JP2018515292A - 保護ベンチレーションのための方法、システム、及びソフトウェア - Google Patents
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Abstract
Description
本願は、2015年5月25日に出願された「Method System and Software for Protective ventilation」と題されたスウェーデン国特許出願第1550671−0号明細書の優先権を主張するものであり、これらは、すべての目的のためにその全体が参照により本明細書に組み込まれる。
本発明は、広くは呼吸装置の分野に関する。本発明は、より詳細には、ベンチレーションを施されている患者の、肺の弾性特性を判定するための、及び、患者の肺への損傷を防ぐための、高速測定シーケンスを用いて、患者にベンチレーションを行うための方法及びシステムに関し、また好ましくはこのような呼吸装置のユーザインターフェース、特にグラフィカルユーザインターフェース(graphical user interfaces:GUI’s)を有する臨床決定システムに関する。
1952年にコペンハーゲンで起こったポリオの流行中には、手動制御によるベンチレーションを用いて、適切なガス交換を患者において提供し、酸素レベルを平常値に戻し二酸化炭素を除去することによって、呼吸障害の患者の人命を救助した。それからちょうど1年後に起こったストックホルムでのポリオの流行中には、ベンチレーション治療が大規模に導入され、ポリオ患者の治療だけではなく、他の原因による呼吸障害を有する患者への呼吸治療も行った。機械ベンチレーションのガス交換正常化へのフォーカスは、しばしば10〜12ml/kg体重を超える大きな1回呼吸量の使用と、それに付随する高い気道内圧をもたらす。1967年には、ガス交換を向上させる方法として、呼気終末気道内陽圧(positive end−expiratory airway pressure:PEEP)を上げることが取り入れられた。続いて、使用される圧力や1回呼吸量が大きいことによる循環を損なうような影響や肺実質への損傷(気圧性外傷や容量損傷)といった、機械ベンチレーションの副作用があることが認められた。さらに、肺実質への損傷は、他の臓器に二次的な障害を引き起こす可能性もある。
したがって、本発明の実施形態は、好ましくは、例えば上記で特定されたような、技術における1つ以上の欠点、不都合、または問題を、添付の請求項に係るシステム、呼吸装置、コンピュータプログラム、及び方法を単独で、または任意の組み合わせで提供することによって、緩和、軽減、または排除しようとするものである。
第1呼気終末陽圧PEEPレベルを少なくとも第1PEEPレベルより高い第2PEEPレベルに引き上げることと、
呼気終末肺気量EELVの増加量(ΔEELVup)を判定し、その後、第2PEEPレベルを第1PEEPレベルに引き下げることと、
EELVの減少量(ΔEELVdown)を判定することと、
第1PEEPレベルと第2PEEPレベルとの間での呼気終末肺容量の変化量(ΔEELVmean)を、(ΔEELVup/ΔEELVdown)/2として計算することと、
1回呼吸量をΔEELVmeanに等しくなるように設定することと、
ΔEELVmeanに等しい1回呼吸量で、機能的残気量(FRC)以上の全肺気量を呼吸装置に接続されている肺、試験用肺、肺モデル、または人工肺の経肺圧(PTP)と関連付ける肺メカニクスの式を、第1PEEPレベルと第2PEEPレベルの間でのΔEELVmeanに基づいて計算して、少なくとも1つの第2ベンチレーションパラメータを調整することと、を含み、少なくとも1つの第2ベンチレーションパラメータは、肺メカニクスの式に基づいた、PTPEI、VT、及びPEEPのうちの少なくとも1つである。
本発明は、1つには、例えば肺への損傷を防ぐために、呼気終末陽圧(positive end−expiratory pressure:PEEP)と1回呼吸量(tidal volume:VT)の選択された組み合わせが、所定の制限値より高い吸気終末経肺圧(end inspiratory transpulmonary pressure:PTPEI)や、有害だと考えられる経肺駆動圧(ΔPTP)を招くことになるかどうかを、呼吸装置システム及び/又はこのようなシステムのユーザが迅速に判定できる手法で、患者のPTP対ボリューム(容量)曲線(P/Vカーブ)を取得可能であるという発見に基づいている。発明者は、1つ以上のPEEPステップを用いて完全な肺P/Vカーブを得る方法を発見し、さらにそれを呼吸ごとに得る方法を発見した。
