JP2019534074A - 全ての呼吸筋反動生成圧が消失することを可能にするための、圧力制御された呼吸を用いた肺コンプライアンス及び肺抵抗の推定 - Google Patents

Abstract

気道内圧センサ３０及び気道内流量センサ３２によって監視されながら圧力制御換気モードを使用して患者１２に呼吸補助を提供するように、電子プロセッサ１４によって人工呼吸器１０が制御される。また、前記電子プロセッサは呼吸器系測定プロセス４４を実行するよう前記人工呼吸器を制御し、前記呼吸器系測定プロセスは、生理学的吸気の終了から延長時間間隔ＴＩＥだけ延長された、延長された吸気呼吸間隔にわたって設定圧力Ｐｐｒｅｓｅｔで圧力制御呼吸を提供するよう前記人工呼吸器を制御するステップと、少なくとも前記延長時間間隔の間、気道内圧を前記設定圧力Ｐｐｒｅｓｅｔに維持するよう呼気弁４０を制御するステップとを含む。前記延長された吸気呼吸間隔の間に取得された気道内圧測定値及び気道内流量測定値から肺コンプライアンス又はエラスタンスが決定される。

Description

以下は、一般的に呼吸に関する技術、人工呼吸器技術、呼吸監視技術、及びこれらに関連する技術に関する。

肺コンプライアンスＣ_Ｌ（又は肺エラスタンスＥ_Ｌ＝１／Ｃ_Ｌ）及び肺抵抗Ｒ_Ｌを含む、人工呼吸を用いている患者の呼吸パラメータの測定は多くの目的に有用である。測定値そのものは、臨床診断データとして使用することができる。例えば、肺コンプライアンスの低下は、急性呼吸窮迫症候群（ＡＲＤＳ）の発症の指標となり得る。別の例として、肺抵抗の増加は、分泌物蓄積の可能性を示し得る。Ｃ_Ｌ及びＲ_Ｌの値はまた、気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）、肺気流Ｑ（ｔ）、肺容量Ｖ_Ｌ（ｔ）（Ｑの時間積分）、及び患者の横隔膜と胸筋によって加えられる呼吸筋圧Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）に関連する肺の運動方程式のパラメータでもある。したがって、気道内圧及び気道内流量が測定される場合（これは通常、人口呼吸を用いている患者の標準的なモニタリングとして行われる）、Ｒ_Ｌ及びＣ_Ｌを知ることによって、呼吸筋圧、したがって呼吸仕事量（ＷｏＢ）又は呼吸力（ＰｏＢ）を決定することができる。これは、例えば呼吸器系の健康状態を診断するために、又は治療的に有効な呼吸を維持しながら筋肉疲労を制限することを狙いとして人工呼吸器によって提供される呼吸補助を較正するため等、様々な目的に使用できる。呼吸パラメータを推定するための様々な手法が知られている。いわゆる休止法（ｐａｕｓｅ ｍａｎｅｕｖｅｒ）では、呼気弁をある時間間隔の間閉じることで、空気が肺から出ないようにする。これにより、肺の圧力を平衡させることができ、肺の過剰圧力を最小限に抑えながら呼吸パラメータを評価することができる。休止法を利用しない他の手法が知られている。

以下は、新規かつ改良されたシステム及び方法を開示する。

１つの開示される側面では、気道内圧センサと、気道内流量センサと、圧力制御換気モードを用いた呼吸補助を提供するように人工呼吸器を制御するように、及び、呼吸器系測定プロセスを実行するようにプログラムされた電子プロセッサとを備える呼吸装置が開示される。前記プロセスは、前記人工呼吸器を制御して、流量のゼロ交差によって示される吸気の終了から延長時間間隔だけ延長された、延長された吸気呼吸間隔にわたって設定圧力で圧力制御呼吸を提供するステップと、少なくとも前記延長時間間隔の間、前記気道内圧センサによって推定される気道内圧を前記設定圧力に又はその付近に維持するよう呼気弁を制御するステップと、前記延長された吸気呼吸間隔の間に、前記気道内圧センサから気道内圧推定値を取得し、前記気道内流量センサから気道内流量推定値を取得するステップと、前記延長された吸気呼吸間隔の間に取得された気道内圧推定値及び気道内流量推定値から肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定するステップとを含む。

別の開示される側面では、換気装置が、人工呼吸器、気道内圧センサ、気道内流量センサ、及び電子プロセッサを含む。前記プロセッサは、吸気中に設定圧力を適用することを含む呼吸補助を提供するように前記人工呼吸器を制御するように、及び、呼吸器系測定プロセスを実行するようにプログラムされ、前記呼吸器系測定プロセスは、前記人工呼吸器を制御して、吸気の終了から延長時間間隔だけ延長された、延長された吸気呼吸間隔にわたって前記設定圧力で圧力制御呼吸を提供するステップと、前記延長された吸気呼吸間隔の間、前記気道内圧センサによって推定される気道内圧を前記設定圧力に維持するよう呼気弁を制御するステップと、前記気道内圧センサを使用して、前記気道内流量推定値がゼロになる時点において吸気終了（ｅｏｉ）気道内圧を測定するステップと、前記気道内圧センサを使用して、前記吸気期間の開始時に吸気開始（ｂｏｉ）気道内圧を測定するステップと、（ｉ）前記圧力制御呼吸によって生じ、前記気道内流量センサによって推定された気道内流量推定値の時間積分として計算される肺容量の変化、及び（ｉｉ）前記ｅｏｉ気道内圧と前記ｂｏｉ気道内圧との間の差に基づき、肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定するステップとを含む。

他の開示される側面では、換気方法が開示される。吸気中に設定圧力を適用することを含む、人工呼吸器を用いた呼吸補助が提供される。前記人工呼吸器が、吸気の終了から延長時間間隔だけ延長された、延長された吸気呼吸間隔にわたって前記設定圧力で圧力制御呼吸を提供するよう制御される。前記延長された吸気呼吸間隔の間、前記気道内圧センサによって推定される気道内圧を前記設定圧力に維持するよう呼気弁が制御される。気道内圧センサを使用して、前記吸気期間の開始時の吸気開始（ｂｏｉ）気道内圧が測定され、また、気道内流量センサによって推定される気道内流量がゼロである時点で吸気終了（ｅｏｉ）気道内圧が測定される。前記圧力制御呼吸によって生じる肺容量の変化が、前記気道内流量センサを使用して取得された気道内流推定値の時間積分として計算される。（ｉ）前記圧力制御呼吸によって生じる前記肺容量の変化、及び（ｉｉ）前記ｅｏｉ気道内圧と前記ｂｏｉ気道内圧との間の差に基づき、肺コンプライアンス又はエラスタンスが決定される。前記計算するステップ及び前記決定するステップは電子プロセッサによって適切に実行される。

