JP2008514287A - ブロワーを基礎にした人工呼吸システムにおけるガス流れ制御方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、患者の肺中への医療用人工呼吸器からのガスの流れを制御するシステムおよび方法に関する。この制御システムは、非線形フィードフォワードコントローラ（６４）を提供し、上記医療用人工呼吸器のブロワー（８０）の出口で背圧によって引き起こされる妨害を矯正する。この目的のために、この背圧を測定するための圧力トランスデューサー（６８）が提供される。さらに、本発明は、フィードバックコントローラ（６０）を提供し、実際のガス流れと標的とされるガス流速との間の差異を矯正する。この目的のために流速トランスデューサー（５６）が提供される。上記制御システムは、ガス流れ速度エラーおよび背圧妨害の各々を補償し得、標的とされたガス流速を達成するために迅速かつ正確な調節を提供する。

Description

（発明の分野）
本発明は、一般に、危険な患者および危険でない患者における呼吸を支援するために用いられる医療用人工呼吸器の分野に関する。より詳細には、本発明は、可変速度ブロワーを有する医療用人工呼吸器からのガス流速を制御するための方法およびシステムに関する。

（発明の背景）
現代の医療用人工呼吸器は、患者の肺を呼吸ガスで人工呼吸するように設計されており、そしてそれによって、患者自身で呼吸する患者の能力がどういうわけか損なわれているときこの患者を支援する。呼吸療法の分野で研究が継続しているので、広範な範囲の人工呼吸戦略が開発されている。例えば、圧力で支援された人工呼吸は、患者人工呼吸器においてしばしば利用可能な戦略であり、そして患者がすでに吸気努力を開始したとき、圧力支援を含む。このような戦略とともに、圧力支援のための標的気道圧力に到達するために呼吸が開始された後に圧力を直ぐに増加することが所望される。これは、患者気道中の圧力を上昇し、これは、呼吸ガスを患者の肺に供給し、肺が患者による呼吸のより少ない仕事で充填されることを可能にする。従来の圧力支援された呼吸器システムは、代表的には、標的圧力が限界患者気道圧力に到達した後、圧力支持を安定化するガス流れ制御戦略を履行する。このような戦略はまた、次の患者の呼吸の開始を調製するために、呼吸サイクルの設定期間の後、患者気道圧力におけるプログラムされた減少を含み得る。

従来の人工呼吸器は、代表的には、規則的な間隔で、または患者の自然の吸気努力で誘引される間隔で呼吸吸入支持を提供する。ガス流れを制御する方法は、ガス流れバルブの作動を必要とする。適切な時間で、所望のガス流れと比較されたときのガス流れの送達におけるエラーは、患者吸気努力の開始と実際のバルブ応答時間、調節器応答、およびゲイン変動との間の遅延時間に起因して生じ得る。代表的な流れコントローラは、システム中で生じるリアルタイム障害を補償するために、フィードフォワード流れ制御ゲイン構成要素、および比例、積分および誘導エラーフィードバック制御のような種々のタイプのフィードバックエラー矯正を利用し得るが、このようなシステムは、このシステム中で周期的に生じる任意の持続するエラーを矯正する際にしばしば困難性を有する。

ガス流速を制御する別の方法は、可変速度ブロワーまたはファンの使用である。このようなブロワーの速度は、流れの所望の速度を与えるために迅速に増加または減少され得る。これは、各吸気および呼気を制御する際により大きな柔軟性を可能にする。このガス流れにおける変化の迅速な速度は、人工呼吸器が流れの速度を、複数倍または単一の吸息の時間スパン内で連続的にさえ変動することを可能にする。このような人工呼吸器は、このような応答が注意深くモニターされるときのみ、患者の吸気および呼気の開始に穏やかに応答し得る。さらに、人工呼吸器は、従って、応答するために迅速および繰り返される調節をする必要がある。ブロワーを基礎にした人工呼吸器は、このようなガス流れ制御をし得る。

ブロワーを基礎にした人工呼吸システム中の従来の流れ制御は、ガス流れ速度を制御するために電子的フィードバックコントローラを用いる。例とて、標的流速は、人工呼吸器の電子的インターフェース中に入力され得、制御機能を開始する。電子的モーターコントローラは、ブロワーまたはファンに取り付けられたモーターの速度を制御するような形態であり得る。理想的状態では、このモーターの速度がブロワー出口でガス流速を決定する。しかし、ブロワー出口における静的圧力は、実際の流速に影響する。静的圧力における変動は、たとえこのモーターの速度が一定のままであるとしても、実際の流速における変動を生成し得る。