PEEP漸増法は「PEEP誘発による」肺膨張をもたらす。PEEP増加に続くEELVの増加は、2つのPEEPレベルの間の絶対肺気量(EELV)の差として計算可能であり、ここで各PEEPレベルにおけるEELVは、希釈法または任意の絶対肺気量判定方法によって判定されるが、このような測定法は、不正確で遅いので、本発明の目的には適していない。EELVの変化はまた、電気インピーダンストモグラフィ(Electrical Impedance Tomography:EIT)により記録可能であるが、このような測定には、ベンチレータ肺活量計によるEIT信号の慎重な較正が必要である。したがって、ΔEELVを高速かつ正確に測定するためには、ベンチレータ呼吸気流計/肺活量計によるΔEELVの直接測定が好まれる。
EL及びPTPを判定するための従来方法は、胸腔内圧の代わりに食道内圧測定を用いることによって行われており、ここでPTPは、呼気気道内圧と呼気食道内圧との差である。食道内圧の測定は時間がかかり、また、大気圧に対する絶対値または値の解釈に関する統一見解がない。その結果、食道内圧における呼気変動のみが使用されている。また、呼気食道内圧の測定は、いくつかの障害をもたらす。測定値は測定カテーテルのバルーンの充填とカテーテルの位置に影響されやすい。他のいくつかの因子も測定結果に有害な影響を与えるので、全て合わさると精度が低くなる。したがって、PEEP法中の患者個人の食道内圧の測定値を肺P/Vカーブの計算に使用することはできるが、あまり好まれない。
肺バロメトリの基本的な概念は、肺エラスタンスELはPEEPの変化量を対応する呼気終末肺容量の変化量で割った値ΔPEEP/ΔEELVに等しいということであり、これを本明細書では「肺バロメトリ」と称する。したがって、ΔEELVの判定は、肺バロメトリに関わる方法に特有であり、パラメータの判定はこれに基づいて行われ、また、さらなる処理データもその結果から生成される。気道内圧測定値は非常に正確であり、最近のベンチレータは、設定されたPEEPレベルを一定に保つ。PEEPの変化後のΔEELVは、2つの定常状態におけるPEEP/EELVレベルの間の吸気及び呼気の各1回呼吸量(VTi−e)の差の累積によって判定可能である。PEEPの変化後のΔEELVの変化は低速プロセスであり、その持続時間は数分から1時間である。PEEPレベルを変化させると吸気及び呼気の各1回呼吸量の間のオフセットがわずかに変化するために、測定精度が妨げられる。オフセットの変化は多くの場合数ml程度であり、1分未満の期間でVTi−eの差の累積を決定するならば問題にならない。しかし、1〜2分以上の持続期間の測定値を使用すると(例えば図4B)、20回/分という全く正常な呼吸頻度の場合、呼吸周期あたり2mlという小さなオフセットの変化が容認できないΔEELVの誤差を招いてしまう。本発明の発明者は、PEEPの減少時と比較して、PEEPの増加時には、新たなPEEP/EELVの平衡状態の増加がかなり低速であることに気づいた。ΔEELVを適切に判定できずに数分間続いたPEEP増加の後でさえ、PEEPが減少してベースラインへと確実に戻るまでのΔEELVは、2分以内にほぼ完了する。よって、PEEPの減少の前にPEEPの増加が長期間続いた後も、PEEP減少過程中はΔEELVの計算にベースラインでのVTi−eのオフセットを加えることができるので、2つのPEEPレベルの間のΔEELVは高精度で判定可能である。肺バロメトリによるELの判定は、PEEPの変化と、その結果生じるΔEELVの肺活量測定による判定と、しか要求されない。これは非常に単純かつ精密な方法であり、PEEP法中の肺P/Vカーブの決定には、食道での測定を用いるよりもはるかに適している。
定常状態臨床PEEPレベルから開始。
PEEPをΔPAWの70%分だけ増加させる。PEEPの増加は70%程度が好ましいが、70%より大きくても小さくてもよく、例えば30%,40%,50%,60%,80%,90%,または100%であってもよい。