１つの利点は、ＰＳＶ（圧力補助換気）又はＰＣＶ（圧力制御換気）などの治療的圧力制御人工呼吸を模倣する条件下での呼吸パラメータの推定を提供することにある。

他の利点は、呼吸努力をしている能動的患者に対してそのような推定を正確に提供することにある。

他の利点は、肺圧のオーバーシュートを抑制又は最小化しつつ、そのような推定を提供することにある。

他の利点は、気道内流量に関する肺抵抗の依存性を考慮しながらそのような推定を提供することにある。

所与の実施形態は、上記利点のうちのいずれも提供しない、又は１つ、２つ以上、又は全てを提供し、かつ／又は、本開示を読んで理解した当業者が想到する他の利点を提供し得る。

本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配置の形態、並びに様々なステップ及びステップの配置の形態を取り得る。図面は、好ましい実施形態を例示する目的のためだけのものであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。
図１は、人工呼吸器と、本明細書に開示される呼吸器系測定プロセスを実行するために人工呼吸器を制御する電子プロセッサ（これは人工呼吸器又は他の電子部品と一体化され得る）とを含む人工呼吸装置を概略的に示す。 図２は、図１の人工呼吸装置を用いた呼吸器系測定プロセスの実行中の受動的患者（呼吸努力をしていない患者）についての気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）及び気道内流量Ｑ（ｔ）のシミュレーションをプロットする。 図３は、図１の人工呼吸システムを用いた呼吸器系測定プロセスの実行中の、図示の呼吸筋圧Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）を生成する呼吸努力をしている能動的患者についての気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）及び気道内流量Ｑ（ｔ）のシミュレーションをプロットする。

呼吸パラメータを測定にあたり休止法を使用する従来の手法は、呼気弁が閉じている期間中に肺圧が「オーバーシュート」する可能性があるため、人工的に高い肺圧においてパラメータを測定するおそれがあるという欠点を有する。（「人工的に高い」とは、肺圧が、治療的人工呼吸において用いられるものより高いことを意味する）。Ｃ_Ｌ及びＲ_Ｌは肺圧に依存し得るので、結果として測定されるＲ_Ｌ及びＣ_Ｌ（又はＥ_Ｌ）は、治療的人工呼吸中の肺特性を正確に表さない可能性がある。呼吸パラメータを測定するための他の手法は休止法を利用しないため、肺圧のオーバーシュートを引き起こさない。しかしながら、これらの手法は通常、受動的患者を想定している（Ｐ_ｍｕｓ＝０）。

能動的に呼吸している患者に呼吸補助を提供するために、ＰＣＶ（ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ）又はＰＳＶ（ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｓｕｐｐｏｒｔ ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ）等の圧力制御換気モードが一般的に使用されている。例えば、ＰＳＶでは、患者による吸入努力は通常、肺内への空気流の開始として検出され、それに応じて、ＰＳＶは吸入努力を補助するために陽圧を提供する。一例として、休止法の間に測定される呼吸パラメータは、ＰＳＶ中に存在する状態と大きく異なる生理学的状態中に取得され、その結果として、得られるＣ_Ｌ及びＲ_Ｌ値は、患者の換気のために使用される現在のＰＳＶ設定としては不正確であるおそれがある。

図１を参照して、患者１２に治療的換気を供給する人工呼吸器１０と、本明細書に開示される呼吸器系測定プロセスを実行するために人工呼吸器１０を制御する電子プロセッサ１４（これは人工呼吸器１０又は他の電子部品（例えば、例示的な患者監視装置１６）と一体化され得る）とを含む人工呼吸装置に関連していくつかの改良点が説明される。より具体的には、人工呼吸器１０は、吸気ホース２０及び呼気ホース２２を介して患者１２と接続されている。患者の呼吸器系とのインターフェースは、図示のように非侵襲的フェイスマスク２４を介するものか、あるいは侵襲的気管チューブ（図示せず）を介するものであってもよい。例示的な気道内圧センサ３０及び例示的な気道内流量センサ３２を含む適切なセンサが、患者の呼吸を監視するために提供される。センサ３０、３２は図１では概略的に示されているが、これらのセンサ３０、３２は様々に実施され、例えばフェイスマスク２４と一体的な構成要素として、又は人工呼吸器１０のハウジング内に配置された構成要素として、又はエアホース２０、２２の外面に取り付けられた構成要素として実施され得る。センサ３０、３２は任意の実用的構成を有し、例えばインラインセンサ又はサイドストリームセンサ等であってもよい。例示的なセンサ３０、３２に加えて、カプノグラフィのような他の呼吸センサが設けられてもよく、患者１２は、例えば心拍数、血圧、ＳｐＯ_２を監視するために、他の生理学的センサ（図示せず）によって監視されてもよい。例示的な人工呼吸器１０は、通常、様々な測定値、例えば気道内圧センサ３０を使用して測定された気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）、気道内流量センサ３２を使用して測定された気道内流量Ｑ（ｔ）、及びオプションで他の様々な測定されたパラメータ（パルス、ＳｐＯ_２、カプノグラフィ等により測定されたＣＯ_２）を表示するディスプレイ３４を含む。実施例では、気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）を直接測定するよう、気道内圧センサ３０は患者ポート（例えば、気管チューブ又は呼吸用マスク）に配置され、同様に、気道内流量Ｑ（ｔ）を直接測定するよう、気道内流量センサ３２は患者ポートに配置される。より一般的には、気道内圧センサ３０は、気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）を推定するために使用される任意のセンサであり得る。例えば、さらなる例示として、気道内圧センサ３０は、これは、（例えば患者ポートと測定点との間の既知の流体抵抗に基づいて）気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）を確実に推定するためのデータとなる圧力を測定する、呼吸回路の他の場所（すなわち、患者ポートではない場所）に配置された圧力センサであり得る。同様に、気道内流量センサ３２は、気道内流量Ｑ（ｔ）を推定するために使用される任意のセンサとすることができ、例えば、さらなる例として、気道内流量センサ３２は、気道内流量Ｑ（ｔ）を確実に推定するためのデータとなる流量を測定する、呼吸回路内の他の場所に配置された流量センサであり得る。以下では、「測定された」という用語がＰ_ｙ（ｔ）及びＱ（ｔ）と共に使用されるが、より一般的に、これらの値は他の関連する量の測定値から推定されてもよい。これらは、数値及び／又は傾向線などとして表示され得る。ディスプレイ３４はまた、例えばタッチスクリーン入力機能を含む、又は物理的なキーボード、トラックボールなどの補助的なユーザ入力装置（図示せず）を有するユーザインターフェースとしても機能し得る。ユーザインターフェースとして、ディスプレイ３４は、酸素キャニスタの設定によって制御される吸入酸素割合（ＦｉＯ_２）、ＰＳＶ（圧力補助換気）モード、ＰＣＶ（圧力制御換気）、又はその他の圧力ベースの換気モード等の選択された人工呼吸器モードに従って人工呼吸器１０によって患者１２に送られる圧力制御された呼吸のプリセット圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}といった情報を表示し得る。さらに／代わりに、人工呼吸及び患者１２の状態を監視するための他の顕著な情報が人工呼吸器１０のディスプレイ３４に表示されてもよい。