静的圧力における変動を補償するために、従来のブロワーを基礎にした人工呼吸器は、空気流れトランスデューサーに連結された電子的フィードバックコントローラに依存してこのブロワーによって生成された実際の空気流れを測定する。このようなフィードバックコントローラは、制御の比例−積分−誘導方法に依存している。この方法は、上記静的圧力が有意に変化しない状態下でのみ有効である。不幸なことに、医療用人工呼吸器によって経験される環境では、この静的圧力は、有意に変化し得る。さらに、ガスを患者の肺中に吹いている間、この静的圧力（この場合、肺によって生成される背圧として経験される）は、経時的に変動する。これは、最終的には、標的流速からの大きな偏差を引き起こす。

従って、実際の流速を迅速に変動する能力にかかわらず、従来のブロワーを基礎にした人工呼吸器システムは、標的流速を正確に維持することできない。これは、一部、経時的に変動する正確な流速に連続的に調節しなければならない制御システムに起因する。このような制御システムは、モーター速度を連続的に変化させ、これもまた肺の背圧における変化に応答して連続的に変化する実際の流速を改変する。最悪の場合は、この方法は、標的流速から暫時偏移する不安定な制御システムを生成する。良くみても、この方法は、標的流速の周りで連続的に振動する安定性が最小である制御システムを生じる。

標的流速を安定に維持するように環境圧力を正確に補償することは、制御システムにおいて必要とされ、そしてこれまではブロワーを基礎にした医療用人工呼吸器で利用可能でなかった。

本発明は、医療用人工呼吸器システム内の可変速度モーターおよびブロワーを制御する信号に対する矯正を提供するためのシステムおよび方法を提供する。この所望の制御システムは、ブロワーの出口で存在する背圧に応答するフィードフォワードコントローラを提供する。このフィードフォワードコントローラは、ガス流れで、そして必要なモーター速度で要求される変化に対する背圧の影響を正確に予測する。好ましい実施形態では、この制御システムはまた、ブロワーによって誘導される実際のガス流れに応答するフィードバックコントローラを含む。このような実施形態では、上記フィードフォワードコントローラおよびフィードバックコントローラは、協調して標的ガス流れを確立する。

要約し、そして一般的な用語で、本発明の制御システムは、ブロワーを基礎にした医療用人工呼吸器によって生成される空気流れを制御するような形態である。この医療用人工呼吸器は、呼吸を支持するために患者の肺に連結する。代表的には、この人工呼吸器は、患者の鼻および口の上、または首を通じて患者の気管中に直接的にのいずれかで連結され得る少なくとも１つのガス流れホースを含む。ブロワーを基礎にした人口呼吸器システムは、ホースの反対の端部に連結された可変速度ブロワー（またはファン）を含む。このブロワーは、上記ホースを通じてガス流れを誘導し、そして肺を膨張するような形態である。人工呼吸器は、標準的な空気混合物または酸素が豊富な等価物のいずれかであり得る「呼吸ガス」を採用する。

所望の医療用人工呼吸器システムのブロワーは、次に電気モーターコントローラによって制御される電気モーターによって駆動される。この電気モーターコントローラは、電気モーターにパルス幅調整（ＰＷＭ）信号を提供する。この信号のパルス幅を変化することにより、この電気モーターコントローラは、モーターが駆動する速度を改変し得る。この電気モーターコントローラは、実際のモーター速度を示すモーターからのフィードバックを受ける。電気モーターは、それによって、そのＰＷＭ信号を矯正し得、実際のモーター速度を標的モーター速度に矯正する。勿論、これら標的およびモーター速度は、標的および実際のファン速度にそれぞれ対応する。代表的には、モーター速度とファン速度との間の対応する比は、１対１である。しかし、その他の対応する比が達成され得る。

人工呼吸プロセスを開始するために、医師／操作者は、標的流速を人口呼吸制御システム中に入力し得る。同様に、医師操作者はまた、標的流速を決定するために用いられ得る（容量または空気圧力のような）別のパラメータを入力し得る。電気モーターコントローラは、少なくとも、標的流速に対応する標的ファン速度を算出するようプログラムされる。次いで、電気コントローラは、適切なＰＷＭ信号をモーターに送り、上記標的ファン速度を達成する。

本発明の医療用人工呼吸器は、少なくとも、ブロワーによって現在経験される背圧に基づき標的ファン速度を改変する電子的フィードフォワードコントローラを含む。人工呼吸の前でさえ、患者の肺は、少なくとも初期圧力を提示する（恐らくは大気圧より大きいか、または大気圧より小さくさえある）。この圧力はブロワー出口で背圧として経験される。