EELVの増加量(ΔEELVup)を、約1分間、例えば30,40,45,50,55,60,65,70,または75秒の吸気と呼気の各1回呼吸量の差の累積として求める。PEEPを増加させた約2分、例えば90,100,110,120,130,140,または150秒で、ベースラインPEEPへと戻す。
EELVの減少(ΔEELVdown)を、約1分間の吸気と呼気の各1回呼吸量の差の累積として求める。
平均ΔEELVを(ΔEELVup+ΔEELVdown)/2で計算する。
1回呼吸量を平均ΔEELVに設定する。
呼吸器系全体のエラスタンスETOTをΔPAW/VT=平均ΔEELVで求める。
肺エラスタンス(EL)をΔPEEP/ΔEELVmeanで計算する。
胸壁エラスタンス(ECW)を、呼吸器系全体のエラスタンスと肺エラスタンスとの差ECW=ETOT−ELとして計算する。
比EL/ETOTを計算して、より高いPEEPレベルでのETOTに対するELの比を(ETOTHP−ECWBL)/ETOTHPとして計算する。
胸壁複合体は、制御されたベンチレーションでは水圧式の実体として反応するので、胸壁エラスタンスは線形である。胸壁複合体は、弾性膨張可能な構造としてではなく、むしろPEEPの変化時に変位する重りのようにふるまうので、胸壁エラスタンスは、PEEPの変化時は大部分において一定である。容積制御ベンチレーション中には、吸気流量は一定であり、管の近位端と肺胞との間の圧力降下は一定であるとみなすことができる。つまり、ピーク気道内圧と吸気終末ポーズ中に測定されたプラトー気道内圧との差(PAWpeak−plateau)も、吸気開始時には既に存在している。その結果、肺胞の駆動圧(PALV)は、瞬間PAW−PAWpeak−plateauとして計算可能であり、経肺駆動圧は、吸気中には瞬間PALV−瞬間1回呼吸量×胸壁エラスタンスとして継続的に計算可能である。
より高いPEEPレベルでの呼気終末PTP(PTPEEHP)、及び、ΔEELVmeanに等しいベースラインより上の肺気量は、より高いPEEPレベルでのPEEPに等しい。つまり、PTPEEHP=PAWEEHPである。
ベースラインPEEPでの吸気終末PTP、及び、VTBLに等しいベースラインEELVより上の肺気量は、PTPEIBL=PTPEEBL+ΔPAWxVTBL−ECWBLxVTBLである。
より高いPEEPレベルでの吸気終末PTP、及び、ΔEELVmean+VTHPに等しいベースラインより上の肺気量は、PTPEIHP=PTPEEHP+ΔPAWVTHP−ECWBLxVTHPである。PEEPの変化時、ECWは、大部分が一定のままである。
ベースライン及びより高いPEEPレベルにおける呼気終末及び吸気終末でのPTPのデータが、対応するEELVデータに対してプロットされる。最もフィットする二次及び三次多項式曲線が描かれている。各最適曲線の式をゼロPTPについて解くことによって、この曲線がゼロPTPにおいて容量軸と交差する平均量が得られる。この推定量ΔEELV0−BLを前のEELV値すべてに加えるが、これは、EELVBLがΔEELV0−BLに等しく、ベースライン肺気量での吸気終末肺気量がΔEELV0−BL+VTBLであることを意味している。高いPEEPレベルでのEELVは、ΔEELV0−BL+ΔEELVBL−HPであり、高いPEEPレベルでの吸気終末肺気量は、ΔEELV0−BL+ΔEELVBL−HP+VTHPである。
拡張アルゴリズムは、連続する2つのPEEPステップHP1及びHP2を含み、これもまたベースライン臨床PEEPから始まるが、ここでより高い肺気量及びPTPに到達している。
第1の増加したPEEPレベル(PEEPHP1)が、1分間だけ維持され、ΔEELVBL−HP1upが、基本アルゴリズムで説明したように求められる。第2のPEEPステップのサイズは、高いPEEPレベルとベースラインPEEPレベルとの吸気終末プラトー気道内圧差PAWEIHP1−PAWEEBLとして予測される。ΔEELVHP1−HP2upが、基本アルゴリズムで説明したように求められる。
第2の増加したPEEPレベル(PEEPHP2)が、PEEPがHP1に戻る前に、1分間維持される。ΔEELVHP1−HP2down及び平均ΔEELVHP1−HP2up−downが、基本アルゴリズムで説明したように求められる。