人工呼吸器デバイスに通常あるように、呼気弁４０も設けられる。例示的な呼気弁４０は、呼気ホース２２上にインライン搭載されるが、他の構成も考えられる。例えば、呼気弁は、人工呼吸器１０のハウジング内の構成要素として、又はフェイスマスク２４と一体的に取り付けられてもよい。典型的には、吸気の間、呼気を防ぐために（すなわち、肺から出て呼気ライン２２を通る空気流を塞ぐために）呼気弁４０が閉じられ、呼気フェーズの間、呼気を可能にするために（すなわち、空気流が肺から出て呼気ライン２２を通る）呼気弁４０が開かれる。

例示的な患者モニタ１６はオプションである。設けられる場合には、該モニタは、直前に説明した表示機能のいくつか（例えば、心拍数、呼吸数、ＳｐＯ_２などの表示）を提供し、かつ／又は、様々な制御操作のためのユーザ入力を可能にする等の機能を果たし得る。

いくつかの好適な実施形態では、電子プロセッサ１４は、本明細書に記載される機能を実行するためにマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラによって読み取り可能かつ実行可能な命令を記憶するＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュメモリなどの補助的な構成要素、一時的なデータの記憶を提供するＲＡＭ、人工呼吸器１０を制御するための制御信号を生成及び出力するためのインターフェースコンポーネント、センサ３０、３２によって出力された測定結果を読み取るためのセンサカップリング又は入力インターフェース等の補助的な構成要素と動作可能に接続されたマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラである。前述したように、電子プロセッサ１４は、人工呼吸器１０のハウジングと一体的に内部配置されてもよく（例えば、電子プロセッサ１４は、人工呼吸器１０の電子機器又は電子コントローラでもよい）、又は、コンピュータ（図示せず）若しくは患者モニタ１６などの別の構成要素のプロセッサであってもよい。電子プロセッサ１４は様々な機能を実行するようにプログラムされている。電子プロセッサが人工呼吸器１０のコントローラである場合、電子プロセッサ１４は、圧力制御人工呼吸モード（例えば、ＰＳＶ又はＰＣＶ）に従って治療的人工呼吸を行うように人工呼吸器１０を動作させるように、及び、センサ３０、３２からセンサデータを受け取り、ディスプレイ３４上にセンサデータや顕著な人工呼吸器データを表示するようにプログラムされる。

特に興味深い点は、電子プロセッサ１４は、気道内流量センサ３２から気道内流量測定値Ｑ（ｔ）を受け取り又は推定し、気道内流量測定値を時間積分するための積分プロセス４２を実行することで、肺容量Ｖ_Ｌ（ｔ）＝∫Ｑ（ｔ）ｄｔを計算するようにプログラムされている。ここで、ｔは時間を表し、積分は所定の時間間隔、例えば、単一の吸気期間にわたって吸入される空気量を決定するために、吸気の開始時に始まり、吸気の終了時に終了する期間にわたって行われる。いくつかの実施形態では、この積分は他のプロセッサを介して実行され、その後結果Ｖ_Ｌ（ｔ）が電子プロセッサ１４に入力される。例えば、気道内流量センサが複合的な流量／空気量センサとなるように、気道内流量センサ３２が積分プロセス４２を実行するようにプログラムされる。

電子プロセッサ１４はさらに、本明細書に開示される呼吸器系測定プロセス４４を実行するようにプログラムされる。呼吸器系測定プロセス４４は、典型的には、（プロセッサ１４の制御下で、又は図示しない他のプロセッサの制御下で）人工呼吸器１０によって実行されるＰＳＶ（圧力補助換気）モード又はＰＣＶ（圧力制御換気）モードでの換気中に実行される。プロセス４４では、圧力制御（ＰＣ）呼吸が、プリセット圧力（好ましくはＰＳＶ又はＰＣＶのプリセット圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}に等しい）、及び完全な吸気が行われるのに十分な吸入（又は吸気）時間（Ｔ_Ｉ）で適用される。その後、肺内の圧力が人工呼吸器チューブ回路（例えばエアホース２０、２２）内のプリセット圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}と又はそれに近い値に平衡する間に全ての呼吸筋活動が止まることができるよう、ＰＣ呼吸が追加の延長時間間隔（Ｔ_ＩＥ）だけ継続される。

いくつかの実施形態では、吸気期間Ｔ_Ｉは、所定の数の呼吸、例えばいくつかの実施形態では１０回の呼吸にわたって平均化された、呼吸の検出された吸気時間として設定され得る。吸気時間は様々な技術のうちの任意のものを使用して検出され、例えば、吸気の開始を示す、気道内流量センサ３２によって測定された流量の上昇、及びそれに続く、吸気の終了を示す測定された流量の停止を検出することによって検出され得る。（一般的に、生理学的呼吸フェーズは、気道／肺に出入りする気体の流れの方向によって適切に決定され得る）。