ブロワー出口における増加した背圧は、任意の所定のファン速度でガス流速を減少する。従って、実際の流速は、異なる背圧に基づき、標的流速から逸脱する。さらに、吸息の間に、ガスが患者の肺中に流れるとき、この背圧は経時的に増加する。すなわち、肺が呼吸ガスで充填されるとき、肺内（そしてブロワー出口）の圧力は増加する。圧力におけるこの増加は、ガス流れの所定の速度に対し、経時的に線形関数ではない。

標的流体流れを正確に誘導するように標的ファン速度を矯正するために、電子的フィードフォワードコントローラは、現在測定される背圧のみならず、ガス流れに起因する背圧で経時的に経験される変化を矯正するようにプログラムされる。これは、任意の所定のファン速度について時間と圧力との間の非線形対応に基づく非線形矯正である。

背圧を測定するために、圧力トランスデューサーが上記医療用人工呼吸器に含められる。このトランスデューサーは、ブロワー出口の下流のいずれの場所にも配置され得るが、好ましくは、ブロワー出口の近傍に位置される。この圧力トランスデューサーは、上記電子的フィードフォワードコントローラに信号を伝達するような形態である。このトランスデューサーは、上記圧力を連続的にモニターするか、または短時間スパン内で複数の測定値をとるような形態であり得る。

本発明の医療用人工呼吸器はまた、ブロワーによって誘導される実際のガス流速に基づき標的ファン速度を改変する電子的フィードバックコントローラを含み得る。このコントローラは、実際のガス流速が標的流速より少ないか、またはそれより大きい場合、それぞれ、標的ファン速度を上げるか、または下げて調節する。このコントローラは、比例−積分−誘導（「ＰＩＤ」）制御システム上で作動し得る。このようなシステムは、設定点とプロセス変数との間の測定されたエラーと、エラーの変化の速度を基に作動する。この例では、この設定点は標的ガス流速であり、そしてプロセス変数は実際のガス流速である。実際の流れにおける変化を経時的に辿ることにより、ＰＩＤ制御システムは、算出の比例部分、積分部分および誘導部分の反復算出を行い、適切な矯正作用を決定する。ＰＩＤ制御システムは、算出の比例部分、積分部分および誘導部分の各々について設定されるべきゲイン値を必要とする。さらに、種々の複雑さのいくつかの異なるＰＩＤ制御等式が存在する。適切な等式およびゲインは、制御システムの過度の振動なくして設定点とプロセス変数との間の迅速な矯正を生じるようなものである。これら変数を決定することは、制御システムの当業者にとって精通したプロセスである。

実際のガス流速を測定することは、医療用人工呼吸器システムにガス流れトランスデューサーを要求する。このトランスデューサーは、ブロワーの下流のいずれの場所にも位置され得るが、好ましくはブロワー出口の近傍に位置され得る。このガス流れトランスデューサーは、上記電子的フィードバックコントローラに信号を伝達するような形態である。このトランスデューサーは、ガス流速を連続的にモニターするか、または短時間スパン内で複数の測定値をとるような形態であり得る。フィードフォワードコントローラおよびフィードバックコントローラの両方が使用される場合、これらのコトンローラは、理想的には一緒に作動し、最も有効な制御システムをなす。従って、任意の所定の時間で、上記電子的モーターコントローラは、必要入力を受け、現在の実際のガス流速および現在の背圧が与えられれば、標的ガス流速を提供するように最適に設定される単一の標的ファン速度を確立する。これは、上記電子的モーターコントローラによって実施される算出であり得る。あるいは、電子的フィードフォワードコントローラおよび電子的フィードバックコントローラの両方からの入力を受け、そして最適標的ファン速度を出力するように特別に設計される別個のデバイスまたは回路が提供され得る。

本発明のこれらおよびその他の特徴および利点は、添付の図面と組み合わせて考慮される以下の詳細な説明から明らかとなり、これらは、例示によって本発明の特徴を示す。

（発明の詳細な説明）
本発明は、医療用人工呼吸器のための制御システムに関する。本明細書中に記載されるこの制御システムは、ブロワーを基礎にした医療用人工呼吸器に適用される。ブロワーを基礎にしたシステムは、しばしばファンとしての形態であるブロワーを用い、システムを生成する。ブロワーを基礎にしたシステムは、しばしばファンとしての形態であるブロワーを用い、患者の肺中に呼吸ガスの流れを生成する。ブロワーを基礎にした医療用人工呼吸器中のこのガスの流れは、ブロワーのファン速度によって制御され得る。従って、可変速度ファンはこのようなシステムの所望の特徴である。可変速度ファンは、電気モーター、およびこの電気モーターへの電気的入力信号を変え、モーターおよびファンの速度を変える電子的モーターコントローラによって作動され得る。