PEEPHP1とPEEPHP2との間のELは、HP2とHP1とのPEEP差をHP2とHP1との間のEELVの平均変化量で割った値ΔPEEPHP1−HP2/ΔEELVHP1−HP2で求められる。
HP2でのETOTがΔPAWHP2/VTHP2で計算される。
HP2でのECWがETOTHP2−ELHP2で計算される。
PEEPをHP2からHP1に降下させた1分後、PEEPをベースラインPEEPレベルまで降下させる。PEEP降下後の最初の1分間に、ΔEELVBL−HP1down及び平均ΔEELVBL−HP1が、基本アルゴリズムで説明したように求められる。
1回呼吸量が平均ΔEELVBL−HP1に設定される。
ETOTが、ΔPAWBL/VT=平均ΔEELVBL−HP1として求められる。
ELがΔPEEP/ΔEELVmeanBL−HP1として計算される。
ECWがECWBL=ETOTBL−ELBLを用いて計算される。
ベースラインでのETOTに対するELの比、つまりELBL/ETOTBLが計算される。
PEEPHP1でのETOTに対するELの比、つまりELHPI/ETOTBP1が計算される。
PEEPHP2でのETOTに対するELの比、つまり(ETOTHP2−ECWHP1)/ETOTHP2が計算される。
ECWが、PEEPの変化時、基本的に一定なままであると仮定する。
ベースラインでの呼気終末PTP(PTPEEBL)、臨床PEEP、及びゼロのベースライン肺気量は、呼気終末気道内圧(PEEP)に等しく、PTPEEBL=PAWEEBLである。
より高いPEEPレベルでの呼気終末PTP(PTPEEHP1)、及び、ΔEELVmeanBL−HP1に等しいベースラインより上の肺気量は、PEEPHP1でのPEEPに等しく、PTPEEHP1=PAWEEHP1である。
最も高いPEEPレベルでの呼気終末PTP(PTPEEHP2)、及び、ΔEELVmeanBL−HP1+ΔEELVmeanHP1−HP2に等しいベースラインより上の肺気量は、PEEPHP2でのPEEPに等しく、PTPEEHP2=PAWEEHP2である。
ベースラインPEEPにおける吸気終末PTP、及び、VTBLに等しいベースラインEELVより上の肺気量は、PTPEIBL=PTPEEBL+ΔPAWVTBL−ECWBLxVTBLである。
PEEPHPIでの吸気終末PTP、及び、ΔEELVmean+VTHPに等しいベースラインより上の肺気量は、PTPEIHP1=PTPEEHP1+ΔPAWVTHP1−ECWHP1xVTHP1である。
PEEPHP1での吸気終末PTP、及び、ΔEELVmean+VTHPに等しいベースラインより上の肺気量は、PTPEIHP2=PTPEEHP2+ΔPAWVTHP2−ECWHP2xVTHP2である。
低PEEPレベルとゼロPEEPでの機能的残気量(functional residual volume:FRC)との間の肺気量は、例えば吸引過程中、呼吸システムの短い中断期間と同等の期間である5〜10呼吸数の間に、PEEPが少し減少して0cmH2Oになることによって判定できる。このことが臨床的に安全な過程であるとみなされない場合、この量は、低PEEP/EELVレベルとZEEP/FRCとの間への1つの肺P/Vカーブの外挿により推定可能である。図1は、ベースラインでのPEEPとZEEP/FRCの間のEELVを、PEEPをゼロまで降下しなくても判定できる方法を示している。ベースライン、PEEPHP1、及びPEEPHP2における呼気終末及び吸気終末でのPTPのデータが、対応するEELVデータに対してプロットされる。最もフィットする二次及び三次多項式曲線が描かれる。各最適曲線の式をゼロPTPについて解くことによって、この曲線がゼロPTPにおいて容量軸と交差する平均量が得られる。この推定量ΔEELV0−BLを前のEELV値すべてに加えるが、これは、EELVBLがΔEELV0−BLに等しく、ベースライン肺気量での吸気終末肺気量がΔEELV0−BL+VTBLであることを意味している。PEEPHP1でのEELVは、ΔEELV0−BL+ΔEELVBL−HPであり、高いPEEPレベルでの吸気終末肺気量はΔEELV0−BL+ΔEELVBL−HP1+VTHP1である。