JP2011522621A - 患者の努力に比例した換気のためのシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

本開示のさまざまな実施形態が、呼吸の支援のためのシステム、方法、および装置を提供する。一例として、コンピュータ可読媒体を含み、そのような媒体が、測定された圧力値および正味の流量値を受信するようにプロセッサによって実行できるインストラクションを含んでいる換気システム（１）が開示される。患者の努力の値（５５）が、患者の努力と、測定された圧力値と、正味の流量値との間の関係にもとづいて計算される。さらにインストラクションを、患者の努力の値の関数として変化する気体の送出の基準を計算すべく実行することができる。次いで、気体の送出の基準に一致して気体が送出される。

Description

本発明は、人工呼吸器に関し、さらに詳しくは、動的な換気システムにおいて時間依存性の信号および／または呼吸パラメータを特定するためのシステムおよび方法に関する。

人工呼吸器は、患者の肺を気体で換気することで、患者の自発的な呼吸の能力が何らかの形で損なわれた場合に患者を補助する。換気は、所定の気体混合物を定められた換気の態様に従って患者へと供給することによって達成される。各々の患者が異なる換気の方法を必要とする可能性があるため、最近の人工呼吸器は、個々の患者の特定のニーズに合わせてカスタマイズが可能である。

最近の人工呼吸器は、動的な挙動および出力（患者へともたらされる圧力および流れなど）が入力信号（気体の流れなど）によって駆動される動的なシステムである。そのような人工呼吸器の適切な動作は、患者の気道の抵抗および肺のコンプライアンスなどといったさまざまな呼吸パラメータのある程度の理解に依存する。これらのパラメータは、ある換気システムと他の換気システムとで大きく異なる可能性があり、ある患者と他の患者とで大きく異なる可能性がある。多くの場合、換気システムの適切な動作は、そのようなパラメータの規定または推定の精度によって制限される。

Ｌｅｎｎａｒｔ Ｌｊｕｎｇ、「Ｓｙｓｔｅｍ Ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ、Ｔｈｅｏｒｙ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｕｓｅｒ」、Ｓｅｃｏｎｄ Ｅｄｉｔｉｏｎ、Ｐｒｅｎｔｉｃｅ Ｈａｌｌ、１９９９（ＩＳＢＮ ０−１３−６５６６９５−２） Ｐｅｔｒｏｓ ＩｏａｎｎｏｕおよびＪｉｎｇ Ｓｕｎ、Ｒｏｂｕｓｔ Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ、Ｐｒｅｎｔｉｃｅ Ｈａｌｌ、１９９５（ＩＳＢＮ ９７８０１３４３９１００７）

特定の個人または特定の換気の状況についての換気パラメータを特定するための方法が、開発されている。そのような方法を、静的な方法および動的な方法という２つの別々の分類へと分けることが可能である。静的な方法においては、呼吸パラメータは、典型的には、システムに短時間の平衡状態が作り出されている間（すなわち、操作）に、推定されるパラメータに関連する量の少数の測定を使用して推定される。対照的に、動的な方法は、換気下の患者の動的な挙動を示すように働き、典型的には、換気の状況の連続測定または部分的な連続測定にもとづく。歴史的に、呼吸パラメータの特定は、未知の入力信号によって駆動される換気システムの場合に難題をもたらしてきた。これは、能動的な呼吸のある患者に関係する換気システムおよび漏れのある換気システムの場合に当てはまり、多くの既存の手法は、システムを駆動するこれらの信号を典型的には測定不可能であるにもかかわらず特定アルゴリズムにおいて考慮しなければならないため、充分に正確な結果をもたらすことができない。例えば、患者の呼吸の努力を推定するための種々の手法は、不正確であり、したがって推定による患者の努力に依存する動的な方法は、多くの場合に不適切である。

いくつかの場合には、患者の呼吸の努力が、運動方程式を使用し、患者の肺へと出入りする気体の流れの測定および圧力の測定のみに依存して推定されている。そのような手法の信頼性は、患者の肺へと出入りする気体の流れをどの程度の精度で測定できるかによって制限される。しかしながら、そのような測定は、患者の気管へと挿入されたチューブまたはその付近に位置する流量センサに依存するため、本質的に不正確である。流量センサの精度が、肺から吐き出される気体の湿気ゆえに大きく低下する。さらに、患者の気道の近くのそのような流量センサは、既存の換気システムにおいては利用できないことが多い。

したがって、先進の換気システムおよびそのような換気システムの使用方法についてのニーズが、当該技術分野に存在している。

本開示は、人工呼吸器に関し、さらに詳しくは、患者の呼吸の努力に少なくとも部分的にもとづいて気体の送出を制御するためのシステムおよび方法に関する。

本開示のいくつかの実施形態は、患者が充分自身での呼吸のために発揮することができる努力に比例して患者を換気することができる換気システムを提供する。そのようなシステムのいくつかは、コンピュータ可読媒体から入手できるインストラクションを実行することができるプロセッサを含んでいる。インストラクションが、測定された圧力の値の受信および正味の流量の値の受信をもたらす。患者の努力の値が、測定された圧力の値と、正味の流量の値と、患者の努力との間の関係にもとづいて計算される。患者の努力の値の関数として変化する気体の送出の基準が計算される。さらにインストラクションを、気体の送出の基準に一致した気体の送出を生じさせるために実行することができる。いくつかの場合においては、気体の送出の基準が、圧力および流量から選択され、流量は、患者の肺の流量、入口気体流量、または他の測定可能な流量もしくは推定される流量であってもよく、圧力は、肺の圧力、Ｙ字接続部における圧力、または他の測定可能な圧力もしくは推定される圧力であってもよい。

上述の実施形態のいくつかの場合においては、インストラクションを、患者の努力の値にもとづいて吸気段階を判断するためにさらに実行することができる。いくつかのそのような場合には、気体の送出が、吸気段階の最中に生じさせられる。特定の場合には、吸気段階は、計算された患者の努力の値がゼロよりも大きい場合に示される。

上述の実施形態の種々の場合においては、患者の努力の値の第１の関数が、一定の乗数である。他の場合には、患者の努力の値の第１の関数が、非線形関数である。さらに他の場合には、患者の努力の値の第１の関数が、時間変化する関数である。

いくつかの場合には、患者の努力の値が、推定による正規化された予測誤差、フィルタ処理された圧力の値、回帰ベクトル、およびパラメータベクトルの現在の推定値から選択される１つ以上の中間値の組み合わせによってさらに計算される。

上述の実施形態のいくつかの場合には、患者の努力の値を計算するために使用される関係が、パラメータ化されたシステムの入力−出力の関係である。いくつかの場合には、パラメータ化されたシステムの入力−出力の関係が、回帰の形態ｚ＝Θ^Ｔφ＋φ_ｄである。
パラメータ化された入力−出力の関係を、伝達関数から導出することができ、いくつかの場合には、伝達関数が、モデル

から導出される。

本開示の他の実施形態は、呼吸の支援をもたらすための方法を含む。そのような方法は、圧力を測定し、測定された圧力をもたらすステップ、ならびに入口流量および出口流量を測定し、測定された正味の流量をもたらすステップを含む。測定された圧力に関係する第１の値と、測定された正味の流量に関係する第２の値と、患者の努力に関係する第３の値との間の関係が、患者の努力の推定を計算するために使用される。次いで、気体が、患者の努力の推定に比例して供給される。いくつかの場合には、患者の努力の推定に比例して気体を供給することが、患者の努力の推定に比例した圧力および患者の努力の推定に比例した流量の何らかの組み合わせで気体を供給することを含んでいる。いくつかの場合には、患者の努力の推定が、測定された圧力および測定された正味の流量から導出される１つ以上の中間値の組み合わせにもとづき、１つ以上の中間値は、推定による正規化された予測誤差（ε）、フィルタ処理された圧力の値（ｚ）、回帰ベクトル（φ^Ｔ）、およびパラメータベクトル（Θ）の現在の推定された値から選択される。

上述の実施形態の１つ以上の場合においては、第２の値が、測定された正味の流量のフィルタ処理されたバージョンまたは測定された正味の流量であってもよい。上述の実施形態のいくつかの場合においては、第１の値が、測定された圧力のフィルタ処理されたバージョンまたは測定された圧力であってもよい。

