JP3320422B2 - 患者の呼吸気系の少なくとも２つのパラメータを決定する装置 - Google Patents
患者の呼吸気系の少なくとも２つのパラメータを決定する装置Info
- Publication number
- JP3320422B2 JP3320422B2 JP52238397A JP52238397A JP3320422B2 JP 3320422 B2 JP3320422 B2 JP 3320422B2 JP 52238397 A JP52238397 A JP 52238397A JP 52238397 A JP52238397 A JP 52238397A JP 3320422 B2 JP3320422 B2 JP 3320422B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- volume
- pressure
- flow
- ventilation
- relationship
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/085—Measuring impedance of respiratory organs or lung elasticity
-
- 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
- A61M16/0006—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with means for creating vibrations in patients' airways
-
- 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
- A61M2230/00—Measuring parameters of the user
- A61M2230/40—Respiratory characteristics
- A61M2230/46—Resistance or compliance of the lungs
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Orthopedics, Nursing, And Contraception (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Feeding, Discharge, Calcimining, Fusing, And Gas-Generation Devices (AREA)
- Portable Nailing Machines And Staplers (AREA)
- Transition And Organic Metals Composition Catalysts For Addition Polymerization (AREA)
Description
【０００１】 発明の分野 本発明はベンチレーシヨンに関するものであり、特
に、ベンチレーション支援モードに関するものである。
に、ベンチレーション支援モードに関するものである。
【０００２】 発明の背景 呼吸気系の弾性および抵抗性の決定は、使用する通気
モードとは無関係に病気の進行に監視においてかなり重
要なものである。ベンチレーションの比例支援モードで
は、それらの特性についての知識が、更に、体積に関連
する支援利得と流量に関連する支援利得とを適切に調整
するために重要である。ベンチレーシヨンの比例支援モ
ード（PAV）が米国特許第5,107,830号（Younes）に詳し
く記述されている。その米国特許の開示をここに参照す
る。
モードとは無関係に病気の進行に監視においてかなり重
要なものである。ベンチレーションの比例支援モードで
は、それらの特性についての知識が、更に、体積に関連
する支援利得と流量に関連する支援利得とを適切に調整
するために重要である。ベンチレーシヨンの比例支援モ
ード（PAV）が米国特許第5,107,830号（Younes）に詳し
く記述されている。その米国特許の開示をここに参照す
る。
【０００３】 簡単にいえば、比例支援ベンチレーションでは、ベン
チレータによって供給される圧力が患者の努力に正比例
して上昇して、呼吸から呼吸まで釣り合いが取られ、か
つ各吸気全体にわたって釣り合いが連続して取られる。
チレータによって供給される圧力が患者の努力に正比例
して上昇して、呼吸から呼吸まで釣り合いが取られ、か
つ各吸気全体にわたって釣り合いが連続して取られる。
【０００４】 比例支援ベンチレーシヨンは、吸気流量（V'）および
それの積分と、患者の肺容量（以下体積（Ｖ）と記す）
とが、患者の努力の輪郭に合わせるために必要な情報を
含んでいる、という原理を基にして動作する。流量と体
積との瞬時値を絶えず測定し、おのおのに適切な利得係
数（流量では、CmH2O/L/Sおよび体積ではcmH2O/ml）を
加えることによって、ベンチレータは圧力の輪郭を患者
に加えることができる。その圧力の輪郭は患者内で発生
された瞬時圧力を強める。
それの積分と、患者の肺容量（以下体積（Ｖ）と記す）
とが、患者の努力の輪郭に合わせるために必要な情報を
含んでいる、という原理を基にして動作する。流量と体
積との瞬時値を絶えず測定し、おのおのに適切な利得係
数（流量では、CmH2O/L/Sおよび体積ではcmH2O/ml）を
加えることによって、ベンチレータは圧力の輪郭を患者
に加えることができる。その圧力の輪郭は患者内で発生
された瞬時圧力を強める。
【０００５】 患者に供給される圧力支援は式（Rohrerの方程式）： Pvent＝K1V＋K2V' によって表すことができる。ここに、Pventは圧力支援
の大きさ、K1は可変進行中体積信号（Ｖ）に加えられた
利得係数、K2は可変進行中流量信号（V'）に加えられた
利得係数である。K1（またはVA）値とK2（またはPA）値
はそれぞれ呼吸エラスタンスの一部、および呼吸抵抗値
の一部とである。
の大きさ、K1は可変進行中体積信号（Ｖ）に加えられた
利得係数、K2は可変進行中流量信号（V'）に加えられた
利得係数である。K1（またはVA）値とK2（またはPA）値
はそれぞれ呼吸エラスタンスの一部、および呼吸抵抗値
の一部とである。
【０００６】 呼吸不能の患者では、ベンチレータは、気道の圧力
（Paw）を反映して、膨脹力のみを供給する。Pawは全膨
脹圧力を加えるから、そのような患者の弾性特性と抵抗
特性とを確実に決定することが可能である。この目的の
ための文献には各種の確実な方法が記述されている。 ベンチレータ・サイクルが患者の吸気努力に同期させ
られる場合には、ベンチレータ支援モードでは状況は遥
かに複雑である。この場合には、Pawは膨脹圧力のみで
はない。むしろ、流量（V'）と体積（Ｖ）はベンチレー
タの作用（によって反映されている）と患者の作用（筋
肉の圧力（Pmus）によって表される）との組合わせの結
果として発生される。Pmusの大きさが絶えず変化して、
患者のメカニックスについて予め知ることなしには測定
すなわち評価できないという範囲まで、加えられた圧力
の全て（すなわち、Paw＋Pmus）をベンチレータ・サイ
クルの吸気段階の任意の瞬間に測定することは可能では
ない．この問題のために支援モードにおける機械的な諸
特性を確実に評価することが困難にされている。
（Paw）を反映して、膨脹力のみを供給する。Pawは全膨
脹圧力を加えるから、そのような患者の弾性特性と抵抗
特性とを確実に決定することが可能である。この目的の
ための文献には各種の確実な方法が記述されている。 ベンチレータ・サイクルが患者の吸気努力に同期させ
られる場合には、ベンチレータ支援モードでは状況は遥
かに複雑である。この場合には、Pawは膨脹圧力のみで
はない。むしろ、流量（V'）と体積（Ｖ）はベンチレー
タの作用（によって反映されている）と患者の作用（筋
肉の圧力（Pmus）によって表される）との組合わせの結
果として発生される。Pmusの大きさが絶えず変化して、
患者のメカニックスについて予め知ることなしには測定
すなわち評価できないという範囲まで、加えられた圧力
の全て（すなわち、Paw＋Pmus）をベンチレータ・サイ
クルの吸気段階の任意の瞬間に測定することは可能では
ない．この問題のために支援モードにおける機械的な諸
特性を確実に評価することが困難にされている。
【０００７】 機械的な諸特性を評価するために、「正常な」サイク
ル中にPaw流量および体積の行動を使用できないとする
と、主な変数（たとえば、PawまたはV'）の１つを混乱
させ、他の変数における影響結果を観察するという選択
が残される。
ル中にPaw流量および体積の行動を使用できないとする
と、主な変数（たとえば、PawまたはV'）の１つを混乱
させ、他の変数における影響結果を観察するという選択
が残される。
【０００８】 制御されたベンチレーション・モードにおいて使用し
てうまくいっていたこの手法は、支援モードでは困難で
ある。その理由は、気道において生ずる擾乱のために、
患者によって発生された圧力（Pmus）を、少なくとも３
つのメカニズム、すなわち、 （ａ）機械的な擾乱が容易に知覚される。患者は行動レ
ベルで反応してPmusを変更できる； （ｂ）擾乱によって発生された流量または体積の変化に
よってPmusを反射的に変更することがある（すなわち、
知覚とは独立に）；および （ｃ）流量または体積の変化によってPmusを、呼吸筋肉
の固有の諸特性（力と長さの関係および力と速度との関
係）を介して厳密に機械的なレベルでPmusを変化するこ
とがある。 を介して変化することがあるからである。
てうまくいっていたこの手法は、支援モードでは困難で
ある。その理由は、気道において生ずる擾乱のために、
患者によって発生された圧力（Pmus）を、少なくとも３
つのメカニズム、すなわち、 （ａ）機械的な擾乱が容易に知覚される。患者は行動レ
ベルで反応してPmusを変更できる； （ｂ）擾乱によって発生された流量または体積の変化に
よってPmusを反射的に変更することがある（すなわち、
知覚とは独立に）；および （ｃ）流量または体積の変化によってPmusを、呼吸筋肉
の固有の諸特性（力と長さの関係および力と速度との関
係）を介して厳密に機械的なレベルでPmusを変化するこ
とがある。 を介して変化することがあるからである。
【０００９】 Pmusが擾乱によって変化させられるものとすると、擾
乱中のPawの変化が、支援モードでは［▲Paw＋▲Pmus］
によって与えられる、加えられた力の全変化を表すもの
と仮定することはできない。擾乱がPmusを変化しないよ
うにすることを確保できなければ、この関係のために、
再び、患者のメカニックスを評価するために擾乱中にPa
wと、V'と、Ｖとの間の関係を使用することは不可能に
なる。
乱中のPawの変化が、支援モードでは［▲Paw＋▲Pmus］
によって与えられる、加えられた力の全変化を表すもの
と仮定することはできない。擾乱がPmusを変化しないよ
うにすることを確保できなければ、この関係のために、
再び、患者のメカニックスを評価するために擾乱中にPa
wと、V'と、Ｖとの間の関係を使用することは不可能に
なる。
【００１０】 発明の概要 以下に詳細に説明する、本発明によって提供される方
法によって上記諸困難を免れることが可能になり、それ
によって、支援ベンチレーシヨン・モード中に絶えず変
化する、定量化できない、Pmus、にもかかわらず受動エ
ラスタンス特性および受動抵抗特性を確実に評価できる
ようにする。受動圧力−体積関係と受動圧力−流量関係
を評価するために採用される手順は別々の手順である
が、以下に詳しく述べるように組合わせることができ
る。
法によって上記諸困難を免れることが可能になり、それ
によって、支援ベンチレーシヨン・モード中に絶えず変
化する、定量化できない、Pmus、にもかかわらず受動エ
ラスタンス特性および受動抵抗特性を確実に評価できる
ようにする。受動圧力−体積関係と受動圧力−流量関係
を評価するために採用される手順は別々の手順である
が、以下に詳しく述べるように組合わせることができ
る。
【００１１】 本発明の１つの態様では、 ａ）比例支援ベンチレーシヨンの体積に関連する支援コ
ンポーネントおよび流量に関連する支援コンポーネント
を最初に調整するために、実験によって得たエラスタン
ス値および抵抗値、または他の従来の方法によって決定
されたエラスタンス値および抵抗値を用いて、ベンチレ
ータを比例支援ベンチレーシヨン・モードに設定するこ
とと、 ｂ）気道圧力（Paw）と患者への流量（V'）および体積
（Ｖ）をモニタすることと、 ｃ）選択された息において流量を、ベンチレーションの
吸気段階の終了を超える期間、零またはほぼ零に保持す
ることと、 ｄ）吸気抑制（停止）の開始からできるだけ離れている
が、呼気動作反応の待ち時間より早い点でPawを測定し
てPholdを提供することと、 ｅ）吸気抑制段階の間選択された息の１呼吸量（VT）を
測定することと、 ｆ）前記選択された息においてPholdとVTの間の関係を
設定して、比例支援ベンチレーシヨン中に遭遇するVT範
囲にわたって圧力−体積関係を提供して、比例支援ベン
チレーシヨンのための体積に関連する支援の以後の調整
を行うことができるようにすることと、 を含む、機械的なベンチレーシヨン支持を受けている患
者の呼吸系の受動圧力−体積関係を見積もり、それによ
り自然な呼吸活動（支援ベンチレーション・モード）を
生じて比例支援ベンチレーシヨン・モード（PAV）の体
積支援コンポーネントの選択を誘導する方法が得られ
る。
ンポーネントおよび流量に関連する支援コンポーネント
を最初に調整するために、実験によって得たエラスタン
ス値および抵抗値、または他の従来の方法によって決定
されたエラスタンス値および抵抗値を用いて、ベンチレ
ータを比例支援ベンチレーシヨン・モードに設定するこ
とと、 ｂ）気道圧力（Paw）と患者への流量（V'）および体積
（Ｖ）をモニタすることと、 ｃ）選択された息において流量を、ベンチレーションの
吸気段階の終了を超える期間、零またはほぼ零に保持す
ることと、 ｄ）吸気抑制（停止）の開始からできるだけ離れている
が、呼気動作反応の待ち時間より早い点でPawを測定し
てPholdを提供することと、 ｅ）吸気抑制段階の間選択された息の１呼吸量（VT）を
測定することと、 ｆ）前記選択された息においてPholdとVTの間の関係を
設定して、比例支援ベンチレーシヨン中に遭遇するVT範
囲にわたって圧力−体積関係を提供して、比例支援ベン
チレーシヨンのための体積に関連する支援の以後の調整