PEEPHP2での呼気終末肺容量EELVHP2は、ΔEELV0−BL+ΔEELVBLHP1+ΔEELVHP1−HP2であり、高いPEEPレベルでの吸気終末肺気量は、ΔEELV0−BL+ΔEELVBL−HP2+VTHP2である。図1A及び1Bは、ZEEPとベースラインでの臨床PEEPとの間のΔEELVの推定を示すグラフである。図1Aは、二次多項式曲線の、PEEP法のPTP/V点についての最適曲線式を示している。図1Bは、三次多項式曲線の、PEEP法のPTP/V点についての最適曲線式を示している。この曲線とy軸との切片の値の平均が使用されている。図1A及び1Bの場合、この値の平均値は(301+180)/2=240mlである。
PEEP増加後の新たなP/Vの平衡状態の確立には複数回の呼吸が関わり、ここで肺気量の増分は、新たな定常状態が確立されるまで呼吸ごとに減っていく。各呼吸の容量増分(DEELV)を、容量の対数目盛でグラフ化した場合、2つのPEEPレベルの間の肺気量に対して、肺エラスタンスの上方に向かう凸形(肺エラスタンスの増加)または凹形(肺エラスタンスの減少)または直線勾配が識別可能である。図2A〜2Cは、それぞれ、異なる2つのPEEPレベルの間の減少EL、増加EL、及び一定ELに相当する、logEELV対呼吸のグラフ例である。
呼吸ごとの吸気終末プラトー気道内圧(PAWEI)を用いて、増加ELを、PEEP後の最初の呼吸を増加させた後の増加PAWEIに反映させる。PAWEIが減少した場合、ELは減少する。PAWEIが一定の場合、ELは、最大容量レベルにおいて一定である。図3は、2つのPEEPレベルにおけるEILV間の容量範囲で非線形性を識別するのに使用可能なグラフ種の例を示している。PEEP法中の呼吸ごとの気道内圧、食道内圧、及び経肺圧の内圧容量曲線を、ZEEPから16cmH2Oまでについて示している。PAWEIの経過を丸で囲んでいる。PEEPが4cmH2Oから8cmH2Oに変化する間、PAWEIは呼吸ごとに減少し、減少ELを示している。PEEPが8cmH2Oから12cmH2Oに変化する間、PAWEIは大部分が一定であり、不変ELを示している。PEEPが12cmH2Oから16cmH2Oに変化する間、PAWEIは呼吸ごとに増加し、増加ELを示している(過膨張)。
測定手順を始めようとする際には、測定表示が画面上に現れる。
ベースライン気道内圧及び1回呼吸量が提示され、定常状態が判定される。PEEPが増加するときに、非線形性、つまり、2つのPEEPレベルの間のELの増加または減少を識別するために、EELVの呼吸ごとの増分が対数目盛で示される(例えば図2A〜2C)。さらに、EELVの増分の累積が呼吸ごとに表示されてもよく、ΔEELVupの結果が表示される(図4C)。図4A及び4Bは、ELが70ml/cmH2O、PEEP=5cmH2OでのΔPTP/ΔPAWが0.77、PEEP=15cmH2OでのΔPTP/ΔPAWが0.65、ΔPEEPup及びΔPEEPdownがそれぞれ10cmH2O、ΔEELVupが680ml、ΔEELVdownが720mlである、このような表示の実例を示す。
呼吸器系全体のエラスタンス(EL/ETOT)に対する肺エラスタンスの比は、PEEP増加が、より好適な肺メカニクス(よりコンプライアントな肺)をもたらすかどうか、つまり、患者がPEEPレスポンダであるかどうかの指標である。PEEPレスポンスがポジティブであることは、胸壁が呼吸器系エラスタンスに大きな影響を与える患者である可能性が高い。よって、EL/ETOTが低い(0.4〜0.8)ほど、肺メカニクスが向上する可能性が高く(肺エラスタンスの低下)、また、EL/ETOTが高い(>0.8)ほど、PEEPにレスポンスがある可能性が低い。EL/ETOT比は、(ΔPEEP/ΔEELV)/(ΔPAW/VT=ΔEELV)として、あるいは、(PEEP増加後の)最初の呼気の呼気終末量の増加比(VFirstexp)をΔEELVで割った値として、つまりEL=ΔPEEP/ΔEELV及びETOT=ΔPEEP/VFirstexpとして判定可能である。