本発明のさらに別の実施形態は、気体の入口と、気体の出口と、気体の入口および気体の出口を接続する管と、圧力センサと、少なくとも２つの流量センサとを備える換気システムを提供する。圧力センサが、管内の圧力を示す測定された圧力値をもたらすように機能することができる。流量センサのうちの１つが、気体の入口に関する流量を示す入口流量値をもたらすように機能することができ、別の流量センサが、気体の出口に関する流量を示す出口流量値をもたらすように機能することができる。コンピュータ可読媒体へと通信可能に接続されたプロセッサが含まれる。コンピュータ可読媒体が、測定された圧力の値を受信し、正味の流量の値を受信し、患者の努力と、測定された圧力の値と、正味の流量の値との間の関係にもとづいて、患者の努力の値を計算し、患者の努力の値の第１の関数として変化する気体の送出の基準を計算し、患者の努力の値にもとづいて吸気段階を判断し、気体の送出の基準に一致した気体の送出を生じさせるようにプロセッサによって実行することができるインストラクションを含んでいる。いくつかの実施形態においては、気体の送出の基準が、圧力および／または流量である。

この概要は、本発明のいくつかの実施形態の全体的な概要を提示するにすぎない。本発明の多数の他の目的、特徴、利点、および実施形態が、以下の詳細な説明、添付の特許請求の範囲、および添付の図面から、さらに充分に明らかになる。

本開示の種々の実施形態のさらなる理解を、本明細書の残りの部分において説明される図面を参照することによって、実現することが可能である。図面においては、いくつかの図を通して、同様の参照番号が類似の構成要素を指し示すために使用される可能性がある。いくつかの場合には、小文字で構成される下位ラベルが、複数の類似の構成要素のうちの１つを指すために参照番号に組み合わせられる。存在する下位ラベルを指定することなく参照番号について参照される場合、それは、そのような複数の類似の構成要素のすべてを指している。

適応的に推定された呼吸パラメータおよび患者の努力をもたらすことができる適応計算モジュールを特に含んでいる本発明の種々の実施形態による換気システムを示している。 本発明のいくつかの実施形態に従って患者の努力を割り出すために使用することができる患者人工呼吸器システムおよび関連のパラメータ化モデルを示している。 本発明の特定の実施形態の実現を通じて達成することができる患者の努力の他の信号への相関について、図式的な例を提示している。 本発明の種々の実施形態に従って患者の努力を割り出すために、患者の努力を割り出すための本発明のいくつかの実施形態による方法を示しているフロー図である。 本発明の種々の実施形態に従って患者の努力を割り出すためのマイクロプロセッサベースのシステムを示している。 換気サイクルをトリガするための本発明のいくつかの実施形態による方法を示しているフロー図である。 本発明の種々の実施形態による推定された患者の努力の信号にもとづく換気サイクルのトリガを示しているタイミング図である。 圧力センサのトリガのプロセスを本発明の１つ以上の実施形態による推定された患者の努力の信号のトリガに対して比較するタイミング図である。 本発明の種々の実施形態に従って患者の努力に比例した換気を提供するための方法を示しているフロー図である。 本発明の１つ以上の実施形態による患者の努力に比例した換気の提供を図式的に示している一群のタイミング図を示している。 本発明のいくつかの実施形態による能動的な呼吸を有する患者に対応する患者の努力の表示を示している典型的なグラフィカルインターフェイスを示している。 本発明のいくつかの実施形態による能動的な呼吸を有する患者に対応する呼吸パラメータの表示を示している典型的なグラフィカルインターフェイスを示している。

本開示は、人工呼吸器に関し、さらに詳しくは、患者の呼吸の努力にもとづいて気体の送出を制御するためのシステムおよび方法に関する。

換気サイクルの開始および終了を、自分自身での呼吸のために患者が行うことができる努力（すなわち、患者の努力）に同期させることが望ましい。例えば、人工呼吸器のトリガを正確にすることで、患者が吸気を試みるとすぐに人工呼吸器が呼気を開始させることが望ましい。いくつかの人口呼吸器が、患者が吸気を試みることによって生じる換気回路の圧力の変化を検出する圧力トリガを使用する一方で、他の人工呼吸器は、患者が吸気を試みることによって生じる流れの変化を検出する流量トリガを使用する。いずれの場合も、患者の努力と人工呼吸器の応答との間に、さまざまな理由に起因して遅延が生じる可能性がある。例えば、通気回路における漏れのために、患者の吸気の際に空気が回路へと進入する可能性がある。患者の呼吸の全体が、人工呼吸器の流量センサによって測定されず、人工呼吸器が、吸気を検出するために流れの変化を監視することができる（流量トリガ）ため、人工呼吸器の呼吸の開始が遅れる可能性がある。本発明のいくつかの実施形態は、換気サイクルの開始および終了をトリガするために単独または他の信号との関連において使用することができる患者の努力の適度に正確な推定をもたらすことによって、同期の改善を促進する。さらに、本発明の１つ以上の実施形態においては、推定された患者の努力を、患者の比例換気の制御に関して追加的に使用することができる。そのような比例換気は、気体を、そのような気体を受け取ろうとする患者の努力に比例して患者へと送出するように機能する。本発明の種々の実施形態において、推定された患者の努力および／または呼吸パラメータを、医師が患者の監視および／または診断の目的に使用することができるグラフィカル表示を駆動するために使用することができる。

本開示の種々の実施形態は、１つ以上の呼吸パラメータおよび換気システムを適度な精度で駆動する少なくとも１つの非測定の入力信号を推定するためのシステムおよび方法を提供する。いくつかの実施形態においては、少なくとも１つの非測定の入力信号を、測定された入力信号（測定された圧力および測定された流量など）から導出し、呼吸パラメータを推定するために使用することができる。非測定の入力信号は、これらに限られるわけではないが、患者の努力および／もしくは患者の努力の派生物、換気システムの気体の漏れ（すなわち人工呼吸器を患者へと接続する管または患者インターフェイスにおいて生じる漏れ）、患者の気体の漏れ（例えば、患者の肺における漏れ）、ならびに／または流量および圧力の検出誤差であってもよい。呼吸パラメータとして、これらに限られるわけではないが、肺のコンプライアンス（Ｃ_Ｌ）、患者の抵抗（Ｒ_Ｐ）、および管のコンプライアンス（Ｃ_Ｔ）を挙げることができる。いくつかの場合には、呼吸パラメータおよび非測定の入力信号の両者の推定が同時である。いくつかの実施形態においては、非測定の入力信号が、患者の努力に強い相関を有しており、したがって後の人工呼吸器の動作において患者の努力の代理として使用することが可能である。他の実施形態においては、本発明の方法によって、呼吸パラメータを連続的にもたらすことができる。このように、患者の努力ならびに呼吸または換気システムのパラメータ（肺のコンプライアンス、患者の抵抗、漏れ、など）を割り出すことができる。

本発明のいくつかの実施形態においては、測定可能な圧力と、測定可能な流量と、未知である患者の努力との間の関係が、患者の努力および種々の呼吸パラメータの連続的な推定をもたらすために利用される。特定の事例においては、関係が、測定された圧力、測定された流量、および患者の努力に特に関係する伝達関数として定められる。そのような場合には、伝達関数を、１つ以上の中間値をもたらすべく線形回帰技法を使用して還元することができ、次いでそのような中間値を、患者の努力の推定に使用することができる。一実施形態においては、測定された圧力および測定された流量の継続的な入力が、患者の努力を推定し、必要に応じて１つ以上の呼吸パラメータを推定するために、伝達関数へと差し込まれる。他の実施形態においては、患者の努力の推定を、連続する計算期間において患者の努力のより正確な推定を導出するために再帰的に使用することができる。したがって、再帰を使用することによって、推定された患者の努力の値の精度を連続的に改善することができる。

いくつかの場合には、測定された流れが、系から出る気体の正味の流れを系へと入る気体の正味の流れに組み合わせた正味の流れの値である。一特定の場合においては、系への気体の正味の流れが、系への空気の流れに組み合わせられた酸素の流れを含んでいる。そのような流れは、測定が適度に容易であり、肺の付近の気体の流れの測定に付随することが多い不正確さに左右されることがない。

いくつかの場合には、上述のように計算された患者の努力の信号またはその何らかの代用物を、換気サイクルをトリガするために使用することができる。そのような信号を使用することで、換気システムが、機械的な換気を自身で呼吸を行おうとする患者の努力により正確に同期させることができるようになる。

特に、呼吸パラメータおよび患者の努力の派生物を、同じモデルへと入力することができ、その同じモデルから導出される相互依存式を使用して計算することができる。相互依存式のいくつかから計算された値は、他の相互依存式への入力として使用されるため、一般的に中間値と称することが可能である。本明細書において使用されるとき、「中間値」という語句は、その最も広い意味にて、ある式から導出されて他の式への入力として使用される値を意味して使用される。本開示の検討にもとづき、さまざまな中間値を本発明の種々の実施形態に関して利用できることに、留意すべきである。