を行うことができるようにすることと、 を含む、機械的なベンチレーシヨン支持を受けている患
者の呼吸系の受動圧力−体積関係を見積もり、それによ
り自然な呼吸活動（支援ベンチレーション・モード）を
生じて比例支援ベンチレーシヨン・モード（PAV）の体
積支援コンポーネントの選択を誘導する方法が得られ
る。
【００１２】 本発明の他の態様では、 ａ）比例支援ベンチレーシヨンの体積に関連する支援コ
ンポーネントおよび流量に関連する支援コンポーネント
を最初に調整するために、実験によって得たエラスタン
ス値および抵抗値または他の従来の方法によって決定さ
れたエラスタンス値および抵抗値を用いて、ベンチレー
タを比例支援ベンチレーシヨン・モードに設定すること
と、 ｂ）気道圧力（Paw）と患者への流量（V'）および体積
（Ｖ）をモニタすることと 、 ｃ）選択した息の吸気段階中の所定の時刻に起きる、圧
力と、流量と、体積との少なくとも２種類の形態の短い
擾乱を前記選択した息に加えることと、 ｄ）反応の待ち時間より短い擾乱中の所定の時刻（吸気
中の所定のタイミング）にPaw、流量（V'）および体積
（Ｖ）を決定（測定）することと、 ｅ）乱されていない息において、ステツプｄ）と同様の
時刻にPaw、V'およびＶを決定（測定）することと、 ｆ）いくつかの擾乱の各形態および乱されていない息の
各形態との結果の平均を求めることと、 ｇ）種々の擾乱形態からと、乱されていない息とから得
られたPaw、V'およびＶの平均値を利用して、；圧力−
流量関係を提供し、比例支援ベンチレーシヨンのための
流量に関連する支援を以後に調整できるようにすること
と、 を含む、機械的なベンチレーシヨン支持を受けている患
者の呼吸系の受動圧力−体積関係を見積もり、それによ
り自然な呼吸活動（支援ベンチレーシヨン・モード）を
生じて比例支援ベンチレーシヨン（PAV）モードの流量
支援コンポーネントの選択を誘導する方法が得られる。
ンポーネントおよび流量に関連する支援コンポーネント
を最初に調整するために、実験によって得たエラスタン
ス値および抵抗値または他の従来の方法によって決定さ
れたエラスタンス値および抵抗値を用いて、ベンチレー
タを比例支援ベンチレーシヨン・モードに設定すること
と、 ｂ）気道圧力（Paw）と患者への流量（V'）および体積
（Ｖ）をモニタすることと 、 ｃ）選択した息の吸気段階中の所定の時刻に起きる、圧
力と、流量と、体積との少なくとも２種類の形態の短い
擾乱を前記選択した息に加えることと、 ｄ）反応の待ち時間より短い擾乱中の所定の時刻（吸気
中の所定のタイミング）にPaw、流量（V'）および体積
（Ｖ）を決定（測定）することと、 ｅ）乱されていない息において、ステツプｄ）と同様の
時刻にPaw、V'およびＶを決定（測定）することと、 ｆ）いくつかの擾乱の各形態および乱されていない息の
各形態との結果の平均を求めることと、 ｇ）種々の擾乱形態からと、乱されていない息とから得
られたPaw、V'およびＶの平均値を利用して、；圧力−
流量関係を提供し、比例支援ベンチレーシヨンのための
流量に関連する支援を以後に調整できるようにすること
と、 を含む、機械的なベンチレーシヨン支持を受けている患
者の呼吸系の受動圧力−体積関係を見積もり、それによ
り自然な呼吸活動（支援ベンチレーシヨン・モード）を
生じて比例支援ベンチレーシヨン（PAV）モードの流量
支援コンポーネントの選択を誘導する方法が得られる。
【００１３】 発明の全体的な説明 ここで提供する、ある特定の患者についての受動エラ
スタンス値および受動抵抗値を設定する性能は、機械的
ベンチレーシヨンの分野におけるいくつかの開発から生
まれるものである。 第１図は何十年間にわたる呼吸制御研究において確立
された吸収サイクル中の呼吸モータ出力の典型的なパタ
ーンを示すものである。吸気筋の活動（または吸気Pmu
s）が傾斜状に増大している。最高レベルに到達した後
で、吸気出力は、通常は急速に、零へ向かって減少す
る。呼吸のための運動が低いと、次のサイクルの開始ま
で零にほぼ全体として止まる（破線「ａ」、第１図）。
スタンス値および受動抵抗値を設定する性能は、機械的
ベンチレーシヨンの分野におけるいくつかの開発から生
まれるものである。 第１図は何十年間にわたる呼吸制御研究において確立
された吸収サイクル中の呼吸モータ出力の典型的なパタ
ーンを示すものである。吸気筋の活動（または吸気Pmu
s）が傾斜状に増大している。最高レベルに到達した後
で、吸気出力は、通常は急速に、零へ向かって減少す
る。呼吸のための運動が低いと、次のサイクルの開始ま
で零にほぼ全体として止まる（破線「ａ」、第１図）。
【００１４】 運動が高いと、または呼息中に肺が空になることが遅
れると、呼息筋が元気を取り戻すことができる。これが
起きると、呼息筋によって発生された圧力が最低でほと
んど神経呼息にあり、呼息中の後において最高まで立ち
上がる（線「ｂ」、第１図）。
れると、呼息筋が元気を取り戻すことができる。これが
起きると、呼息筋によって発生された圧力が最低でほと
んど神経呼息にあり、呼息中の後において最高まで立ち
上がる（線「ｂ」、第１図）。
【００１５】 したがって、時間窓（ｗ、第１図）が存在する。その
時間窓の間は、呼息筋の活動が存在するか否かとは無関
係に、Pmusはほぼ零である。この窓の付近では、吸気Pm
usまたは呼気Pmusの変化率は比較的小さく、この窓があ
る場所での見積もりの誤差に対する相対的な無感度が存
在する。種々の条件においてPmusをモニタする発明者の
広範囲な個人的経験からすると、ベンチレートさせられ
ている患者では、「ｗ」を最高吸気Pmusの約200msec乃
至約400msec以内に開始すべきである。
時間窓の間は、呼息筋の活動が存在するか否かとは無関
係に、Pmusはほぼ零である。この窓の付近では、吸気Pm
usまたは呼気Pmusの変化率は比較的小さく、この窓があ
る場所での見積もりの誤差に対する相対的な無感度が存
在する。種々の条件においてPmusをモニタする発明者の
広範囲な個人的経験からすると、ベンチレートさせられ
ている患者では、「ｗ」を最高吸気Pmusの約200msec乃
至約400msec以内に開始すべきである。
【００１６】 制御ベンチレーシヨン・モードおよび支援ベンチレー
ション・モードの両方で、吸気の終りに弾性減退を測定
するために吸気抑制技術が永年用いられてきた。制御モ
ード（無呼吸患者または麻痺した患者）で、動作反応を
禁止すると、この抑制時間中に測定した圧力（プラトー
圧力）が受動弾性減退を反映する。
ション・モードの両方で、吸気の終りに弾性減退を測定
するために吸気抑制技術が永年用いられてきた。制御モ
ード（無呼吸患者または麻痺した患者）で、動作反応を
禁止すると、この抑制時間中に測定した圧力（プラトー
圧力）が受動弾性減退を反映する。
【００１７】 支援モードでは、動作反応が起きるか否かとは無関係
に、プラトー圧力はPmusに関連する不確定な量だけ減退
される。
に、プラトー圧力はPmusに関連する不確定な量だけ減退
される。
【００１８】 従来の支援モード（体積が循環させられる［支援／制
御］および圧力が循環させられる［PSV］）では、ベン
チレータ吸気サイクルの終りと患者の神経サイクルの終
りとの間に連携は存在しない。膨脹段階は患者のサイク
ル中の任意の時刻に終了することができる。したがっ
て、吸気抑制期間が、大きな吸気Pmusまたは大きな呼気
Pmusが存在するような期間に一致することがある。
御］および圧力が循環させられる［PSV］）では、ベン
チレータ吸気サイクルの終りと患者の神経サイクルの終
りとの間に連携は存在しない。膨脹段階は患者のサイク
ル中の任意の時刻に終了することができる。したがっ
て、吸気抑制期間が、大きな吸気Pmusまたは大きな呼気
Pmusが存在するような期間に一致することがある。
【００１９】 対照的に、比例支援ベンチレーシヨン・モード（PA
V）では、ベンチレーシヨン膨脹段階の終りは、「ｗ」
に非常に近い、吸気Pmusの迅速な低下段階中に起きるこ
とを指令される。膨脹段階の終りの数百msec以内にプラ
トー圧力が測定されるものとすると、大きな吸気Pmusま
たは大きな呼気Pmusが存在する可能性が大幅に減少させ
られる。この現象を本発明の１つの態様においてここで
用いる。
V）では、ベンチレーシヨン膨脹段階の終りは、「ｗ」
に非常に近い、吸気Pmusの迅速な低下段階中に起きるこ
とを指令される。膨脹段階の終りの数百msec以内にプラ
トー圧力が測定されるものとすると、大きな吸気Pmusま
たは大きな呼気Pmusが存在する可能性が大幅に減少させ
られる。この現象を本発明の１つの態様においてここで
用いる。
【００２０】 気道における機械的な擾乱に続くPmusの行動反応を実
行するための最短待ち時間が、最低約200msecであるこ
とを発明者が見出している。これは、予測される介入に
できるだけ速く反応することを予め注意されている健康
な人に警告する際においてもそうである。機械的にベン
チレートされている患者では、患者が自覚している場合
でも、擾乱後の約300msec以内には動作反応が観察され
ることはまれである。この結果は通常の無感覚および予
測の欠如に関連づけられる。したがって、そのような患
者において気道における機械的擾乱の約300msec以内に
行われた測定が、Pmusを変化させることになる動作反応
によって発生される誤差を生ずる可能性がないというこ
とになる。
行するための最短待ち時間が、最低約200msecであるこ
とを発明者が見出している。これは、予測される介入に
できるだけ速く反応することを予め注意されている健康
な人に警告する際においてもそうである。機械的にベン
チレートされている患者では、患者が自覚している場合
でも、擾乱後の約300msec以内には動作反応が観察され
ることはまれである。この結果は通常の無感覚および予
測の欠如に関連づけられる。したがって、そのような患
者において気道における機械的擾乱の約300msec以内に
行われた測定が、Pmusを変化させることになる動作反応
によって発生される誤差を生ずる可能性がないというこ
とになる。
【００２１】 発明者は、Pawと流量との短い（＜約200msec）擾乱の
間に多数の患者でPmusを測定した。1Pawまたは流量の適
度な変化（ここで用いられる大きさの）によってひき起
こされるPmusの変化は小さくて、見積もられる機械的な
諸特性に大きな誤差を生じさせることはないことを発明
者は見出した。流量と体積とに関連してPmusを変化させ
る反射と機械的な帰還とは、ここで利用するような種類
および大きさの擾乱の中では重要ではない。
間に多数の患者でPmusを測定した。1Pawまたは流量の適
度な変化（ここで用いられる大きさの）によってひき起
こされるPmusの変化は小さくて、見積もられる機械的な
諸特性に大きな誤差を生じさせることはないことを発明
者は見出した。流量と体積とに関連してPmusを変化させ
る反射と機械的な帰還とは、ここで利用するような種類
および大きさの擾乱の中では重要ではない。
【００２２】 受動弾性（圧力−体積関係）と受動抵抗（圧力−流量
関係）を評価するための手順を以下に別々に説明する
が、それらは実際には共通の特徴と要求を共有するもの
であるから、共通のコンピュータ・プログラムを用いて
同時に動作させて、PAVの２つの重要な構成要素、すな
わち、体積に関連する支援利得と流量に関連する支援利
得、の調整のために必要である、それら２つの特性につ
いての連続する情報を得ることを意図するものである。
関係）を評価するための手順を以下に別々に説明する
が、それらは実際には共通の特徴と要求を共有するもの
であるから、共通のコンピュータ・プログラムを用いて
同時に動作させて、PAVの２つの重要な構成要素、すな
わち、体積に関連する支援利得と流量に関連する支援利
得、の調整のために必要である、それら２つの特性につ
いての連続する情報を得ることを意図するものである。
【００２３】 好適な実施例についての説明 ここで、ここに提供する手順をそれの好適な実施例に
関して詳しく説明する。本発明は、今述べるように、い
くつかの面を含む。
関して詳しく説明する。本発明は、今述べるように、い
くつかの面を含む。
【００２４】 １）受動弾性特性（圧力−体積関係）（本発明の第１の
面）の自動決定のための手順 現在のベンチレーシヨンの通常のやり方では、吸気抑
制を適用し、かなり安定しているPawプラトー（平坦
域）に達した時（Pplat）にPawを測定し、対応する１呼
吸量（VT）を測定し、かつ次式 Era＝（Pplat−PEEP）/VT を加えることによって支援ベンチレーシヨン・モードに
おけるエラスタンス（Era）が最も一般的に測定され
る。ここに、PEEPはベンチレーション・サイクルの呼気
の終りにおける圧力である．その圧力は機械的にベンチ
レーシヨンされている患者では通常は零より上である。
Pplatが吸気Pmusまたは呼気Pmusによって影響されるこ
とがあること、したがって、受動弾性減退を反映しない
という事実は別として、現在のやり方は吸気の開始にお
ける弾性減退圧力（すなわち、PELEE）がPEEPに等しい
と仮定しているために大きな潜在的誤差を含む。これは
明らかに支持できない仮定である。その理由は、呼気の
終りの体積（すなわち、吸気段階の始めにおける体積）
が、動的な過大膨張のために、受動機能残留容積（FR
C）より高くなって、PELEE＞PEEPとなったり、呼吸筋の
活動のために受動FRCより低くなって、PELEE＜PEEPとな
ったりすることがあるからである。それらの累積誤差が
大きいということは、連続する決定の間のエラスタンス
測定値の広い可変性から、および現在のやり方を用いて
の支援モードにおいて測定されたエラスタンス決定と、
誘導された受動性の後および吸気段階の初めにおける体
積が、実際に、受動FRC、であることを確立した後で同
じ患者について行った決定との間で良い一致が欠如して
いることから、明らかである。
面）の自動決定のための手順 現在のベンチレーシヨンの通常のやり方では、吸気抑
制を適用し、かなり安定しているPawプラトー（平坦
域）に達した時（Pplat）にPawを測定し、対応する１呼
吸量（VT）を測定し、かつ次式 Era＝（Pplat−PEEP）/VT を加えることによって支援ベンチレーシヨン・モードに
おけるエラスタンス（Era）が最も一般的に測定され
る。ここに、PEEPはベンチレーション・サイクルの呼気
の終りにおける圧力である．その圧力は機械的にベンチ
レーシヨンされている患者では通常は零より上である。
Pplatが吸気Pmusまたは呼気Pmusによって影響されるこ