以下の例は、図6A及び6Bに示されている、肺ARDSの完全推定肺P/Vカーブに対応する。最も適合する肺P/Vカーブの式(y=0.0x3+0.8x2+34)、及び、PEEP(PAWEE)を変化させると呼気終末PTPは等しく変化するということを用いて、この表示は、決定支援をすぐに利用できるようにする情報を与えている。この肺ARDSの場合、PEEP12での有害な吸気終末PTPレベルが27であることが認識できる。対応する呼気終末及び吸気終末の各肺気量レベル(FRCより高い)は、525ml及び1125mlである。酸素化が不十分な場合、示されているPEEPレベルの15cmH2Oへの増加は、EELVの525mlから690mlへの増加に伴っており、その結果酸素化が向上するが、同時に1回呼吸量が600mlから350mlに減少し、その結果、吸気終末肺気量が1040mlになり、吸気終末PTPが上側の変曲点をわずかに下回る24cmH2Oに低下する可能性もある。
以下の例は、図7A及び7Bに示されている、肺ARDSの完全な推定肺P/Vカーブに相当する。最も適合する肺P/Vカーブの式(y=−0.0x3+2.5x2+36)、及び、PEEP(PAWEE)を変化させると呼気終末PTPは等しく変化するということを用いて、この表示は、決定支援をすぐに利用できるようにする情報を与えている。この肺外ARDSの場合、PEEP12でのPTPEIレベルが18cmH2Oであることが認識できる。対応する呼気終末及び吸気終末の各肺気量レベル(FRCより高い)は、400ml及び975mlである。酸素化が不十分な場合、示されているPEEPレベルの16cmH2Oへの増加は、EELVの400mlから775mlへの増加を伴っており、同時に1回呼吸量が575mlから425mlに減少し、その結果、吸気終末肺気量が1200mlになるが、吸気終末PTPは以前よりも1.5cmH2Oしか高くならない、つまり19.5cmH2Oである可能性があり、これはリスクの可能性があるレベル(所定の最大PTP)である24cmH2Oをはるかに下回っている。所定の最大PTPは、ユーザ(例えば臨床医や呼吸器治療者)によって設定されたように、24cmH2Oより高くても低くてもよい。
PEEPをベースライン臨床値から増加させ、EELVの増加量ΔEELVupを判定する。
PEEPをベースラインレベルまで減少させ、EELVの減少量ΔEELVdownを判定する。
平均ΔEELVup and down、ΔEELVmeanを計算する。
1回呼吸量をΔEELVmeanに等しい値に設定する。
呼吸器系エラスタンスETOTをPAWEIplateau/VT=ΔEELVmeanで求める。
肺エラスタンスELをΔPEEP/ΔEELVmeanとして求める。
胸壁エラスタンスECWをETOT−ELとして求める。
ベースラインPEEPでのPTPEIを、ベースラインPAWEIBL−ECWxVTとして求める。
増加させたPEEPでのPTPEIをPAWEIHP1−ECWxVTとして求める。
PEEPBL,PEEPHP1,PTPEIBL及びPTPHP1を対応する肺気量に対してプロットする。
PTP/V点の最適曲線の式(二次及び/又は三次多項式)を判定する。
この式を決定支援(下記参照)に使用する。
Claims (21)
- 呼吸装置と処理ユニットとを備えるシステムであって、
第1呼気終末陽圧PEEPレベルを、少なくとも前記第1PEEPレベルより高い第2PEEPレベルに引き上げ、その後、前記第2PEEPレベルを前記第1PEEPレベルに引き下げて、1回呼吸量を呼気終末肺容量の変化量に等しくなるように調整し、機能的残気量(FRC)以上の全肺気量を前記呼吸装置に接続されている肺の経肺圧(PTP)と関連付ける肺メカニクスの式を、前記第1PEEPレベルと前記第2PEEPレベルとの間の呼気終末肺容量の変化量(ΔEELV)に基づいて計算するように構成されるシステム。 - 請求項1記載のシステムであって、前記処理ユニットはさらに、吸気終末経肺圧(PTPEI)、経肺駆動圧(ΔPTPEI)、1回呼吸量(VT)、及びPEEPのうちのいずれか1つを、PTPEI、VT、及びPEEPのうちの他のいずれか2つから、前記肺メカニクスの式を用いて計算するように構成されるシステム。
- 請求項1又は請求項2に記載のシステムであって、前記処理ユニットに動作可能に接続される表示ユニットを更に備え、前記処理ユニットは、前記表示ユニット上で、前記肺メカニクスの式のグラフィカルな視覚化を提供するように構成されるシステム。