図１に目を向けると、本発明の種々の実施形態による換気システム１が示されている。換気システム１は、人工呼吸器１０、適応計算モジュール２０、グラフィカルユーザインターフェイス４０、および比例／トリガ制御モジュール３０を含む。人工呼吸器１０は、測定された圧力６５、測定された入口流７０、および測定された出口流７５をもたらすことができる当該技術分野において知られている任意の人工呼吸器であってもよい。適応計算モジュール２０が、圧力６５、入口流７０、および出口流７５を受け取り、推定による患者の努力５５および推定による呼吸パラメータ６０を計算する。患者の努力５５は、患者の努力それ自体であっても、患者の努力に強く相関した何らかの信号であってもよい。患者の努力に相関する信号は、さらに詳しく後述される。呼吸パラメータ６０は、さらに詳しく後述される種々のパラメータを含むことができる。一実施形態においては、適応計算モジュール２０によって実行される計算が、先の中間値に依存して呼吸パラメータ６０および患者の努力５５の推定が更新される適応的な性質であってもよい。いくつかの実施形態においては、そのような中間値が、図１に破線によって示されるとおり、患者の努力５５および／または呼吸パラメータ６０の推定を含むことができる。代案（図示せず）として、適応計算モジュール２０によって使用される先の中間値が、特定可能ないずれの呼吸パラメータにも直接には対応しない複合パラメータであってもよい（例えば、さらに詳しく後述される共分散行列およびパラメータベクトルなど）。

図示の実施形態においては、患者の努力５５が、比例／トリガ制御モジュール３０へともたらされる。患者の努力５５にもとづき、比例／トリガ制御モジュール３０が、人工呼吸器１０へともたらされる１つ以上の制御信号８０を生成する。いくつかの実施形態においては、制御信号８０が、気体を患者へと送出タイミングを制御する。種々の実施形態においては、制御信号８０が、患者へと送出される気体の量を制御し、気体の量は、患者の努力５５に比例する。

人工呼吸器１０が、グラフィカルユーザインターフェイス４０を駆動する制御信号９０を供給する。グラフィカルユーザインターフェイス４０を、これらに限られるわけではないがユーザの指令の受信および／または人工呼吸器の動作に関するデータの表示などといったユーザとのやり取りを可能にするために、人工呼吸器１０の一部として含むことができる。いくつかの実施形態においては、人工呼吸器１０が、グラフィカルユーザインターフェイス４０に対して、適応計算モジュール２０によってもたらされる情報８５を表示するように指示することができる。そのような情報として、さらに詳しく後述されるように、呼吸パラメータ６０および／または患者の努力５５を挙げることができる（ただし、これらに限られるわけではない）。

本発明の種々の実施形態は、患者の努力を割り出すために、患者人工呼吸器システムのパラメータ化された動的モデルを利用する。人工呼吸器システム１００のモデルが、図２に示されている。人工呼吸器システム１００は、入口空気流１０５（ｑ_ＡＩＲ）、入口酸素流１１０（ｑ_Ｏ２）、および出口気体流１１５（ｑ_Ｅ）を含んでいる。人工呼吸器システム１００が、空気および酸素という２つの気体源を示しているが、本発明の別の実施形態に関して、より多数または少数の入口気体流を使用してもよいことに、留意すべきである。例えば、空気源だけを使用してもよく、または入口空気源および入口酸素源に加えて、ヘリウムおよび／もしくはヘリオックスとの混合気体の供給源を含んでもよい。本明細書の開示にもとづき、当業者であれば、本発明の種々の実施形態に関して使用することができる他のさまざまな気体源を、理解できる。

システムに含まれる管、流量バルブ、および／または圧力監視装置が、人工呼吸器システム１００における気体の流れに何らかの抵抗を招く。特に、空気抵抗１２０（Ｒ_ａｉｒ）、酸素抵抗１２５（Ｒ_Ｏ２）、呼気抵抗１３０（Ｒ_ＥＶ）、および患者抵抗１３５（Ｒ_Ｐ）（すなわち、気道抵抗および気管内の管の抵抗の何らかの組み合わせ）が存在し得る。圧力センサ１５０が、空気流および酸素流が組み合わせられる場所において入口の圧力（ｐ_Ｉ）を測定し、圧力センサ１５５が、呼気の出力において圧力（ｐ_Ｅ）を測定する。圧力センサ１５０を、それぞれの入口配管に組み合わせられた個々の圧力センサによって置き換えてもよいことを、理解すべきである。入口および出口の気体が組み合わせられる場所の圧力（ｐ_Ｙ）が、バッフル１４０（例えば、Ｙ字形の気体の圧力）として表わされており、患者の肺における圧力（ｐ_Ｌ）が、別のバッフルによって表わされている。本発明のいくつかの実施形態においては、ｐ_Ｙが、圧力に対応する特定の位置またはその付近に取り付けられる圧力測定装置を使用することによって割り出される。本発明の他の実施形態においては、ｐ_Ｙが、ｐ_Ｉまたはｐ_Ｅのいずれかに等しく設定される一方で、本発明の別の実施形態においては、ｐ_Ｙが、ｐ_Ｉおよびｐ_Ｅの平均に設定される。上述の３つの場合のいずれにおいても、ｐ_Ｙは、測定値または他の直接測定の値の平均であるため、「直接的に測定」されると考えられる。管における漏れ１６０に関係する気体の流れ（ｑ_{Ｔｌｅａｋ}）および患者における漏れ１６５に関係する気体の流れ（ｑ_{Ｐｌｅａｋ}）も特定される。患者の努力の値１９５（Ｐ_Ｐ）が、患者の肺に出入りする気体の力と相互作用する力として示されている。

人工呼吸器システム１００の動作を記述するために、さまざまな式を使用することができる。例えば、質量保存の原理を使用し、種々の流量値（すなわち、ｑ_ＡＩＲ、ｑ_Ｏ２、ｑ_Ｔ、ｑ_{Ｔｌｅａｋ}、ｑ_Ｐ、ｑ_{Ｐｌｅａｋ}、ｑ_ＬＵＮＧ、ｑ_Ｉ）を組み合わせ、以下の３つの式を得ることができる。

さらに、力の釣り合いの原理を使用して、圧力ｐ_Ｙ、ｐ_Ｌ、およびｐ_Ｐ、ならびに流量ｑ_Ｔおよびｑ_Ｌを、以下の関係に組み合わせることができる。

最後に、圧力と流量との間の関係を使用し、人工呼吸器システム１００にもとづいて以下の式を導出することができる。

人工呼吸器システム１００から導出された上述の式を代数学によって操作し、行列の形態に書き直すことによって、図２の人工呼吸器システム１００の動作の特徴を表わす以下のパラメータ化モデル１９０が生み出され、

ここで、

は、管の分岐部において測定された圧力の一次導関数であり、

は、患者の肺の圧力の一次導関数であり、

は、患者の努力の一次導関数であり、Ｃ_Ｔは、管のコンプライアンスを表わし、Ｃ_Ｌは、肺のコンプライアンスを表わす。利用される入口気体がより多数または少数である場合には、パラメータ化モデル１９０を、本発明の他の実施形態に従って種々の気体を考慮するように変更できることに、留意すべきである。

本発明の種々の実施形態が、患者の努力ｐ_Ｐを割り出すためにパラメータ化モデル１９０を利用する。本発明のさまざまな実施形態においては、計算を簡単にするために仮定を行うことができる。本発明の一特定の実施形態においては、漏れ１６０を、管の漏れの流量と開口における圧力低下との間の以下の線形関係を呈するものと仮定することができる。

本発明の他の実施形態において、管の漏れの流量と開口における圧力低下との間の関係について、他の仮定を使用してもよいことに留意すべきである。管の漏れの流量についての上述の線形な仮定にもとづくと、パラメータ化モデル１９０を、以下のモデルへと還元することができる。

上述のパラメータ化モデルにもとづき、ｐ_Ｙについての伝達関数が、

のように定められ、ここで、測定された流量の各々の瞬間の和（例えば、ｑ_ＡＩＲ＋ｑ_Ｏ２−ｑ_Ｅ）を、正味の流量ｑ_Ｎと称する。

が、正味の流量（ｑ_Ｎ）から出力（ｐ_Ｙ）への伝達関数を表わし、

が、患者の努力の導関数

から出力（ｐ_Ｙ）への伝達関数を表わし、

が、患者の漏れ（ｑ_{Ｐｌｅａｋ}）から出力（ｐ_Ｙ）への伝達関数を表わす。先の伝達関数の第１項（すなわち、ｑ_Ｎ項）が、知られている測定された値に関する伝達関数であり、先の伝達関数の第２項（すなわち、ｐ_Ｐ項）が、未知の適応的に推定される値に関する伝達関数であることに、留意すべきである。本発明のいくつかの実施形態においては、第３項（すなわち、ｑ_{Ｐｌｅａｋ}）が、簡単化のためにゼロであると仮定される。やはり上述のパラメータ化モデルを使用して、伝達関数の係数とシステムのパラメータとの間の関係は、以下のとおりである。

