JP2009539468A - 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 - Google Patents

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 Download PDF

Info

Publication number
JP2009539468A
JP2009539468A JP2009514243A JP2009514243A JP2009539468A JP 2009539468 A JP2009539468 A JP 2009539468A JP 2009514243 A JP2009514243 A JP 2009514243A JP 2009514243 A JP2009514243 A JP 2009514243A JP 2009539468 A JP2009539468 A JP 2009539468A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
sample
pressure
flow rate
operating pressure
hffi
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2009514243A
Other languages
English (en)
Inventor
エス． ソリマン，イハブ
デュケット，スティーヴン
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
CareFusion 207 Inc
Original Assignee
Viasys Manufacturing Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Viasys Manufacturing Inc filed Critical Viasys Manufacturing Inc
Publication of JP2009539468A publication Critical patent/JP2009539468A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0057—Pumps therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0096—High frequency jet ventilation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/08—Bellows; Connecting tubes ; Water traps; Patient circuits
    • A61M16/0816—Joints or connectors
    • A61M16/0841—Joints or connectors for sampling
    • A61M16/0858—Pressure sampling ports
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0027—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure pressure meter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A61M2205/3334—Measuring or controlling the flow rate
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers
    • A61M2205/502—User interfaces, e.g. screens or keyboards
    • A61M2205/505—Touch-screens; Virtual keyboard or keypads; Virtual buttons; Soft keys; Mouse touches
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/70—General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities

Abstract

流体流量の設定を制御する方法及びそのシステムは、システム内の流体流量に対応する前提頻度、前提振幅、及び前提圧力を表す前提圧力波動関数を受信すること、システムで要求される運転流量に対応する運転頻度、運転振幅、及び運転圧力を表す運転圧力波動関数を設定すること、前提圧力波動関数と運転圧力波動関数との間のサイクル偏差を決定すること、サイクル偏差を流量調整量に変換すること、及び、流量調整量を用いて運転流量を更新すること、を含んで構成される。
【選択図】図１