- 請求項3記載のシステムであって、前記グラフィカルな視覚化は、1つ以上のPEEPレベルのステップ変化を用いて生成された完全肺P/Vカーブであるシステム。
- 請求項3記載のシステムであって、さらに、PEEPレベルの変化に応じた肺気量の呼吸ごとの変化に関する情報を含む、グラフィカルな視覚化を備えるシステム。
- 請求項2から請求項5のいずれか1項に記載のシステムであって、前記制御ユニットは、呼吸装置におけるベンチレーションパラメータの所望値を設定するように構成され、かつ、PTPEIの値を、請求項2記載のシステムによって計算された前記肺メカニクスの式を用いて計算し、VT及びPEEPを前記肺メカニクスの式に基づいて選択するように構成されるシステム。
- 請求項1から請求項6のいずれか1項に記載のシステムであって、前記制御ユニットはさらに、臨床ユーザからの第1ベンチレーションパラメータの目標入力に基づいて、接続されている患者のベンチレーションのための前記呼吸装置における少なくとも1つの第2ベンチレーションパラメータを調整するように構成され、更に、第1呼気終末陽圧PEEPレベルを少なくとも前記第1PEEPレベルより高い第2PEEPレベルに引き上げ、その後、前記第2PEEPレベルを前記第1PEEPレベルに引き下げて、1回呼吸量を呼気終末肺容量の変化量(ΔEELV)に等しくなるように調整するように構成されるシステム。
- 呼吸装置におけるベンチレーションパラメータの所望値を設定する方法であって、
請求項2記載のシステムによって計算される前記肺メカニクスの式を用いてPTPEIの値を計算することと、前記肺メカニクスの式に基づいてVT及びPEEPを選択することと、を含む方法。 - 臨床ユーザからの第1ベンチレーションパラメータの目標入力に基づいて、接続されている患者のベンチレーションのための呼吸装置における少なくとも1つの第2ベンチレーションパラメータを自動的に調整する方法であって、
第1呼気終末陽圧PEEPレベルを少なくとも前記第1PEEPレベルより高い第2PEEPレベルに引き上げることと、その後、前記第2PEEPレベルを前記第1PEEPレベルに引き下げることと、1回呼吸量を呼気終末肺容量の変化量(ΔEELV)に等しくなるように調整することと、機能的残気量(FRC)以上の全肺気量を前記呼吸装置に接続されている肺の経肺圧(PTP)と関連付ける肺メカニクスの式を、前記第1PEEPレベルと前記第2PEEPレベルとの間の呼気終末肺容量の変化量(ΔEELV)に基づいて計算することと、PTPEI、ΔPTP、VT、及びPEEPのうちの少なくとも1つを、前記肺メカニクスの式に基づいて調整することと、を含む方法。 - 請求項9記載の方法であって、
さらに、PEEPレベルの第1PEEPレベルから第2PEEPレベルへの変化に応じてEELVの呼吸ごとの変化を計算することと、そこから、前記肺が、前記第1PEEPレベルと前記第2PEEPレベルとの間で増加エラスタンス、減少エラスタンス、または一定エラスタンスを示すかどうかを判定することと、を含む方法。 - 請求項8から10のいずれか1項、または請求項21に記載の方法を実行するための、好ましくはコンピュータ可読媒体上に具体化された、ソフトウェアまたはコンピュータプログラム。
- 請求項1から請求項7のいずれか1項に記載のシステムのためのグラフィカルユーザインターフェースであって、
PTPEI、VT、及びPEEPの値の組み合わせを含むグラフィカルな視覚化を含み、PTPEI値、VT値、及びPEEP値のうちの少なくとも1つは、前記肺メカニクスの式に基づいて計算されるグラフィカルユーザインターフェース。 - 呼吸装置と処理ユニットとを備えるシステムであって、
第1呼気終末陽圧PEEPレベルを、少なくとも前記第1PEEPレベルより高い第2PEEPレベルに引き上げ、
呼気終末肺気量EELVの増加量(ΔEELVup)を判定し、その後、前記第2PEEPレベルを前記第1PEEPレベルに引き下げ、
EELVの減少量(ΔEELVdown)を判定し、
前記第1PEEPレベルと前記第2PEEPレベルとの間での呼気終末肺容量の変化量(ΔEELVmean)を、(ΔEELVup/ΔEELVdown)/2として計算し、
1回呼吸量をΔEELVmeanに等しくなるように設定し、