とがあること、したがって、受動弾性減退を反映しない
という事実は別として、現在のやり方は吸気の開始にお
ける弾性減退圧力（すなわち、PELEE）がPEEPに等しい
と仮定しているために大きな潜在的誤差を含む。これは
明らかに支持できない仮定である。その理由は、呼気の
終りの体積（すなわち、吸気段階の始めにおける体積）
が、動的な過大膨張のために、受動機能残留容積（FR
C）より高くなって、PELEE＞PEEPとなったり、呼吸筋の
活動のために受動FRCより低くなって、PELEE＜PEEPとな
ったりすることがあるからである。それらの累積誤差が
大きいということは、連続する決定の間のエラスタンス
測定値の広い可変性から、および現在のやり方を用いて
の支援モードにおいて測定されたエラスタンス決定と、
誘導された受動性の後および吸気段階の初めにおける体
積が、実際に、受動FRC、であることを確立した後で同
じ患者について行った決定との間で良い一致が欠如して
いることから、明らかである。
【００２５】 本発明の一実施例に従って、次のようにして圧力−体
積関係を得るためにそれらの間題が対処される。
積関係を得るためにそれらの間題が対処される。
【００２６】 １）PAVを支援ベンチレーシヨン・モードとして用い
る。このようにして、吸気抑制の開始を、吸気Pmusが殆
ど零に近い点まで、Pmusの急速な減少段階に一致するこ
とを指令される。
る。このようにして、吸気抑制の開始を、吸気Pmusが殆
ど零に近い点まで、Pmusの急速な減少段階に一致するこ
とを指令される。
【００２７】 ２）動作反応の待ち時間より短い時間に保持中の圧力が
測定されることによって、Pplatの不安定化源として
の、したがって、受動エラスタンスを見積もる際の誤差
源としての、動作反応を解消する． ３）呼気の終了（吸気の開始）における弾性減退がPEEP
に等しいという仮定は存在しない。それよりも、上のス
テツプ（１）と（２）に従って決定され、その後にP
holdとされた、VTとPplatとの間の関係がPEEPとは独立
に決定されて、PAV中の通常広いVT可変性を利用して、
または、自発可変性が存在しないときは、慎重な手順を
利用して、そのような広い範囲を得る。VTとPholdとの
間の関係の遮断がPEEPに等しいこともあれば、等しくな
いこともあり、存在することがある何等かの差が、呼気
の終了体積と受動FRCとの間の差についての追加の情
報、または圧力−体積関係における非直線性についての
追加の情報を得る。それら２つの情報は得ることが非常
に困難であるが、PAVにおける体積に関連する支援を調
整する際に極めて重要なものである。
測定されることによって、Pplatの不安定化源として
の、したがって、受動エラスタンスを見積もる際の誤差
源としての、動作反応を解消する． ３）呼気の終了（吸気の開始）における弾性減退がPEEP
に等しいという仮定は存在しない。それよりも、上のス
テツプ（１）と（２）に従って決定され、その後にP
holdとされた、VTとPplatとの間の関係がPEEPとは独立
に決定されて、PAV中の通常広いVT可変性を利用して、
または、自発可変性が存在しないときは、慎重な手順を
利用して、そのような広い範囲を得る。VTとPholdとの
間の関係の遮断がPEEPに等しいこともあれば、等しくな
いこともあり、存在することがある何等かの差が、呼気
の終了体積と受動FRCとの間の差についての追加の情
報、または圧力−体積関係における非直線性についての
追加の情報を得る。それら２つの情報は得ることが非常
に困難であるが、PAVにおける体積に関連する支援を調
整する際に極めて重要なものである。
【００２８】 このやり方に従って決定されたエラスタンスは静的エ
ラスタンスと呼ばれているものとは異なる。その理由
は、粘弾性圧力が抑制動作の約200msecないし300msec以
内に完全に消費されないことがあるからである。
ラスタンスと呼ばれているものとは異なる。その理由
は、粘弾性圧力が抑制動作の約200msecないし300msec以
内に完全に消費されないことがあるからである。
【００２９】 本発明に従って行われる測定は静的弾性行動を真に反
映しないことがあるが、それらの測定は、吸気段階中の
弾性行動を決定するためには、どのような先行技術の手
法よりも一層適切であり、したがって、PAVの体積−支
援利得を調整するために一層適切である。
映しないことがあるが、それらの測定は、吸気段階中の
弾性行動を決定するためには、どのような先行技術の手
法よりも一層適切であり、したがって、PAVの体積−支
援利得を調整するために一層適切である。
【００３０】 圧力−体積関係のための好適な手法 患者をまずPAVベンチレーシヨン・モードに置く。Pa
w、流量および体積をモニタするための用意を行う。ベ
ンチレータに対する流量支援（FA）および体積支援（V
A）の最初の設定は、制御ベンチレーシヨン・モードに
おいて以前に決定した抵抗値（Ｒ）とエラスタンス値
（Ｅ）とを基にできる。あるいは、FAとVAとのデフオー
ルト値を使用できる。それらの値の意義は何等かの支援
を行うことであるが、同時に、患者の抵抗値（Ｒ）とエ
ラスタンス（Ｅ）より低く留まるこの関係が維持される
限り、ベンチレータ膨張段階の終りが吸気Pmusの減少段
階に一致する（第１図およびそれについての上の説明参
照）。
w、流量および体積をモニタするための用意を行う。ベ
ンチレータに対する流量支援（FA）および体積支援（V
A）の最初の設定は、制御ベンチレーシヨン・モードに
おいて以前に決定した抵抗値（Ｒ）とエラスタンス値
（Ｅ）とを基にできる。あるいは、FAとVAとのデフオー
ルト値を使用できる。それらの値の意義は何等かの支援
を行うことであるが、同時に、患者の抵抗値（Ｒ）とエ
ラスタンス（Ｅ）より低く留まるこの関係が維持される
限り、ベンチレータ膨張段階の終りが吸気Pmusの減少段
階に一致する（第１図およびそれについての上の説明参
照）。
【００３１】 適当なデフオールト値はFA＝［気管内（ET）チューブ
抵抗値＋４］，およびVA＝10cmH2O/1にできる。苦痛を
伴うことによって患者に明らかなようにそれらの初期設
定が明らかに不適切であるとすると、前記米国特許第5,
107,830号に記述されているように、VAとFAの少なくと
も一方を徐々に増加できるが、暴走状態を惹き起こす値
より下に留めなければならない．それらの初期設定を超
えると、下記の枠組みに従って決定でき、その後にVAを
それの結果に照らして再調整できる。
抵抗値＋４］，およびVA＝10cmH2O/1にできる。苦痛を
伴うことによって患者に明らかなようにそれらの初期設
定が明らかに不適切であるとすると、前記米国特許第5,
107,830号に記述されているように、VAとFAの少なくと
も一方を徐々に増加できるが、暴走状態を惹き起こす値
より下に留めなければならない．それらの初期設定を超
えると、下記の枠組みに従って決定でき、その後にVAを
それの結果に照らして再調整できる。
【００３２】 基本的な手順は、吸気抑制行動を実行すること、およ
び膨脹段階の終りから約300msec以内の点でPawを測定す
ることである。上記の理由から、Pawをこの点を超えて
測定できる。しかし、一層超えると、動作反応および動
作反応に関連しないPexpによって不安定化される可能性
が高くなる。
び膨脹段階の終りから約300msec以内の点でPawを測定す
ることである。上記の理由から、Pawをこの点を超えて
測定できる。しかし、一層超えると、動作反応および動
作反応に関連しないPexpによって不安定化される可能性
が高くなる。
【００３３】 患者からの予測反応を最少にするために、吸気抑制行
動は全ての呼吸に通用すべきでないことが好ましく、む
しろ妥当な数（たとえば、およそ15ないし20）のデータ
点を妥当な時間（たとえば、約５分ないし20分）内に得
られるようにする平均頻度で無作為な順序で適用するこ
とが好ましい。結果がかなり安定である時はそのような
適用の頻度は減ずることもできる。
動は全ての呼吸に通用すべきでないことが好ましく、む
しろ妥当な数（たとえば、およそ15ないし20）のデータ
点を妥当な時間（たとえば、約５分ないし20分）内に得
られるようにする平均頻度で無作為な順序で適用するこ
とが好ましい。結果がかなり安定である時はそのような
適用の頻度は減ずることもできる。
【００３４】 各吸気抑制処理に対しては、吸気抑制（すなわち、流
量零）の開始から約250msecにおけるPawと、対応する１
呼吸量（VT）とに注目する（第２図参照）。それらのデ
ータを蓄積する。理想的には、圧力−体積関係を広いVT
範囲にわたって定めるべきである。PAVベンチレーシヨ
ン・モードにある患者はVTにおける息可変性によって十
分な息を通常見せる。この可変性は自覚している患者で
は一層顕著になる傾向があり、可変性が顕著である患者
は自覚しているようである。息毎の可変性がかなりであ
る患者では、無作為に適用される吸気抑制行動が種々の
体積でデータを生ずるが、平均VTの近くではデータの集
中が大であろう。ある知能パラダイムによってデータ点
の分布をより一様にできる。たとえば、平均VTの範囲に
十分なデータが存在するものとすると、計画された低い
VTを持つ息と計画された高いVTを持つ息とが、吸気抑制
行動のための優先的に目標とされたものになることがあ
る．膨脹段階の終了前に比較的小さいVTまたは比較的大
きいVTを予測することを支援する各種の知能アルゴリズ
ムを考えることができる。
量零）の開始から約250msecにおけるPawと、対応する１
呼吸量（VT）とに注目する（第２図参照）。それらのデ
ータを蓄積する。理想的には、圧力−体積関係を広いVT
範囲にわたって定めるべきである。PAVベンチレーシヨ
ン・モードにある患者はVTにおける息可変性によって十
分な息を通常見せる。この可変性は自覚している患者で
は一層顕著になる傾向があり、可変性が顕著である患者
は自覚しているようである。息毎の可変性がかなりであ
る患者では、無作為に適用される吸気抑制行動が種々の
体積でデータを生ずるが、平均VTの近くではデータの集
中が大であろう。ある知能パラダイムによってデータ点
の分布をより一様にできる。たとえば、平均VTの範囲に
十分なデータが存在するものとすると、計画された低い
VTを持つ息と計画された高いVTを持つ息とが、吸気抑制
行動のための優先的に目標とされたものになることがあ
る．膨脹段階の終了前に比較的小さいVTまたは比較的大
きいVTを予測することを支援する各種の知能アルゴリズ
ムを考えることができる。
【００３５】 多くのVT可変性を見せない患者では、データは、ラン
ダムなルーチンに従って、限られた体積範囲に入る。吸
気抑制行動に対する目標とされた息の最中にPAVベンチ
レーシヨン支援のレベルを低下または上昇させることに
よって、その範囲を拡張できる。吸気抑制が起きる充分
前に支援の変化を患者が知覚でき、かつ、この結果とし
て抑制中にPmusが変化することがあるから、この手法の
信頼度は患者の自覚さに逆に関連する。重要なVT可変性
の欠如が良く自覚していない患者で通常観察されるか
ら、VT可変性が小さい患者にこの手法を適用する際には
ある保証策がある。低い自覚性を持つ者とみなされてい
る患者にのみ実行されているやり方で、患者の自覚度の
評定を入力することをユーザー（付き添い人）に頼むこ
とにより、より一層の保証を得ることができる。
ダムなルーチンに従って、限られた体積範囲に入る。吸
気抑制行動に対する目標とされた息の最中にPAVベンチ
レーシヨン支援のレベルを低下または上昇させることに
よって、その範囲を拡張できる。吸気抑制が起きる充分
前に支援の変化を患者が知覚でき、かつ、この結果とし
て抑制中にPmusが変化することがあるから、この手法の
信頼度は患者の自覚さに逆に関連する。重要なVT可変性
の欠如が良く自覚していない患者で通常観察されるか
ら、VT可変性が小さい患者にこの手法を適用する際には
ある保証策がある。低い自覚性を持つ者とみなされてい
る患者にのみ実行されているやり方で、患者の自覚度の
評定を入力することをユーザー（付き添い人）に頼むこ
とにより、より一層の保証を得ることができる。
【００３６】 抑制中に、動作反応に対する最短待ち時間より前にPa
wが漸近線に接近するが、到達しない場合には（たとえ
ば、第２図のグラフＡ）、０と最短待ち時間の間の種々
の点（たとえば、吸気抑制の０ないし約300msec）にお
いてPawを測定し、かつ漸近線値を見積もるために非直
線関数を使用すると有用なことがある。しかし、そのよ
うな外挿は更に約200msecを超えて拡張することは好ま
しくなく、最初の約300msecの間にPawパターンが漸近線
へ向かう明らかな傾向を示す時、（たとえば、第２図）
にのみ適用すべきである。
wが漸近線に接近するが、到達しない場合には（たとえ
ば、第２図のグラフＡ）、０と最短待ち時間の間の種々
の点（たとえば、吸気抑制の０ないし約300msec）にお
いてPawを測定し、かつ漸近線値を見積もるために非直
線関数を使用すると有用なことがある。しかし、そのよ
うな外挿は更に約200msecを超えて拡張することは好ま
しくなく、最初の約300msecの間にPawパターンが漸近線
へ向かう明らかな傾向を示す時、（たとえば、第２図）
にのみ適用すべきである。
【００３７】 適当な数の観察が集まった後で、新しいデータ点を獲
得するにつれて古いデータ点を削除でき、その結果とし
て絶えず更新される圧力−体積関係となる。結果はグラ
フの形または数値の形で表示できる。グラフパターンの
いくつかの例を第３図に示す。全体のデータセツトは一
次関数に適合するかもしれない（第３図、グラフａ、
ｂ、ｃ）。逆に、データは高いVT範囲では相対的な強化
を示すことがあり、より低いVT範囲の直線範囲ではPEEP
まで、またはPEEPの上または下の圧力を外挿できる（第
３図、グラフｄ、ｅ、ｆ）。他のパターンも可能であ
る。そのような表示と、表示の数学的な対応物とによっ
て、絶えず更新される圧力−体積関係を包括的な評価を
行えるようにされる。
得するにつれて古いデータ点を削除でき、その結果とし
て絶えず更新される圧力−体積関係となる。結果はグラ
フの形または数値の形で表示できる。グラフパターンの
いくつかの例を第３図に示す。全体のデータセツトは一
次関数に適合するかもしれない（第３図、グラフａ、
ｂ、ｃ）。逆に、データは高いVT範囲では相対的な強化
を示すことがあり、より低いVT範囲の直線範囲ではPEEP
まで、またはPEEPの上または下の圧力を外挿できる（第
３図、グラフｄ、ｅ、ｆ）。他のパターンも可能であ
る。そのような表示と、表示の数学的な対応物とによっ