現代の医療用人工呼吸器は注意深く制御され、患者の変動する必要性に合致する。現代の人工呼吸器の１つの目的は、患者による独立の呼吸努力に応答および奨励することである。この目的に合致することは、しばしば１秒あたり複数の調節を必要とする、患者の肺中に流れるガスの連続的モニタリングおよび制御を必要とする。ブロワーを基礎にした医療用人工呼吸器システムは、ブロワーを出るガス流れをモニターすることおよびその速度を標的流速に調節することによってこれを達成する。これは、ブロワーによって生成される実際の流速に衝撃を与える多くの変数によって錯綜される。

従って、本発明は、標的流速を達成するために実際のガス流速をモニタリングし、そして調節するための新規なシステムおよび方法に関する。好ましくは、この課題は、少なくとも一部、実際の流速と標的流速との間の差異を測定し、そして追跡するフィードバック制御回路を利用することにより達成される。さらに、このシステムは、ブロワーによって経験される背圧を測定するフィードフォワード制御回路を利用する。これらコントローラは、各々、実際の流速と標的流速との間の差異を矯正するために実際のガス流速を改変するファン速度に対する調節を算出する。これらの算出および調節は、１秒あたり多数回繰り返され得る。この結果は、実際のガス流速を標的ガス流速に迅速かつ正確に調節するために環境パラメータを補償する制御システムである。

図１を参照して、患者人工呼吸器中の従来の先行技術の流れ制御システム１０では、所望の流速信号１２は、患者の呼吸サイクルの特定部分に対する所望の流れのために合算接続部１４にある流れ制御システムに入力される。この合算接続部は、所望の流速信号を測定された流れと比較し、そしてこの目的のために、１つ以上の流れセンサーまたは流れメーター（図示されず）から、患者に流れる送達される測定された流れ１６のフィードバック入力を受け、これは、この合算接続部中の所望の流速信号から差し引かれ、調節された示差流速信号１８を提供し、所望の流速を達成する。この調節された示差流速信号は、フィードバックコントローラ２０によって受けられ、これは、この調節された示差流速信号に基づき、所望のブロワーモーター速度信号２２を提供する。代表的には、このような流れ制御は、ＰＩＤ調節器のようなフィードバック制御機構を利用し、これは、比例ゲイン回路、積分ゲイン回路、および微分ゲイン回路を組み合わせ、これらは一緒にＰＩＤ制御ループを形成し、その出力は、合算されて調節されたフィードバック信号を提供する。ブロワーモーター速度信号は、モーターコントローラ２４によって受けられ、これは、適切な速度で人工呼吸器ブロワーを駆動するためのブロワーまたはモーターユニット２８にパルス幅調整（ＰＷＭ）信号２６を提供し、所望の人工呼吸流れ３０を達成する。モーター速度センサー３２は、モーター速度フィードバック信号３４を生成し、これは、モーターコントローラによって受けられ、そしてモーター速度の粗調節のためにブロワーモーター速度信号と比較される。人工呼吸流れは、ブロワー出口３６から人工呼吸ホース３８を通って患者に送達される。

この従来の先行技術流れ制御システムは、ブロワー出口３６で経験される静的または背圧における差異について人工呼吸器システムを調節しない。この人工呼吸器システムの作動の間のすべての時間で、ブロワー出口は、特定量の圧力を経験する。この背圧妨害は、人工呼吸器により患者に提供される呼吸ガスの連続的流れに起因して増加する。有意に変化する流れとともに、患者の肺４０によって生成される背圧は、ブロワーの出力流れに対する妨害と同じ効果を有する。すなわち、肺が膨張するとき経験される圧力における増加は、ブロワー出口における背圧として示され、これは、実際の流れの速度に衝撃を与える。一般に、同様に存在するすべてのその他の（ファン速度のような）パラメータとともに、背圧における増加は、実際の流速における減少を生じる。しかし、背圧と実際の流速との間の関係は、線形関数ではない。

図１に示される従来の先行技術のフィードバック制御システムでは、背圧に起因する矯正作用は、流速が背圧によって影響された後にとられるに過ぎない。この従来の制御システムは、ブロワー出口を出る実際の流速を測定する。上記で論議されたように、この流速は、ブロワー出口における静的圧力によるのみならず、ガスの流れ自体によって誘導される背圧によって衝撃を与えられる。しかし、代表的なフィードバック制御システムは、人工呼吸器によって経験される現在または過去の状態を矯正するに過ぎない。それ故、一旦、このフィードバックコントローラがファン速度を調節し、現在および過去の流速を矯正すると、それは、次に、新たな実際の流速を測定することを待たなければならず、行った調節の衝撃を決定する。このようなシステムは、標的流速から大きな偏差またはその周りの振動に至り得る。

ブロワー出口における背圧に起因する空気流れ３０に対する妨害の性質は、図２中の単純化した患者の肺のモデルの考慮、および図３に示される一般化されたブロワー性能曲線からより良好に理解され得る。

