸ドライブを決定するステップとからなる、被験者の呼吸ドライブを測定する方法。２１．胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験患者の体表に外側からあてがわれた装置を用いて前記動きを測定することからなる請求項２０の方法。２２．胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、呼吸誘導体積記録器、ジャーキン（jerkin）体積記録器、線形差分変換器、磁気計、ふいご呼吸記録器、ひずみゲージ、圧電装置、インダクタンス周囲変換器、インピーダンス呼吸記録器および胴の動きの画像変換の一つを用いることからなる請求項２０の方法。２３．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、被験者の吸気の開始から±３００ｍｓｅｃ．の領域内のピーク吸気加速を決定することからなる請求項２０の方法。２４．被験者のピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定するステップが、呼吸毎に時間平均でピーク吸気流量およびピーク吸気加速のうちの一つを決定することからなる請求項２０の方法。２５．被験者の吸気流量と吸気加速を測定するステップと、一回呼吸量、吸気流量および吸気加速のうちの一つが閾値を超えたときトリガーパルス信号を生成するステップをさらに含む請求項２０の方法。２６．トリガーパルスを生成するステップが、胸郭の動きおよび腹部の動きのうち主導のものに由来する一回呼吸量、吸気流量および吸気加速の一つを用いることからなる請求項２５の方法。２７．手動選択および自動選択の一つを用いて胸郭の動きおよび腹部の動きのうち主導のものを選択するステップをさらに含む請求項２６の方法。２８．トリガーパルスに応答して機械的人工呼吸器による膨張を開始するために、被験者に接続された機械的人工呼吸器にトリガーパルス信号を送るステップをさらに含む請求項２５の方法。２９．被験者の呼吸速度を測定するステップと、呼吸速度と一回呼吸量との積から被験者の換気量を決定するステップと、無呼吸の尺度としてピーク吸気加速の換気量に対する比を計算するステップとをさらに含む請求項２０の方法。３０．呼吸ドライブおよび呼吸ドライブの換気量に対する比の一つに応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置のために最適圧力レベルを決定するステップをさらに含む請求項２９の方法。３１．最適圧力レベルを決定するステップが、被験者が閉塞性睡眠時無呼吸、呼吸低下、上気道抵抗症候群および動的過度膨張の一つを患っている場合、被験者に接続されたＣＰＡＰ装置の最適圧力レベルを決定することからなる請求項３０の方法。３２．被験者の平均吸気流量を測定するステップと、ピーク吸気流量を平均吸気流量で割って計算された値に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置の圧力レベルを制御するステップとをさらに含む請求項２０の方法。３３．被験者の平均呼気流量とピーク呼気流量を測定するステップと、ピーク呼気流量を平均呼気流量で割って計算された値に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置の圧力レベルを制御するステップとをさらに含む請求項２０の方法。３４．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験者に接続された呼吸誘導体積記録器を用いることからなり、前記方法が、測定された胸郭の動きと測定された腹部の動きに由来する吸気波形および呼気波形の形状を示す指標を決定するステップと、決定された指標に応答して、被験者に接続された連続的正空気圧（ＣＰＡＰ）装置を減衰閉鎖ループ制御システムを用いて制御するステップとをさらに含む請求項２０の方法。３５．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験者に接続され、少なくとも毎秒２００ポイントのサンプル速度を有する体積記録装置を用いることからなる請求項２０の方法。３６．被験者の胸郭の動きと腹部の動きとを測定するステップが、被験者に接続され、クロストークを減らし、これによってオシレータが生成した多数の信号を収容するために、装置のトランスデューサバンド上に直接位置させたオシレータを有する体積記録装置を用いることからなる請求項２０の方法。