て、絶えず更新される圧力−体積関係を包括的な評価を
行えるようにされる。
【００３８】 本発明のやり方でテストされる患者の殆どでは、回帰
線を中心とするデータ点のばらつきは最小で許容できる
が、ある患者では、大きなばらつきが関係の勾配と遮断
とにおける信頼度を低下させる。これが起きると、抑制
のために選択された呼吸に先行するベンチレーシヨン変
数にしばしば関連づけられ、かつそれらは選択された呼
吸の開始時に体積を変化させるように作用する。他の場
合には、ばらつきは、吸気抑制のために選択された呼吸
の吸気時間の差に関連づけられる。これは、粘弾性行動
が顕著である患者で特に起きる．ばらつきが過大であれ
ば、選択された呼吸に先行する呼吸のベンチレーシヨン
変数（たとえば、１呼吸量、呼気時間、ベンチレーショ
ン等）および閉塞された呼吸の呼気時間とが共変数とし
て回帰方程式に含まれる。そのやり方はばらつきを常に
減少し、吸気中の種々の点で弾性減退のより信頼できる
見積もりを提供する。
線を中心とするデータ点のばらつきは最小で許容できる
が、ある患者では、大きなばらつきが関係の勾配と遮断
とにおける信頼度を低下させる。これが起きると、抑制
のために選択された呼吸に先行するベンチレーシヨン変
数にしばしば関連づけられ、かつそれらは選択された呼
吸の開始時に体積を変化させるように作用する。他の場
合には、ばらつきは、吸気抑制のために選択された呼吸
の吸気時間の差に関連づけられる。これは、粘弾性行動
が顕著である患者で特に起きる．ばらつきが過大であれ
ば、選択された呼吸に先行する呼吸のベンチレーシヨン
変数（たとえば、１呼吸量、呼気時間、ベンチレーショ
ン等）および閉塞された呼吸の呼気時間とが共変数とし
て回帰方程式に含まれる。そのやり方はばらつきを常に
減少し、吸気中の種々の点で弾性減退のより信頼できる
見積もりを提供する。
【００３９】 過大なばらつきの他の原因は誤りデータを含むことで
ある。そのような出力誤りデータは、たとえば、選択さ
れた呼吸の最中、または直前に、咳またはその他の異常
な生理現象が起きる場合に生ずることがある。それらの
誤り点は、ベンチレーシヨンされている特定の患者にお
いて設定された可変性の正常な範囲の明らかに外に選択
された呼吸がある間、またはそれの前の、流れのパター
ン、Paw、と体積との少なくとも一方を含むが、それに
限定されない、指定された基準を使用することによって
特定でき、かつ削除できる。
ある。そのような出力誤りデータは、たとえば、選択さ
れた呼吸の最中、または直前に、咳またはその他の異常
な生理現象が起きる場合に生ずることがある。それらの
誤り点は、ベンチレーシヨンされている特定の患者にお
いて設定された可変性の正常な範囲の明らかに外に選択
された呼吸がある間、またはそれの前の、流れのパター
ン、Paw、と体積との少なくとも一方を含むが、それに
限定されない、指定された基準を使用することによって
特定でき、かつ削除できる。
【００４０】 結果の解釈と、PAVベンチレーション・モードにおける
体積支援の設定のやり方： ｉ）PEEPより小さい平均Pholdを平均VTにより除して１
つのエラスタンス値（またはそれの逆数、コンプライア
ンス）を得る。体積支援VAを単一の値の希望の部分にセ
ツトできる。これは、Ｐ−Ｖ関係が一次で、PEEPに類似
する遮断（たとえば、第３図のパターンａ）を持つ場合
に、明らかに適切である。
体積支援の設定のやり方： ｉ）PEEPより小さい平均Pholdを平均VTにより除して１
つのエラスタンス値（またはそれの逆数、コンプライア
ンス）を得る。体積支援VAを単一の値の希望の部分にセ
ツトできる。これは、Ｐ−Ｖ関係が一次で、PEEPに類似
する遮断（たとえば、第３図のパターンａ）を持つ場合
に、明らかに適切である。
【００４１】 遮断が存在する場合にはこのやり方は理想的ではな
い。
い。
【００４２】 ii）PEEPより高いPaw遮断が存在する（たとえば、第３
図のパターンｂとｃ）ことは、動的な超膨脹（DH）、ま
たは低い体積範囲内の堅い吸気系（たとえば、腹部膨
満、非常に小さいFRC、気道閉塞..等）の存在を意味す
る。これら２つの可能性は容易には区別できない。この
場合にVAを得るために２つのやり方を使用できる。
図のパターンｂとｃ）ことは、動的な超膨脹（DH）、ま
たは低い体積範囲内の堅い吸気系（たとえば、腹部膨
満、非常に小さいFRC、気道閉塞..等）の存在を意味す
る。これら２つの可能性は容易には区別できない。この
場合にVAを得るために２つのやり方を使用できる。
【００４３】 ａ）VA＝Ｉ＋ｆ・V/S ここに、Ｉは圧力遮断とPEEPとの間の差、ＳはPV曲線の
直線部の勾配、Ｖは瞬時体積、およびｆは負荷を解除す
べき弾性負荷の一部である。
直線部の勾配、Ｖは瞬時体積、およびｆは負荷を解除す
べき弾性負荷の一部である。
【００４４】 ｂ）最も狭いデータ範囲がPEEPに連結され（第３図、破
線、パターンｂと、ｃ）,VAが、破線の外挿されたセグ
メントと、実際のデータから得られた回帰線とによって
定められる圧力−体積関係の一部（ユーザーによってセ
ツトされる）になる。実際のデータが上側VT範囲におけ
る強化を示す場合には、直線関数を上方へ延ばすことが
望ましいが、上側強化に適応する非直線関数を使用する
こともできる。
線、パターンｂと、ｃ）,VAが、破線の外挿されたセグ
メントと、実際のデータから得られた回帰線とによって
定められる圧力−体積関係の一部（ユーザーによってセ
ツトされる）になる。実際のデータが上側VT範囲におけ
る強化を示す場合には、直線関数を上方へ延ばすことが
望ましいが、上側強化に適応する非直線関数を使用する
こともできる。
【００４５】 iii）PEEPより低い遮断が存在することは、呼吸が受動F
RCより小さい体積から始まること、または全データセツ
トがＰ−Ｖ曲線の堅い上側範囲で得られることを意味 する。いずれの場合にも、最低の実際のデータ点をPEEP
に接続すること（第３図、破線、グラフｃとｆ）、およ
びVAが、破線の外挿されたセグメントと、実際のデータ
から得られた回帰線とによって定められる圧力体積関係
の希望の一部（ユーザーによってセツトされる）にな
る。
RCより小さい体積から始まること、または全データセツ
トがＰ−Ｖ曲線の堅い上側範囲で得られることを意味 する。いずれの場合にも、最低の実際のデータ点をPEEP
に接続すること（第３図、破線、グラフｃとｆ）、およ
びVAが、破線の外挿されたセグメントと、実際のデータ
から得られた回帰線とによって定められる圧力体積関係
の希望の一部（ユーザーによってセツトされる）にな
る。
【００４６】 iv）あらゆる場合に、適当な非直線関数を使用できる。 ２） 受動圧力−流量関係の自動決定のための手順（抵
抗特性）（発明の第２の態様） 機械的なベンチレーションでの自然な呼吸活動をする
患者における呼吸系の抵抗特性の評価が問題であって、
満足できる方法は現在存在しない。ベンチレーシヨンさ
れていない患者で使用されている標準的な方法に従って
食道圧力測定を用いて肺の抵抗値を測定することが可能
である。しかし、このやり方は侵入的であって、結果は
胸壁抵抗値を含まない。また、特に圧力−支持ベンチレ
ーション（PSV）モードと比例支援ベンチレーシヨン（P
AV）モードとにおいて、この技術を用いて圧力流量関係
を評価することは困難である。PAVベンチレーシヨンの
流量−支援利得のベンチレーション調整のためには、全
呼吸抵抗値（すなわち、肺抵抗値ばかりではない）を考
察することが必要で、非直線性をなるべく考慮に入れる
べきでもある。
抗特性）（発明の第２の態様） 機械的なベンチレーションでの自然な呼吸活動をする
患者における呼吸系の抵抗特性の評価が問題であって、
満足できる方法は現在存在しない。ベンチレーシヨンさ
れていない患者で使用されている標準的な方法に従って
食道圧力測定を用いて肺の抵抗値を測定することが可能
である。しかし、このやり方は侵入的であって、結果は
胸壁抵抗値を含まない。また、特に圧力−支持ベンチレ
ーション（PSV）モードと比例支援ベンチレーシヨン（P
AV）モードとにおいて、この技術を用いて圧力流量関係
を評価することは困難である。PAVベンチレーシヨンの
流量−支援利得のベンチレーション調整のためには、全
呼吸抵抗値（すなわち、肺抵抗値ばかりではない）を考
察することが必要で、非直線性をなるべく考慮に入れる
べきでもある。
【００４７】 制御ベンチレーションで患者に対して最初に導入され
た呼吸抑制技術が、支援モードにおいても用いられてお
り、かつ現在では最も一般的に用いられているやり方で
ある。しかし、このやり方は患者が体積−循環モードに
ある時にのみ可能であって、PSVまたはPAVには適用でき
ない。更に、体積−循環モードにおいてさえも最高流量
と零流量点との間の時間遅れに関連する諸問題が存在す
る。その時間遅れの長さは約250msecにできる。制御ベ
ンチレーシヨンでは、この遅れを修正できるが、支援流
量−循環ベンチレーシヨン中は可能ではない．その理由
は遅延期間中は患者の努力を容易に変更でき、それによ
ってこの方法の基本的な仮定が無効にされて誤差の多い
結果を生ずるからである。
た呼吸抑制技術が、支援モードにおいても用いられてお
り、かつ現在では最も一般的に用いられているやり方で
ある。しかし、このやり方は患者が体積−循環モードに
ある時にのみ可能であって、PSVまたはPAVには適用でき
ない。更に、体積−循環モードにおいてさえも最高流量
と零流量点との間の時間遅れに関連する諸問題が存在す
る。その時間遅れの長さは約250msecにできる。制御ベ
ンチレーシヨンでは、この遅れを修正できるが、支援流
量−循環ベンチレーシヨン中は可能ではない．その理由
は遅延期間中は患者の努力を容易に変更でき、それによ
ってこの方法の基本的な仮定が無効にされて誤差の多い
結果を生ずるからである。
【００４８】 ベンチレーションされていない人およびベンチレーシ
ヨンされている麻痺された動物において抵抗値を測定す
るために、振動技術が広範に使用されている。
ヨンされている麻痺された動物において抵抗値を測定す
るために、振動技術が広範に使用されている。
【００４９】 それらの技術を支援モードにおいて機械的にベンチレ
ーシヨンされている患者に適用することは、圧力−流量
関係と圧力−体積関係との非直線処理と、より遅い背景
変化を選別除去できるように高い振動数の振動を使用す
ることを必要とする、変化する背景流量、体積およびPm
usと、振動を比較的長時間加える必要性と、解析を一層
複雑にする関連する知覚問題とを含む、数多くの技術的
諸問題によって妨害されてきた。 発明のこの第２の態様に従って、本発明は革新的なや
り方を用いて上記諸問題を免れる。更に、それは非侵入
的である、すなわち、患者に追加の器具使用を要せず、
存在することがある任意の非直線性を含めて、動作範囲
内で全圧力−流量関係についての情報を提供し、かつ自
動化が容易である。このやり方は全ての形態の機械的ベ
ンチレーションに対して適当であるが、PAVベンチレー
ションの流量支援コンポーネントを調整するために使用
できる抵抗圧力−流量関係の絶えず更新される見積もり
を提供するために、PAVベンチレーションに使用するこ
とを主として意図するものである。
ーシヨンされている患者に適用することは、圧力−流量
関係と圧力−体積関係との非直線処理と、より遅い背景
変化を選別除去できるように高い振動数の振動を使用す
ることを必要とする、変化する背景流量、体積およびPm
usと、振動を比較的長時間加える必要性と、解析を一層
複雑にする関連する知覚問題とを含む、数多くの技術的
諸問題によって妨害されてきた。 発明のこの第２の態様に従って、本発明は革新的なや
り方を用いて上記諸問題を免れる。更に、それは非侵入
的である、すなわち、患者に追加の器具使用を要せず、
存在することがある任意の非直線性を含めて、動作範囲
内で全圧力−流量関係についての情報を提供し、かつ自
動化が容易である。このやり方は全ての形態の機械的ベ
ンチレーションに対して適当であるが、PAVベンチレー
ションの流量支援コンポーネントを調整するために使用
できる抵抗圧力−流量関係の絶えず更新される見積もり
を提供するために、PAVベンチレーションに使用するこ
とを主として意図するものである。
【００５０】 したがって、本発明の第２の態様に従う本発明の方法
の特徴は次のものを含む。
の特徴は次のものを含む。
【００５１】 ａ）吸気段階の進行中に短い機械的擾乱を加える。その
機械的擾乱は吸気段階の開始後の指定された時刻または
指定された流量の時に始まる。所与の呼吸ではただ１つ
の擾乱が加えられる（たとえば、第４図参照）。
機械的擾乱は吸気段階の開始後の指定された時刻または
指定された流量の時に始まる。所与の呼吸ではただ１つ
の擾乱が加えられる（たとえば、第４図参照）。
【００５２】 ｂ）それらの擾乱の結果の解析を、行動反応のための最
短待ち時間より短い期間（約250msec≧が好ましい）に
制限する。
短待ち時間より短い期間（約250msec≧が好ましい）に
制限する。
【００５３】 ｃ）少なくとも２種類の大きさと、少なくとも２種類の
極性との少なくとも一方を持つ（すなわち、異なる形態
の）擾乱を加える。乱されていない呼吸において遭遇す
る流量間に示されているようにまたがる擾乱中に、ある
流量範囲になる結果となるように振幅が選択される。し
たがって、流量がもともと高い時に擾乱を加えるべきで
あるとすると、２つ、またはそれ以上の振幅の負の擾乱
を選択でき、流量を零近くまで減少させるために（第４
図参照）最大の負の擾乱の振幅が選択される。あるい
は、流量が本来零に近い点で擾乱を与えるべきであると
すると、２つまたは３つの正の擾乱を最大に用いて、乱
されていない呼吸で観察される最大流量を近似する流量
となる結果となる。流量が中間である点で擾乱を加える
ものとすると、正の擾乱と負の擾乱とを混合したものを
用いて希望の流量範囲を得ることができる； ｄ）擾乱中に圧力（Paw）と、流量（V'）および体積
（Ｖ）を適当な間隔で測定し、結果を蓄積する； ｅ）選択された測定時刻における背景諸条件（たとえ
ば、吸気の開始におけるPmusまたは体積...等の差によ
る）におけるランダムな息毎の可変性の影響をなくすた
めに、擾乱の各タイプおよび各振幅の多数の決定から結
果の平均をとる。擾乱形態毎の適当な数の観察が得られ
ると、種々の擾乱形態のうちの平均圧力、平均流量およ
び平均体積の間の差を擾乱自体に確実に起因させること
ができ、種々の背景条件には起因させることができな
い。
極性との少なくとも一方を持つ（すなわち、異なる形態
の）擾乱を加える。乱されていない呼吸において遭遇す