ここで、

ここで、

以上から、パラメータ化された出力モデルを線形回帰の形態で導出することが可能である。パラメータ化された線形回帰出力モデルの定義における第１の段階は、以下のような未知のパラメータベクトルを定義することを含む。

未知のパラメータモデルから、ひとたび推定されると、人工呼吸器システム１００のすべての一括パラメータ（例えば、Ｃ_Ｔ、Ｃ_Ｌ、Ｒ_Ｐ、およびλ_ＬＥＡＫ）を取り出すことができる。ｐ_Ｙについての伝達関数の代数的な操作を通じて、

として表わすことができる。
この場合において、圧力

は、適切なフィルタ

によるフィルタ処理後の圧力ｐ_Ｙ（ｓ）を表わす。そのような適切なフィルタは、ｓ^２と
同じまたはより高次の多項式Λ（ｓ）に依存する（例えば、ｓ^２、ｓ^３、ｓ^４．．．）。患者の漏れ（ｑ_{Ｐｌｅａｋ}）をゼロであると仮定することによって、換気システム１００のパラメータ化モデル１９０に対応する入力−出力の関係のコンパクトな線形回帰の形態が、

と表わされ、ここで、ｚは、出力の圧力値であり、φ^Ｔは、知られている信号の集まりを表わす回帰ベクトルであり、φ_ｄは、フィルタ処理された患者の努力である。

この場合、システムパラメータ

を推定するために標準線形回帰を使用することは、φ_ｄが未知であるため不可能である。未知の項

を点検し、患者の努力の導関数

が有界の信号であり、フィルタ（Λ（ｓ））が安定多項式であり、

が適切な線形フィルタであることを理解することによって、未知のフィルタ処理された患者の努力（すなわち、φ_ｄ）が滑らかな信号であることが明らかである。この理解にもとづき、任意の時点ｔにおける未知のフィルタ処理された患者の努力の値を、時点ｔ−ｄｔ（ここでｄｔは、無限小または有限であるが短い時間をあらわす）における値によって近似することができる。

本発明のいくつかの実施形態においては、ｄｔが、５ミリ秒以下である。上述の近似は、呼吸パラメータの計算に使用でき、次いで患者の努力の計算に使用することができる時点ｔにおける未知のフィルタ処理された患者の努力の信号の妥当な推測または予測を表わす。この妥当な推測を、以下の式に従って定めることができるシステムの出力（ｚ）の予測値

を割り出すために使用される以下の式

に従って定めることができる。
この定義から、パラメータの特定の問題を、φ（ｔ）およびｚ（ｔ）に鑑みて

（ここで、Ｊ（）は、Θの凸（例えば、（）^２）関数である）を見つけるという問題の公式化によって解くことができる。この点から、いくつかの数学的解法のうちの１つを、問題を解くために適用することができる。一例として、修正再帰最小二乗法を使用することができる。そのような手法の非修正の数学的実現に関するさらなる詳細が、（１）Ｌｅｎｎａｒｔ Ｌｊｕｎｇ、「Ｓｙｓｔｅｍ Ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ、Ｔｈｅｏｒｙ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｕｓｅｒ」、Ｓｅｃｏｎｄ Ｅｄｉｔｉｏｎ、Ｐｒｅｎｔｉｃｅ Ｈａｌｌ、１９９９（ＩＳＢＮ ０−１３−６５６６９５−２）および（２）Ｐｅｔｒｏｓ ＩｏａｎｎｏｕおよびＪｉｎｇ Ｓｕｎ、Ｒｏｂｕｓｔ Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ、Ｐｒｅｎｔｉｃｅ Ｈａｌｌ、１９９５（ＩＳＢＮ ９７８０１３４３９１００７）の一方または両方にさらに詳しく記載されている。上述の両文献は、参照により、あらゆる目的において本明細書に組み込まれる。

修正再帰最小二乗法の実施において、以下の式

に記載のように、予測誤差（ε）が最初に正規化され、信号が正規化された信号のために採用され、ここで、εは、正規化された予測誤差であり、

および

は、それぞれ時間期間ｄｔに対応する出力およびリグレッサの差であり、ｍは、正規化信号である。加えて、修正関数Ｊ（）（コスト関数と称される）が、以下の式

に従って採用され、ここで、β＞０およびＱ_０≧０が、忘却因子およびペナルティ行列と称される。これにもとづき、解Θにおいて以下の静的状態が満足されなければならない。

したがって、Θを、非再帰的に

と発見することができ、ここで、

である。
行列ＰおよびベクトルΘが、パラメータの特定の問題を解くために使用することができる再帰アルゴリズムの定義を完成させる以下の２つの微分方程式

を満足し、ここで、εは、正規化された誤差または最後に測定された値と新たに測定された値との間の差である。

以下の検討において、リアルタイムで患者の努力の現在の値を間接的に推定するために使用することができる方法を説明する。さらに、上述した中間値（例えば、伝達関数の内部の信号）のさまざまな組み合わせが、どのように非測定の患者の努力との高いレベルの相関を有するのかが実証される。相関ゆえに、中間値を、患者の努力を妥当な精度で特徴付けるために使用することができる。

以上のように確立された関係から、

が明らかである。

をもたらす適切なフィルタ

を選択することによって、患者の努力の実際の導関数

について、患者の努力の導関数の推定

を、

のように計算することができる。

以下の式のもとづき、予測誤差信号

が、患者の努力の信号

およびそのフィルタ処理されたバージョンφ_ｄに相関付けられることが明らかである。

上記で定義された伝達関数およびパラメータベクトルΘの現在の推定を使用して、管の現在の圧力（ｐ_ｙ）の予測

が、以下の式によって表わされる。

これから、予測誤差を、以下の式

によって記述することができ、これが患者の努力の導関数

のフィルタ処理されたバージョンである。さらに、換気システムが管の漏れがないことを特徴とする場合（すなわち、λ_ＬＥＡＫ＝０と仮定される場合）、予測誤差

は、伝達関数

が積分関数であるため、患者の努力の信号（ｐ_Ｐ）に似る。

上述の式は、患者の努力（すなわち、ｐ_Ｐおよび／または

）と正確に得ることができる流量および圧力の測定値との間の関係を表わしている。図３が、患者の努力（すなわち、ｐ_Ｐおよび／または

）と上述したアルゴリズムの内部の典型的な信号との間の典型的な相関を、図式的に示している。図示のように、タイミング図２１０が、患者の努力（ｐ_Ｐ）を時間の関数として示している。タイミング図２０５が、患者の努力の一次導関数

を時間の関数として示している。タイミング図２１５が、

を示しており、タイミング図２２０が、

を示している。ｐ_Ｐ、

および

の各々の大きさは、Ｈ_２Ｏのセンチメートル単位で表わしている。上述した分析にもとづいて予想されるとおり、図２１０に示されている患者の努力（ｐ_Ｐ）と図２１５に示されている信号

との間に強い相関が存在する。同様に、図２０５および２２０が、患者の努力の一次導関数

と信号

との間の強い相関を実証している。したがって、再現された信号を、通常であれば未知である信号

およびｐ_Ｐを予測するために使用することができる。結果が単なる例であり、本明細書に提示の開示にもとづいて、当業者であれば、未知である患者の努力の信号およびその導関数を特徴付けるために、本発明の種々の実施形態を使用することによって達成することができる種々の別の信号およびそれらの遅延バージョンを理解できることに、留意すべきである。

図４に目を向けると、フロー図３００が、患者の努力を割り出すための本発明のいくつかの実施形態による方法を示している。種々の管を使用して被験者へと接続された人工呼吸器を含む人工呼吸器システムが用意される。人工呼吸器が、１つ以上の入口気体流を受け取り、出口気体流を被験者への入口／出口に加えて含んでいる。フロー図３００に従い、管の圧力（ｐ_ｙ）が、正味の流量（ｑ_ｎ）を生成するための入口流量および出口流量とともに測定される（ブロック３０５）。圧力の値（ｐ_ｙ）がフィルタ処理され、出力（ｚ）としてもたらされ（ブロック３１０）、圧力（ｐ_ｙ）および正味の流量の値（ｑ_ｎ）がフィルタ処理され、回帰ベクトル（φ^Ｔ）に組み合わせられる（ブロック３１５）。上述の値（すなわち、ｚおよびφ^Ｔ）の差および／または導関数が計算され、出力ｍ^２、