Description

本発明は、一般に、呼吸換気システム（respiratory ventilator system）に関する。より詳しくは、本発明は、呼吸換気システム内の適応高頻度流量遮断制御システム及びその制御方法に関する。
従来型の人工呼吸装置（ＣＭＶ）は、入院患者に呼吸ガスを供給することを目的として広く用いられている。これらの人工呼吸装置は、患者により吸い込まれ又は吐き出される呼吸ガスの流量を制御するようにプログラムされる。ＣＭＶで用いられる換気運転頻度（ventilation operating frequency）は１〜１５０ＢＰＭの範囲であり、一回換気量（tidal volume）は４〜２０ｍｌ／ｋｇの範囲である。
患者に供給される呼吸ガスは、酸素、空気、ナイトロックス（Nitrox）、又はヘリオックス（Heliox）である。ナイトロックスは、酸素（Ｏ２）及び窒素（Ｎ２）から成る空気に類似した呼吸ガスであるが、標準的な空気の酸素比率２０．９％に比べて、高い酸素比率を有する。ヘリオックスは、ヘリウム（Ｈｅ）及び酸素（Ｏ２）の混合気体から成る呼吸ガスである。ヘリウムは窒素に比べて密度が低いので、吸気ガスの密度が低くなることにより、気道抵抗が低下する。これは、ヘリオックスを吸い込むと、気道抵抗が低下し、これにより、肺を換気するために必要な機械的エネルギー、又は呼吸仕事量（ＷＯＢ；Work of breathing）が減少することを意味する。
重病の又は新生児の患者に広く用いられる呼吸換気装置の一種として、高頻度換気装置（ＨＦＶ；High Frequency Ventilator）が挙げられる。ＨＦＶでは、標準的な呼吸数を上回る高呼吸数で、非常に少量の一回換気量を供給する換気技術を活用する。供給される少量の一回換気量は、通常、解剖学的死腔量（anatomical dead space volume）以下である。頻度（frequency）は２．５〜１５Ｈｚの範囲であり、好ましくは、１５０呼吸／分（ＢＰＭ；Breaths Per Minute）以上であり、少量の一回換気量は０．５〜５ｍｌ／ｋｇである。
高頻度流量インターラプター（ＨＦＦＩ；High Frequency Flow Interrupter）は、ＨＦＶシステムの固有サブセットであり、供給流量の「遮断（interruption）」によって一回換気量が高頻度で供給される。ＨＦＦＩは、従来型及び高頻度型のオプションの双方を組み合わせることにより、ＣＭＶに適応させることができる。高頻度の呼吸を実現するため、マイクロプロセッサによる空気圧制御、機械制御、又は電子制御が行われ得るバルブ機構によって、ガス流量が遮断される。運転者により選択されるパラメータは、一般に、平均気道内圧（mean airway pressure）、圧力振幅、及び頻度を含み、頻度は、通常、２．５〜１５Ｈｚの間で設定される。
Infrasonics社により開発されたＨＦＦＩシステムの１つは、Infant Star 950である。このシステムでは、圧力パルスを誘起し、電子的に制御されるソレノイドを用いて、供給流量を「遮断」する。このシステムは、「開ループ」アプローチを活用しており、臨床医に対して、平均圧力、頻度及び振幅の適切な設定を選択するように要求する。圧力波形は、一連の空気圧バルブにより操作され得る。それゆえに、例えば、初期設定が過度に高いため患者が耐え難いと臨床医が判断する場合、又は、患者の動態が変化した場合、臨床医は、快適な設定となるように設定を調整することが必要になるであろう。患者にとっての快適な設定を突き止めるためには、反復的な手動処理が必要である。この処理は、しばしば、状態が変化するときに患者のベッドサイドに居合わせないかもしれない臨床医に委ねられてしまう。更に、この処理は、不正確になりやすく、また、間違えやすい。
改良型ＨＦＦＩに対する需要は増加しているが、当該技術分野において、患者の動態及び圧力調整条件の変化を自動的に補正することによって安定した換気性能を実現し得る適応ＨＦＦＩシステムへの絶え間ないニーズは、依然として存在する。
適応高頻度流量遮断制御方法及びそのシステムは、システム内の前提頻度、前提振幅、及び前提呼吸ガス圧力を表す前提呼吸ガス圧力波動関数を受信すること、システムで要求される運転頻度、運転振幅、及び運転圧力を表す運転圧力波動関数を設定すること、前提呼吸ガス圧力波動関数と運転圧力波動関数との間のサイクル偏差を決定すること、サイクル偏差を流量調整量に変換すること、及び、流量調整量を用いて運転流量を更新すること、を含んで構成される。
本発明の一態様では、一方のサイクルと他方のサイクルとの間の相対的な流量調整を行なう１サイクル分の遅延時間を設定するサンプルディレイユニットを有するシステムを含む。
本発明の他の態様では、流体流量と運転流量との間の円滑な移行をもたらす流量調整比率リミッタを有するシステムを含む。
本発明の他の態様では、運転頻度及び運転振幅からフィードフォワード流量を設定し、かつ、運転流量を更新するためにフィードフォワード流量を流量調整量に加算するシステムを含む。
本発明の他の態様では、運転圧力波動関数を超過した前提呼吸ガス圧力波動関数のオーバーシュートと、運転圧力波動関数を超過した前提呼吸ガス圧力波動関数のアンダーシュートと、運転圧力波動関数と前提呼吸ガス圧力波動関数との間のピークでの偏差と、を決定するサイクル偏差測定ユニットを含む。
本発明の他の態様では、従来型の人工呼吸装置を患者用呼吸換気装置の適応高頻度流量遮断制御システムと統合し、これにより、臨床医は容易に一方から他方へ切り替えることができる。
本発明の正確な本質は、その目的及び効果と同様に、以下の説明を添付図面と共に考慮することにより、直ちに明らかになるであろう。尚、図面全体にわたって、同様の参照数字は、同様の要素を示す。
本発明の一実施形態に従う、適応流量調整システムを組み込む患者用呼吸換気システムを示す。 本発明の一実施形態に従う、人工呼吸を受ける患者の患者用呼吸回路の電気回路図を示す。 本発明の一実施形態に従う、正味流量率及び患者気道内圧の経時変化当量を、回路コンプライアンス及び肺コンプライアンスと、気道抵抗と、の関数として示すステップ図である。 本発明の一実施形態に従う、患者気道内圧に対して要求される正弦波のグラフを示す。 本発明の一実施形態に従う、サーボ制御システムを組み込む適応高頻度流量遮断制御システムの構成図を示す。 本発明の一実施形態に従う、フィードフォワード吸気流量指令較正テーブルを示す。 本発明の一実施形態に従う、偏差流量学習ユニットを組み込むサイクル偏差測定システムの構成図を示す。 本発明の一実施形態に従う、偏差流量学習方法を示すフローチャートである。 本発明の一実施形態に従う、適応高頻度流量遮断制御システムの運転方法を示すフローチャートである。
図１は、本発明の一実施形態に従う、適応高頻度流量遮断制御システム１３を組み込む患者用呼吸換気システム１１を示している。図１に示すように、換気システム１１は、換気装置１５、呼吸回路（patient circuit）１７、適応高頻度流量遮断（ＡＨＦＦＩ；Adaptive High Frequency Flow Interrupter）制御システム１３、及びサーボ制御サブシステム１９を含む。
呼吸回路１７は、換気装置１５と患者（図示せず）との間の吸気ガス及び呼気ガスの循環を可能にする。サーボ制御システム１９は、換気装置１５の運転を制御する。例えば、換気装置１５は、吸気流量と気道内圧とを各別に制御する関連駆動用電子装置（drive electronics）を各々備える流量制御バルブ（ＦＣＶ；Flow Control Valve）及び呼気バルブ（ＥＶ；Exhalation Valve）を有することができる。サーボ制御システム１９は、アナログ信号FCVD/A及びEVD/Aを換気装置１５内の各駆動用電子装置に出力するデジタルアナログコンバータを含むことができる。
換気装置１５は、患者及び換気システム１１の様々な状態及びパラメータを表示するモニタ２１や、臨床医又は使用者が、要求される設定及びパラメータを入力することを可能にする入力装置３９などのユーザインタフェースを含むことが好ましい。入力装置は、フロントパネルに設けられるボタンやあらゆる調整装置、又は、使用者が換気装置１５にセットアップ情報を入力することを可能にするキーボード、マウス、又はリモートコントロール装置を含む他の装置を含むことができる。あるいは、モニタ２１は、表示装置と入力装置とが一体化されたタッチスクリーンの形態であってもよい。入力データ又は入力情報に基づいて、プロセッサは、要求された運転を実行するように換気装置１５を制御する。
換気装置１５は、吸気ポート２３及び呼気ポート２５を更に含み、これらのポートを通って、吸気ガスと呼気ガスとが、各別に、呼吸回路１７を介して、患者に供給され、又は患者から回収される。吸気流量制御バルブ（ＦＣＶ）は、通常、吸気流量QINSPを制御するように吸気ポート２３に設置され、呼気バルブ（ＥＶ）は、呼気ポート２５の開閉状態を制御するように呼気ポート２５に設置されることが好ましい。同様に、吸気流量センサ及び呼気流量センサは、吸気流量QINSPと呼気流量QEXPとを各別に測定するように吸気ポート２３及び排気ポート２５に設置され得る。また、吸気圧力トランスデューサー及び呼気圧力トランスデューサー（図示せず）は、吸気圧力PINSPと呼気圧力PEXPとを各別に測定するように吸気ポート２３及び排気ポート２５に設置され得る。
図１に示すように、呼吸回路１７は、換気装置１５を患者（図示せず）に接続するために用いられるＹ字回路であり得る。呼吸回路１７は、一端部が換気装置１５の吸気ポート２３に接続される吸気リム２７と、一端部が換気装置１５の呼気ポート２５に接続される呼気リム２９と、を含む。吸気リム２７の他端部と呼気リム２９の他端部とは、気管内チューブ（図示せず）を介して患者に適用される呼吸ピース３１に接続される。その他の装備品や構成要素となる装置（フィルターなど）もまた、呼吸回路１７の様々な部分に設置され得る。患者に供給されるガス流量QWYEを直接測定するため、流量センサ３３は呼吸ピース３１に設置されることが好ましい。当然のことながら、吸気流量センサ、呼気流量センサ、吸気圧力トランスデューサー、呼気圧力トランスデューサーもまた、各別に、吸気ポート２３及び呼気ポート２５の近傍に設置され得る。また、近接圧力トランスデューサー（図示せず）も、呼吸ピース３１で測定されるＷＹＥ圧PWYEを決定するために、呼吸ピース３１に設置され得る。
測定可能な処理変数は、吸気流量QINSP、吸気圧力PINSP、呼気圧力PEXP、及び、呼吸ピース３１で測定される圧力PWYEを含み、所定頻度でサンプリングが行われる。例えば、一実施形態において、これらの処理は、各サイクル（２ミリ秒）毎にサンプリングが行われる。換気装置１５は、測定されるパラメータを処理する換気装置センサ処理ユニット３５を含み得る。尚、測定されるパラメータは、QINSP、PINSP、PEXP、PWYE、及び、その他の適応高頻度流量遮断（ＡＨＦＦＩ）制御システム１３及びサーボ制御システム１９に出力する前のセンサ測定値、を含む。
ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、所定の使用者設定に対して気道内圧を調整する。ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、前回の呼吸サイクル中に測定された「偏差（error）」に基づいて運転吸気流量目標値を調整する閉ループ適応制御アプローチである。このＡＨＦＦＩシステム１３は、高頻度（１５０＜ＢＰＭ≦９００、又は２．５〜１５Ｈｚ）で換気量を供給するように設計され得る。一実施形態において、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、ＦＣＶ及びＥＶサーボ制御システム１９と一体化する閉制御ループであり得る。
適応制御アプローチでは、各サイクルの初期に、運転平均気道内圧PEV_MAP、運転頻度FRQSET、及び運転振幅ASETの設定のために実行される優先ルールベース（priority rule-based）又は最適化アルゴリズムで、測定されたPWYEを用いる。アルゴリズム演算に基づいて、ＡＨＦＦＩシステム１３は、サーボ制御システム１９に対して、確定呼気圧力サーボ運転目標値PEV_DESと、更新された確定吸気運転流量サーボ運転目標値QINSP_DESと、を出力する。この処理は、所定の使用者選択設定に対して、ＦＣＶ及びＥＶサーボ制御システム１９に対する吸気流量目標値が、現在の患者の状態に適合するように、各呼吸サイクルの初期で繰り返される。また、各サンプリングの間に（２ミリ秒間に）、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、使用者により選択された設定に基づいて、確定呼気圧力サーボ運転目標値PEV_DESを更新する。