る流量間に示されているようにまたがる擾乱中に、ある
流量範囲になる結果となるように振幅が選択される。し
たがって、流量がもともと高い時に擾乱を加えるべきで
あるとすると、２つ、またはそれ以上の振幅の負の擾乱
を選択でき、流量を零近くまで減少させるために（第４
図参照）最大の負の擾乱の振幅が選択される。あるい
は、流量が本来零に近い点で擾乱を与えるべきであると
すると、２つまたは３つの正の擾乱を最大に用いて、乱
されていない呼吸で観察される最大流量を近似する流量
となる結果となる。流量が中間である点で擾乱を加える
ものとすると、正の擾乱と負の擾乱とを混合したものを
用いて希望の流量範囲を得ることができる； ｄ）擾乱中に圧力（Paw）と、流量（V'）および体積
（Ｖ）を適当な間隔で測定し、結果を蓄積する； ｅ）選択された測定時刻における背景諸条件（たとえ
ば、吸気の開始におけるPmusまたは体積...等の差によ
る）におけるランダムな息毎の可変性の影響をなくすた
めに、擾乱の各タイプおよび各振幅の多数の決定から結
果の平均をとる。擾乱形態毎の適当な数の観察が得られ
ると、種々の擾乱形態のうちの平均圧力、平均流量およ
び平均体積の間の差を擾乱自体に確実に起因させること
ができ、種々の背景条件には起因させることができな
い。
【００５４】 ｆ）乱されない呼吸における圧力と、流量および体積
も、乱されている呼吸における測定（第４図）の時間と
同一または類似の時間間隔にわたって側定でき、かつ適
当な数のそのような観察も平均して追加のデータセツト
を提供して、非直線圧力−流量関係を定める。非直線行
動を定めるためには最低２種類の擾乱と、乱されていな
い呼吸からのデータを必要とする。あるいは、乱されて
いない呼吸からのデータを１つの追加の種類の擾乱で置
き換えることができる。
も、乱されている呼吸における測定（第４図）の時間と
同一または類似の時間間隔にわたって側定でき、かつ適
当な数のそのような観察も平均して追加のデータセツト
を提供して、非直線圧力−流量関係を定める。非直線行
動を定めるためには最低２種類の擾乱と、乱されていな
い呼吸からのデータを必要とする。あるいは、乱されて
いない呼吸からのデータを１つの追加の種類の擾乱で置
き換えることができる。
【００５５】 したがって、２つの異なる振幅の正の擾乱と負の擾
乱、または２つの異なる負の擾乱と１つの正の擾乱を使
用できる。他の順列が明らかに可能で、主な意図する結
果は、流量が広い範囲をカバーするような、少なくとも
３つの平均されたデータセツト（Paw、V'およびＶに対
して）を生ずることである。
乱、または２つの異なる負の擾乱と１つの正の擾乱を使
用できる。他の順列が明らかに可能で、主な意図する結
果は、流量が広い範囲をカバーするような、少なくとも
３つの平均されたデータセツト（Paw、V'およびＶに対
して）を生ずることである。
【００５６】 ｇ）種々のセツトの間の平均Pawにおける差は異なる流
量および異なる体積に関連づけられる。それらの結果の
セツトを標準的な数学方法で解いて抵抗値とエラスタン
スの値を生ずることができるが、エラスタンスの値は独
立に得ることが好ましく、それらの独立に決定されたエ
ラスタンス値を用いてデータセツト中のPawに対する体
積の差の効果を認める。その理由は、擾乱が比較的短い
性質のものであること、および流量の変化が比較的小さ
いことを考慮して、種々のデータセツトの中の体積の差
は典型的に比較的小さい（たとえば、第４図）。本発明
に従って集められたデータセツトから計算されたエラス
タンスは、小さいノイズが存在していると誤差を含むこ
とがある。
量および異なる体積に関連づけられる。それらの結果の
セツトを標準的な数学方法で解いて抵抗値とエラスタン
スの値を生ずることができるが、エラスタンスの値は独
立に得ることが好ましく、それらの独立に決定されたエ
ラスタンス値を用いてデータセツト中のPawに対する体
積の差の効果を認める。その理由は、擾乱が比較的短い
性質のものであること、および流量の変化が比較的小さ
いことを考慮して、種々のデータセツトの中の体積の差
は典型的に比較的小さい（たとえば、第４図）。本発明
に従って集められたデータセツトから計算されたエラス
タンスは、小さいノイズが存在していると誤差を含むこ
とがある。
【００５７】 弾性を測定するための手順（上の手順１）と抵抗性を
測定するための手順（上の手順２）は、同時に実行する
ことを意図するものであるから、手順１から得られたエ
ラスタンス値を用いて、データセツト中の体積の差に関
連させられている弾性圧力を見積もることができ、した
がって、流量の差に関連する圧力（Pres）に到着する。
したがって、 ▲Pres＝▲Paw−▲Ｖ・Ｅ ここに▲Pawは２つの観察セツトの間の平均Pawにおける
差、▲Ｖは２つのセツトの 間の体積における差、Ｅは手順１または他の適当な方法
から決定された増分エラスタンスである。そのようにし
て決定された▲Presの値は、２つのセツトの間の流量の
差に起因する．種々の流量範囲にわたる３つまたはそれ
以上のセツトが存在すると、標準数学技術を用いて、任
意の非直線性を含む、全関連する流量範囲にわたる圧力
−流量関係を精密に見積もることが可能である。
測定するための手順（上の手順２）は、同時に実行する
ことを意図するものであるから、手順１から得られたエ
ラスタンス値を用いて、データセツト中の体積の差に関
連させられている弾性圧力を見積もることができ、した
がって、流量の差に関連する圧力（Pres）に到着する。
したがって、 ▲Pres＝▲Paw−▲Ｖ・Ｅ ここに▲Pawは２つの観察セツトの間の平均Pawにおける
差、▲Ｖは２つのセツトの 間の体積における差、Ｅは手順１または他の適当な方法
から決定された増分エラスタンスである。そのようにし
て決定された▲Presの値は、２つのセツトの間の流量の
差に起因する．種々の流量範囲にわたる３つまたはそれ
以上のセツトが存在すると、標準数学技術を用いて、任
意の非直線性を含む、全関連する流量範囲にわたる圧力
−流量関係を精密に見積もることが可能である。
【００５８】 先行技術の諸問題を克服する、本発明のこの面に従う
手順の特定の特徴は次のものを含む： ａ）特定の時刻に擾乱を吸気段階に適用する。この特徴
は、いくつかの観察を平均した後で、擾乱中に測定され
た変数の間の差が、変化する背景条件にではなくて、擾
乱に関連づけられる。
手順の特定の特徴は次のものを含む： ａ）特定の時刻に擾乱を吸気段階に適用する。この特徴
は、いくつかの観察を平均した後で、擾乱中に測定され
た変数の間の差が、変化する背景条件にではなくて、擾
乱に関連づけられる。
【００５９】 ｂ）動作反応の待ち時間内の時間への解析の限定。この
特徴はそれらの反応の直面する影響を解消する。
特徴はそれらの反応の直面する影響を解消する。
【００６０】 ｃ）所与の呼吸にはただ１つの擾乱が加えられ、かつそ
れを加えるために約200ないし300msecの時間窓があるか
ら、抵抗値の周波数依存性が結果に大きく影響しないよ
うに、擾乱周波数内容を十分に低くできる。
れを加えるために約200ないし300msecの時間窓があるか
ら、抵抗値の周波数依存性が結果に大きく影響しないよ
うに、擾乱周波数内容を十分に低くできる。
【００６１】 ｄ）ただ１つの擾乱が所与の呼吸で行われ、擾乱がたま
に加えられるから、流量擾乱の振幅を比較的大きくでき
る。この特徴は、比較的長い期間にわたる繰り返し振動
が発生される従来の振動技術では可能ではない。流量擾
乱の比較的大きい振幅のために、関連する全範囲にわた
って圧力−流量関係を決定でき、しかも患者には不快感
をほとんどまたは全く味あわせない。
に加えられるから、流量擾乱の振幅を比較的大きくでき
る。この特徴は、比較的長い期間にわたる繰り返し振動
が発生される従来の振動技術では可能ではない。流量擾
乱の比較的大きい振幅のために、関連する全範囲にわた
って圧力−流量関係を決定でき、しかも患者には不快感
をほとんどまたは全く味あわせない。
【００６２】 したがって、本発明は従来の振動技術の全ての利点を
提供し、しかもこの臨床環境におけるそれの実現に関連
する諸困難を解消し、かつ非侵入のままであって、容易
に自動化され、広い流量範囲にわたって非線型行動を決
定できるようにするものである。
提供し、しかもこの臨床環境におけるそれの実現に関連
する諸困難を解消し、かつ非侵入のままであって、容易
に自動化され、広い流量範囲にわたって非線型行動を決
定できるようにするものである。
【００６３】 圧力−流量関係のための好適な手順 患者への吸気流量（V'）とそれの積分、体積（Ｖ）お
よび気道圧力（Paw）が、先行技術で記述されている標
準技術を用いて連続測定される。それらの測定は、ベン
チレータ内に存在する計器で実行でき、または外部の独
立装置に含ませることができる。信号がコンピュータに
供給される。それのデータ獲得性能は別にして、コンピ
ュータは、ベンチレータ制御装置で独立にインターフエ
ースすることにより、またはベンチレータの配管に取り
付けられている外部機械装置の出力を変更することによ
ってPawとV'との少なくとも一方を変更できる電気的指
令信号（パルス）を送り出すことができる。
よび気道圧力（Paw）が、先行技術で記述されている標
準技術を用いて連続測定される。それらの測定は、ベン
チレータ内に存在する計器で実行でき、または外部の独
立装置に含ませることができる。信号がコンピュータに
供給される。それのデータ獲得性能は別にして、コンピ
ュータは、ベンチレータ制御装置で独立にインターフエ
ースすることにより、またはベンチレータの配管に取り
付けられている外部機械装置の出力を変更することによ
ってPawとV'との少なくとも一方を変更できる電気的指
令信号（パルス）を送り出すことができる。
【００６４】 適当な解析アルゴリズムによって、コンピュータは吸
気の開始からの平均時間を決定する。吸気の開始時に
は、流量はそれの固有変動のほぼ中間範囲にある。
気の開始からの平均時間を決定する。吸気の開始時に
は、流量はそれの固有変動のほぼ中間範囲にある。
【００６５】 その後に、振幅が異なる一連の正の擾乱と負の擾乱が
続く。その擾乱の意図は、乱されない呼吸で通常到達す
るピークレベルの近くまで流量を増加させるために求め
られる正の出力「パルス」の振幅と、選択された時刻に
加えられたときに零近くまで流量を減少させるために求
められる負の出力「パルス」の振幅とを決定することで
ある。呼吸ごとに１個を超えない「パルス」が与えら
れ、好ましくは、いくつかの呼吸が任意の２つの擾乱を
分離すべきである。
続く。その擾乱の意図は、乱されない呼吸で通常到達す
るピークレベルの近くまで流量を増加させるために求め
られる正の出力「パルス」の振幅と、選択された時刻に
加えられたときに零近くまで流量を減少させるために求
められる負の出力「パルス」の振幅とを決定することで
ある。呼吸ごとに１個を超えない「パルス」が与えら
れ、好ましくは、いくつかの呼吸が任意の２つの擾乱を
分離すべきである。
【００６６】 データの収集は供給時に１回始まり、パルスの振幅が
決定される。自覚している患者の場合に予測反応を避け
るために無作為であることが好ましい間隔で、コンピュ
ータは吸気の開始から選択された「遅延」（第４図の
「遅延」）でパルスを送り出す（無作為な順序または所
定の順序の正または負）。擾乱の直前に、および擾乱の
期間中に適切な間隔で（たとえば、約200msec乃至約300
msecの間に約5msecまたは約10msec毎に）Paw値、V'値、
Ｖ値が標本化される。標本化はあらゆる種類の擾乱で吸
気中の同じタイミング（同じ時刻）に行われ、かついく
かの擾乱されていない呼吸では、吸気の開始からまたは
吸気中の同じタイミングに行われる（第４図の左側の呼
吸）。種々の値が蓄積され、変数（Paw、V'、Ｖ）およ
び擾乱の種類に従って分離される。
決定される。自覚している患者の場合に予測反応を避け
るために無作為であることが好ましい間隔で、コンピュ
ータは吸気の開始から選択された「遅延」（第４図の
「遅延」）でパルスを送り出す（無作為な順序または所
定の順序の正または負）。擾乱の直前に、および擾乱の
期間中に適切な間隔で（たとえば、約200msec乃至約300
msecの間に約5msecまたは約10msec毎に）Paw値、V'値、
Ｖ値が標本化される。標本化はあらゆる種類の擾乱で吸
気中の同じタイミング（同じ時刻）に行われ、かついく
かの擾乱されていない呼吸では、吸気の開始からまたは
吸気中の同じタイミングに行われる（第４図の左側の呼
吸）。種々の値が蓄積され、変数（Paw、V'、Ｖ）およ
び擾乱の種類に従って分離される。
【００６７】 新しい擾乱が行われるにつれて、より多くのデータが
表に加え合わされ、全部で３つの条件（乱されない、正
の擾乱、負の擾乱）に対してPaw、V'、Ｖの値が計算さ
れる。乱された呼吸と乱されない呼吸とにおいて選択さ
れた擾乱時刻の直前に得られたデータ点（第４図の線
「ａ」）を用いて、適切な数の観察が集められた時を定
めることができる。これは、乱された呼吸と乱されない
呼吸とにおいて得られたそれらの初期データ（第４図の
線「ａ」）に対する平均値が非常に類似して、集められ
た幾つかの標本によって、無作為な呼吸毎の可変性がア
ドレスされること、および３つのデータセツトが類似の
条件でスタートさせられることを指示する。
表に加え合わされ、全部で３つの条件（乱されない、正
の擾乱、負の擾乱）に対してPaw、V'、Ｖの値が計算さ
れる。乱された呼吸と乱されない呼吸とにおいて選択さ
れた擾乱時刻の直前に得られたデータ点（第４図の線
「ａ」）を用いて、適切な数の観察が集められた時を定
めることができる。これは、乱された呼吸と乱されない
呼吸とにおいて得られたそれらの初期データ（第４図の
線「ａ」）に対する平均値が非常に類似して、集められ
た幾つかの標本によって、無作為な呼吸毎の可変性がア
ドレスされること、および３つのデータセツトが類似の
条件でスタートさせられることを指示する。
【００６８】 この点で、正の擾乱された呼吸（＋）と、負の擾乱さ
れた呼吸（−）と、乱されていない呼吸（ｕ）とに関連
づけられている３つの平均値セツトがある。
れた呼吸（−）と、乱されていない呼吸（ｕ）とに関連
づけられている３つの平均値セツトがある。
【００６９】 それらの平均された結果から圧力−流量関係を取り出
すために各種の数学的手法を使用できる。１つの簡単な
やり方は、正の擾乱ではピーク流量またはそれに近い、
擾乱中の、単一の時刻、および負の擾乱では流量の最低
またはそれに近い、擾乱中の、単一の時刻を定めること
である（たとえば、第４図Ａの線「al」）。正の擾乱お