および

が生成される（ブロック３２０）。加えて、ｚおよび

の時間遅延バージョン（すなわち、ｚｅ^−ｓｄｔおよび

）が生成される（ブロック３１７、３１８）。ｍ^２、

およびΘ^Ｔが、推定による正規化された予測誤差（ε）を生成すべく組み合わせられ（ブロック３２５）、ｍ^２、

およびεが、先に計算された共分散行列（Ｐ_０）とともに使用され、更新された共分散行列（Ｐ）が計算される（ブロック３３０）。新たに計算された共分散行列（Ｐ）が、後の共分散行列の更新において先に計算された共分散（Ｐ_０）として使用するために、保存されて維持される（ブロック３３５）。更新された共分散行列（Ｐ）が、先に計算されたεおよび

とともに使用され、更新されたシステムのパラメータベクトル（Θ）が計算される（ブロック３４０）。加えて、Θの時間遅延バージョン（すなわち、Θｅ^−ｓｄｔ）が生成される（ブロック３１９）。上述のように、システムのパラメータベクトル（Θ）は、例えば管のコンプライアンス（Ｃ_Ｔ）、肺のコンプライアンス（Ｃ_Ｌ）、一括抵抗（Ｒ_Ｐ）、および漏れ（λ_ＬＥＡＫ）などの種々のシステムパラメータを含んでいる。

上述の処理（ブロック３０５から３４０）の際に、さまざまな中間値を、患者の努力を推定するために、個別または組み合わせにて使用することができる（ブロック３４５）。例えば、上記の図３に示されているように、ｚが患者の努力に相関している。さらに、ｚを他の構成要素を使用して計算できるため、構成要素も患者の努力を推定するために使用することができる。本明細書に提示の開示にもとづき、当業者であれば、患者の努力を予測するための構成要素の他の使用を理解できる。

図５に目を向けると、患者の努力を割り出すためのマイクロプロセッサベースのシステム４００が、本発明の種々の実施形態に従って示されている。システム４００が、コンピュータ可読媒体４６０へと通信可能に接続されたマイクロプロセッサ４１０を含む。マイクロプロセッサ４１０は、種々の入力値を受信し、ソフトウェアまたはファームウェアインストラクションを実行し、入力値にもとづく出力をもたらすことができる当該技術分野において知られている任意のプロセッサであってもよい。コンピュータ可読媒体４６０は、マイクロプロセッサ４１０によって実行することができるインストラクションを保存することができる任意の媒体であってもよい。本明細書に提示の開示にもとづいて、当業者であれば、本発明のさまざまな実施形態に関して使用することができる種々のプロセッサを理解できる。あくまでもいくつかの例として、コンピュータ可読媒体４６０は、ハードディスクドライブ、テープドライブ、ポータブルな半導体メモリ、ＣＤ−ＲＯＭ、ＲＡＭ、または上述の組み合わせ、などであってもよい。本明細書に提示の開示にもとづき、当業者であれば、本発明のさまざまな実施形態に関して使用することができる種々の媒体および媒体の組み合わせを理解できる。

インストラクション４５０は、実行されたときに、マイクロプロセッサ４１０にＩ／Ｏインターフェイス４２０を介した種々のＩ／Ｏの受信を実行させる。受信されるＩ／Ｏは、測定された入口気体流量４２２、４２４および測定された出口気体流量４２６を含む。いくつかの場合には、測定された入口気体流量が、空気および酸素のそれぞれの流量を測定している。本発明の特定の実施形態に応じて、２つよりも多数または少数の入口気体流量を測定できることに、留意すべきである。出口気体流量４２６は、システム４００から吐き出される気体の流量を測定する。さらに、受信されるＩ／Ｏは、それぞれの入口気体流量４２２、４２４に関係する測定された入口気体圧力４２８、４３０を含む。より多数またはより少数の入口気体流量が存在する場合には、Ｉ／Ｏがより多数または少数の測定された気体の圧力の入力を含んでもよいことに、留意すべきである。さらに、本発明のいくつかの実施形態においては、ただ１つの気体圧力センサが入口気体圧力４２８、４３０を効果的に組み合わせる圧力値の提供を可能にする位置においてシステム４００に配置される場合に、ただ１つの気体の圧力の入力を、入口気体圧力４２８、４３０の代わりにもたらしてもよい。さらに、インストラクション４５０は、実行されたときに、マイクロプロセッサ４１０に、Ｉ／Ｏインターフェイス４２０を介して受信されるＩ／Ｏを使用して患者の努力の出力４４０をもたらす患者の努力のアルゴリズムを実行させる。そのような患者の努力のアルゴリズムは、これらに限られるわけではないが、図２および図４に関して上述した患者の努力のアルゴリズムであってもよい。患者の努力のアルゴリズムの実行の一部として、インストラクション４５０は、マイクロプロセッサ４１０に、これらに限られるわけではないが管のコンプライアンス４１２（Ｃ_Ｔ）、肺のコンプライアンス４１４（Ｃ_Ｌ）、一括抵抗４１６（Ｒ_Ｐ）、および漏れ４１８（λ_ＬＥＡＫ）など、通常であれば未知である種々のシステムパラメータを計算させる。上述のシステムパラメータを、種々の中間の計算において使用することができ、１つ以上の中間の計算の結果が、患者の努力の出力４４０を予測する結果をもたらす。

さらに、マイクロプロセッサベースのシステム４００は、グラフィカルユーザインターフェイスドライバ４９０およびグラフィカルユーザインターフェイス４９５を含むことができる。グラフィカルユーザインターフェイス４９５は、マイクロプロセッサベースのシステム４００からユーザへの情報の図式的な表現を提供する任意のインターフェイスであってもよい。したがって、グラフィカルユーザインターフェイス４９５は、当該技術分野において知られている任意の表示装置であってもよい。いくつかの場合には、グラフィカルユーザインターフェイス４９５が、ユーザからの入力を受け取る能力をさらに備えることができる。入力を受け取る能力を、例えば、グラフィカルユーザインターフェイス４９５に組み合わせて用意されるタッチスクリーン機能、キーボード、および／またはマウスなどによってもたらすことができる。グラフィカルユーザインターフェイスドライバ４９０は、マイクロプロセッサベースのシステム４００からの情報をグラフィカルユーザインターフェイス４９５によって表示することができる図式的情報へと変換することができる当該技術分野において知られている任意の回路、システム、または装置であってもよい。

図６は、換気サイクルをトリガするための本発明のいくつかの実施形態による方法を示しているフロー図５００である。フロー図５００に従い、圧力が測定され（ブロック５０５）、入口流量が測定され（ブロック５１０）、出口流量が測定される（ブロック５１５）。いくつかの場合には、圧力が、人工呼吸器を換気対象者へと接続している管において測定される。いくつかの場合には、圧力が、気体の入口の付近および／または気体の出口の付近において測定される。他の場合には、圧力が、気体の入口の気体の出口との分岐合流点の近くで測定される。種々の場合において、圧力の測定が、単一点の圧力測定である一方で、他の場合には、圧力の測定が多点の圧力測定であり、測定された圧力が、２つ以上の圧力測定の数学的な組み合わせである。入口流量の測定は、単一の気体の流量の測定を含むことができ、または２つ以上の気体の流量の測定および複数の流量値の合計を含むことができる。出口流量の測定は、これに限られるわけではないが、換気システムの出口における気体の流量の測定を含むことができる。特定の場合において、出口流量が入口流量から引き算され、瞬間の正味の流量が生成される（ブロック５２０）。

所与の瞬間における正味の流量および測定された圧力が、患者の努力の更新された予測を計算するために使用される（ブロック５２５）。このプロセスを、図４に関して上述した手法を使用して行うことができる。次いで、患者の努力の更新された予測が、開始状態を示しているか否かが判断される（ブロック５３０）。開始状態を示している場合（ブロック５３０）、換気サイクルの開始がトリガされる（ブロック５３５）。例として、患者の努力の更新された予測は、上述したフィルタ処理された患者の努力の信号（φ_ｄ）であってもよい。フィルタ処理された患者の努力の信号は、以下の式

に記載されるように、患者の努力

の導関数の関数である。

このように、フィルタ処理された患者の努力の信号は、実際の患者の努力（ｐ_Ｐ）が減少するとき、負になると予想される。したがって、吸気の開始は、フィルタ処理された患者の努力の信号がゼロよりも小さくなるときに示される（例えば、信号が正の値から負の値へと移行するマイナス方向のゼロ交差を呈する）。この指標を、換気サイクルの開始を患者の努力に同期させるために使用することができる。そのような同期性が、患者の換気の改善をもたらす。いくつかの場合には、ひとたびフィルタ処理された患者の努力の信号がゼロよりも小さくなると、換気サイクルの開始がトリガされる。他の場合には、ひとたびフィルタ処理された患者の努力の信号が所定の負のしきい値または正のしきい値に達すると、換気サイクルの開始がトリガされる。先の例においては、フィルタ処理された患者の努力の信号が使用されているが、１つ以上の他の信号も同様に使用できることに、留意すべきである。例えば、予測誤差信号