図２では、ガス流れ３０と患者の肺４０との間の関係は、電気回路として表される。Ｐは、ブロワーの出口でブロワーによって生成される正の圧力を表し、そして回路に印加されるｄｃ電圧に類似している。Ｑは、ブロワーの出口における流れを表し、適切な単位を有し、そしてこの回路における電流に類似している。Ｒは、患者気道の抵抗を表し、適切な単位を有し、そして上記回路におけるレジスターに類似している。Ｃは、コンプライアンスを表し、適切な単位を有し、そして上記回路におけるキャパシターに類似している。

ガスが肺中に流れるとき、肺は、キャパシターにチャージする電流と類似の様式で満たされ始める。肺が満たされとき、それらは、流れに対してより大きな抵抗を発生する。

圧力は、以下の等式によって算出され得る：
Ｐ＝Ｒ・Ｑ＋∫Ｑｄｔ／Ｃ＋Ｐ_０ （１）
ここで、Ｐ_０は、患者の肺内側の初期圧力である。この初期圧力はまた、空気流れの不在下でブロワー出口における静的圧力または周囲圧力として表され得る。

等式（１）から、ブロワーの出口における圧力Ｐは、呼吸ガスが患者肺中に連続的に流れるときに変化することは明らかである。従って、この圧力とガス流れ速度との間の関係は非線形である。

図３を参照して、ブロワーの特定の特徴に依存して、異なる特定のモーター速度に対応するブロワーの異なる特定の性能曲線が存在する。例えば、図３中の中央の曲線４２は、ブロワーモーター速度Ｎ_１に対応する性能曲線である。ブロワーモーター速度が一定に維持される場合、流速は、ブロワー出口における背圧Ｐが増加するとき低下する。換言すれば、標的流速Ｑ_ｄが、所定の背圧Ｐ_１で必要であるとき、モーターは、速度Ｎ_１で動かなければならない。背圧がＰ_１からＰ_２まで増加するとき、モーターの速度は、一定の流速Ｑ_ｄを維持するためにＮ_１からＮ_２まで増加しなければならない。ファン速度は、好ましくは、モーター速度に等しいけれども、ギアを用いて、このファンとモーターとの間の比は変更され得る。

従来のフィードバックコントローラは、フィードバック作用がとられ得る前に流速が変化するまで待ち、そして出力流れにおける背圧妨害は不可避である。図５中の非線形フィードフォワードコントローラ６４は、医療用人工呼吸器中のブロワーが、変化する背圧にかかわらず効率的に性能を出すことを可能にする。好ましくは、非線形フィードフォワードコントローラは、背圧における変化に応答してモーター制御信号における調節をなし得る。非線形フィードフォワードコントローラを用い、流速が影響される前に実際の流速に対する測定された妨害圧力の非線形影響を補償することが可能である。それ故、背圧を矯正するための完全な妨害拒絶（換言すれば、完全な性能矯正）が、非線形フィードフォワードコントローラとともに可能である。これは、フィードバックコントローラでは可能ではない。フィードフォワードコントローラの機能は、圧力がＰ_２に変わったとき、所望のモーター速度Ｎ_２を算出することである。好ましくは、ブロワー出口３６における新たな背圧は、このブロワー出口の近傍に位置される圧力トランスデューサーによって測定される。圧力がＰ_２に変化するとき、この所望のモーター速度Ｎ_２は、以下の等式で説明されるファンの法則に従って決定され得る：
Ｐ＝α・Ｎ^２＋β・Ｎ・Ｑ＋γ・Ｑ^２ （２）
変数α、βおよびγは、以下に説明される最小自乗法により実験データを適合することによって得られ得る。これらの変数は、特定のファンおよびモーター性能を反映する。

流れ、圧力、および速度を含む測定値のセットが特定のブロワーについてとられると仮定する。測定値の数はｎである。従って、本発明者らは、以下を仮定した：
ｋ＝１、２、３、・・・、ｎについて
α・Ｎ_ｋ ^２＋β・Ｎ_ｋ・Ｑ_ｋ＋γ・Ｑ_ｋ ^２＝Ｐ_ｋ＋ｅ_ｋ （３）
変数ｅは、測定エラーを反映する。次いで、標準的な最小自乗問題が、α、β、およびγを解くために式化され得る。図４に示されるデータについて、α＝０．０３０２８、β＝０．０００１８、γ＝−０．０００１６が最小自乗適合についての解である。