いくつかの例示的な実施形態では、吸気時間Ｔ_Ｉは、ＰＳＶ又はＰＣＶ制御された人工呼吸器の最後の１０回の有効ＰＣ呼吸についての過去の吸気時間の１０回呼吸平均と同じに設定される。「有効」ＰＳＶ又はＰＣＶ呼吸とは、ＨＩＰ（Ｈｉｇｈ Ｉｎｓｐｉｒａｔｏｒｙ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）アラーム、チューブ回路閉塞、又はチューブ回路切断に起因した呼吸の遮断によって終了しない呼吸である。一例として、人工呼吸器１０が、ＰＳＶ呼吸の終了基準を調整するためにＥ_ｓｅｎｓ設定を採用する場合、これは、Ｔ_Ｉを評価するために使用され得る。この目的のためには、Ｅ_ｓｅｎｓを一時的に（吸気時間（Ｔ_Ｉ）推定の持続時間の間）、１％などの低い値（又は好ましくは、該当する人工呼吸器のＥ_ｓｅｎｓ設定範囲が許容する限り低く）に設定することが好ましい。

追加の延長時間間隔Ｔ_ＩＥは、患者の呼吸筋活動を確実に停止させるのに十分な長さであるべきであるが、過度の呼吸困難を引き起こすほど長くあってはならない。いくつかの実施形態では、延長時間間隔Ｔ_ＩＥは０．３秒以上かつ０．７秒以下であるが、より長い又は短い休止期間も考えられる。本明細書に記載の特定の例示的な実施形態では、Ｔ_ＩＥ＝０．５秒が使用される。いくつかの実施形態では、延長時間間隔Ｔ_ＩＥは、数回の呼吸にわたってｅｏｉ（ｅｎｄ−ｏｆ−ｉｎｓｐｉｒａｔｉｏｎ）の後に測定された流量に基づき決定される、患者固有の延長時間間隔として選択される。一般的には、目標は、全ての呼吸筋収縮生成圧が消失するのに十分な長さにＴ_ＩＥを設定することである。時間の関数としての呼吸筋圧Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）がリアルタイムで知られていれば、Ｔ_ＩＥを設定することは簡単であろう。しかしながら、実際には、これは測定量ではなく、またリアルタイムで容易に推定されない。代わりに、流量は、呼吸筋の反動に起因して、生理学的吸気の終わりに逆転することが知られている。したがって、吸気の終わりに呼吸筋圧が緩やかになるにつれて、流量はゼロを通過する。この逆の流量がゼロに戻ると、呼吸筋反動生成圧は全てなくなることが知られている。したがって、いくつかの実施形態では、Ｔ_ＩＥは、流量の最初のゼロ交差（これは生理学的吸気の終了、すなわち吸気時間Ｔ_Ｉの終了を示す）と、次の流量のゼロ交差（これは呼吸筋反動生成圧の完全な終了を示す）との間の時間間隔に設定される。より高い精度のために、Ｔ_ＩＥは好ましくは、所定の数の呼吸、例えばＴ_Ｉを推定するために使用されるのと同じ数（例えば、ある実施例では１０）の呼吸にわたって推定される。

したがって、プロセス４４は、吸気時間Ｔ_Ｉ及びその後の延長時間間隔Ｔ_ＩＥからなる延長された吸気呼吸間隔（Ｔ_Ｉ＋Ｔ_ＩＥ）にわたって、選択された設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}で圧力制御（ＰＣ）呼吸を提供するように人工呼吸器１０を制御する電子プロセッサ１４を含む。好ましくは、結果的に得られるＲ_Ｌ及びＣ_Ｌ又はＥ_ＬパラメータがＰＳＶ又はＰＣＶ換気のために適切であるよう（これは、Ｒ_Ｌ及びＣ_Ｌ又はＥ_Ｌが肺圧に依存し得ることを認識する）、選択された設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}は、ＰＳＶ又はＰＣＶ換気によって適用される設定圧力と同様又は同じである。

延長された吸気呼吸間隔（Ｔ_Ｉ＋Ｔ_ＩＥ）にわたるＰＣ呼吸は、従来の休止法といくらかの類似点を有する。しかしながら、次の大きな違いが存在する。プロセス４４のＰＣ呼吸では、呼気弁４０が、少なくとも延長時間間隔Ｔ_ＩＥの間（より典型的には、延長された吸気呼吸間隔Ｔ_Ｉ＋Ｔ_ＩＥの全体にわたって）、気道内圧センサ３０によって測定される気道内圧Ｐ_ｙを設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}に維持するよう制御される。概略的な図１では、これは、気道内圧センサ３０によって提供される測定されたＰ_ｙ（ｔ）値のフィードバックに基づいてこの制御を提供する、電子プロセッサ１４によって呼気弁４０に送られる制御信号Ｖ_{Ｅ，ｃｏｎｔｒｏｌ}によって示される。呼吸筋圧を生成しない受動的患者の場合（Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）＝０、図２参照）、摂動呼吸努力が存在しないので、一般的に、測定される気道内圧Ｐ_ｙをＰ_{ｐｒｅｓｅｔ}に近づけることが可能である。呼吸努力をしている能動的患者の場合、Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）はゼロではない（図３参照）。この摂動する非ゼロのＰ_ｍｕｓ（ｔ）は、Ｐ_ｙ（ｔ）≒Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}を維持する呼気弁４０の調整によって補償される。このようにして、延長された吸気呼吸間隔（Ｔ_Ｉ＋Ｔ_ＩＥ）にわたって、不完全な制御に起因する若干のずれを伴いつつ、測定された気道内圧Ｐ_ｙをＰ_{ｐｒｅｓｅｔ}に概して近づけることができる。また、圧力が上昇するに伴い、Ｐ_ｙ（ｔ）は初期上昇期間を示すので、Ｐ_ｙは上昇が完了するまでＰ_{ｐｒｅｓｅｔ}よりも低い（図２及び図３参照）。