図２は、本発明の一実施形態に従う、人工呼吸を受ける患者の患者呼吸回路の電気回路図３７を示している。患者呼吸回路において、ガス流量Qは、電流Iと同様の方法で、高い圧力レベルから低い圧力レベルへ循環する。ガス流量Qは、気道抵抗などの回路要素を通ることにより、電気回路３７における電圧降下ΔVと同様に、圧力降下ΔPが生じる。
図２に示すように、患者呼吸回路は、通常、換気装置と患者との間でガスを循環する呼吸回路を含んで構成される。換気装置は、呼吸回路を介して、吸気ガス流量QINSPを患者に供給すると共に、呼気ガス流量QEXPを患者から回収する。要求される一回換気量を供給するために、理想的には、吸気ガス流量QINSPと呼気ガス流量QEXPとの流量差、すなわち、正味流量QNETが、患者に供給される全てである。しかしながら、実際には、呼吸回路における換気量損失は、呼吸回路の回路コンプライアンスCTの存在により、不可避である。回路コンプライアンスCTは、肺コンプライアンスCLと並列関係であり、電気回路３７においてコンデンサと同様に機能する。
回路コンプライアンスCTは、呼吸回路によりオフセットされる換気量と、呼吸回路全体の圧力と、の比として定義される。オフセットされる換気量は、回路コンプライアンスCTに比例する。同様に、肺コンプライアンスCLは、患者の肺によりオフセットされる換気量と、肺全体の圧力と、の比として定義される。従って、回路コンプライアンスCTが肺コンプライアンスCLより非常に大きい場合、大部分の正味流量QNETは、患者の肺に供給される代わりに、呼吸回路に分配されるであろう。
図２に示すように、患者呼吸回路の基底レベルは、呼気終末陽圧（PEEP；Positive End Expiratory Pressure）と呼ばれる。従って、呼吸回路全体の圧力は、呼吸ピース３１で測定される気道内圧PWYEとPEEPとの圧力差となる。患者の気道には気道抵抗RLがあるので、患者の肺に加えられる圧力PLはQL 2RLの分だけ減算される。呼吸回路の気道内圧PWYE及び肺の圧力PLは、以下の式で表される。
定義により、回路コンプライアンスCT及び肺コンプライアンスCLは、以下の式で表される。
一回換気量VTIDは患者の肺に供給される実際のガス換気量であり、VCCは回路コンプライアンスCTでオフセットされるガス換気量である。ガス換気量VTID及びVCCは、呼吸回路のガス流量率QT及び患者の肺のガス流量率QLを積分することにより得られる。
所定の正味流量のステップ入力QNETによる患者の気道内圧PWYEの応答を考慮すると、患者の気道内圧の経時変化は、回路コンプライアンス及び肺コンプライアンスと、気道抵抗との関数として、以下の式で表される。
図３は、本発明の一実施形態に従う、正味流量率ステップQNETによる患者の気道内圧の経時変化量ΔPWYEをグラフ化して示している。示されたΔPWYE値は、式（４）から決定される。
図４は、本発明の一実施形態に従う、患者の気道内圧ΔPWYEに要求されるグラフを示している。このグラフは、正弦波を示している。しかしながら、当業者であれば、他の波動関数として、矩形波又は三角波の波動関数など（これらに限定されない）を用いることが可能であることを理解するであろう。臨床医が運転頻度FRQSET及び運転振幅ASETを選択することにより、気道内圧の要求変化量と、この変化を発生させる時刻と、を決定し、気道抵抗を無視することで（すなわち、式（４）の変動項が無視されることで）最低要求正味流量が容易に求められる。従って、回路コンプライアンス及び肺コンプライアンスの関数である患者の気道内圧の経時変化量ΔPWYEは、以下の式のように変形される。
式（５）を整理すると、正味流量QNETは、以下の式で表される。
患者の気道内圧の要求変化量ΔPWYEは、運転振幅ASETの関数として以下の式で表される。
従って、式（６）に式（７）を代入し、
とした場合に、正味運転流量QNETは、運転頻度FRQSET及び運転振幅ASETの関数として、以下の式で表される。
式（８）は、気道抵抗の影響を無視しており、その一方で、式（８）は、要求最低運転正味流量が患者コンプライアンスCLと、回路コンプライアンスCTと、使用者により選択された運転頻度FRQSET及び運転振幅ASETと、の関数であることを示している。
全ての条件が既にわかっている場合は、それに応じて、供給される運転流量を設定することができるが、患者の状態や使用者の設定が変化する場合は、所望のシステム運転を実現するために、流量を調整しなければならない。仮に必要な流量が調整されていない場合、気道内圧調整が悪化し、患者の換気が不十分になってしまう。患者の状態の変化を明らかにするために、臨床医は、しばしば、手動で設定を調整するという煩雑な作業を押し付けられる。しかしながら、臨床医は、患者の状態が変化するときに、患者のベットサイドに居合わせないかもしれない。本発明において、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、要求される圧力調整要件に応じて患者の状態変化を補正するために必要とされる最低運転流量を適応調整する自動制御アプローチを提供する。
図５は、本発明の一実施形態に従う、適応高頻度流量遮断（ＡＨＦＦＩ）制御システム１３の構成図を示している。図５に示すように、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、サーボ制御システム１９、圧力センサ４５、吸気流量センサ３３、及び患者／回路システムダイナミクス３７と一体化され得る。
サーボ制御システム１９は、吸気流量サーボ制御装置５３及びＨＦＦＩ呼気圧力サーボ制御装置５５を含む。吸気流量サーボ制御装置５３は、流量制御バルブ及び駆動用電子装置５７に接続され、その一方で、ＨＦＦＩ呼気圧力サーボ制御装置５５は、呼気バルブ及び駆動用電子装置５９に接続される。吸気流量サーボ制御装置５３は、フィードバックとして吸気流量センサ３３を用いて、吸気流量を所定の流量指令値に制御する。ＨＦＦＩ呼気圧力サーボ制御装置５５は、フィードバックとして圧力センサ４５を用いて、気道内圧（又は、ＷＹＥ圧）を所定の圧力指令値に制御する。
サーボ制御システム１９に接続される患者／回路システムダイナミクス３７は、患者の動態又は制御される制御システムプラントを示す。患者／回路システムダイナミクス３７は臨床医にとって解決することが煩雑な広範囲にわたる運転条件を有するので、適応制御アプローチに対するニーズには有用である。吸気流量センサ３３及び圧力センサ４５は、吸気流量QINSP_PROCを測定し、かつ、患者のＷＹＥ圧PWYE_PROCを推定又は直接測定するために、サーボ制御システム１９に、各別に接続される。患者の前提ＷＹＥ圧PWYE_PROCは、以下の式を用いて決定される。
式（９）は、近接圧力トランスデューサーを使用していない場合に用いられることが好ましい。ここで、PEXP_PROC及びPINSP_PROCは、各別に測定された呼気圧力及び吸気圧力である。その一方で、式（１０）は、患者のＷＹＥ圧PPRX_PROCを直接測定することが可能な近接圧力トランスデューサーを使用する場合に用いられることが好ましい。
ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、ＥＶサーボ圧力指令ジェネレータ４３を含む。この指令ジェネレータは、所定の運転頻度FRQSET、運転振幅ASET、及び運転平均気道内圧PEV_MAPに応じて特定の指令プロフィールを作成する。頻度FRQSETは、２．５〜１５Ｈｚの範囲であることが好ましい。一実施形態において、５Ｈｚより大きい頻度の場合、振幅ASETに割り当てられる最高値は２０ｃｍＨ２Ｏである。平均気道内圧PEV_MAPは、少なくとも運転振幅ASETと等しくなければならない。これは、システムが負の気道内圧に調整することができないからである。図５において、指令ジェネレータ４３は、正弦波を示している。しかしながら、他の波動関数として、矩形波又は三角波の波動関数など（これらに限定されない）を用いることが可能である。指令ジェネレータ４３は、確定ＨＦＦＩ呼気運転サーボ目標値PEV_DESをＨＦＦＩ呼気圧力サーボ制御装置５５に出力する。
一実施形態において、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、ＡＨＦＦＩ制御方式の一部であるフィードフォワード設定吸気流量参照テーブル４１も含む。設定された運転頻度FRQSET及び運転振幅ASETに基づいて、吸気流量QINSPに対応する開ループフィードフォワード推定量が決定される。図６は、本発明の一実施形態に従う、フィードフォワード吸気流量指令較正テーブルを示している。較正テーブルは、何れの初期吸気流量QINSPを用いるのかを示す開ループ推定量を提供する。較正テーブルに基づいて、ＡＨＦＦＩ制御システムによりフィードフォワード項として指令される開ループ吸気流量QHFFI_FFWDが、加算器４７に出力される。
ＡＨＦＦＩ制御方式において、加算器４７は、開ループ吸気流量調整量QHFFI_FFWDと、リミッタ６９から出力される閉ループ適応吸気流量QHFFI_ADPと、を統合する。加算器４７は、統合流量をリミッタ５１に出力する。リミッタ５１は、統合流量を、最高許容吸気運転流量指令値QINSP_MAXとゼロ流量との間に制限する。この制限されたＡＨＦＦＩ吸気流量サーボ目標値（QHFFI_CTL）は、比較器４９に出力される。比較器４９は、吸気流量サーボ目標値QHFFI_CTLと、使用者により選択された最低吸気運転流量QINSP_MINと、で流量要求が大きい方を決定し、確定吸気流量目標値QINSP_DESを吸気流量サーボ制御装置５３に出力する。
また、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、サイクル偏差測定ユニット６１、偏差流量学習ユニット（error to flow learning unit）６３、流量調整比率リミッタ６５、加算器６７、リミッタ６９、及びサンプルディレイユニット７１を含む。一実施形態において、サンプルディレイユニット７１は、ＡＨＦＦＩ制御システム１３に１サイクル分の遅延時間をもたらすことができる。流量調整比率リミッタ６５は、測定流量率と補正流量率との間で円滑な移行を行なうために用いることができる。ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、前提圧力PWYE_PROCを患者／回路システムダイナミクス３７から受信すると共に、運転圧力PEV_DESをＥＶサーボ圧力指令ジェネレータ４３から受信する。
開ループシステム５２と異なり、閉ループ方式５４を実装するＡＨＦＦＩ制御システム１３は、非常に高い圧力調整精度をもたらす気道内圧フィードバックを提供する。ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、患者のコンプライアンス、気道抵抗、振幅、及び頻度の設定を補正することによって、安定した圧力調整を提供する。開ループアプローチ５２と異なり、閉ループアプローチ５４は、アクチュエータ性能の変化やシステムのリークなどに対する補正を提供する。更に、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、使用者により指定された運転設定を実現するために必要とされる「最低」流量を最適化する。
サイクル偏差測定ユニット６１は、圧力PWYE_PROCと圧力PEV_DESとを比較して、これら２つの圧力間の相対的なサイクル偏差を決定する。偏差流量学習ユニット６３は、サイクル偏差測定ユニット６１からの結果を受信し、それを流量調整比率リミッタ６５に出力する。流量調整比率リミッタ６５は、偏差流量学習ユニット６３から出力された結果を受信し、それと最高許容差分吸気流量サーボ目標補正値RTQSET_HFFIとを比較し、計算差分吸気流量サーボ目標補正値QHFFI_DLTを加算器６７に出力する。加算器６７は、計算差分吸気流量サーボ目標補正値QHFFI_DLTとサンプルディレイユニット７１に起因する流量（好ましくは、１サイクル分の遅延時間に起因する流量）とを統合し、それをリミッタ６９に出力する。リミッタ６９は、最高許容吸気流量指令値QINSP_MAX及び開ループ吸気流量QHFFI_FFWDを受信し、閉ループ適応吸気流量調整量QHFFI_ADPを出力する。