圧力測定値Ｐおよび所望の流速Ｑが与えられれば、所望のモーター速度は、以下の二次方程式を経由して解き得る：
Ｎ＝｛−β・Ｑ＋［（β・Ｑ）^２−４α・（γ・Ｑ^２−Ｐ］^１／２｝／２α （４）
一般的な可変速度モーターコントローラには、速度制御信号ｕと速度Ｎとの間の関係は、以下で表されるように線形である：
Ｎ＝ｋ・ｕ （５）
ここで、ｋは、モーターコントローラ製造者によって提供されるか、または実験により使用者によって測定もされる定数である。

式（１）がその他の因子に起因して保持されない場合には、それは、以下のようにより一般的な形態に書き換えられ得る：
Ｎ＝ｆ（ｕ） （６）
ここで、ｆ（・）は、関数、または丁度実験を通じて生成される参照テーブルのように簡潔である。

そこで、必要な速度に到達するために、所望の制御入力は、以下のように得られ得る：
ｕ＝ｆ^−１（Ｎ） （７）
ここで、ｆ^−１（）は、ｆ（）の逆関数を表す。

フィードフォワードコントローラは、背圧における観察された変化に応答してモーター制御信号における調節をなし得る。フィードフォワードコントローラを用い、測定された妨害圧力の影響を補償することが、流速が影響する前に可能である。この直接の意味は、それ故、顕著な背圧妨害の拒絶、フィードバック制御のみを用いては絶対的に不可能な事項がフィードフォワードコントローラを用いて可能であることである。

図５を参照して、本発明の好ましい実施形態は、患者人工呼吸器（図示されず）中のフィードフォワード制御を備えた流れ制御システム５０を提供する。標的流速信号５２は、患者の呼吸サイクルの特定部分のついて所望の流れのための合算接続部５４における流れ制御システムへの入力である。この合算接続部は、所望の流速信号を測定された流れと比較し、そして１つ以上の流れセンサーまたは流れメーター５７から、患者に送達される測定された流れ５６のフィードバック入力を受け、これは、合算接続部において所望の流速信号から差し引かれ、調節された示差流速信号５８を提供し、所望の流速を達成する。この調節された示差流速信号は、出力信号６２を有するＰＩＤフィードバックコントローラ６０によって受けられる。非線形フィードフォワードコントローラ６４は、所望の流速信号、および背圧センサー６８から測定された圧力信号６６を受け、そしてこのフィードフォワードコントローラは、所望の流速信号および測定された圧力信号に基づき、出力フィードフォワード信号７０を提供する。合算および算出接続部７２は、ＰＩＤフィードバックコントローラ出力信号および出力フィードフォワード信号を受け、そして合算する。この合算および算出接続部は、フィードバックコントローラおよびフィードフォワードコントローラの両方によって計画される標的流れに基づき、標的モーター速度を算出する。この結果は、調節されたブロワーモーター速度信号７４である。このブロワーモーター速度信号は、モーターコントローラ７６によって受容され、これは、適切な速度で人工呼吸器ブロワーを駆動するためにブロワーまたはモーターユニット８０パルス幅調整（ＰＷＭ）信号７８を提供し、所望の人工呼吸器流れ８２を達成する。モーター速度センサー８４は、モーター速度フィードバック信号８６を発生し、これは、モーターコントローラによって受けられ、そしてモーター速度の粗調節のためにブロワーモーター速度信号と比較される。人工呼吸器流れは、ブロワー出口８８で患者に送達され、これは、背圧９０を生じる。

図６を参照して、フィードフォワードコントローラ６４は、説明された様式で作動する。測定された圧力の値は、等式（４）中の変数Ｐに代入される。標的流れの値は、等式（４）中の変数Ｑ中に代入される。等式（４）中のα、βおよびγに対する値は、図３によって説明されるようなファン形態を用いた実験および等式（３）を解くことから予めプログラムされる。フィードフォワードコントローラは、等式（４）を解き、標的モーター速度を決定する。

本発明の好ましい方法は、Ｓｉｍｕｌｉｎｋ中でリアルタイムに実行される制御アルゴリズムを備えた気体プラットホーム中で試験された。実験データ（図７および図８）は、提案された方法が、従来のフィードバックコントローラからの結果と比較してかなり良好な流れ制御性能を達成したことを示す。

一定の流れプロフィールでの図７Ａおよび７Ｂは、ブロワー出口における背圧は増加することが維持される。高ゲインをもつＰＩＤフィードバックコントローラは、このプロフィールに追従し得たが、定常状態値の周りで顕著に振動している。ＰＩＤゲインを低下することは、増加した定常状態エラーを犠牲にして減少した振動を生じた。ＰＩＤフィードバックコントローラとともに非線形フィードフォワードコントローラを適用することにより、図７Ｂに示されるように、この方法は、減少した振動およびより小さな定常状態エラーとともにより良好な性能を達成した。