もまた、同様に実際の患者の努力に相関しているため、使用することが可能である。本明細書に提示の開示にもとづき、換気サイクルを開始させるために使用することができる種々の他の信号を、当業者であれば理解できる。

あるいは、患者の努力の更新された予測が、終了状態を示しているか否かが判断される（ブロック５４０）。終了状態を示している場合（ブロック５４０）、先に開始された換気サイクルの終了がトリガされる（ブロック５４５）。例として、患者の努力の更新された予測は、吸気の開始のトリガに使用されたものと同じフィルタ処理された患者の努力の信号であってもよい。フィルタ処理された患者の努力の信号は、患者の努力の導関数の関数であるため、吸気の終了は、フィルタ処理された患者の努力の信号がゼロよりも大きくなるときに示される（例えば、信号が負の値から正の値へと移行するプラス方向のゼロ交差を呈する）。そのような指標を、換気サイクルの終了を患者の努力に同期させ、患者の換気の改善をもたらすために使用することができる。いくつかの場合には、ひとたびフィルタ処理された患者の努力の信号がゼロよりも大きくなると、換気サイクルの終了がトリガされる。他の場合には、ひとたびフィルタ処理された患者の努力の信号が所定の負のしきい値または正のしきい値に達すると、換気サイクルの終了がトリガされる。やはり、先の例においては、フィルタ処理された患者の努力の信号が使用されているが、１つ以上の他の信号も同様に使用できることに、留意すべきである。例えば、予測誤差信号

もまた、同様に実際の患者の努力に相関しているため、使用することが可能である。本明細書に提示の開示にもとづき、換気サイクルを終了させるために使用することができる種々の他の信号を、当業者であれば理解できる。

図７に目を向けると、タイミング図６００が、患者の努力の代用物にもとづいて複数の換気サイクルをトリガするプロセスを示している。この場合には、患者の努力の代用物が、フィルタ処理された患者の努力信号（φ_ｄ）６１０である。実際の患者の努力の信号（Ｐ_ｐ）６２０が、本発明の種々の実施形態を使用して達成できる同期性を実証するために示されている。フィルタ処理された患者の努力の信号６１０が、換気のトリガとして示されているが、１つ以上の他の信号も同様に使用できることに、留意すべきである。例えば、予測誤差信号

もまた、同様に実際の患者の努力に相関しているため、使用することが可能である。本明細書に提示の開示にもとづき、トリガを達成するために使用することができる種々の他の信号を、当業者であれば理解できる。

図示のとおり、マイナス方向のゼロ交差点６１２ａを通過するフィルタ処理された患者の努力の信号６１０の移行が、実際の患者の吸気の努力の開始６２２ａに対応している。後のプラス方向のゼロ交差点６１４ａが、呼気６２４ａの開始に対応している。このプロセスが、いくつかの換気サイクルについて表わされている。タイミング図６００に一致して、フィルタ処理された患者の努力の信号６１０のプラス方向のゼロ交差を、換気サイクルの開始をトリガするために使用することができ、フィルタ処理された患者の努力の信号６１０のマイナス方向のゼロ交差を、換気サイクルの終了をトリガするために使用することができる。

図８は、ｐ_ｙに対応する圧力センサのトリガのプロセスを示すタイミング図７１０、推定による患者の努力の信号

のトリガのプロセスを示すタイミング図７２０、および患者の努力に相関する他の信号

のトリガのプロセスを示すタイミング図７３０を含んでいる。タイミング図７１０によって示されるとおり、圧力センサは、雑音レベル７１１を呈しており、トリガしきい値７１３が、偽のトリガを避けるために予想される雑音レベル７１１以下に雑音バッファ量７１２を設定する。図示のように、ｐ_ｙに対応する圧力が、最終的にトリガしきい値７１３を下回って低下し、吸気の開始の検出７１４がもたらされる（縦の破線によって示されている）。吸気の開始のしきい値７１４は、実際の吸気の開始７１６（縦の破線によって示されている）後に遅延期間７１５を生じる。タイミング図７１０から見て取ることができるとおり、遅延期間７１５の大きさは、雑音レベル７１１および雑音バッファ量７１２の関数である。

圧力測定に関係する雑音は、必ずしも流量の測定に関係する雑音に相関していない。推定による患者の努力の信号の作成において、圧力および流量の両方の測定から導出される情報を組み合わせることによって、予想される雑音の量が、典型的には、ただ１つの測定だけしか使用されない場合に予想される雑音よりも少なくなる。雑音バッファ量は、多くの場合に、予想される雑音の大きさにもとづいて選択される。したがって、本発明のいくつかの実施形態においては、予想される雑音レベルおよび雑音バッファ量の両方が、ただ１つの測定のシステムに比べて小さい。これらの変数が小さくなることで、吸気の検出を、実際の吸気の開始に時間的にさらに近く相関付けることが可能になる。タイミング図７２０、７３０が、そのようなトリガの遅延の減少を図式的に示している。

タイミング図７２０によれば、推定による患者の努力の信号

が、比較的小さい雑音レベル７２１を呈しており、トリガしきい値７２３が、偽のトリガを避けるために予想される雑音レベル７２１以上に雑音バッファ量７２２を設定する。図示のように、推定による患者の努力の信号が、最終的にトリガしきい値７２３を超え、吸気の開始の検出７２４がもたらされる（縦の破線によって示されている）。吸気の開始の検出７２４は、実際の吸気の開始７２６（縦の破線によって示されている）後に遅延期間７２５を生じる。遅延期間７２５は、ただ１つの測定点だけが使用される場合の遅延時間よりも短い。同様に、タイミング図７３０によれば、推定による患者の努力の信号

が、比較的小さい雑音レベル７３１を呈しており、トリガしきい値７３３が、偽のトリガを避けるために予想される雑音レベル７３１以上に雑音バッファ量７３２を設定する。図示のように、推定による患者の努力の信号が、最終的にトリガしきい値７３３を超え、吸気の開始の検出７３４がもたらされる（縦の破線によって示されている）。検出された吸気の開始７３４は、実際の吸気の開始７３６後に遅延期間７３５を生じる（縦の破線によって示されている）。遅延期間７３５は、ただ１つの測定点だけが使用される場合の遅延時間よりも短い。

図９に目を向けると、フロー図８００が、患者の努力に比例した換気を提供するための本発明の種々の実施形態による方法を示している。フロー図８００によれば、圧力が測定され（ブロック８０５）、入口流量が測定され（ブロック８１０）、出口流量が測定される（ブロック８１５）。いくつかの場合には、圧力が、人工呼吸器を換気対象者へと接続している管において測定される。いくつかの場合には、圧力が、気体の入口の付近および／または気体の出口の付近において測定される。他の場合には、圧力が、気体の入口の気体の出口との分岐合流点の近くで測定される。種々の場合において、圧力の測定が、単一点の圧力測定である一方で、他の場合には、圧力の測定が多点の圧力測定であり、測定された圧力が、２つ以上の圧力測定の数学的な組み合わせである。入口流量の測定は、単一の気体の流量の測定を含むことができ、または２つ以上の気体の流量の測定および複数の流量値の合計を含むことができる。出口流量の測定は、これに限られるわけではないが、換気システムの出口における気体の流量の測定を含むことができる。特定の場合において、出口流量が入口流量から引き算され、瞬間の正味の流量が生成される（ブロック８２０）。

所与の瞬間における正味の流量および測定された圧力が、患者の努力の更新された予測を計算するために使用される（ブロック８２５）。このプロセスを、図４に関して上述した手法を使用して行うことができる。次いで、計算された患者の努力に対応する瞬間に人工呼吸器によって送出されるべき気体の所望の気体送出パラメータが計算される（ブロック８４０）。本発明のいくつかの実施形態においては、気体送出パラメータが流量および／または圧力である。この場合、気体の送出の所望の圧力および流量が、それぞれ患者の努力の関数である。例えば、患者の努力が、関数ｆ（ｘ）によって記述される瞬間ｘにおける値になると判断される場合、計算される圧力を、関数ｇ（ｆ（ｘ））を使用して記述することができ、時間における計算される流量を、関数ｈ（ｆ（ｘ））を使用して瞬間において記述することができる。本発明の一特定の実施形態においては、関数ｇおよび関数ｈの各々が、一定の乗数である。そのような場合には、瞬間ｘにおける計算される圧力がｋ_１ｆ（ｘ）であり、瞬間ｘにおける計算される流量がｋ_２ｆ（ｘ）であり、ここで、ｋ_１が圧力に対応する定数であり、ｋ_２が流量に対応する係数である。本明細書に提示の開示にもとづき、当業者であれば、本発明の種々の実施形態に関して使用することができる他の関数ｇおよび他の関数ｈを理解できる。送出される気体の基準として使用される圧力は、これらに限られるわけではないが、Ｙ字における圧力または患者の肺の圧力であってもよい。送出される気体の基準として使用される流量は、これらに限られるわけではないが、患者の肺の流量または入口気体の流量であってもよい。