よび負の擾乱から、および乱されない呼吸から、得られ
た、この時刻におけるPaw、V'、Ｖデータをその 後で用いて、２つの増分抵抗値IR（＋）とIR（−）を計
算する、 IR（＋）=［Paw（＋）−Paw（ｕ）−▲Ｖ（＋）×Ｅ］/［V'（＋）−V'（ｕ）］ ここにPaw（＋）は正の擾乱中の平均Pawであり（第４図
の線「al」におけるように）、Paw（ｕ）は乱されてい
ない呼吸における同じ時刻での平均Pawであり、▲Ｖは
時刻al（第４図）に正パルスを有する呼吸と、同じ時刻
における乱されていない呼吸との間の平均体積の差、Ｅ
はエラスタンスを決定するための同時に動作する手順
（手順１）から決定された増分エラスタンス、V'（＋）
は正の擾乱を受けた呼吸の時刻（al）における平均流
量、V'（ｕ）は同じ時刻における乱されない呼吸におけ
る平均流量である。IR（＋）はV'（ｕ）とV'（＋）との
間の増分抵抗値である。
すために各種の数学的手法を使用できる。１つの簡単な
やり方は、正の擾乱ではピーク流量またはそれに近い、
擾乱中の、単一の時刻、および負の擾乱では流量の最低
またはそれに近い、擾乱中の、単一の時刻を定めること
である（たとえば、第４図Ａの線「al」）。正の擾乱お
よび負の擾乱から、および乱されない呼吸から、得られ
た、この時刻におけるPaw、V'、Ｖデータをその 後で用いて、２つの増分抵抗値IR（＋）とIR（−）を計
算する、 IR（＋）=［Paw（＋）−Paw（ｕ）−▲Ｖ（＋）×Ｅ］/［V'（＋）−V'（ｕ）］ ここにPaw（＋）は正の擾乱中の平均Pawであり（第４図
の線「al」におけるように）、Paw（ｕ）は乱されてい
ない呼吸における同じ時刻での平均Pawであり、▲Ｖは
時刻al（第４図）に正パルスを有する呼吸と、同じ時刻
における乱されていない呼吸との間の平均体積の差、Ｅ
はエラスタンスを決定するための同時に動作する手順
（手順１）から決定された増分エラスタンス、V'（＋）
は正の擾乱を受けた呼吸の時刻（al）における平均流
量、V'（ｕ）は同じ時刻における乱されない呼吸におけ
る平均流量である。IR（＋）はV'（ｕ）とV'（＋）との
間の増分抵抗値である。
【００７０】 同様に、負パルス（IR（−））に対する増分抵抗値を
計算できる： IR（−）=［Paw（ｕ）−Paw（−）−▲Ｖ（−）×Ｅ］/［V'（ｕ）−V'（−）］ ここにPaw（−）とV'（−）はそれぞれ負の擾乱の呼吸
の時刻「al」（第４図Ｂ）における平均PawおよびV'で
あり、▲Ｖ（−）は乱されていない呼吸と負の擾乱を受
けている呼吸との間の時刻alにおける平均体積の差であ
る。IR（＋）とIR（−）から、Rohrerの方程式（Prus＝
K1・V'＋K2・V'2）中の定数K1とK2を計算できる。した
がって、 K2＝［IR（＋）＋IR（−）］／［V'（＋）−V'（−）］ ここにK2は乱流に関連づけられた定数、および K1＝IR（＋）−K2［V'（＋）＋V'（ｕ）］ またはK1＝IR（−）−K2［V'（−）＋V'（ｕ）］ である。ここに、K1は層流に関連づけられた定数であ
る。
計算できる： IR（−）=［Paw（ｕ）−Paw（−）−▲Ｖ（−）×Ｅ］/［V'（ｕ）−V'（−）］ ここにPaw（−）とV'（−）はそれぞれ負の擾乱の呼吸
の時刻「al」（第４図Ｂ）における平均PawおよびV'で
あり、▲Ｖ（−）は乱されていない呼吸と負の擾乱を受
けている呼吸との間の時刻alにおける平均体積の差であ
る。IR（＋）とIR（−）から、Rohrerの方程式（Prus＝
K1・V'＋K2・V'2）中の定数K1とK2を計算できる。した
がって、 K2＝［IR（＋）＋IR（−）］／［V'（＋）−V'（−）］ ここにK2は乱流に関連づけられた定数、および K1＝IR（＋）−K2［V'（＋）＋V'（ｕ）］ またはK1＝IR（−）−K2［V'（−）＋V'（ｕ）］ である。ここに、K1は層流に関連づけられた定数であ
る。
【００７１】 実際には、適当な数の観察が集められ、K1とK2が計算
された後で、擾乱を加える頻度を減少できる。新しいデ
ータが加えられるにつれて古いデータを表から削除でき
るから、圧力−流量関係は絶えず更新される。機械的ベ
ンチレーション中の異なる時刻に得られたK1とK2との値
を蓄積して、圧力−流量関係における時間依存傾向を表
示できるようにできる。
された後で、擾乱を加える頻度を減少できる。新しいデ
ータが加えられるにつれて古いデータを表から削除でき
るから、圧力−流量関係は絶えず更新される。機械的ベ
ンチレーション中の異なる時刻に得られたK1とK2との値
を蓄積して、圧力−流量関係における時間依存傾向を表
示できるようにできる。
【００７２】 圧力−流量関係を確立するための上記好適な手順の変
更が可能である。それらは下記のものを含むが、それに
限定されるものではない。
更が可能である。それらは下記のものを含むが、それに
限定されるものではない。
【００７３】 ａ）擾乱を加える時刻は流量の中間範囲である必要はな
く、吸気中の任意の時刻にできる。擾乱の種類と振幅と
をそれに従って調整すべきである。
く、吸気中の任意の時刻にできる。擾乱の種類と振幅と
をそれに従って調整すべきである。
【００７４】 ｂ）擾乱は２回以上の選択した時刻に加えることができ
る。しかし、この場合には、擾乱を加えるために選択し
た各時刻毎に、データを、乱されていない呼吸から、ま
たは他の擾乱から集めなければならない。
る。しかし、この場合には、擾乱を加えるために選択し
た各時刻毎に、データを、乱されていない呼吸から、ま
たは他の擾乱から集めなければならない。
【００７５】 ｃ）明らかに３種類以上の擾乱を加えることができる。
これはK1とK2との値の信頼度を向上させるが、満足でき
る解に達するまでに、より長い時間を費やすであろう。
これはK1とK2との値の信頼度を向上させるが、満足でき
る解に達するまでに、より長い時間を費やすであろう。
【００７６】 ｄ）擾乱は動作反応の待ち時間以内で２相にできる。同
様に、この待ち時間期間中に２つ以上の２相擾乱を含ま
せることができる。これは、圧力−流量関係に到達する
ために擾乱させる必要がある呼吸の数を減少でき、その
結果は抵抗値の頻度依存性によって影響を受けることが
ある。
様に、この待ち時間期間中に２つ以上の２相擾乱を含ま
せることができる。これは、圧力−流量関係に到達する
ために擾乱させる必要がある呼吸の数を減少でき、その
結果は抵抗値の頻度依存性によって影響を受けることが
ある。
【００７７】 ｅ）乱されていない呼吸からのデータを省くことができ
る。しかし、その場合には、圧力流量関係における非直
線性の範囲を確立するために、最低３種類の擾乱を持つ
必要がある。
る。しかし、その場合には、圧力流量関係における非直
線性の範囲を確立するために、最低３種類の擾乱を持つ
必要がある。
【００７８】 ｆ）ベースライン（初期）値（第４図の線「ａ」で測定
された）が種々のデータセツトで等しくする前にIR値の
計算を実行できる。その場合には、擾乱中の平均値を調
整して初期条件の差を反映させる必要がある。
された）が種々のデータセツトで等しくする前にIR値の
計算を実行できる。その場合には、擾乱中の平均値を調
整して初期条件の差を反映させる必要がある。
【００７９】 ｇ）擾乱を起こさせる実際の方法は変更できる。いくつ
かの例が、過渡的正入力または過渡的負入力をベンチレ
ータの基本制御信号に加えることを含むことができる。
あるいは、特にPAVベンチレーシヨン・モードでは、流
量支援と体積支援との少なくとも一方の利得の過渡的変
更によって擾乱を発生できる。
かの例が、過渡的正入力または過渡的負入力をベンチレ
ータの基本制御信号に加えることを含むことができる。
あるいは、特にPAVベンチレーシヨン・モードでは、流
量支援と体積支援との少なくとも一方の利得の過渡的変
更によって擾乱を発生できる。
【００８０】 擾乱は、主ベンチレータとは独立で、配管に連結でき
る機械的装置によって発生することもできる。
る機械的装置によって発生することもできる。
【００８１】 ｈ）圧力流量関係を設定するために、平均データの代わ
りに個々の呼吸データを使用できる。しかし、これは結
果としての統計関数にかなりのノイズを含んで、信頼度
が低下することが予測される。 ｉ）データ解析の他の数学的方法を用いて、Rohrerの方
程式におけるK1とK2との値に達することができる。同様
に、この出願で説明した手順から集めたデータを、Rohr
erの方程式以外の数学的関数に適合させることができ
る。
りに個々の呼吸データを使用できる。しかし、これは結
果としての統計関数にかなりのノイズを含んで、信頼度
が低下することが予測される。 ｉ）データ解析の他の数学的方法を用いて、Rohrerの方
程式におけるK1とK2との値に達することができる。同様
に、この出願で説明した手順から集めたデータを、Rohr
erの方程式以外の数学的関数に適合させることができ
る。
【００８２】 ｊ）各擾乱中に多数の点からデータを標本化して蓄積す
ることは完全には必要でない．擾乱の開始に対して、標
本化時間が全ての種類の擾乱に対してほぼ同じであるな
らば、各擾乱中の１つまたは２つの時点に標本化が限定
されるものとすると、圧力−流量関係の見積もりを得る
ことができる。
ることは完全には必要でない．擾乱の開始に対して、標
本化時間が全ての種類の擾乱に対してほぼ同じであるな
らば、各擾乱中の１つまたは２つの時点に標本化が限定
されるものとすると、圧力−流量関係の見積もりを得る
ことができる。
【００８３】 受動圧力−体積関係と、受動圧力−流量関係とを確立
するための両方の手順（上の１と２）で、追加の修正
（アルゴリズム）を付加して、増分抵抗値の計算の前
に、または圧力追加関係の計算の前に、集められたデー
タから誤リデータ点を特定して削除できる。そのような
誤り点は、呼吸中または呼吸の前の、誤って加えられた
擾乱、咳の発生、またはその他の誤りの発生のために起
きることがある。そのような誤った性質は、ベンチレー
シヨンされている患者の多数の呼吸から設定されたウイ
ンドウ上の可変性範囲の明らかに外側である，解析に使
用する呼吸中に、Pawと、V'と、Ｖとの少なくとも１つ
のパターンを含むが、それに限定されない、指定された
基準に従って設定できる。
するための両方の手順（上の１と２）で、追加の修正
（アルゴリズム）を付加して、増分抵抗値の計算の前
に、または圧力追加関係の計算の前に、集められたデー
タから誤リデータ点を特定して削除できる。そのような
誤り点は、呼吸中または呼吸の前の、誤って加えられた
擾乱、咳の発生、またはその他の誤りの発生のために起
きることがある。そのような誤った性質は、ベンチレー
シヨンされている患者の多数の呼吸から設定されたウイ
ンドウ上の可変性範囲の明らかに外側である，解析に使
用する呼吸中に、Pawと、V'と、Ｖとの少なくとも１つ
のパターンを含むが、それに限定されない、指定された
基準に従って設定できる。
【００８４】 圧力−流量関係と圧力−体積関係における時間的な傾
向を調べることができるように、機械的なベンチレーシ
ヨンの最中の異なる時刻に得られたそれらの関係とパラ
メータを蓄積することが望ましい。
向を調べることができるように、機械的なベンチレーシ
ヨンの最中の異なる時刻に得られたそれらの関係とパラ
メータを蓄積することが望ましい。
【００８５】 発明の概要 この開示を要約すれば、本発明は受動弾性特性および
受動抵抗性を含む呼吸の機構を、支援ベンチレーシヨン
中に決定して、患者のベンチレーシヨンを改善するため
の手順を提供するものである。発明の範囲内での変更は
可能である。 ［図面の簡単な説明］
受動抵抗性を含む呼吸の機構を、支援ベンチレーシヨン
中に決定して、患者のベンチレーシヨンを改善するため
の手順を提供するものである。発明の範囲内での変更は
可能である。 ［図面の簡単な説明］
【図１】 第１図は何十年間にわたる呼吸制御研究において確立
された正常な呼吸サイクル中の呼吸モータ出力の典型的
なパターンを示す。
された正常な呼吸サイクル中の呼吸モータ出力の典型的
なパターンを示す。
【図２】 第２図はグラフＡ、ＢおよびＣを含み本発明の一実施
例に従ってここで実施する吸気抑制運動中の気道圧力
（Paw）（グラフＡ）、体積（グラフＢ）および流量
（グラフＣ）を示すグラフを含む。
例に従ってここで実施する吸気抑制運動中の気道圧力
（Paw）（グラフＡ）、体積（グラフＢ）および流量
（グラフＣ）を示すグラフを含む。
【図３】 第３図は、グラフａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅおよびｆを含
み、ここで行った一連に観察の集まりに対するPholdとV
Tのグラフ関係を示す。
み、ここで行った一連に観察の集まりに対するPholdとV
Tのグラフ関係を示す。
【図４】 第４図は、グラフＡとＢを含み本発明の他の実施例に
従って、正に乱された呼吸についてのPaw、流量および
体積の曲線と、負に乱された呼吸についてのPaw、流量
および体積の曲線とを示す。
従って、正に乱された呼吸についてのPaw、流量および
体積の曲線と、負に乱された呼吸についてのPaw、流量
および体積の曲線とを示す。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特表 平６−503484（ＪＰ，Ａ) 米国特許5107830（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61M 16/00 328
Claims (18)
- 【請求項１】機械的なベンチレーシヨン支持を受けてい
る患者の呼吸系の受動圧力−体積関係を見積もり、それ
により支援ベンチレーションモードである自然な呼吸活
動を発生させる比例支援ベンチレーション使用における
比例支援ベンチレーション・モード（PAV）の体積−支
援コンポーネントの選択を誘導する装置であって、 ａ）比例支援ベンチレーシヨンの体積に関連する支援コ
ンポーネントおよび流量に関連する支援コンポーネント
を最初に調整するために、実験によって得たエラスタン
ス値および抵抗値または他の従来の方法によって決定さ
れたエラスタンス値および抵抗値を用いて、ベンチレー
タを比例支援ベンチレーション・モードに設定する手段
と、 ｂ）気道圧力（Paw）と患者への流量（V'）および患者
の肺容量である体積（Ｖ）をモニタする手段と、 ｃ）選択された呼吸において流量を、ベンチレーシヨン
の吸気段階の終了を超える期間、零またはほぼ零に保持
する手段と、 ｄ）吸気抑制の開始からできるだけ離れているが、行動
呼気反応の待ち時間より早い点でPawを測定してPholdを