ΔEELVmeanに等しい前記1回呼吸量での、前記呼吸装置に接続されている肺の経肺圧(PTP)に対する、前記第1PEEPレベルでの呼気終末肺容量と前記第2PEEPレベルでの呼気終末肺容量との間の肺気量に関する肺メカニクス及び胸壁メカニクスの式を計算する、
ように構成されるシステム。 - 請求項13記載のシステムであって、臨床決定システムを含み、前記臨床決定システムは、前記呼吸装置のグラフィカルユーザインターフェースを有し、前記グラフィカルユーザインターフェースは、PTPEI、VT、及びPEEPの値の組み合わせを含むグラフィカルな視覚化を含み、PTPEI値、VT値、及びPEEP値のうちの少なくとも1つは、前記肺メカニクス及び前記胸壁メカニクスの式に基づいて計算されるシステム。
- 請求項13記載のシステムであって、前記処理ユニットは更に、吸気終末経肺圧(PTPEI)、経肺駆動圧(ΔPTPEI)、1回呼吸量(VT)、及びPEEPのうちのいずれか1つを、PTPEI、VT、及びPEEPのうちの他のいずれか2つから、前記肺メカニクスの式を用いて計算するように構成されるシステム。
- 請求項13から請求項15のいずれか1項に記載のシステムであって、前記処理ユニットに動作可能に接続される表示ユニットを備え、前記処理ユニットは、前記表示ユニット上で、前記肺メカニクスの式のグラフィカルな視覚化を提供するように構成されるシステム。
- 請求項16記載のシステムであって、前記グラフィカルな視覚化は、1つ以上のPEEPレベルのステップ変化を用いて生成された完全肺P/Vカーブであるシステム。
- 請求項16記載のシステムであって、PEEPレベルの変化に応じた肺気量の呼吸ごとの変化に関する情報を含む、グラフィカルな視覚化を更に備えるシステム。
- 請求項15から請求項18のいずれか1項に記載のシステムであって、
前記制御ユニットは、呼吸装置におけるベンチレーションパラメータの所望値を設定するように構成され、更に、PTPEIの値を、請求項13のシステムによって計算された前記肺メカニクスの式を用いて計算し、VT及びPEEPを前記肺メカニクス及び前記胸壁メカニクスの式に基づいて選択するように構成されるシステム。 - 請求項13から請求項19のいずれか1項に記載のシステムであって、
前記制御ユニットは更に、臨床ユーザからの第1ベンチレーションパラメータの目標入力に基づいて、接続されている患者のベンチレーションのための前記呼吸装置における少なくとも1つの第2ベンチレーションパラメータを調整するように構成され、更に、第1呼気終末陽圧PEEPレベルを少なくとも前記第1PEEPレベルより高い第2PEEPレベルに引き上げ、その後、前記第2PEEPレベルを前記第1PEEPレベルに引き下げて、1回呼吸量を呼気終末肺容量の変化量(ΔEELV)に等しくなるように調整する、ように構成されるシステム。 - 臨床ユーザからの第1ベンチレーションパラメータの目標入力に基づいて、接続されている肺、試験用肺、肺モデル、または人工肺のベンチレーションのための呼吸装置における少なくとも1つの第2ベンチレーションパラメータを調整する方法であって、
第1呼気終末陽圧PEEPレベルを、少なくとも前記第1PEEPレベルより高い第2PEEPレベルに引き上げることと、
呼気終末肺気量EELVの増加量(ΔEELVup)を判定し、その後、前記第2PEEPレベルを前記第1PEEPレベルに引き下げることと、
EELVの減少量(ΔEELVdown)を判定することと、
前記第1PEEPレベルと前記第2PEEPレベルとの間での呼気終末肺容量の変化量(ΔEELVmean)を、(ΔEELVup/ΔEELVdown)/2として計算することと、
1回呼吸量をΔEELVmeanに等しくなるように設定することと、
ΔEELVmeanでの、前記呼吸装置に接続されている肺、試験用肺、肺モデル、または人工肺の経肺圧(PTP)に対する、前記第1PEEPレベルでの呼気終末肺容量と前記第2PEEPレベルでの呼気終末肺容量との間の肺気量に関する肺メカニクス及び胸壁メカニクスの式を計算して、前記少なくとも1つの第2ベンチレーションパラメータを調整することと、を含み、前記少なくとも1つの第2ベンチレーションパラメータは、前記肺メカニクスの式に基づいた、PTPEI、VT、及びPEEPのうちの少なくとも1つである方法。
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