次いで、患者の努力の更新された予測が、吸気段階を示しているか否かが判断される（ブロック８３０）。本発明のいくつかの実施形態においては、吸気段階が、患者の努力の導関

がゼロよりも大きい場合に示される。吸気段階を示している場合（ブロック８３０）、気体が、すでに計算された気体送出パラメータに従って受け手へと送出される（ブロック８３５）。やはり、気体送出パラメータは、これらに限られるわけではないが、患者へと送出されるべき気体または気体成分（例えば、酸素、空気、チッ素、ヘリウム、など）の圧力および流量を含むことができる。他方で、吸気段階が示されない場合（ブロック８３０）、気体の送出はもたらされない。このような手法は、患者の努力の関数としての流量および／または圧力での気体の送出を提供する。このような手法は、患者の快適さを向上させ、患者自身の呼吸の試みをあまり邪魔しない。

図１０に目を向けると、４つのタイミング図、９１０、９２０、９３０、９４０が、本発明の１つ以上の実施形態による患者の努力に比例した換気の提供を図式的に示している。タイミング図９１０は、患者の努力を時間の関数として示しており、タイミング図９２０は、患者の努力の導関数を時間の関数として示している。図示のとおり、患者の努力の導関数がゼロよりも大きい（吸気段階に対応する）とき、患者の努力が、関数ｆ（ｘ）として記述される。タイミング図９１０は、患者の努力を時間において繰り返す同じ関数として示しているが、特定の患者の呼吸のパターンに応じて、第１の場合ｆ_１（ｘ）９１２が第２の場合ｆ_２（ｘ）９１４と実質的に異なってもよいことに、留意すべきである。

タイミング図９３０が、患者の努力によって引き起こされる圧力の低下をオフセットすべくＹ字接続部における圧力を高めるための人工呼吸器による努力を示している。図示のように、吸気段階（すなわち、患者の努力の導関数がゼロより大きいとき）において、人工呼吸器が、患者の努力の関数ｇ（ｆ_１（ｘ））９３２としてＹ字接続部における圧力を高めようとする。次の呼吸においては、人工呼吸器が、患者の努力の関数ｇ（ｆ_２（ｘ））９３４としてＹ字における圧力を高めようとする。しかしながら、この特定の場合においては、関数ｇが定数ｋ_１であるが、他の時間変化する関数もまた、本発明の種々の実施形態に従って使用することが可能である。

同様に、吸気段階において、人工呼吸器は、患者の努力の関数ｈ（ｆ_１（ｘ））９４２として患者への気体の流量を増加させる。次の呼吸において、人工呼吸器は、患者の努力の関数ｈ（ｆ_２（ｘ））９４４として患者への気体の流量を増加させる。この特定の場合においては、関数ｈが定数ｋ_２であるが、他の時間変化する関数も、本発明の種々の実施形態に従って使用することが可能である。いくつかの場合においては、関数ｇおよびｈが、患者の努力に比例または反比例することができる。気体の送出が患者の努力の関数としてもたらされるという意味で、患者の努力を患者の努力（すなわち、患者の胸腔内圧）に直接的にもとづいて割り出すことができ、あるいは患者の努力の一次もしくはより高次の導関数にもとづいて割り出すことができることに、留意すべきである。

図１１に目を向けると、典型的なグラフィカルインターフェイス１０００が、本発明のいくつかの実施形態による能動的な呼吸を有する患者に対応する患者の努力の表示を示している。グラフィカルインターフェイス１０００は、フィルタ処理された患者の努力（φ_ｄ）１０１０および患者の努力（ｐ_Ｐ）１０２０の各々の時間の関数としての図式的表示を含んでいる。本発明の特定の実施形態に応じ、図示した目安に加え、または図示した目安に代えて、患者の努力の他の目安も表示することが可能であることに留意すべきである。

図示の実施形態においては、時間が横軸に表示され、それぞれの患者の努力の値の値が、左の軸に表示されている。時間が経つにつれて、横軸の時間刻みが、現在の時間の周囲のウインドウを反映するように更新される。さらに、ユーザが動かすことができる２本の縦バー１０１２、１０２２が、グラフ１０１０および１０２０に配置されている。これにより、ユーザが、イベントを測定するために特定の時刻に開始バー１０１２および終了バー１０２２を配置することができる。開始バー１０１２と終了バー１０２２との間の時間差を、それぞれの時点におけるフィルタ処理された患者の努力および患者の努力の値とともに、ユーザへと表示することができる。いくつかの場合には、開始バー１０１２および終了バー１０２２を、キーボード指令またはマウス指令によって使用することができる。本明細書に提示の開示にもとづき、当業者であれば、グラフ１０１０、１０２０に関して開始バー１０１２および終了バー１０２２を操作するために使用することができるさまざまなＩ／Ｏを理解できる。

さらに、図式的に表示される患者の努力に関する種々の指標を計算し、グラフィカルインターフェイス１０００によって表示することができる。例えば、呼吸１０３０の間の平均時間を計算し、表示することができる。そのような平均時間を、所定の数の呼吸にもとづいて計算することができ、各々の呼吸の間の時間は、呼気の終わりから次の吸気の開始まで計算される。本明細書に提示の開示にもとづき、当業者であれば、本発明の種々の実施形態に従って呼吸の間の平均時間を計算するために使用することができる種々の手法を理解できる。他の例として、ピークの呼吸の努力１０４０を表示することができる。ピークの呼吸の努力１０４０は、特定の実施例に応じて、所定の数の呼吸の経過の間にグラフ１０１０またはグラフ１０２０のいずれかにおいて記録される最大値であってもよい。さらに別の例として、呼吸ごとのピークの努力１５０を表示することができる。呼吸ごとのピークの努力１０５０は、最も最近の呼吸におけるグラフ１０１０またはグラフ１０２０のいずれかのピーク値を示すことができる。あるいは、開始バー１０１２によって特定される呼吸におけるグラフ１０１０またはグラフ１０２０のいずれかのピーク値を示してもよい。またさらなる例として、最後の吸気の継続時間１０６０を表示することができる。最後の吸気の継続時間１０６は、最も最近の呼吸について、吸気の開始が検出されたときから吸気の終了が検出されたときまでの時間を示す。一例においては、これを、患者の努力の一次導関数がしきい値を超えるときから再びしきい値を下回るまでを検出することによって達成することができる。他の例として、最後の呼気の継続時間１０７０を表示することができる。いくつかの場合には、最後の呼気の継続時間１０７０を、患者の努力の一次導関数がしきい値を下回って低下するときから再びしきい値を上回るときまでを検出することによって、計算することができる。他の例として、吸気の平均継続時間１０８０および呼気の平均継続時間１０９０を表示することができる。これを、先に述べた呼気の継続時間および吸気の継続時間のいくつかを平均することによって計算することができる。

図１２に目を向けると、典型的なグラフィカルインターフェイス１１００が、本発明のいくつかの実施形態による能動的な呼吸を有する患者に対応する呼吸パラメータの表示を示している。詳しくは、グラフ１１１０が、患者抵抗パラメータの推定値を時間の関数として示している。いくつかの実施形態において、患者抵抗パラメータは、計算の結果であるため、患者抵抗の実際の値との区別のために、「推定Ｒｐ」と称される。グラフィカルインターフェイス１１００が、推定Ｒｐを表示するものとして説明されているが、他の呼吸パラメータも、本発明の種々の実施形態に従って表示できることに、留意すべきである。例えば、グラフィカルインターフェイス１１００を、肺のコンプライアンスまたは漏れのパラメータを表示するように拡張することができ、これらの追加で表示されるパラメータは、本明細書において説明したものと同じまたは同様の一式の式を使用して割り出される。本明細書に提示の開示にもとづき、当業者であれば、表示することができる種々の呼吸パラメータを理解できる。いくつかの場合には、表示される呼吸パラメータを、患者のリアルタイムでの評価のために監視の医師が使用することができる。これに代え、またはこれに加えて、表示される呼吸パラメータを、生じ得るシステムの故障を判断するために使用することができ、または患者が人工呼吸器から離れたことを示すために使用することができる。一特定の例として、Ｒｐの劇的な増加が、部分的な閉塞を示すことができる。本明細書に提示の開示にもとづき、当業者であれば、本発明の１つ以上の実施形態に従って達成することができるさまざまな利点を理解できる。