持続時間Ｔ_Ｉ＋Ｔ_ＩＥの圧力制御呼吸の終わりに、肺コンプライアンスＣ_Ｌ又はエラスタンスＥ_Ｌ＝１／Ｃ_Ｌが、延長された吸気呼吸間隔Ｔ_Ｉ＋Ｔ_ＩＥの間に取得された気道内圧測定値Ｐ_ｙ（ｔ）及び気道内流量測定値Ｑ（ｔ）から決定される。いくつかの実施形態では、これは以下のように行われる。吸気終了（ｅｏｉ）気道内圧Ｐ_ｅｏｉは、気道流量測定値がゼロのとき（すなわち、Ｑ（ｔ）＝０のとき）のｅｏｉ測定時点における延長時間間隔Ｔ_ＩＥ中に取得された気道内圧測定値として決定される。吸気開始（ｂｏｉ：ｂｅｇｉｎｎｉｎｇ ｏｆ ｉｎｈａｌａｔｉｏｎ）気道内圧Ｐ_ｂｏｉは、同様に、吸気期間の始まりにおけるｂｏｉ測定時点、例えば、吸気の開始を示す流量の負から正への交差時に（すなわち、Ｑ（ｔ）＝０において）取得された気道内圧測定値として決定される。そして、肺コンプライアンス又はエラスタンスが次の比率として決定される。（ｉ）圧力制御呼吸によって生成され、気道内流量測定値Ｑ（ｔ）の時間積分として計算される肺容量の変化（ΔＶ_Ｌ）（すなわち、吸気期間にわたって実行される積分プロセス４２を使用して計算される）と、ｅｏｉ気道内圧Ｐ_ｅｏｉとｂｏｉ気道内圧Ｐ_ｂｏｉとの間の差（Ｐ_ｅｏｉ−Ｐ_ｂｏｉ）との比率。いくつかの実施形態では、圧力制御呼吸によって生成される肺容量の変化ΔＶ_Ｌは、ｂｏｉ測定時点とｅｏｉ測定時点との間の気道内流量測定値の時間積分として計算される。数式として表した場合、肺コンプライアンス（Ｃ_Ｌ）は次のようして計算され得る。

あるいは、等価的に、肺エラスタンスＥ_Ｌ＝１／Ｃ_Ｌは、以下のように計算され得る。

ある特定の実施形態では、以下の値が使用される。ΔＶ_Ｌの終点は、延長時間間隔中に、又は人工呼吸器の呼気フェーズの開始時においてＱ（ｔ）が最後にゼロと交差する時点におけるＶ_Ｌの値である。ΔＶ_Ｌの始点は、生理学的呼気フェーズにおいてＱ（ｔ）が最後に負から正に交差する時点におけるＶ_Ｌの値である。Ｐ_ｅｏｉは、生理学的吸気フェーズにおいて（典型的には、延長時間間隔Ｔ_ＩＥの間、又は人工呼吸器の呼気フェーズの開始時において）Ｑ（ｔ）が最後に正から負に交差する時点におけるＰ_ｙ（ｔ）の値である。Ｐ_ｂｏｉは、生理学的呼気フェーズにおいてＱ（ｔ）が最後に負から正に交差する時点におけるＰ_ｙ（ｔ）の値である。

図２を参照して、常にＰ_ｍｕｓ（ｔ）＝０である受動的患者（受動的患者は呼吸努力をしていない）の場合におけるＣ_Ｌ（又はＥ_Ｌ）の推定について記載する。図２は、気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）及び気道内流量Ｑ（ｔ）のシミュレーションをプロットしている。図２に見られるように、吸気フェーズの始めに圧力Ｐ_ｂｏｉが測定され、気道内流量Ｑ（ｔ）はゼロに近い又はゼロである。よって、肺はホース２０、２２内の空気と平衡状態にあり、測定されるＰ_ｂｏｉは肺内の圧力に等しい。全体にわたりＰ_{ｍｕｓ（ｔ）}＝０で、人工呼吸器１０によって、気道内圧力Ｐ_ｙ（ｔ）は適用設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}まで急速に上昇し、この圧力が安定に保持され、呼気弁４０は圧力オーバーシュートを回避するように制御される。吸気期間Ｔ_Ｉは、肺が完全に（圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}で膨張することができる程度まで）膨張して流量Ｑ（ｔ）がゼロに戻るタイミングの付近で終了する。しかしながら、図２に見られるように、圧力制御呼吸は、追加の延長時間間隔Ｔ_ＩＥだけ設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}に維持される。Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）は終始ゼロであるので、この追加の時間間隔Ｔ_ＩＥにわたって流量は基本的にゼロのままである。結果として、延長時間間隔Ｔ_ＩＥの間に測定される測定圧力Ｐ_ｅｏｉは、肺がホース２０、２２内の空気と平衡状態にあるようにＱ（ｔ）＝０で測定され、したがって、測定されるＰ_ｅｏｉは肺内の圧力と等しい。よって、式（１）又は式（２）が適用されるとき、圧力制御治療的換気の設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}に対するＰ_ｅｏｉによって終了肺圧を正確に測定して、肺コンプライアンスＣ_Ｌ又はエラスタンスＥ_Ｌが決定される。したがって、圧力オーバーシュートによってもたらされる誤差や、肺内の圧力と、患者の気道ポート又は圧力測定サイトにおける気道内圧との平衡の欠如によって引き起こされる誤差は最小限に抑えられる。

図３を参照して、能動的に呼吸努力をしており、したがってＰ_ｍｕｓ（ｔ）がゼロではない能動的患者の場合におけるＣ_Ｌ（又はＥ_Ｌ）の推定が説明される。図２と比較すると、これは、シミュレートされた気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）及び気道内流量Ｑ（ｔ）と共に図３のシミュレーションに描かれている追加曲線Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）によって反映されている。図３に見られるように、吸気フェーズの始めに圧力Ｐ_ｂｏｉが測定され、気道内流量Ｑ（ｔ）はゼロに近い又はゼロである。よって、肺はホース２０、２２内の空気と平衡状態にあり、測定されるＰ_ｂｏｉは肺内の圧力に等しい。その後、気道内圧力Ｐ_ｙ（ｔ）が急速に適用設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}まで上昇する。しかし、図２の受動的患者の場合とは異なり、図３の能動的患者の場合、前者の場合での圧力の挙動と比較して圧力Ｐ_ｙ（ｔ）を乱す呼吸筋圧Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）を患者が加える。この摂動は、圧力オーバーシュートを（ほぼ）回避するために必要な呼気弁４０の開放動作によって、Ｐ_ｙ（ｔ）≒Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}を保持するように補償される。図３のシミュレーションでは、この補償にもかかわらず、若干のオーバーシュートが見られる。しかしながら、オーバーシュートは、吸気期間Ｔ_Ｉから延長時間間隔Ｔ_ＩＥへの遷移の付近でのみ存在し、圧力オーバーシュートを抑制するよう制御される呼気弁４０の動作によって圧力はすぐにＰ_ｙ（ｔ）＝Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}に戻る。図３に見られるように、圧力制御呼吸は、追加の延長時間間隔Ｔ_ＩＥの間、圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}に維持され、この時間間隔は図３の例では、流量Ｑ（ｔ）の最初のゼロ交差から流量Ｑ（ｔ）の第２のゼロ交差までの時間間隔である。前述のように、これは、Ｔ_ＩＥが、いくつかの代表的（較正）呼吸に関して連続的なゼロ交差間の時間間隔を測定することによって決定される患者固有の値である手法に対応する。この手法はやはり、生理的吸気の終了が、呼吸筋反動生成圧に起因する流量Ｑ（ｔ）の反転に関連付けられるという認識、及び、（反転した）流量Ｑ（ｔ）の次のゼロ交差の時点では全ての呼吸筋反動生成圧が消失することが知られているという認識を前提としている。図３に見られるように、生理学的吸気の終了時の流量はまず反転し、すなわち、負の数値へと減少する。これは、Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}を上回る圧力オーバーシュートを（ほぼ）抑制するよう、制御された量だけ呼気弁４０が開かれることによって対応される。延長時間間隔Ｔ_ＩＥの終わり近くで、呼吸筋反動は消失し、Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）はゼロに戻り、一方、呼気弁４０によって提供される制御はＰ_ｙ（ｔ）≒Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}を維持する。結果として、延長時間間隔Ｔ_ＩＥの終了の付近で測定される測定圧力Ｐ_ｅｏｉは、肺がホース２０、２２内の空気と平衡状態にあるようにＱ（ｔ）＝０で測定され、したがって、測定されるＰ_ｅｏｉは肺内の圧力と等しい。よって、式（１）又は式（２）が適用されるとき、圧力制御治療的換気の設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}に対するＰ_ｅｏｉによって終了肺圧を正確に測定して、肺コンプライアンスＣ_Ｌ又はエラスタンスＥ_Ｌが決定される。したがって、圧力オーバーシュートによってもたらされる誤差や、肺内の圧力と、患者の気道ポート又は圧力測定サイトにおける気道内圧との平衡の欠如によって引き起こされる誤差は最小限に抑えられる。