図７を参照すると、サイクル偏差測定ユニット６１は、測定される前提気道内圧と要求される運転時の患者の気道内圧との間のオーバーシュート又はアンダーシュートを決定する。サイクル偏差測定ユニット６１は、目標値を上回ったオーバーシュート７３（指令される最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値に対する前回のサイクル中に測定されたオーバーシュート圧力PEV_HFFI_OS）、目標値を下回ったアンダーシュート７５（指令される最低ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値に対する前回のサイクル中に測定されたアンダーシュート圧力PEV_HFFI_US）、及びピークでの偏差７７（最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値が指令されるときに前回のサイクル中に測定された偏差圧力PEV_HFFI_ERR）を測定する。
目標値を上回ったオーバーシュート７３は、コンバータ７９により、前回のサイクル中に最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値を上回った測定オーバーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_OSに変換され、リミッタ８１により制限されると共に、アンプ８３により増幅される。コンバータ７９は、変換に以下の式を用いる。
同様に、目標値を下回ったアンダーシュート７５は、コンバータ８５により、前回のサイクル中に最低ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値を下回った測定アンダーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_USに変換され、リミッタ８７により制限されると共に、アンプ８９により増幅される。コンバータ８５は、変換に以下の式を用いる。
PEV_DES_MAX項は、所定のサイクル中の最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値である。一方、PEV_DES_MIN項は、所定のサイクル中の最低ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値である。
リミッタ８１は、測定オーバーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_OSを偏差流量学習ユニット６３に出力する。アンプ８３は、ゲインHFFIOS2_QINSPで、オーバーシュート圧力を適応差分吸気流量調整サーボ目標補正値QHFFI_ADP_OSに変換する。この適応差分吸気流量調整サーボ目標補正値QHFFI_ADP_OSは、偏差流量学習ユニット６３に出力される。更に、リミッタ８７は、測定アンダーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_USを偏差流量学習ユニット６３に出力する。アンプ８９は、ゲインHFFIUS2_QINSPで、アンダーシュート圧力を適応差分吸気流量調整サーボ目標補正値QHFFI_ADP_USに変換する。この適応差分吸気流量調整サーボ目標補正値QHFFI_ADP_USは、偏差流量学習ユニット６３に出力される。
ピークでの偏差７７が存在する場合は、最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値が指令されるときに前回のサイクル中に測定された圧力偏差PEV_HFFI_ERRが、偏差流量学習ユニット６３及びアンプ９１に出力される。アンプ９１は、ゲインHFFIERR2_QINSPで、測定された圧力偏差PEV_HFFI_ERRを適応差分吸気流量調整サーボ目標補正値QHFFI_ADP_ERRに変換する。この適応差分吸気流量調整サーボ目標補正値QHFFI_ADP_ERRは、偏差流量学習ユニット６３に出力される。
図８は、本発明の一実施形態に従う、偏差流量学習方法のフローチャートである。偏差流量学習ユニット６３は、サイクル偏差測定ユニット６１からの結果を受信し、運転吸気流量を調整するために、典型的なフローチャートを用いる。各サイクルの開始時（ステップ１００）に、偏差流量学習ユニット６３は、オーバーシュート圧力パーセント閾値HFFIOSPC_LVLと、アンダーシュート圧力パーセント閾値HFFIUSPC_LVLと、を各別に決定する（ステップ１０５）。これらの値は、設定頻度FRQSETに依存する較正チャート９３及び９５を用いて決定され得る。
偏差流量学習ユニット６３は、まず、最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値を上回った測定オーバーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_OSKと、所定のサイクル中に偏差流量学習ユニット６３で用いられたオーバーシュート圧力パーセント閾値HFFIOSPC_LVLと、を比較することにより、大幅なオーバーシュート圧力が発生しているか否かを判定する。PEV_HFFIPC_OSKがHFFIOSPC_LVLより大きい場合、偏差流量学習ユニット６３は、所定のサイクル中に最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値を上回った測定オーバーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_OSKと、前回のサイクル中に最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値を上回った測定オーバーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_OSK-1と、を比較することにより、前回のサイクルからオーバーシュート圧力が減少しているか否かを判定する（ステップ１１５）。前回のサイクル中の測定オーバーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_OSK-1は、サンプルディレイユニット７１を用いることにより得られる。
前回のサイクルからオーバーシュート圧力が減少している場合、偏差流量学習ユニット６３は、QHFFI_DLT＝QHFFI_ADP_OSに設定することによって、オーバーシュートに基づいて適応差分流量を更新する（ステップ１２０）。前回のサイクルからオーバーシュート圧力が増加している場合、偏差流量学習ユニット６３は、以下の関係式を用いて、オーバーシュート圧力の増加が流量の低下によるものか否かを判定する（ステップ１２５）。
オーバーシュート圧力の増加が流量の低下によるものである場合、偏差流量学習ユニット６３は、QHFFI_DLT＝QHFFI_ADP_OSに設定することによって、オーバーシュートに基づいて適応差分流量を更新する（ステップ１２０）。また、オーバーシュート圧力の増加が流量の低下によるものではない場合、偏差流量学習ユニット６３は、最低ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値を下回った測定アンダーシュート圧力パーセントPEV_HFFIPC_USKと、所定のサイクル中に適応ＨＦＦＩ制御システムで用いられたアンダーシュート圧力パーセント閾値HFFIUSPC_LVLと、を比較することにより、大幅なアンダーシュート圧力が発生しているか否かを判定する（ステップ１３０）。同様に、PEV_HFFIPC_OSKがHFFIOSPC_LVLより小さく、オーバーシュート圧力が発生していない場合、偏差流量学習ユニット６３は、大幅なアンダーシュート圧力が発生しているか否かを判定する。
PEV_HFFIPC_USKがHFFIUSPC_LVLより大きい場合、偏差流量学習ユニット６３は、QHFFI_DLT＝QHFFI_ADP_USに設定することによって、アンダーシュートに基づいて適応差分流量を更新する（ステップ１３５）。また、大幅なアンダーシュートが発生していない場合、偏差流量学習ユニット６３は、以下の関係式を用いて、ピークでの偏差がデッドバンド外であるか否かを判定する（ステップ１４０）。
式（１４）を満たす場合、偏差流量学習ユニット６３は、QHFFI_DLT＝QHFFI_ADP_ERRに設定することによって、ピークでの偏差に基づいて適応差分流量を更新する（ステップ１４５）。また、ピークでの偏差がデッドバンド内である場合、大幅な偏差は発生していないので、偏差流量学習ユニット６３は、QHFFI_DLT＝−QHFFI_DECに設定することによって、流量を減少させる（ステップ１５０）。QHFFI_DEC項は、大幅な偏差が発生していない場合の適応中の差分吸気流量サーボ目標値削減項である。
ステップ１２０、１３５、１４５、及び１５０で適応流量が更新されると、偏差流量学習ユニット６３は、処理を完了すると共に、計算差分吸気流量サーボ目標補正値QHFFI_DLTを流量調整比率リミッタ６５に出力する（ステップ１５５）。
図９は、本発明の一実施形態に従う、ＡＨＦＦＩ制御システム１３の運転方法を示すフローチャートである。好ましくは、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、患者用呼吸換気システム１１において、臨床医がＣＭＶ制御モードからＡＨＦＦＩ制御モードへ切り換えることができるように、従来型の人工呼吸装置（ＣＭＶ）と統合され得る。
ＨＦＦＩ制御モードに入ると、まず初めに、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、以下に示すように、適応サイクル偏差測定値と、取得した最低及び最高ＡＨＦＦＩ運転圧力目標値と、最低及び最高測定ＷＹＥ圧と、をリセットする（ステップ２００）。
式（１５）で表されるこれらの初期条件は、ＡＨＦＦＩ制御システム１３の正常動作を確保するように適宜設定される。患者用呼吸換気システム１１がＣＭＶ制御モードからＡＨＦＦＩ制御モード１３に切り換えられた場合に、それにより、任意の前提圧力測定値をリセットすることで、上記初期条件を設定することが好ましい。
次に、ＡＦＨＨＩ制御システム１３は、前回の閉ループ適応吸気流量調整目標補正値をQHFFI_ADPK-1＝0にリセットし（ステップ２０２）、確定適応吸気運転流量サーボ目標値をQHFFI_CTLK-1＝0にリセットし（ステップ２０４）、フィードフォワード吸気流量サーボ目標値をQHFFI_FFWDK-1＝0にリセットし（ステップ２０６）、ＦＣＶサーボ制御装置５３及びＥＶサーボ制御装置５５をリセットする（ステップ２０８）。
この後、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、ＦＣＶ吸気運転流量サーボ指令値QINSP_DESKを更新する（ステップ２１０）。吸気運転流量サーボ指令値は、ＡＨＦＦＩ制御システム１３が流量適応値として提供する１サイクル分の遅延時間を用いる。この吸気流量サーボ指令値は、使用者により選択された最低吸気流量QINSP_MINKと、前回のサイクルにおける確定ＡＨＦＦＩ運転吸気流量目標値QHFFI_CTLK-1と、のうち、流量要求が大きい方である。
使用者により選択された最低吸気流量QINSP_MINKは、患者用呼吸換気システム１１の安全な運転を確保するであろう最低許容流量を指定するために用いる。例えば、患者用吸気換気システム１１は、加湿器用の電熱線を有する場合があり、これらの電熱線は、気管内チューブを溶かさないことを確実にするために所定流量を必要とする。メルトダウンを防止するため、使用者により選択された最低吸気流量QINSP_MINKは、少なくとも毎分１リットルであることが好ましい。
流量サーボ指令値が更新されると、ＦＣＶ吸気流量サーボ制御装置５３による制御が実行される（ステップ２１２）。
ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、ＥＶ運転圧力サーボ指令値PEV_DESKも更新する（ステップ２１４）。所定の運転頻度FRQSET、運転振幅ASET、及び運転平均気道内圧PEV_MAPに応じて、ＥＶサーボ圧力指令ジェネレータ４３が、対応する波動関数を作成する。図５において、指令ジェネレータ４３は、正弦波を示している。しかしながら、他の波動関数として、矩形波又は三角波の波動関数など（これらに限定されない）を用いることが可能である。負圧は制御できないので、正弦波は、少なくとも、使用者により選択された振幅ASETに等しいオフセットを有する。このため、運転圧力サーボ指令値は、以下の式で表される。
ＥＶ圧力サーボ指令値が更新されると、ＨＦＦＩ呼気圧力サーボ制御装置５５による制御が実行される（ステップ２１６）。
次に、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、好ましくは各サイクル毎に、サイクル開始時に運転しているか否かを判定する（ステップ２１８）。最初のインスタンスで圧力増加指令がある場合、ＡＨＦＦＩ制御システムは、サイクル開始時に運転している。
ＡＨＦＦＩ制御システム１３がサイクル開始時に運転している場合、フィードフォワード吸気流量指令値が更新される（ステップ２２０）。各サイクルの開始時に（すなわち、圧力増加指令の開始時に）、フィードフォワード吸気流量指令値は、使用者により選択された頻度FRQSET及び振幅ASETに基づいて、以下の式に示すように、図６の較正テーブルを用いて決定される。
次に、サイクル開始時に運転しているＡＨＦＦＩ制御システムは、前回のサイクルからのサイクル偏差オーバーシュート７３及びサイクル偏差アンダーシュート７５を更新する（ステップ２２２）。前回のサイクル中に取得したＡＨＦＦＩ運転圧力目標値を超過した測定オーバーシュート圧力PEV_HFFI_OSK及びアンダーシュート圧力PEV_HFFI_USKは、以下の式を用いて決定される。
前回のサイクル中にＡＨＦＦＩ運転圧力目標値を超過した測定オーバーシュート圧力パーセント及び測定アンダーシュート圧力パーセントは、以下の式を用いて決定される。
次に、サイクル開始時に運転しているＡＨＦＦＩ制御システム１３は、前回のサイクル偏差を流量調整量に変換する（ステップ２２４）。オーバーシュート圧力を補正する差分吸気流量調整サーボ目標補正値QHFFI_ADP_OSKと、アンダーシュート圧力を補正する差分吸気流量調整サーボ目標補正値QHFFl_ADP_USKとは、以下の式を用いて決定される。
ピーク運転圧力目標値が指令されたときに取得した圧力偏差を補正する差分吸気流量調整量は、以下の式を用いて決定される。
前回のサイクル偏差を流量調整量に変換した後、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、偏差流量優先学習ユニット６３を用いて、確定適応流量調整量を決定するために偏差に優先順位を付けると共に、上述した差分ＨＦＦＩ流量QHFFI_DLTを更新する（ステップ２２６）。図８に示すように、偏差流量学習ユニット６３は、オーバーシュート圧力パーセント閾値HFFIOSPC_LVLK及びアンダーシュート圧力パーセント閾値HFFIUSPC_LVLKを決定する。これらの値は、以下の式に示すように、運転頻度FRQSETの関数である較正チャート９３及び９５を用いて決定される。
大幅なオーバーシュート圧力が発生している場合（PEV_HFFIPC_OSK＞HFFIOSPC_LVLK）（ステップ１１０）、及び、大幅なオーバーシュート圧力が流量の低下により前回のサイクルから増加した場合（（PEV_HFFIPC_OSK＞PEV_HFFIPC_OSK-1）及びQHFFI_DLTK-1＜0）（ステップ１２５）又は大幅なオーバーシュート圧力が前回のサイクルから減少した場合（PEV_HFFIPC_OSK＜PEV_HFFIPC_OSK-1）（ステップ１１５）、偏差流量学習ユニット６３は、以下の式で与えられる吸気量増加分を適応させる（ステップ１２０）。
また、大幅なアンダーシュート圧力が発生している場合（PEV_HFFIPC_USK＞HFFIUSPC_LVLK）（ステップ１３０）、偏差流量学習ユニット６３は、以下の式で与えられる吸気流量増加分を適応させる（ステップ１３５）。
また、ピークでの偏差がデッドバンド外である場合（｜PEV_HFFI_ERRK｜＞HFFIERR_DBD）（ステップ１４０）、偏差流量学習ユニット６３は、以下の関係式で与えられる吸気流量増加分又は減少分を適応させる（ステップ１４５）。
一実施形態において、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、サイクル偏差の最小化時に要求される最低流量を決定することにより、吸気運転流量を最適化する。最低吸気流量を適応する理由の１つは、高価な呼吸ガス（例えば、ヘリオックス）の浪費を回避するためである。患者用呼吸換気システム１１内に呼吸ガスが余分にある場合、余分なガスは呼気バルブの使用により放出されるであろう。それゆえに、呼吸ガスの使用を最適化するために、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、要求される圧力調整要件を実現する間、サイクル偏差の最小化に必要とされる最低適応吸気流量を決定する。
次に、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、差分ＡＨＦＦＩ流量QHFFI_DLTを用いて適応吸気流量調整量QHFFI_ADPを更新する（ステップ２２８）。図５に示すように、流量調整比率リミッタ６５は、１サイクル当たりの許容差分吸気流量サーボ目標補正値QHFFI_DLTKを比率制限するために用いられ得る。流量調整比率リミッタ６５は、偏差流量学習ユニット６３からの出力結果を受信し、それを最高許容差分吸気流量サーボ目標補正値RTQSET_HFFIと比較し、計算差分吸気流量サーボ目標補正値QHFFI_DLTを加算器６７に出力する。一実施形態において、最高許容差分吸気流量サーボ目標補正値RTQSET_HFFIは、１サイクルにつき毎分１リットルの補正（one liter per minute correction per cycle）に設定される。差分吸気流量サーボ目標補正値QHFFI_DLTKは、以下の式を用いて決定される。
加算器６７は、計算差分吸気流量サーボ目標補正値QHFFI_DLTKを受信し、それを１サイクル遅延の最適吸気流量調整量QHFFI_ADPK-1に加算する。従って、今回のサイクルに対する適応吸気流量調整量QHFFI_ADPの更新は以下の式で表される。
加算器６７は、式（３５）からの結果をリミッタ６９に出力する。リミッタ６９は、確定流量が、ゼロとQINSP_MAXとの間の値になるように、以下の式を用いて、最高許容吸気流量QINSP_MAX以下及び負のフィードフォワード指令値以上に適応権限を制限する。
この後、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、適応流量調整量を含めることにより、確定吸気運転流量サーボ目標値QHFFI_CTLKを更新する（ステップ２３０）。加算器４７は、以下の式に示すように、開ループ吸気流量調整量QHFFI_FFWDKと閉ループ適応吸気流量QHFFI_ADPKとを統合する。
加算器４７は、統合流量QHFFI_CTLKをリミッタ５１に出力する。リミッタ５１は、式（３９）及び（４０）用いて流量QHFFI_CTLKをゼロと最高許容吸気流量指令値QINSP_MAXとの間に制限し、ＡＨＦＦＩ制御システム１３により指令された吸気流量サーボ目標値QHFFI_CTLKを比較器４９に出力する。
比較器４９は、吸気流量サーボ目標値QHFFI_CTLと使用者により選択された最低吸気流量QINSP_MINと、で流量要求が大きい方を決定し、この結果QINSP_DESを吸気流量サーボ制御装置５３に出力する。
次に、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、次のサイクルでの偏差を取得できるように、前回のサイクルから取得した最低及び最高ＡＦＦＦＩ運転圧力目標値と、最低及び最高測定ＷＹＥ圧と、を以下の式のようにリセットする（ステップ２３２）。
ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、今回のサイクルに対する最高及び最低目標値と、最高及び最低圧力と、を更新して（ステップ２５０）、ＡＨＦＦＩモードが無効であるか否かを判定する（ステップ２５２）。ＡＨＦＦＩモードが無効である場合、ＡＨＦＦＩ制御システムは、その適応流量調整を停止する（ステップ２５４）。一方、ＡＨＦＦＩモードがまだ有効である場合、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、ＦＣＶ制御装置及びＥＶサーボ制御装置をリセットして（ステップ２０８）、ＡＨＦＦＩ制御モードが無効になるまで、図９に示す全処理を繰り返す（ステップ２５２）。
一方、ＡＨＦＦＩ制御システム１３が、圧力目標減少指令の開始時に運転している場合（ステップ２３４）、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、以下の式に従って、今回のサイクルに対するピークでの圧力偏差指令値を更新する（ステップ２３６）。
ピークでの偏差は、ピーク指令値が与えられたときの運転圧力目標値からの圧力偏差である。一方、ＡＨＦＦＩ制御システム１３が、圧力目標減少指令の開始時に運転していない場合、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、以下の式を用いて、今回のサイクルの圧力偏差PEV_HFFI_ERRKとして、前回の圧力偏差を保持する（ステップ２３８）。
次に、ピークでの偏差が更新されるか、若しくは保持されるか、に係わらず、ＡＨＦＦＩシステム制御システム１３は、今回のサイクルでは、以下のように、前回のフィードフォワードＡＨＦＦＩ流量指令値を保持する（ステップ２４０）。
前回のサイクルからの偏差は、更新することになっている場合（例えば、次のサイクルの開始時）を除き、今回のサイクルにおいて保持される。それゆえに、サイクル偏差は、以下の条件に設定される（ステップ２４２）。
同様に、ＡＨＦＦＩ差分流量補正値QHFFl_DLTK（ステップ２４４）、適応吸気流量調整量QHFFI_ADPK（ステップ２４６）、及び前回計算されたＡＨＦＦＩ吸気運転流量目標値QHFFI_CTLK（ステップ２４８）が、以下のように、次のサイクルの開始時の更新のときまで保持される。
次に、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、以下の式に従って、最高及び最低目標値と、最高及び最低圧力と、を更新する（ステップ２５０）。
最後に、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、ＡＨＦＦＩモードが無効であるか否かを判定する（ステップ２５２）。ＡＨＦＦＩモードが無効である場合、ＡＨＦＦＩ制御システムは、その適応流量調整を停止する（ステップ２５４）。一方、ＡＨＦＦＩモードがまだ有効である場合、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、ＦＣＶ制御装置及びＥＶサーボ制御装置をリセットして（ステップ２０８）、ＡＨＦＦＩ制御モードが無効になるまで、図９に示す全処理を繰り返す（ステップ２５２）。
特定の典型的な実施形態が記載され、添付図面で図示されているが、このような実施形態は単なる例示であり、広範な本発明を制限するものではないことが理解されるべきである。例えば、当業者であれば、本発明の範囲及び精神から逸脱することなく、適応高頻度流量遮断制御システムを実現するために、ステップの順序を変更することができる。
更に、ＡＨＦＦＩ制御システム１３が、患者用呼吸換気システム１１内に記載されているが、ＡＨＦＦＩ制御システム１３は、システム状態を最適化するために適応システムアプローチを必要とする他の用途に用いることができる。当業者であれば、本発明の範囲及び精神から逸脱することなく、本明細書に記載した好ましい実施形態を、様々に適応することができると共に、変更することができる。