図示のとおり、時間が横軸に表示され、推定Ｒｐの値が左の軸に表示される。いくつかの実施形態においては、時間が経つにつれて、横軸の時間刻みが、現在の時間の周囲のウインドウを反映するように更新される。さらに、いくつかの実施形態においては、ユーザが動かすことができる２本の縦バー１１１２、１１１３が、グラフ１１１０上に配置されている。これにより、ユーザが、イベントを測定するために特定の時刻に開始バー１１１２および終了バー１１１３を配置することができる。開始バー１１１２と終了バー１１１３との間の時間差を、それぞれの時点におけるフィルタ処理された患者の努力および患者の努力の値とともに、ユーザへと表示することができる。いくつかの場合には、開始バー１１１２および終了バー１１１３を、キーボード指令またはマウス指令によって使用することができる。本明細書に提示の開示にもとづき、当業者であれば、グラフ１１１０に関して開始バー１１１２および終了バー１１１３を操作するために使用することができるさまざまなＩ／Ｏを理解できる。

この特定の例においては、初期期間１１２０について、推定Ｒｐが、５ｃｍＨ_２Ｏ／ｌｐｓという値で初期化される。このとき、Ｒｐの実際の値は、３０ｃｍＨ_２Ｏ／ｌｐｓにより近い。ある時間期間にわたり、推定Ｒｐの値を割り出すために使用されるアルゴリズムが、推定値が期間１１３０におけるＲｐの実際の値を近似するまで、適応的に順応する。５０秒のしるしの付近の時点において、換気システムから閉塞が取り除かれ、Ｒｐの実際の値が劇的に減少する。この時点で、アルゴリズムが、推定値が実際の値を近似するまで推定Ｒｐの値を下げることによって適応的に順応する。期間１１４０において、推定Ｒｐの値は、Ｒｐの実際の値の付近でほぼ一定のままである。

加えて、図式的に表示される抵抗パラメータに関する種々の指標を計算し、グラフィカルインターフェイス１１００によって表示することができる。例えば、現在のＲｐ値１１５０を表示することができ、平均のＲｐ値１１６０を表示することができる。平均のＲｐ値１１６０を、特定の時間期間にわたってＲｐのいくつかの値を平均することによって計算することができる。加えて、視覚による警報１１７０を表示することができる。そのような視覚による警報を、推定Ｒｐの値の所定の増加または減少が検出されたときに生じさせることができる。グラフィカルインターフェイス１１００を、さまざまな他の情報を表示するように拡張できることに、留意すべきである。

本発明は、患者の努力に比例して気体を送出する新規なシステム、方法、および装置を提供する。以上、本発明の１つ以上の実施形態の詳細な説明を提示したが、種々の代案、変更、および均等物が、本発明の技術的思想を変更することなく、当業者にとって明らかである。したがって、以上の説明を、添付の特許請求の範囲によって定められる本発明の技術的範囲を限定するものと解釈してはならない。

Claims (26)

1. コンピュータ可読媒体へと通信可能に接続されたプロセッサを備えており、
   コンピュータ可読媒体が、
   測定された圧力の値を受信し、
   正味の流量の値を受信し、
   患者の努力と、測定された圧力の値と、正味の流量の値との間の関係にもとづいて、患者の努力の値を計算し、
   患者の努力の値の関数として変化する気体の送出の基準を計算し、
   気体の送出の基準に一致した気体の送出を生じさせるようにプロセッサによって実行することができるインストラクションを含んでいる、換気システム。
2. 気体の送出の基準が、圧力および流量から選択される、請求項１に記載の換気システム。
3. 流量が、患者の肺の流量および入口気体流量から選択される、請求項２に記載の換気システム。
4. 圧力が、肺の圧力およびＹ字の圧力から選択される、請求項２に記載の換気システム。
5. コンピュータ可読媒体が、
   患者の努力の値にもとづいて吸気段階を判断するようにプロセッサによって実行することができるインストラクションをさらに含んでいる、請求項１に記載の換気システム。
6. 計算された患者の努力の値がゼロよりも大きい場合に、吸気段階が示される、請求項５に記載の換気システム。
7. 判断された吸気段階において気体を送出するように動作することができる、請求項５に記載の換気システム。
8. 患者の努力の値の関数が、一定の乗数である、請求項１に記載の換気システム。
9. 患者の努力の値の関数が、非線形関数である、請求項１に記載の換気システム。
10. 患者の努力の値の関数が、時間変化する関数である、請求項１に記載の換気システム。
11. 患者の努力の値が、測定された圧力の値および正味の流量の値を使用して計算される１つ以上の中間値の組み合わせにもとづいてさらに計算され、１つ以上の中間値が、推定による正規化された予測誤差（ε）、フィルタ処理された圧力の値（ｚ）、回帰ベクトル（φ^Ｔ）、およびパラメータベクトル（Θ）の現在の推定された値から選択される、請求項１に記載の換気システム。
12. 関係が、パラメータ化されたシステムの入力−出力の関係である、請求項１に記載の換気システム。
13. パラメータ化されたシステムの入力−出力の関係が、回帰の形態ｚ＝Θ^Ｔφ＋φ_ｄである、請求項１２に記載の換気システム。
14. パラメータ化されたシステムの入力−出力の関係が、伝達関数から導出される、請求項１３に記載の換気システム。
15. 伝達関数が、モデル
    

    

    から導出される、請求項１４に記載の換気システム。
16. 呼吸の支援のための方法であって、
    圧力を測定し、測定された圧力をもたらすステップと、
    入口流量および出口流量を測定し、測定された正味の流量をもたらすステップと、
    測定された圧力に関係する第１の値と、測定された正味の流量に関係する第２の値と、患者の努力に関係する第３の値との間の関係を使用し、測定された圧力および測定された正味の流量から患者の努力の推定を計算するステップと、
    患者の努力の推定に比例して気体を供給するステップとを含んでいる、方法。
17. 患者の努力の推定に比例して気体を供給するステップが、患者の努力の推定に比例した圧力で気体を供給するステップを含んでいる、請求項１６に記載の方法。
18. 患者の努力の推定に比例して気体を供給するステップが、患者の努力の推定に比例した流量で気体を供給するステップを含んでいる、請求項１６に記載の方法。
19. 患者の努力の推定が、測定された圧力および測定された正味の流量から導出される１つ以上の中間値の組み合わせにさらにもとづいており、１つ以上の中間値が、推定による正規化された予測誤差（ε）、フィルタ処理された圧力の値（ｚ）、回帰ベクトル（φ^Ｔ）、およびパラメータベクトル（Θ）の現在の推定された値から選択される、請求項１６に記載の方法。
20. 第２の値が、測定された正味の流量のフィルタ処理されたバージョンおよび測定された正味の流量から選択される、請求項１６に記載の方法。
21. 第１の値が、測定された圧力のフィルタ処理されたバージョンおよび測定された圧力から選択される、請求項１６に記載の方法。
22. 関係が、パラメータ化されたシステムの入力−出力の関係である、請求項１６に記載の方法。
23. パラメータ化されたシステムの入力−出力の関係が、回帰の形態ｚ＝Θ^Ｔφ＋φ_ｄである、請求項２２に記載の方法。
24. パラメータ化されたシステムの入力−出力の関係が、伝達関数から導出される、請求項２３に記載の方法。
25. 伝達関数が、モデル
    

    

    から導出される、請求項２４に記載の方法。
26. 気体の入口と、
    気体の出口と、
    気体の入口および気体の出口を接続する管と、
    管内の圧力を示す測定された圧力値をもたらすように機能することができる圧力センサと、
    気体の入口に関する流量を示す入口流量値をもたらすように機能することができる第１の流量センサ、
    気体の出口に関する流量を示す出口流量値をもたらすように機能することができる第２の流量センサと、
    コンピュータ可読媒体へと通信可能に接続されたプロセッサとを備えており、
    コンピュータ可読媒体が、
    測定された圧力の値を受信し、
    正味の流量の値を受信し、
    患者の努力と、測定された圧力の値と、正味の流量の値との間の関係にもとづいて、患者の努力の値を計算し、
    患者の努力の値の第１の関数として変化する気体の送出の基準を計算し、
    患者の努力の値にもとづいて吸気段階を判断し、
    気体の送出の基準に一致した気体の送出を生じさせるようにプロセッサによって実行することができるインストラクションを含んでいる、換気システム。

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