標的流速として減少する流れプロフィールをもつ図８Ａおよび８Ｂでは、ブロワー出口における背圧は、開始時には有意に増加し、そしてその後ほとんど変わらない。高ゲインをもつＰＩＣフィードバックコントローラは、このプロフィールに追従し得たが、このプロフィールの終わりに向かってプロフィールの周りで振動する。ＰＩＤゲインを低下することは、減少された振動を生じた。ＰＩＤフィードバックコントローラとともに非線形フィードフォワードコントローラを適用することにより、この方法は、より良好な性能を達成した。ここで、低ゲインをもつＰＩＤの性能は、非線形フィードフォワードコントローラのそれに匹敵する。この理由は、初期ステージ後、妨害（背圧）が顕著に変化しないことである。それ故、ＰＩＤコントローラは、この妨害を補償することに適合し得た。なお、非線形フィードフォワードコントローラは、図８Ｂに示されるようにより良好な性能を達成し得た。

上記から、本発明は、医療用人工呼吸器を制御するための、新規かつ有用な方法および制御システムを提示することが観察され得る。本発明のいくつかの形態が示され、そして説明されているが、種々の改変が本発明の思想および範囲から逸脱することなくなされ得ることは明らかである。従って、本発明は、添付の特許請求の範囲の範囲以外で制限されることは意図されない。

図１は、医療用人工呼吸器にある従来の先行技術の流れ制御システムのブロック図である。 図２は、単純化した患者の肺のモデルのブロック図である。 図３は、ブロワーを基礎にした医療用人工呼吸器の性能曲線を示すグラフである。 図４は、特定されたデータ点とともにブロワーを基礎にした医療用人工呼吸器の性能曲線を示すグラフである。 図５は、本発明を組み込んだ医療用人工呼吸器中の制御システムのブロック図である。 図６は、非線形フィードフォワードコントローラの履行を描写するブロック図である。 図７Ａは、一定のガス流速を必要とする例における制御システムの性能を描写するグラフである。 図７Ｂは、一定のガス流速を必要とする例における制御システムの性能を描写するグラフである。 図８Ａは、減少するガス流速を必要とする例における制御システムの性能を描写するグラフである。 図８Ｂは、減少するガス流速を必要とする例における制御システムの性能を描写するグラフである。

Claims (25)