本開示に係る、圧力制御換気モード（例えば、ＰＳＶ又はＰＣＶ）条件のために、かつ、患者による呼吸努力の存在下でＣ_Ｌ又はＥ_Ｌを正確に測定するための手法は、患者の呼吸努力は吸気フェーズの間に使い果たされ、吸気の終了後に急激に消散する（例：約０．３〜０．７秒以内）ので、この持続時間に近い延長時間間隔Ｔ_ＩＥが、患者の呼吸努力に起因する摂動を含まないＰ_ｅｏｉの正確な測定を提供するという予測を利用する。さらに、（好ましくは治療的圧力制御換気に使用される設定圧力と同じである）設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}で圧力制御呼吸を適用し、加えて、圧力オーバーシュートを抑制するよう呼気弁４０を制御することによって、測定をＰ_ｅｏｉ≒Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}（したがって、実際のＰＳＶ又はＰＣＶ治療的呼吸条件を模倣する）かつＱ（ｔ）＝０（したがって、気道内圧が実際の肺圧の正確な代用であることを保証する）で実行することが達成され得る。

要するに、以下を含む相乗的組み合わせが開示される。（１）設定圧力Ｐ_{ｐｒｅｓｅｔ}で圧力制御呼吸を適用すること、及び（２）圧力オーバーシュートを抑制するのに必要な呼気弁４０の開放を行うこと、及び（３）吸気の終了時に終わると認識される患者の呼吸努力の消失を可能にするために、圧力制御呼吸に延長時間間隔Ｔ_ＩＥを加えること。この相乗的組み合わせは、患者による呼吸努力の存在下で、ＰＳＶ又はＰＣＶ条件においてＣ_Ｌ（又はＥ_Ｌ）を正確に測定することを可能する。

肺コンプライアンス又はエラスタンスに加えて、肺抵抗Ｒ_Ｌを測定することがしばしば有利である。これを行うためのいくつかの適切な手法を次に説明する。

ある例示的な手法では、延長時間間隔Ｔ_ＩＥの終了後に続く流量Ｑ（ｔ）は呼気フェーズに入り、ここで流量は反転し（図２及び図３では肺から出る空気流は負である）、Ｑ_ｍｉｎと表される最小値に達し得る。呼気のこの初期フェーズは、Ｒ_Ｌの正確な測定にあまり適していない。Ｒ_Ｌを計算するためのデータの取得は、Ｑ_ｍｉｎの時点の後のある時点で、例えば、実施例では呼気流量が０．８×Ｑ_ｍｉｎに達する時点又はその付近で開始する。ある例では、データ収集は、流量が０．８×Ｑ_ｍｉｎに達した時点から流量が、０．１×Ｑ_ｍｉｎ及び２リットル／分のうちの大きい方まで減少する時点まで実行される。この間隔は単に例示的なものであり、流量が高速で変化しておらず、よって慣性効果が回避される限り、他の間隔が選択可能であることを理解されたい。Ｐ_ｙ（ｔ）→Ｐ_ｙかつＱ（ｔ）→Ｑの所与の時点について、抵抗Ｒ_Ｌは次のように推定され得る。

Ｒ_Ｌが気道内流量Ｑから独立していると仮定される場合、式（３）を直接使用してＲ_Ｌを計算することができる（場合よってはいくつかの（Ｐ_ｙ（ｔ），Ｑ（ｔ））測定値にわたって平均化することにより）。しかし、実際には、Ｒ_Ｌは流量Ｑ．に依存して変化する傾向にある。ある好適な実施形態では、これに対処するために、上記の肺流量の範囲（例えば、流量０．８Ｑ_ｍｉｎから０．１Ｑ_ｍｉｎまで又は流量が２ｌｐｍに落ちるまで）におけるＲ_Ｌの連続的推定から得られるＲ_Ｌの推定値のセットを使用して、以下の抵抗モデルのための係数ｋ_０及びｋ_１が求められる（最小二乗推定を使用したＲ_Ｌ対Ｑ_Ｌの回帰を介して）。

これは、肺抵抗Ｒ_Ｌが、流量Ｑに対する線形依存性に従うことを仮定している。Ｒ_Ｌ−Ｑ依存性に対する他のモデルが使用されてもよいことが理解されるであろう。

再び図１を参照すると、呼吸器系測定プロセス４４の出力は、肺コンプライアンスＣ_Ｌ（又は等価的に、エラスタンスＥ_Ｌ＝１／Ｃ_Ｌ）及び肺抵抗Ｒ_Ｌ＝ｋ_０Ｑ（ｔ）＋ｋ_１である。これらの値はさまざまな目的に使用され得る。ある例では、これらの値は患者モニタ１６に入力され、例えば傾向線として表示される。Ｒ_Ｌの場合、プロットは例えば、選択された流量Ｑでの値を示し得る。これらの傾向線は、様々な診断目的に使用可能である。例えば、経時的な肺コンプライアンスＣ_Ｌの減少は急性呼吸窮迫症候群（ＡＲＤＳ）の発症の兆候となり、一方、経時的なＲ_Ｌの増加は気道狭窄を指し示し得る。