Claims (59)

  1. システム内の流体流量の設定を制御する方法であって、
    前記システム内の前記流体流量に対応する前提頻度、前提振幅、及び前提平均圧力を表す前提圧力波動関数を受信するステップと、
    前記システムで要求される運転流量を得るように、運転頻度、運転振幅、及び運転圧力を表す運転圧力波動関数を設定するステップと、
    前記前提圧力波動関数と前記運転圧力波動関数との間のサイクル偏差を決定するステップと、
    前記サイクル偏差を流量調整量に変換するステップと、及び、
    前記流量調整量を用いて前記運転流量を更新するステップと、
    を含んで構成される方法。
  2. 第２のサイクルに対して流量調整を行なうように前記運転流量更新ステップを第１のサイクルの期間分遅延させるステップを更に含んで構成される請求項１記載の方法。
  3. 前記流体流量と前記運転流量との間で円滑な移行を行なうように前記流量調整量の調整比率を制限するステップを更に含んで構成される請求項１記載の方法。
  4. 前記運転頻度及び前記運転振幅からフィードフォワード流量を設定するステップと、
    前記運転流量を更新するために、前記フィードフォワード流量を前記流量調整量に加算するステップと、
    を更に含んで構成される請求項１記載の方法。
  5. 前記システムの最低運転流量を設定するステップと、
    前記更新された運転流量を前記最低運転流量以上に制限するステップと、
    を更に含んで構成される請求項１記載の方法。
  6. 前記サイクル偏差は、前記運転圧力波動関数を超過したオーバーシュート、前記運転圧力波動関数を超過したアンダーシュート、及び前記運転圧力波動関数のピークでの偏差から成るグループから選択される請求項１記載の方法。
  7. 前記システムは、高頻度流量遮断制御システムである請求項１記載の方法。
  8. 前記システムは、患者用呼吸換気装置の高頻度流量遮断制御システムである請求項１記載の方法。
  9. 前記システムの運転圧力条件を初期化するステップを更に含んで構成される請求項１記載の方法。
  10. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    PWYE_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高前提圧力であり、
    PWYE_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低前提圧力であり、
    PWYE_PROCKは、前記Ｋサンプルにおける前記前提圧力であり、
    PEV_HFFI_OSK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_ERRK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力が指令されたときの圧力偏差であり、
    PEV_HFFIPC_OSK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力パーセントであり、
    PEV_HFFIPC_USK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力パーセントである場合に、
    前記運転圧力条件は、
    に初期化される請求項９記載の方法。
  11. 前記システムの運転流量条件を初期化するステップを更に含んで構成される請求項９記載の方法。
  12. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    QHFFI_ADPK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける前記流量調整量であり、
    QHFFI_CTLK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける前記運転流量であり、
    QHFFI_FFWDK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおけるフィードフォワード流量である場合に、
    前記運転流量条件は、
    に初期化される請求項１１記載の方法。
  13. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    ASETKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転振幅であり、
    FRQSETKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転頻度であり、
    PEV_MAPKは、前記Ｋサンプルにおける運転平均圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数は、
    で表される式から決定される請求項１記載の方法。
  14. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PWYE_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高前提圧力であり、
    PWYE_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低前提圧力であり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記オーバーシュートに対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記アンダーシュートに対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定される請求項６記載の方法。
  15. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力であり、
    PEV_HFFIPC_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力パーセントであり、
    PEV_HFFIPC_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力パーセントである場合に、
    前記運転圧力関数を超過した前記オーバーシュートに対応するサイクル偏差パーセントは、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力関数を超過した前記アンダーシュートに対応するサイクル偏差パーセントは、
    で表される式から決定される請求項１４記載の方法。
  16. QHFFI_ADP_OSKは、前記Ｋサンプルにおけるオーバーシュート圧力に対応する前記流量調整量であり、
    HFFIOS2_QINSPは、前記オーバーシュート圧力を、前記オーバーシュート圧力に対応する前記流量調整量に変換するために用いられるゲインであり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    QHFFI_ADP_USKは、前記Ｋサンプルにおけるアンダーシュート圧力に対応する前記流量調整量であり、
    HFFIUS2_QINSPは、前記アンダーシュート圧力を、前記アンダーシュート圧力に対応する前記流量調整量に変換するために用いられるゲインであり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記オーバーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記アンダーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定される請求項１４記載の方法。
  17. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    PWYE_PROCKは、前記Ｋサンプルにおける前記前提圧力であり、
    PEV_HFFI_ERRKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力が指令されたときの圧力偏差である場合に、
    前記運転圧力波動関数の前記ピークでの偏差に対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定される請求項６記載の方法。
  18. 前記運転圧力波動関数の前記ピークでの偏差に対応する前記流量調整量は、前回のサイクルより保持される請求項６記載の方法。
  19. 適応高頻度流量遮断制御システムであって、
    流体を供給する換気装置と、
    流体流量を制御する流量サーボ制御装置と、
    流体圧力を制御する圧力サーボ制御装置と、
    前記適応高頻度流量遮断制御システム内の流体流量に対応する前提頻度、前提振幅、及び前提圧力を表す前提圧力波動関数を受信する手段と、
    前記適応高頻度流量遮断制御システムで要求される運転流量に対応する運転頻度、運転振幅、及び運転圧力を表す運転圧力波動関数を設定する手段と、
    前記前提圧力波動関数と前記運転圧力波動関数との間のサイクル偏差を決定する手段と、
    前記サイクル偏差を流量調整量に変換する手段と、及び、
    前記流量調整量を用いて前記運転流量を更新する手段と、
    を含んで構成される適応高頻度流量遮断制御システム。
  20. 第２のサイクルに対して流量調整を行なうように前記運転流量更新ステップを第１のサイクルの期間分遅延させる手段を更に含んで構成される請求項１９記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  21. 前記流体流量と前記運転流量との間で円滑な移行を行なうように前記流量調整量の調整比率を制限する手段を更に含んで構成される請求項１９記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  22. 前記運転頻度及び前記運転振幅からフィードフォワード流量を設定する手段と、
    前記運転流量を更新するために、前記フィードフォワード流量を前記流量調整量に加算する手段と、
    を更に含んで構成される請求項１９記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  23. 前記適応高頻度流量遮断制御システムの最低運転流量を設定する手段と、
    前記更新された運転流量を前記最低運転流量以上に制限する手段と、
    を更に含んで構成される請求項１９記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  24. 前記サイクル偏差は、前記運転圧力波動関数を超過したオーバーシュート、前記運転圧力波動関数を超過したアンダーシュート、及び前記運転圧力波動関数のピークでの偏差から成るグループから選択される請求項１９記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  25. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    PWYE_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高前提圧力であり、
    PWYE_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低前提圧力であり、
    PWYE_PROCKは、前記Ｋサンプルにおける前記前提圧力であり、
    PEV_HFFI_OSK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_ERRK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力が指令されたときの圧力偏差であり、
    PEV_HFFIPC_OSK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力パーセントであり、
    PEV_HFFIPC_USK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力パーセントである場合に、
    前記適応高頻度流量遮断制御システムの運転圧力条件を、
    に初期化する手段を更に含んで構成される請求項１９記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  26. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    QHFFI_ADPK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける前記流量調整量であり、
    QHFFI_CTLK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける前記運転流量であり、
    QHFFI_FFWDK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおけるフィードフォワード流量である場合に、
    前記適応高頻度流量遮断制御システムの運転流量条件を、
    に初期化する手段を更に含んで構成される請求項１９記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  27. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    ASETKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転振幅であり、
    FRQSETKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転頻度であり、
    PEV_MAPKは、前記Ｋサンプルにおける運転平均圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数は、
    で表される式から決定される請求項１９記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  28. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PWYE_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高前提圧力であり、
    PWYE_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低前提圧力であり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記オーバーシュートに対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記アンダーシュートに対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定される請求項２４記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  29. QHFFI_ADP_OSKは、前記Ｋサンプルにおけるオーバーシュート圧力に対応する前記流量調整量であり、
    HFFIOS2_QINSPは、前記オーバーシュート圧力を、前記オーバーシュート圧力に対応する前記流量調整量に変換するために用いられるゲインであり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    QHFFI_ADP_USKは、前記Ｋサンプルにおけるアンダーシュート圧力に対応する前記流量調整量であり、
    HFFIUS2_QINSPは、前記アンダーシュート圧力を、前記アンダーシュート圧力に対応する前記流量調整量に変換するために用いられるゲインであり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記オーバーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記アンダーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定される請求項２８記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  30. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    PWYE_PROCKは、前記Ｋサンプルにおける前記前提圧力であり、
    PEV_HFFI_ERRKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力が指令されたときの圧力偏差である場合に、
    前記運転圧力波動関数の前記ピークでの偏差に対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定される請求項２４記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  31. 前記運転圧力波動関数の前記ピークでの偏差に対応する前記流量調整量は、前回のサイクルより保持される請求項２４記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  32. 患者用呼吸換気装置の適応高頻度流量遮断制御システム内の呼吸ガス流量を制御する方法であって、
    前記適応高頻度流量遮断制御システム内の前提頻度、前提振幅、及び前提呼吸ガス圧力を表す前提呼吸ガス圧力波動関数を受信するステップと、
    前記適応高頻度流量遮断制御システムで要求される運転流量に対応する運転頻度、運転振幅、及び運転平均圧力を表す運転圧力波動関数を設定するステップと、
    前記前提呼吸ガス圧力波動関数と前記運転圧力波動関数との間のサイクル偏差を決定するステップと、