1. 医療用人工呼吸器システム中の可変速度ファンによって誘導されるガス流れの速度を制御する方法であって：
   標的流速を設定する工程；
   該ファンの背圧を測定する工程；
   該背圧の影響を補償する非線形関数を用いて、該標的流速を生成する所望のファン速度を算出する工程；および
   該可変速度ファンを該所望のファン速度に設定する工程、を包含する、方法。
2. 前記標的流速を達成するための時間スパンを設定する工程；および
   時間スパンが終わったとき、全体のプロセスを繰り返す工程、をさらに包含する、請求項１に記載の方法。
3. 実際の流速を測定する工程；
   該実際の流速と前記標的流速との間の差異に基づき第２の所望のファン速度を算出する工程、および前記可変速度ファンを該第２の所望のファン速度に再設定する工程をさらに包含する、請求項１に記載の方法。
4. 前記ファンが、可変速度電気モーター、およびファン機構を含み；そして前記可変速度ファンを設定する工程が、該電気モーターにパルス幅が調整された電気信号を送ることを含む、請求項１に記載の方法。
5. 実際のファン速度を測定する工程；および
   該実際のファン速度と前記所望のファン速度との間の差異に従って、前記可変速度ファンを再設定する工程をさらに包含する、請求項１に記載の方法。
6. 所望のファン速度、標的流速および現在の背圧との間の非線形関数が、実験データに基づき、前記医療用人工呼吸器中に予めプログラムされる、請求項１に記載の方法。
7. 前記測定された背圧が、前記医療用人工呼吸器が患者に連結されている間に患者の肺によって生成される、請求項１に記載の方法。
8. 前記第２の所望のファン速度を算出する工程がまた、前記背圧の影響を説明する非線形関数に基づく、請求項３に記載の方法。
9. 前記標的流れ速度が達成されるまで各工程が継続される、請求項８に記載の方法。
10. 医療用人工呼吸器システムからのガス流速を制御する方法であって：
    可変速度ブロワー、空気ホース、電気制御システム、空気流れトランスデューサーおよび圧力トランスデューサーを有する医療用人工呼吸器を提供する工程；
    該医療用人工呼吸器の空気ホースを患者の肺に連結する工程；
    該空気ホースを通り、そして該患者の肺中に作動するファンから空気を繰り返し吹く工程；
    該空気流れトランスデューサーを用いて該空気ホースを通る該空気流れをモニターする工程；
    該圧力トランスデューサーを用いて該空気ホース内の圧力をモニターする工程；
    該空気流れトランスデューサーおよび該圧力トランスデューサーからの信号を基に、該電子的コントローラを用いて所望のファン速度を算出する工程；および
    可変速度ファンを所望のファン速度に調節する工程、を包含する、方法。
11. 前記ファンの速度を測定するような形態の速度トランスデューサーを提供する工程；
    実際のファン速度をモニターする工程；および
    実質のファン速度と所望のファン速度もとの間の任意の差異を矯正するたに該可変速度ファンを調節する工程をさらに包含する、請求項１０に記載の方法。
12. 前記電気制御システムが、前記空気ホース中の圧力に基づき、所望のファン速度を算出するフィードフォワードコントローラを含む、請求項１０に記載の方法。
13. 前記フィードフォワードコントローラが、ガス流速および圧力をともなうファン速度に関連する非線形等式を解くことによって所望のファン速度を算出する、請求項１２に記載の方法。
14. 前記非線形等式が、前記コントローラ中に予めプログラムされる変数を含む、請求項１３に記載の方法。
15. 前記電気制御システムが、前記空気ホース中の空気流れに基づき所望のファン速度を算出するフィードバックコントローラをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
16. 前記フィードバックコントローラおよび前記フィードフォワードコントローラが調和して作用し、前記空気ホース内の空気流れおよび圧力の両方に応答して、単一の所望のファン速度を算出する、請求項１５に記載の方法。
17. 前記フィードバックコントローラが、ともに所望のファン速度を算出する、比例ゲイン回路、積分ゲイン回路、および微分ゲイン回路を含む、請求項１５に記載の方法。
18. 前記比例ゲイン回路、積分ゲイン回路、および微分ゲイン回路が、それらの算出において予めプログラムされたゲイン変数に依存する、請求項１７に記載の方法。
19. 医療用人工呼吸器システム中のファン出口を含むファンによる吸気のために誘導されるガス流れの速度を制御する方法であって：
    標的ガス流速を設定する工程；
    該ガス流速のための時間スパンを設定する工程；
    該時間スパン内の標的流速を誘導するために第１のファン速度を算出する工程；
    該ファンを該第１の速度に調節する工程；
    該時間スパンの終わりに該ファン出口において第１のガス流速を測定する工程；
    該時間スパンの終わりに該ファン出口において第１の背圧を測定する工程；
    該第１の流速と該第１の背圧に基づき、第２のファン速度を算出する工程であって、該第１の流速と該標的ガス流速との間の差異を矯正する工程；および
    該ファンを該第２のファン速度に調節する工程、を包含する、方法。
20. 前記時間スパンを設定する工程が、時間スパンが終わるごとに新たな時間スパンを設定することを含み、それによって、前記測定、算出および調節工程が、吸気が終了するまで繰り返される、請求項１９に記載の方法。
21. 前記算出工程が、ファン速度、背圧および標的ガス流速に関する非線形等式を解くことを含む、請求項１９に記載の方法。
22. 前記算出工程が、第２のファン速度を決定するために、前記第１のガス流速と実際のがす流速との間の差異を矯正するために比例−積分−誘導等式を解くことをさらに含む、請求項２１に記載の方法。
23. 医療用人工呼吸器によって誘導されるガス流れを制御するためのシステムであって：
    ファン出口を有するファンに連結される可変速度モーター；
    該ファン出口で圧力を測定し、そして該圧力の電気信号指標を生成するような形態の第１のトランスデューサー；
    該ファン出口でガス流速を測定し、そして該ガス流速の電気信号指標を生成するような形態の第２のトランスデューサー；
    該第１のトランスデューサーからの電気進行を受容し、そして該可変速度モーターの速度への調節の指標である信号を生成するような形態の電気フィードフォワード制御回路；
    該第２のトランスデューサーからの電気信号を受け、そして該可変速度モーターの速度への調節の指標である信号を出力するような形態の電気フィードフォワード制御回路；および
    該可変速度モーターの速度を改変し、そしてフィードフォワードコントローラおよびフィードバックコントローラによって生成される信号を受容するような形態の電気モーターコントローラ、を備える、システム。
24. 前記ファン速度を測定し、そして該ファン速度の指標である電気信号を生成するような形態の第３のトランスデューサーをさらに備え；そして
    前記電気モーターコントローラが、さらに、該第３のトランスデューサーによって生成される電気信号を受容するような形態である、請求項２３に記載のシステム。
25. 標的ガス流速の手動入力を受容し、そして該標的ガス流速の指標である信号を生成するような形態のユーザーインターフェースをさらに備え；そして
    前記電気モーターコントローラが、さらに、該ユーザーインターフェースによって生成される電気信号を受容するような形態である、請求項２３に記載のシステム。

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