他の実施形態では、上記の値は人工呼吸器１０にフィードバックされてもよい。（電子プロセッサ１４が人工呼吸器マイクロプロセッサ又はマイクロコントローラである実施形態では、「フィードバック」は不要である）。ある手法では、肺の運動方程式を適用することで、呼吸器系測定プロセス４４によって出力されるＣ_Ｌ及びＲ_Ｌと共に、測定気道内圧Ｐ_ｙ（ｔ）及び測定気道内流量Ｑ（ｔ）並びに時間積分された肺容積Ｖ_Ｌ（ｔ）から呼吸筋圧Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）を推定する。例えば、この運動方程式のある定式化は次のように記され得る。

式（４）のＲ_Ｌ−Ｑのための線形モデルが使用される場合、これは以下のように記され得る。

式（５）及び式（６）において、Ｖ_０は、肺内の圧力を周囲圧力から呼気終末陽圧（ＰＥＥＰ）レベルまで上昇させるのに必要なボリュームである。式（５）又は式（６）を使用して計算された呼吸筋圧Ｐ_ｍｕｓ（ｔ）は様々な方法で使用することができる。呼吸仕事量（ＷｏＢ）は、次のように計算され得る。

ここで、積分期間Ｔは１つの呼吸間隔にわたるものである。あるいは、呼吸力（ＰｏＢ）が、１分などの単位時間間隔にわたって計算され得る。

上記では、ＰＥＥＰにおける変化が実行されるたびに、Ｖ_０が計算されることが好ましい。換気の開始時に、肺圧を選択されたＰＥＥＰ設定まで上昇させるのに必要とされるボリュームは、呼吸器系推定における使用のために記憶される。手法が実行される全ての呼吸のｂｏｉにおいて、例えばＶ_０（ｋ）＝Ｖ_０（ｋ−１）＋Ｖ_{Ｌ，ｅｏｅ}（ｋ−１）−Ｖ_{Ｌ，ｂｏｉ}（ｋ−１）に従って、Ｖ_０の値が更新されることが好ましい（ここで、ｋは手法呼吸数であり、Ｖ_Ｌｅｏｅ（ｋ−１）は、前回の手法呼吸の呼気終了時のボリュームである）。Ｖ_Ｌの計算は、各手法呼吸のｂｏｉにおいて、そしてＶ_０（ｋ）が調整された後にゼロにリセットされ得る。

本発明を好適な実施形態を参照しながら説明してきた。上記の詳細な説明を読んで理解した当業者は、改変や変更に想到する可能性がある。本発明は、添付の特許請求の範囲又はその均等物の範囲内にある限りにおいて、そのような改変及び変更の全てを含むと解釈されることが意図される。

Claims (20)

1. 気道内圧センサと、
   気道内流量センサと、
   圧力制御換気モードを用いた呼吸補助を提供するために人工呼吸器を制御するように、及び、呼吸器系測定プロセスを実行するようにプログラムされた電子プロセッサとを備える呼吸装置であって、前記呼吸器系測定プロセスは、
   前記人工呼吸器を制御して、流量のゼロ交差によって示される吸気の終了から延長時間間隔だけ延長された、延長された吸気呼吸間隔にわたって設定圧力で圧力制御呼吸を提供するステップと、
   少なくとも前記延長時間間隔の間、前記気道内圧センサによって推定される気道内圧を前記設定圧力に維持するよう呼気弁を制御するステップと、
   前記延長された吸気呼吸間隔の間に、前記気道内圧センサから気道内圧測定値を取得し、前記気道内流量センサから気道内流量測定値を取得するステップと、
   前記延長された吸気呼吸間隔の間に取得された気道内圧推定値及び気道内流量推定値から肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定するステップとを含む、呼吸装置。
2. 前記肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定するステップは、
   前記延長された吸気期間において前記気道内流量推定値が最後にゼロとなる吸気終了（ｅｏｉ）測定時点で取得された気道内圧推定値としてｅｏｉ気道内圧を決定するステップと、
   前記延長された吸気呼吸間隔の開始時の吸気開始（ｂｏｉ）測定時点で取得された気道内圧推定値としてｂｏｉ気道内圧を決定するステップと、
   前記肺コンプライアンス又はエラスタンスを、
   前記圧力制御呼吸によって生じ、前記気道内流推定値の時間積分として計算される肺容量の変化と、前記ｅｏｉ気道内圧と前記ｂｏｉ気道内圧との差との比率に基づき決定するステップとを含む、請求項１に記載の呼吸装置。
3. 前記圧力制御呼吸によって生じる前記肺容量の変化は、前記ｂｏｉ測定時点と前記ｅｏｉ測定時点との間の前記気道内流量推定値の時間積分として計算される、請求項２に記載の呼吸装置。
4. 肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定するステップは、下式に従って肺コンプライアンスＣ_Ｌを決定するステップ、
   

   

   又は、下式に従って肺エラスタンスＥ_Ｌを決定するステップを含み、
   

   