    前記サイクル偏差を流量調整量に変換するステップと、及び、
    前記流量調整量を用いて前記運転流量を更新するステップと、
    を含んで構成される方法。
  33. 第２のサイクルに対して流量調整を行なうように前記運転流量更新ステップを第１のサイクルの期間分遅延させるステップを更に含んで構成される請求項３２記載の方法。
  34. 前記呼吸ガス流量と前記運転流量との間で円滑な移行を行なうように前記流量調整量の調整比率を制限するステップを更に含んで構成される請求項３２記載の方法。
  35. 前記運転頻度及び前記運転振幅からフィードフォワード流量を設定するステップと、
    前記運転流量を更新するために、前記フィードフォワード流量を前記流量調整量に加算するステップと、
    を更に含んで構成される請求項３２記載の方法。
  36. 前記サイクル偏差は、前記運転圧力波動関数を超過したオーバーシュート、前記運転圧力波動関数を超過したアンダーシュート、及び前記運転圧力波動関数のピークでの偏差から成るグループから選択される請求項３２記載の方法。
  37. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける運転圧力であり、
    ASETKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転振幅であり、
    FRQSETKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転頻度であり、
    PEV_MAPKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転平均圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数は、
    で表される式から決定される請求項３２記載の方法。
  38. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける運転圧力であり、
    PWYE_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高前提呼吸ガス圧力であり、
    PWYE_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低前提呼吸ガス圧力であり、
    PWYE_PROCKは、前記Ｋサンプルにおける前記前提呼吸ガス圧力であり、
    PEV_HFFI_OSK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_ERRK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力が指令されたときの圧力偏差であり、
    PEV_HFFIPC_OSK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力パーセントであり、
    PEV_HFFIPC_USK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力パーセントである場合に、
    前記適応高頻度流量遮断制御システムの運転圧力条件を、
    に初期化するステップを更に含んで構成される請求項３６記載の方法。
  39. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    QHFFI_ADPK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける前記流量調整量であり、
    QHFFI_CTLK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける前記運転流量であり、
    QHFFI_FFWDK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおけるフィードフォワード流量である場合に、
    前記適応高頻度流量遮断制御システムの運転流量条件を、
    に初期化するステップを更に含んで構成される請求項３６記載の方法。
  40. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PWYE_MAX_K-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高前提圧力であり、
    PWYE_MIN_K-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低前提圧力であり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記オーバーシュートに対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記アンダーシュートに対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定される請求項３６記載の方法。
  41. QHFFI_ADP_OSKは、前記Ｋサンプルにおけるオーバーシュート圧力に対応する前記流量調整量であり、
    HFFIOS2_QINSPは、前記オーバーシュート圧力を、前記オーバーシュート圧力に対応する前記流量調整量に変換するために用いられるゲインであり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    QHFFI_ADP_USKは、前記Ｋサンプルにおけるアンダーシュート圧力に対応する前記流量調整量であり、
    HFFIUS2_QINSPは、前記アンダーシュート圧力を、前記アンダーシュート圧力に対応する前記流量調整量に変換するために用いられるゲインであり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記オーバーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記アンダーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定される請求項４０記載の方法。
  42. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける運転圧力であり、
    PWYE_PROCKは、前記Ｋサンプルにおける前記前提圧力であり、
    PEV_HFFI_ERRKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力が指令されたときの圧力偏差である場合に、
    前記運転圧力波動関数の前記ピークでの偏差に対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定される請求項３６記載の方法。
  43. 前記運転圧力波動関数の前記ピークでの偏差に対応する前記流量調整量は、前回のサイクルより保持される請求項３６記載の方法。
  44. 前記運転流量は、前記運転圧力波動関数を満たす最低運転流量を供給するように最適化される請求項３２記載の方法。
  45. 適応高頻度流量遮断制御システムであって、
    流体を供給する換気装置と、
    流体流量を制御する流量サーボ制御装置と、
    流体圧力を制御する圧力サーボ制御装置と、
    前記流体流量に対応する前提頻度、前提振幅、及び前提圧力を表す前提圧力波動関数を受信し、要求される運転流量に対応する運転頻度、運転振幅、及び運転圧力を表す運転圧力波動関数を設定し、かつ、前記前提圧力波動関数と前記運転圧力波動関数との間のサイクル偏差を決定するサイクル偏差測定ユニットと、及び、
    前記サイクル偏差を、前記運転流量の調整に用いられる流量調整量に変換する偏差流量学習ユニットと、
    を含んで構成される適応高頻度流量遮断制御システム。
  46. 前記運転流量は、前記運転圧力波動関数を満たす最低運転流量を供給するように最適化される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  47. 前記流量調整を１サイクルの期間分遅延させるサンプルディレイユニットを更に含んで構成される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  48. 前記流体流量と前記運転流量との間で円滑な移行を行なうように適応させる流量調整比率リミッタを更に含んで構成される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  49. 前記運転頻度及び前記運転振幅からフィードフォワード流量を設定する手段と、
    前記運転流量を調整するために、前記フィードフォワード流量を前記流量調整量に加算する加算器と、
    を更に含んで構成される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  50. 前記調整された運転流量を所定の最低運転流量以上に制限するリミッタを更に含んで構成される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  51. 前記サイクル偏差は、前記運転圧力波動関数を超過したオーバーシュート、前記運転圧力波動関数を超過したアンダーシュート、及び前記運転圧力波動関数のピークでの偏差から成るグループから選択される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  52. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    PWYE_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高前提圧力であり、
    PWYE_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低前提圧力であり、
    PWYE_PROCKは、前記Ｋサンプルにおける前記前提圧力であり、
    PEV_HFFI_OSK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_ERRK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力が指令されたときの圧力偏差であり、
    PEV_HFFIPC_OSK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力パーセントであり、
    PEV_HFFIPC_USK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力パーセントである場合に、
    前記適応高頻度流量遮断制御システムの運転圧力条件を、
    に初期化する手段を更に含んで構成される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  53. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    QHFFI_ADPK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける前記流量調整量であり、
    QHFFI_CTLK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける前記運転流量であり、
    QHFFI_FFWDK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおけるフィードフォワード流量である場合に、
    前記適応高頻度流量遮断制御システムの運転流量条件を、
    に初期化する手段を更に含んで構成される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  54. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    ASETKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転振幅であり、
    FRQSETKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転頻度であり、
    PEV_MAPKは、前記Ｋサンプルの運転平均圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数は、
    で表される式から決定される請求項４５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  55. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PWYE_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高前提圧力であり、
    PWYE_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低前提圧力であり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記オーバーシュートに対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記アンダーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定される請求項５１記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  56. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DES_MAXK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最高運転圧力であり、
    PEV_DES_MINK-1は、前記Ｋ−１サンプルにおける最低運転圧力であり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力であり、
    PEV_HFFIPC_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力パーセントであり、
    PEV_HFFIPC_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力パーセントである場合に、
    前記運転圧力関数を超過した前記オーバーシュートに対応するサイクル偏差パーセントは、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力関数を超過した前記アンダーシュートに対応するサイクル偏差パーセントは、
    で表される式から決定される請求項５５記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  57. QHFFI_ADP_OSKは、前記Ｋサンプルにおけるオーバーシュート圧力に対応する前記流量調整量であり、
    HFFIOS2_QINSPは、前記オーバーシュート圧力を、前記オーバーシュート圧力に対応する前記流量調整量に変換するために用いられるゲインであり、
    PEV_HFFI_OSKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力を超過したオーバーシュート圧力であり、
    QHFFI_ADP_USKは、前記Ｋサンプルにおけるアンダーシュート圧力に対応する前記流量調整量であり、
    HFFIUS2_QINSPは、前記アンダーシュート圧力を、前記アンダーシュート圧力に対応する前記流量調整量に変換するために用いられるゲインであり、
    PEV_HFFI_USKは、前記Ｋサンプルにおける最低運転圧力を超過したアンダーシュート圧力である場合に、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記オーバーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定され、かつ、
    前記運転圧力波動関数を超過した前記アンダーシュートに対応する前記流量調整量は、
    で表される式から決定される請求項５６記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  58. Ｋは、運転中の所定時刻におけるサンプル番号であり、
    Ｋ−１は、前記Ｋサンプル以前のサンプル番号であり、
    PEV_DESKは、前記Ｋサンプルにおける前記運転圧力であり、
    PWYE_PROCKは、前記Ｋサンプルにおける前記前提圧力であり、
    PEV_HFFI_ERRKは、前記Ｋサンプルにおける最高運転圧力が指令されたときの圧力偏差である場合に、
    前記運転圧力波動関数の前記ピークでの偏差に対応する前記サイクル偏差は、
    で表される式から決定される請求項５１記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
  59. 前記運転圧力波動関数の前記ピークでの偏差に対応する前記流量調整量は、前回のサイクルより保持される請求項５１記載の適応高頻度流量遮断制御システム。
JP2009514243A 2006-06-07 2006-06-07 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 Pending JP2009539468A (ja)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/US2006/022205 WO2007142642A1 (en) 2006-06-07 2006-06-07 System and method for adaptive high frequency flow interrupter control in a patient respiratory ventilator