提供する手段と、 ｅ）吸気抑制段階の間に選択された呼吸の１呼吸量
（VT）を測定する手段と、 ｆ）前記選択された呼吸においてPholdとVTの間の関係
を設定して、比例支援ベンチレーション中に遭遇するVT
範囲にわたって圧力体積関係を提供して、比例支援ベン
チレーシヨンのための体積に関連する支援の以後の調整
を行えることができるようにする手段と、 を含む、比例支援ベンチレーションの受動圧力−体積関
係見積もり装置。 - 【請求項２】吸気抑制の開始と行動応答に対する待ち時
間との間の間隔で測定した多数のPaw値の漸近線に対し
て非直線外挿を行う手段を含む請求の範囲１に記載の装
置。 - 【請求項３】前記関係の多数の回帰解析内のこの関係を
理論的に偏向できるフアクタを含むことによってVTとP
holdとの間の直線適合または非直線適合のまわりのばら
つきを最小にする手段を含む請求の範囲１または２に記
載の装置。 - 【請求項４】選択した呼吸の吸入抑制と吸入時間との少
なくとも一方について選択された呼吸より先行する間隔
内のベンチレーション、VT、呼気時刻、呼気流量および
呼気Pawから前記フアクタが選択される請求の範囲３に
記載の装置。 - 【請求項５】選択された呼吸中のPAVにおける体積支援
の利得を過渡的に高くし、または過渡的に低くし、VTに
おいて過渡的に増加または減少してVTとPholdとの間の
関係を決定する範囲であるVTの範囲を拡張する請求の範
囲１乃至３のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項６】機械的なベンチレーシヨン支持を受けてい
る患者の呼吸系の受動圧力−体積関係を見積もり、それ
により支援ベンチレーションモードである自然な呼吸活
動を発生させる比例支援ベンチレーション使用における
比例支援ベンチレーション・モード（PAV）の体積−支
援コンポーネントの選択を誘導する装置であって、 ａ）比例支援ベンチレーシヨンの体積に関連する支援コ
ンポーネントおよび流量に関連する支援コンポーネント
を最初に調整するために、実験によって得たエラスタン
ス値および抵抗値または他の従来の方法によって決定さ
れたエラスタンス値および抵抗値を用いて、ベンチレー
タを比例支援ベンチレーシヨン・モードに設定する手段
と、 ｂ）気道圧力（Paw）と患者への流量（V'）および体積
（Ｖ）をモニタする手段と、 ｃ）選択した呼吸の吸気段階中の所定の時刻に起きる、
圧力と、流量と、体積との少なくとも２種類の形態の短
い擾乱を前記選択した呼吸に加える手段と、 ｄ）行動反応の待ち時間より短い擾乱中の所定の時刻に
Paw、流量（V'）および体積（Ｖ）を決定する手段と、 ｅ）乱されていない呼吸において、ステツプｄ）におい
て用いた時刻に類似する時刻にPaw、V'およびＶを決定
する手段と、 ｆ）複数の擾乱の各形態および乱されていない息の各形
態との結果の平均を求める手段と、 ｇ）種々の擾乱形態からと、乱されていない呼吸とから
得られたPaw、V'およびＶの平均値を利用して、圧力−
流量関係を提供し、比例支援ベンチレーシヨンのための
流量に関連する支援を以後に調整できるようにする手段
と、 を含む、比例支援ベンチレーションの受動圧力−体積関
係見積もり装置。 - 【請求項７】乱されていない呼吸における観察を擾乱の
１つの追加の形態で置換する請求の範囲６に記載の装
置。 - 【請求項８】特定の時刻ではなくて特定の流量に達した
時に擾乱を吸気に加える請求の範囲６または７に記載の
装置。 - 【請求項９】圧力流量関係の決定が、擾乱されている呼
吸の個々の呼吸値と乱されていない呼吸の個々の呼吸値
との平均から得た値ではなくて、種々の形態の擾乱内の
個々の呼吸値の間の差を基にする請求の範囲６乃至８の
いずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１０】過渡擾乱を生ずる前記手段は、PAVベン
チレーシヨン・モードにおけるベンチレータ出力を制御
するコマンド信号を、PAVベンチレーシヨン・モードの
流量に関連する支援の値および体積に関連する支援の値
を変更することなく、指定された量だけ、・指定された
時間の間故意に増加または減少することによって、過渡
的擾乱を発生する手段を備える請求の範囲６乃至９のい
ずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１１】過渡擾乱を加える前記手段は、PAVベン
チレーシヨン・モードの流量に関連する支援利得と体積
に関連する支援利得との少なくともいずれか一方を過渡
的に変化させる手段を備える請求の範囲６乃至10のいず
れか１項に記載の装置。 - 【請求項１２】PAV中ではなくて、体積循環ベンチレー
ション中に加えられた時に、指定された過渡状態に対す
る指定された流量を、進行中のプログラムされた流れの
コマンドルーチンに加えることと、そのルーチンから差
し引くこととの少なくともいずれか一方を行う請求の範
囲６乃至11のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１３】PAVおよび体積循環支援以外の、連続正
気道圧（CPAP）モードと、圧力支持ベンチレーシヨン
（PSV）または気道圧力解放ベンチレーシヨン（APRV）
を含む、ベンチレーション・モード中に加えられると、
それによって、正の過渡状態と負の過渡状態との少なく
ともいずれか一方を関連するモードの通常の制御信号に
重畳することによって擾乱が発生される請求の範囲６乃
至12のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１４】誤ったデータ点を、VTとPholdとの間の
関係、または圧力と流量との間の関係、 の解析から解消する手段を含み、その誤り性質を、解析
に用いた呼吸中の、または前記擾乱に先行し、かつベン
チレーシヨンされている患者に多数の呼吸から設定され
た通常の範囲の外にある呼吸中のPawのパターンと、V'
のパターンと、Ｖのパターンとの少なくとも１項を含む
指定された規準に従って設定する請求の範囲１乃至13の
いずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１５】圧力−体積関係と圧力流量関係を実際の
観察範囲を超えて外挿する手段を含む請求の範囲１乃至
14のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１６】圧力−体積関係と圧力流量関係を連続更
新するために、新しいデータ点が集められるにつれて古
いデータ点を捨てる手段を含む請求の範囲１乃至15のい
ずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１７】所与の患者の機械的ベンチレーシヨンの
最中の種々の時刻に計算された圧力−体積関係と圧力流
量関係を蓄積する手段と、そのような関係における時間
に関連する傾向の蓄積数値を提供して表示する手段とを
含む請求の範囲１乃至16のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１８】見積もった値を基にして、比例支援ベン
チレーションの体積支援利得と流量支援利得との少なく
とも一方を自動的に調整するための手段を含む請求の範
囲１乃至17のいずれか１項に記載の装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GBGB9525994.1A GB9525994D0 (en) | 1995-12-20 | 1995-12-20 | Improvements in delivery of assist modes of mechanical ventilation |
| GB9525994.1 | 1995-12-20 | ||
| PCT/CA1996/000866 WO1997022377A1 (en) | 1995-12-20 | 1996-12-20 | Device for the determination of at least two parameters of a patient's respiratory system and method therefor |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11502755A JPH11502755A (ja) | 1999-03-09 |
| JP3320422B2 true JP3320422B2 (ja) | 2002-09-03 |
Family
ID=10785716
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP52238397A Expired - Lifetime JP3320422B2 (ja) | 1995-12-20 | 1996-12-20 | 患者の呼吸気系の少なくとも２つのパラメータを決定する装置 |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (2) | EP0871509B1 (ja) |
| JP (1) | JP3320422B2 (ja) |
| AT (1) | ATE337815T1 (ja) |
| AU (1) | AU1090897A (ja) |
| CA (1) | CA2240733C (ja) |
| DE (1) | DE69636501T2 (ja) |
| GB (1) | GB9525994D0 (ja) |
| WO (1) | WO1997022377A1 (ja) |
Families Citing this family (24)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AUPO247496A0 (en) | 1996-09-23 | 1996-10-17 | Resmed Limited | Assisted ventilation to match patient respiratory need |
| AUPP026997A0 (en) | 1997-11-07 | 1997-12-04 | Resmed Limited | Administration of cpap treatment pressure in presence of apnea |
| CA2239673A1 (en) | 1998-06-04 | 1999-12-04 | Christer Sinderby | Automatic adjustment of applied levels of ventilatory support and extrinsic peep by closed-loop control of neuro-ventilatory efficiency |
| US6257234B1 (en) * | 1998-08-21 | 2001-07-10 | Respironics, Inc. | Apparatus and method for determining respiratory mechanics of a patient and for controlling a ventilator based thereon |
| SE9802827D0 (sv) | 1998-08-25 | 1998-08-25 | Siemens Elema Ab | Ventilator |
| DE19849571B4 (de) * | 1998-10-27 | 2004-12-02 | Map Medizin-Technologie Gmbh | Beatmungsgerät zur Zufuhr eines Atemgases zu einem Patienten unter einem auf den Patienten abgestimmten Behandlungsdruck |
| US6962155B1 (en) | 1999-07-30 | 2005-11-08 | Universite De Montreal | Target drive ventilation gain controller and method |
| AU2001254562A1 (en) * | 2000-04-26 | 2001-11-12 | The University Of Manitoba | Method and apparatus for determining respiratory system resistance during assisted ventilation |
| CZ303139B6 (cs) | 2001-04-09 | 2012-04-25 | Tibotec Pharmaceuticals Ltd. | 2-(substituovaný amino)-benzoxazolsulfonamidový derivát, farmaceutická kompozice s jeho obsahem a zpusob in vitro inhibice retrovirové replikace |
| EP1455877B1 (en) * | 2001-10-30 | 2008-08-13 | Hamilton Medical AG | Pressure-volume curve monitoring device |
| DE10217762C1 (de) * | 2002-04-20 | 2003-04-10 | Draeger Medical Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung der Atemgasversorgung |
| WO2004080516A1 (en) * | 2003-03-14 | 2004-09-23 | Yrt Limited | Improved synchrony between end of ventilator cycles and end of patient efforts during assisted ventilation |
| DE202004000848U1 (de) * | 2004-01-20 | 2004-04-08 | Hoffrichter, Helmut | Vorrichtung zur Messung des oszillatorischen Atemwegswiderstandes |