   ここで、Ｐ_ｅｏｉは前記ｅｏｉ気道内圧であり、Ｐ_ｂｏｉは前記ｂｏｉ気道内圧であり、ΔＶ_Ｌは、前記圧力制御呼吸によって生じる前記肺容量の変化である、請求項２又は３に記載の呼吸装置。
5. 前記呼吸器系測定プロセスはさらに、
   前記延長された吸気呼吸間隔の後に、前記気道内圧センサから気道内圧推定値を取得し、前記気道内流量センサから気道内流量推定値を取得するステップと、
   前記決定された肺コンプライアンス又はエラスタンス、並びに前記延長された吸気呼吸間隔の後に取得された前記気道内圧推定値及び前記気道内流量推定値を使用して肺抵抗を決定するステップとを含む、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の呼吸装置。
6. 呼気弁を制御するステップは、
   前記気道内圧センサによって推定される前記気道内圧が前記設定圧力を上回るのを防ぐよう、前記延長された吸気呼吸間隔にわたって前記呼気弁を制御するステップを含む、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の呼吸装置。
7. 前記呼吸器系測定プロセスはさらに、
   所定数の呼吸にわたって平均化された、呼吸の検出された吸気期間として吸気呼吸間隔を決定するステップと、
   前記延長された吸気呼吸間隔を、決定された前記吸気呼吸間隔に前記延長時間間隔を加えたものとして設定するステップとを含む、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の呼吸装置。
8. 前記延長時間間隔は、０．３秒以上かつ０．７秒以下である、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の呼吸装置。
9. 前記延長時間間隔は、吸気終了後に取得された前記気道内流量推定値から決定される患者固有の延長時間間隔である、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の呼吸装置。
10. 前記電子プロセッサは、ＰＳＶ（圧力補助換気）及びＰＣＶ（圧力制御換気）を含む群から選択される圧力制御換気モードを用いた呼吸補助を提供するように前記人工呼吸器を制御するようプログラムされる、請求項１乃至９のいずれか一項に記載の呼吸装置。
11. ディスプレイをさらに備え、前記電子プロセッサはさらに、
    決定された前記肺コンプライアンス又はエラスタンス、及び
    決定された前記肺コンプライアンス又はエラスタンスから計算された値のうちの少なくとも１つを前記ディスプレイ上に提示するようにプログラムされる、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の呼吸装置。
12. 人工呼吸器と、
    気道内圧センサと、
    気道内流量センサと、
    吸気中に設定圧力を適用することを含む呼吸補助を提供するように前記人工呼吸器を制御するように、及び、呼吸器系測定プロセスを実行するようにプログラムされた電子プロセッサとを備える換気装置であって、前記呼吸器系測定プロセスは、
    前記人工呼吸器を制御して、生理学的吸気の終了から延長時間間隔だけ延長された、延長された吸気呼吸間隔にわたって前記設定圧力で圧力制御呼吸を提供することと、
    前記延長された吸気呼吸間隔の間、前記気道内圧センサによって推定される気道内圧を前記設定圧力に維持するよう呼気弁を制御することと、
    前記気道内圧センサを使用して、前記気道内流量推定値がゼロになる時点において吸気終了（ｅｏｉ）気道内圧を測定することと、
    前記気道内圧センサを使用して、前記延長された吸気呼吸間隔の開始時に吸気開始（ｂｏｉ）気道内圧を測定することと、
    （ｉ）前記圧力制御呼吸によって生じ、前記気道内流量センサによって推定された気道内流量推定値の時間積分として計算される肺容量の変化、及び（ｉｉ）前記ｅｏｉ気道内圧と前記ｂｏｉ気道内圧との間の差に基づき、肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定することとを含む、換気装置。
13. 前記圧力制御呼吸によって生じる前記肺容量の変化は、前記ｂｏｉ測定時点と前記ｅｏｉ測定時点との間の前記気道内流量推定値の時間積分として計算される、請求項１２に記載の換気装置。
14. 肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定することは、下式に従って肺コンプライアンスＣ_Ｌを決定すること、
    

    

    又は、下式に従って肺エラスタンスＥ_Ｌを決定することを含み、
    

    

    ここで、Ｐ_ｅｏｉは前記ｅｏｉ気道内圧であり、Ｐ_ｂｏｉは前記ｂｏｉ気道内圧であり、ΔＶ_Ｌは、前記圧力制御呼吸によって生じる前記肺容量の変化である、請求項１２又は１３に記載の換気装置。
15. 前記呼吸器系測定プロセスはさらに、
    決定された前記肺コンプライアンス又はエラスタンス、並びに、前記気道内圧センサ及び前記気道内流量センサをそれぞれ使用して前記延長された吸気呼吸間隔の後に取得された気道内圧推定値及び気道内流量推定値に基づき肺抵抗を決定することを含む、請求項１２乃至１４のいずれか一項に記載の換気装置。
16. 前記延長された吸気呼吸間隔は、前記気道内流量センサによって取得された気道内流量推定値から決定される前記延長時間間隔だけ延長される、請求項１２乃至１５のいずれか一項に記載の換気装置。
17. 吸気中に設定圧力を適用することを含む、人工呼吸器を用いた呼吸補助を提供するステップと、
    前記人工呼吸器を制御して、吸気の終了から延長時間間隔だけ延長された、延長された吸気呼吸間隔にわたって前記設定圧力で圧力制御呼吸を提供するステップと、
    前記延長された吸気呼吸間隔の間、前記気道内圧センサによって推定される気道内圧を前記設定圧力に維持するよう呼気弁を制御するステップと、
    気道内圧センサを使用して、前記延長された吸気呼吸間隔の開始時の吸気開始（ｂｏｉ）気道内圧を推定し、また、気道内流量センサによって推定される気道内流量がゼロである時点で推定される吸気終了（ｅｏｉ）気道内圧を推定するステップと、
    前記圧力制御呼吸によって生じる肺容量の変化を、前記気道内流量センサを使用して取得された気道内流推定値の時間積分として計算するステップと、
    （ｉ）前記圧力制御呼吸によって生じる前記肺容量の変化、及び（ｉｉ）前記ｅｏｉ気道内圧と前記ｂｏｉ気道内圧との間の差に基づき、肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定するステップとを含む換気方法であって、
    前記計算するステップ及び前記決定するステップは電子プロセッサによって実行される、換気方法。
18. 肺コンプライアンス又はエラスタンスを決定するステップは、下式に従って肺コンプライアンスＣ_Ｌを決定するステップ、
    

    

    又は、下式に従って肺エラスタンスＥ_Ｌを決定するステップを含み、
    

    

    ここで、Ｐ_ｅｏｉは前記ｅｏｉ気道内圧であり、Ｐ_ｂｏｉは前記ｂｏｉ気道内圧であり、ΔＶ_Ｌは、前記圧力制御呼吸によって生じる前記肺容量の変化である、請求項１７に記載の換気方法。
19. 前記気道内圧センサ及び前記気道内流量センサをそれぞれ使用して、前記延長された吸気呼吸間隔後の時間の関数として気道内圧及び気道内流量を推定するステップと、
    前記決定された肺コンプライアンス又はエラスタンス、並びに前記延長された吸気呼吸間隔後の時間の関数として推定された前記気道内圧及び前記気道内流量に基づき肺抵抗を決定するステップとをさらに含む、請求項１７又は１８に記載の換気方法。
20. 所定数の呼吸にわたって平均化された、呼吸の検出された吸気期間として吸気期間を決定するステップと、
    決定された前記吸気期間に０．３秒以上かつ０．７秒以下の時間間隔を加えたものとして前記延長された吸気呼吸間隔を決定するステップとをさらに含む、請求項１７乃至１９のいずれか一項に記載の換気方法。

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