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2009539468A true JP2009539468A (ja) 2009-11-19

Family

ID=37579154

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2009514243A Pending JP2009539468A (ja) 2006-06-07 2006-06-07 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

Country Status (5)

Country Link
US (3) US8443801B2 (ja)
EP (1) EP2035069A1 (ja)
JP (1) JP2009539468A (ja)
CN (1) CN101479005A (ja)
WO (1) WO2007142642A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015503380A (ja) * 2011-12-27 2015-02-02 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 呼吸配送の補償
JP2016503705A (ja) * 2013-01-17 2016-02-08 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 高周波陽圧ベンチレーションの間の気道ガスパラメータを制御するシステム及び方法

Families Citing this family (32)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101479005A (zh) * 2006-06-07 2009-07-08 卡迪纳尔健康207公司 用于控制患者呼吸机中的自适应高频气流断续器的系统和方法
DE102007026035B3 (de) * 2007-06-04 2008-03-27 Dräger Medical AG & Co. KG Verfahren zum Betreiben einer Beatmungs- und/oder Anästhesievorrichtung im APRV-Modus mit %PEF-Kriterium und entsprechend betriebene Vorrichtung
DE102007026036B3 (de) * 2007-06-04 2008-03-27 Dräger Medical AG & Co. KG Verfahren zum Betreiben einer Beatmungs- und/oder Anästesievorrichtung und entsprechend betriebene Vorrichtung
US8528554B2 (en) 2008-09-04 2013-09-10 Covidien Lp Inverse sawtooth pressure wave train purging in medical ventilators
DE102009012146B4 (de) * 2009-03-06 2017-08-24 Drägerwerk AG & Co. KGaA Verfahren zum Betrieb eines Beatmungsgerätes
JP5692561B2 (ja) * 2009-03-23 2015-04-01 エア・ウォーター株式会社 医薬性ガス投与装置
US20110146683A1 (en) * 2009-12-21 2011-06-23 Nellcor Puritan Bennett Llc Sensor Model
US20110146681A1 (en) * 2009-12-21 2011-06-23 Nellcor Puritan Bennett Llc Adaptive Flow Sensor Model
US20110180063A1 (en) * 2010-01-28 2011-07-28 General Electric Company Compensation for unmeasurable inspiratory flow in a critical care ventilator
CN102397611B (zh) * 2010-09-07 2014-08-13 北京航天长峰股份有限公司 适用于不同r值c值的麻醉机、呼吸机压力控制调节方法
CN102397608B (zh) * 2010-09-07 2014-06-11 北京航天长峰股份有限公司 吸气阀和呼气阀协同控制的麻醉机、呼吸机压力控制方法
CN102397614A (zh) * 2010-09-07 2012-04-04 北京航天长峰股份有限公司 一种高可靠性麻醉机控制方法
CN102397607B (zh) * 2010-09-07 2014-08-13 北京航天长峰股份有限公司 通过流量和压力共同控制的麻醉机、呼吸机压力调节方法
US9370633B2 (en) * 2010-09-10 2016-06-21 Carefusion 207, Inc. Nasal intermittent mandatory ventilation (NIMV) control system in a ventilator
US20140020688A1 (en) * 2011-03-30 2014-01-23 Koninklijke Philips N.V. Methods to transition adjacent to or in conjunction with a secondary airway perssure therapy
US9155853B2 (en) * 2011-08-31 2015-10-13 General Electric Company Systems and methods of adjusting ventilator modes and settings visually via a touchscreen
BR112015007682A2 (pt) 2012-10-10 2017-07-04 Koninklijke Philips Nv sistema configurado para fornecimento de terapia respiratória a um indivíduo durante uma sessão de terapia, método para estimar uma queda de pressão durante o fornecimento de terapia respiratória a um indivíduo
US10709856B2 (en) * 2013-08-29 2020-07-14 Loewenstein Medical Technology S.A. Operating and information system for a breathing apparatus
US9950129B2 (en) 2014-10-27 2018-04-24 Covidien Lp Ventilation triggering using change-point detection
CN104645471A (zh) * 2015-02-13 2015-05-27 齐倩 无创小儿持续正压通气呼吸机
CN104645472B (zh) * 2015-02-15 2017-03-15 刘爱国 高频呼吸机装置
CN106267493B (zh) * 2016-08-26 2019-04-19 苏州凯迪泰医学科技有限公司 医用呼吸机及其连续测算呼吸道阻力和顺应性的方法
WO2018236259A1 (en) * 2017-06-21 2018-12-27 Maquet Critical Care Ab MEDICAL PRESSURE MEASURING DEVICE AND RESPIRATORY APPARATUS
DE102017009606A1 (de) * 2017-10-13 2019-06-19 Drägerwerk AG & Co. KGaA Verfahren und Vorrichtung zur Hochfrequenzbeatmung eines Patienten
EP3525857B1 (en) 2017-11-14 2020-01-29 Covidien LP Systems for drive pressure spontaneous ventilation
EP3793656A1 (en) 2018-05-14 2021-03-24 Covidien LP Systems and methods for respiratory effort detection utilizing signal distortion
WO2020037361A1 (en) * 2018-08-23 2020-02-27 ResMed Pty Ltd Methods and apparatus for controlling respiratory therapy
US11752287B2 (en) 2018-10-03 2023-09-12 Covidien Lp Systems and methods for automatic cycling or cycling detection
CN110464950B (zh) * 2019-08-29 2022-01-25 宁波戴维医疗器械股份有限公司 一种高频呼吸机系统及通气控制方法
CN110464949B (zh) * 2019-08-29 2022-07-12 宁波戴维医疗器械股份有限公司 一种高频呼吸机系统
DE102020114958A1 (de) 2020-06-05 2021-12-09 Drägerwerk AG & Co. KGaA Beatmungsvorrichtung
US20220362496A1 (en) * 2021-05-14 2022-11-17 Telesair, Inc. Method for controlling oxygen-containing gas and related products

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05337185A (ja) * 1992-02-12 1993-12-21 Puritan Bennett Corp 周期的に作動される換気流装置を制御する装置及び方法
JPH07246240A (ja) * 1994-03-08 1995-09-26 Boc Group Inc:The 医療用換気装置
JP2000504602A (ja) * 1996-02-12 2000-04-18 ニューヨーク ユニヴァーシティー 持続気道内陽圧を最適化して閉塞性睡眠時無呼吸を処置するための方法および装置
JP2001517960A (ja) * 1995-08-17 2001-10-09 ユニバーシティ オブ フロリダ ハイブリッドマイクロプロセッサ制御型換気装置
JP2004508105A (ja) * 2000-09-05 2004-03-18 マーリンクロウト　インコーポレイテッド 圧力に基づく換気の適応逆制御
US6739336B1 (en) * 1999-09-24 2004-05-25 Maquet Critical Care Ab Arrangement and method for feedback control of a gas flow in a breathing assist apparatus
WO2005068005A1 (en) * 2004-01-05 2005-07-28 Trustees Of Boston University Servo-controlled pneumatic pressure oscillator for respiratory impedance measurements and high-frequency ventilation
US20060086357A1 (en) * 2004-10-25 2006-04-27 Soliman Ihab S Patient circuit disconnect system for a ventilator and method of detecting patient circuit disconnect

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4838257A (en) * 1987-07-17 1989-06-13 Hatch Guy M Ventilator
US5331995A (en) * 1992-07-17 1994-07-26 Bear Medical Systems, Inc. Flow control system for medical ventilator
US5813399A (en) * 1993-03-16 1998-09-29 Puritan Bennett Corporation System and method for closed loop airway pressure control during the inspiratory cycle of a breath in a patient ventilator using the exhalation valve as a microcomputer-controlled relief valve
JP3898251B2 (ja) 1996-03-28 2007-03-28 スズキ株式会社 人工呼吸器のダイヤフラム中立位置制御装置
DE19850770C1 (de) 1998-11-04 2000-01-27 Draeger Medizintech Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes
DE19958532C1 (de) 1999-05-18 2001-01-18 Draeger Medizintech Gmbh Beatmungsgerät mit einem Atemkreis
DE10014959C1 (de) 2000-03-25 2001-05-03 Draeger Medizintech Gmbh Vorrichtung zur Messung eines Atemgasbestandteils in einer Atemgasleitung
DE10015026C2 (de) 2000-03-25 2002-05-08 Draeger Medical Ag Anordnung und Verfahren zur Regelung eines numerischen Werts für die Patientenbeatmung
DE10041007C1 (de) 2000-08-22 2001-09-13 Draeger Medizintech Gmbh Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgeräts
DE10126821C1 (de) 2001-06-01 2003-02-20 Draeger Medical Ag Ventilanordnung zur Regelung der Durchflussrate eines Gases
DE10217762C1 (de) 2002-04-20 2003-04-10 Draeger Medical Ag Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung der Atemgasversorgung
DE10304394B4 (de) 2003-02-04 2005-10-13 Dräger Safety AG & Co. KGaA Atemgerät mit einem Kreislauf für Atemgas
DE10352981B3 (de) 2003-11-13 2005-06-09 Dräger Medical AG & Co. KGaA Vorrichtung und Verfahren zur Versorgung eines Patienten mit Atemgas
DE10360229B3 (de) 2003-12-20 2004-12-09 Dräger Medical AG & Co. KGaA Vorrichtung und Verfahren zur Dosierung von Atemgas
CN101479005A (zh) * 2006-06-07 2009-07-08 卡迪纳尔健康207公司 用于控制患者呼吸机中的自适应高频气流断续器的系统和方法

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05337185A (ja) * 1992-02-12 1993-12-21 Puritan Bennett Corp 周期的に作動される換気流装置を制御する装置及び方法
JPH07246240A (ja) * 1994-03-08 1995-09-26 Boc Group Inc:The 医療用換気装置
JP2001517960A (ja) * 1995-08-17 2001-10-09 ユニバーシティ オブ フロリダ ハイブリッドマイクロプロセッサ制御型換気装置
JP2000504602A (ja) * 1996-02-12 2000-04-18 ニューヨーク ユニヴァーシティー 持続気道内陽圧を最適化して閉塞性睡眠時無呼吸を処置するための方法および装置
US6739336B1 (en) * 1999-09-24 2004-05-25 Maquet Critical Care Ab Arrangement and method for feedback control of a gas flow in a breathing assist apparatus
JP2004508105A (ja) * 2000-09-05 2004-03-18 マーリンクロウト　インコーポレイテッド 圧力に基づく換気の適応逆制御
WO2005068005A1 (en) * 2004-01-05 2005-07-28 Trustees Of Boston University Servo-controlled pneumatic pressure oscillator for respiratory impedance measurements and high-frequency ventilation
US20060086357A1 (en) * 2004-10-25 2006-04-27 Soliman Ihab S Patient circuit disconnect system for a ventilator and method of detecting patient circuit disconnect

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015503380A (ja) * 2011-12-27 2015-02-02 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 呼吸配送の補償
JP2016503705A (ja) * 2013-01-17 2016-02-08 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 高周波陽圧ベンチレーションの間の気道ガスパラメータを制御するシステム及び方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN101479005A (zh) 2009-07-08
US20130319414A1 (en) 2013-12-05
US20090293876A1 (en) 2009-12-03
US8443801B2 (en) 2013-05-21
WO2007142642A1 (en) 2007-12-13
US9155852B2 (en) 2015-10-13
EP2035069A1 (en) 2009-03-18
US20160022934A1 (en) 2016-01-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2009539468A (ja) 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
US7487773B2 (en) Gas flow control method in a blower based ventilation system
CA2116814C (en) Medical ventilator
JP3683182B2 (ja) 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
EP2246087B1 (en) System for ventilating a patient
US9144658B2 (en) Minimizing imposed expiratory resistance of mechanical ventilator by optimizing exhalation valve control
US20100071697A1 (en) Inversion-based feed-forward compensation of inspiratory trigger dynamics in medical ventilators
AU2013365956B2 (en) Inspiratory pressure control in volume mode ventilation cross-reference to related applications
US20070157930A1 (en) System and method for circuit compliance compensated volume assured pressure control in a patient respiratory ventilator
JPH105337A (ja) 医療用人工呼吸装置
WO2014101549A1 (zh) 一种呼吸机涡轮容量控制通气的方法
WO2010108552A1 (en) Peep regulation for a breathing apparatus
US20130116942A1 (en) Leak estimation in a gas delivery system using block least-mean-squares technique
US11679216B2 (en) Process for operating a ventilator and ventilator operating according to the process
CN116617511A (zh) 在高水平peep下调节基础流量的方法、控制装置和存储介质
US20120060837A1 (en) Nasal intermittent mandatory ventilation (nimv) control system in a ventilator
JPH07246240A (ja) 医療用換気装置
JP2005027848A (ja) 人工呼吸器を制御する制御方法および制御装置
CN116603142A (zh) 用于呼吸机的氧浓度控制方法和呼吸机
CN109939313A (zh) Peep阀、peep阀的控制方法和含有该peep阀的呼吸机

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110719

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20110721

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20111018

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20111027

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20111118

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20120403

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20120904