| EP3245949A1 (en) * | 2006-01-19 | 2017-11-22 | Maquet Critical Care AB | Method and system for determining dynamically respiratory features in spontaneously breathing pateints receiving mechanical ventilatory assist |
| US20070272241A1 (en) * | 2006-05-12 | 2007-11-29 | Sanborn Warren G | System and Method for Scheduling Pause Maneuvers Used for Estimating Elastance and/or Resistance During Breathing |
| DE102007062214C5 (de) | 2007-12-21 | 2017-12-21 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems sowie zugehörige Beatmungsvorrichtung |
| EP2375977B1 (en) * | 2009-01-14 | 2014-12-24 | St. Michael's Hospital | Detection of dynamic hyperinflation in spontaneously breathing mechanically ventilated patients |
| DE102009023965A1 (de) | 2009-06-05 | 2010-10-14 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Beatmungsvorrichtung mit einer selbsttätig gesteuerten druckunterstützenden Beatmung |
| US8701665B2 (en) * | 2009-07-25 | 2014-04-22 | Fleur T Tehrani | Automatic control system for mechanical ventilation for active or passive subjects |
| RU2626113C2 (ru) | 2011-11-07 | 2017-07-21 | Конинклейке Филипс Н.В. | Автоматическая регулировка синхронности с пациентом для неинвазионной вентиляции легких |
| WO2016128846A1 (en) * | 2015-02-12 | 2016-08-18 | Koninklijke Philips N.V. | Simultaneous estimation of respiratory parameters by regional fitting of respiratory parameters |
| RU2737295C2 (ru) * | 2016-02-18 | 2020-11-26 | Конинклейке Филипс Н.В. | Аппарат для механической искусственной вентиляции легких и мониторинга дыхания |
| CN109803708B (zh) | 2016-10-07 | 2022-03-01 | 皇家飞利浦有限公司 | 呼吸设备和通气机设备 |
| DE102020133460A1 (de) | 2020-01-07 | 2021-07-08 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Verfahren und Signalverarbeitungseinheit zur Ermittlung eines pneumatischen Maßes unter Verwendung eines lungenmechanischen Modells und eines Verlaufsmodells |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3871371A (en) * | 1972-12-11 | 1975-03-18 | Puritan Bennett Corp | Respiration supply and control |
| DE3021326A1 (de) * | 1980-06-06 | 1981-12-17 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Einrichtung zur messung von mindestens zwei pneumatischen lungenparametern und messverfahren hierzu |
| US4351344A (en) * | 1980-11-13 | 1982-09-28 | Bio-Med Devices, Inc. | Method and apparatus for monitoring lung compliance |
| GB8704104D0 (en) * | 1987-02-21 | 1987-03-25 | Manitoba University Of | Respiratory system load apparatus |
| US5134995A (en) * | 1989-05-19 | 1992-08-04 | Puritan-Bennett Corporation | Inspiratory airway pressure system with admittance determining apparatus and method |
| DE4038871A1 (de) * | 1990-12-03 | 1992-06-04 | Peter Dr Sc Techn Schaller | Steuerung fuer ein beatmungsgeraet |
| US5318038A (en) * | 1993-01-19 | 1994-06-07 | Trustees Of Boston University | Infant respiratory impedance measuring apparatus and methods using forced oscillations |
-
1995
- 1995-12-20 GB GBGB9525994.1A patent/GB9525994D0/en active Pending
-
1996
- 1996-12-20 AU AU10908/97A patent/AU1090897A/en not_active Abandoned
- 1996-12-20 AT AT96941560T patent/ATE337815T1/de not_active IP Right Cessation
- 1996-12-20 DE DE69636501T patent/DE69636501T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1996-12-20 WO PCT/CA1996/000866 patent/WO1997022377A1/en active IP Right Grant
- 1996-12-20 EP EP96941560A patent/EP0871509B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-12-20 CA CA002240733A patent/CA2240733C/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-12-20 EP EP06017981A patent/EP1752187A3/en not_active Withdrawn
- 1996-12-20 JP JP52238397A patent/JP3320422B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69636501T2 (de) | 2007-05-03 |
| ATE337815T1 (de) | 2006-09-15 |
| WO1997022377A1 (en) | 1997-06-26 |
| JPH11502755A (ja) | 1999-03-09 |
| EP0871509B1 (en) | 2006-08-30 |
| CA2240733A1 (en) | 1997-06-26 |
| CA2240733C (en) | 2006-07-04 |
| EP0871509A1 (en) | 1998-10-21 |
| EP1752187A3 (en) | 2009-04-01 |
| GB9525994D0 (en) | 1996-02-21 |
| EP1752187A2 (en) | 2007-02-14 |
| AU1090897A (en) | 1997-07-14 |
| DE69636501D1 (de) | 2006-10-12 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3320422B2 (ja) | 患者の呼吸気系の少なくとも２つのパラメータを決定する装置 | |
| US5884622A (en) | Automatic determination of passive elastic and resistive properties of the respiratory system during assisted mechanical ventilation | |
| EP1515767B1 (en) | Device for monitoring and improving patient-ventilator interaction | |
| EP1276531B1 (en) | Method and apparatus for determining respiratory system resistance during assisted ventilation | |
| US7819815B2 (en) | Synchrony between end of ventilator cycles and end of patient efforts during assisted ventilation | |
| US8920333B2 (en) | Method and device for generating of a signal that reflects respiratory efforts in patients on ventilatory support | |
| JP4613213B2 (ja) | 被験者の呼吸器官の生体力学的動作を監視し、生体力学的動作に基づいて人工呼吸器を制御する装置 | |
| US6709405B2 (en) | Breathing apparatus and method for operation thereof for examining pulmonary mechanics of a respiratory system | |
| YOUNES et al. | A method for noninvasive determination of inspiratory resistance during proportional assist ventilation | |
| EP2608832B1 (en) | Adaptive cycling for respiratory treatment apparatus | |
| US20130025596A1 (en) | Methods and systems for model-based transformed proportional assist ventilation | |
| JP2015213779A (ja) | 睡眠時呼吸障害の適応性のある圧力治療のための方法及び装置 | |
| US11738161B2 (en) | System and method for adaptive scheduling of pause maneuvers used for estimation of compliance and/or resistance during mechanical ventilation | |
| JP4276948B2 (ja) | 圧力−容積曲線モニタリング装置 | |
| CA2519041C (en) | Improved synchrony between end of ventilator cycles and end of patient efforts during assisted ventilation | |
| Aittokallio et al. | Prediction of inspiratory flow shapes during sleep with a mathematic model of upper airway forces |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080621 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090621 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100621 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100621 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110621 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110621 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120621 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120621 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130621 Year of fee payment: 11 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |