JP5264506B2 - 機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者の呼吸特性を動的に決定するデバイス - Google Patents

Description

本発明は、機械的な呼吸補助（ventilatory assist）に関する。より具体的には、本発明は、機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者の呼吸特性を動的に決定する方法およびシステムに関するが、それに限定されるわけではない。

はじめに、どのように吸気が生じ、どのように呼吸補助が肺の拡張に影響を及ぼすかを簡単に説明する。

吸気を行った肺の体積、または肺の膨張は、経肺圧Ｐ_ＴＲと呼ばれる肺を膨らませる圧力、および肺のエラスタンスおよび抵抗などの肺の機械的特性によって決定される。Ｐ_ＴＲは、呼吸筋によって生じ、外方向への作用によって肺を拡張するように働く。呼吸不全では、負荷の増加または吸気筋の弱さによって、肺を適切に換気するのが不能になり、換気が不十分になる。自発呼吸患者では、機械的な換気（人工呼吸）を加えることが、増加した吸気の負荷を克服するために（弱いと推定される）呼吸筋を補助するために使用される。呼吸補助のレベルは、現在、適切な血液ガスを再生することに主に的を絞り、むしろ任意に決定される。自発呼吸患者では、呼吸補助レベルは適切な換気が実施できることを確実にするために十分に高くなければならないが、これは吸気筋の廃用性萎縮を生じるので、あまりにも高いレベルの呼吸補助を避けなければならない。現在、呼吸補助レベルが適切であることを監視し、確実にするために利用できる方法は全くない。

時間（補助の誘発および終了）および空間（補助の大きさ）の両方で、患者の神経の労力に応答するベンチレータである、神経によって制御されたベンチレータを使用して（「Method and Device responsive to Myoelectrical Activity for Triggering Ventilatory Support」という名称の２００３年７月８日にSinderby等に付与された特許文献１に開示されるように）、呼吸補助が患者の労力に独自に同調され、機械的なベンチレータを、脳の呼吸中枢および神経呼吸フィードバックシステムの影響の下で追加の人工の吸気の吸気筋とみなすことができる。そのようなシステムを神経的に一体化した場合、補助または換気をあまり高い値に設定することができない。その結果、システムは、筋肉を減負荷し（unload）、患者の呼吸中枢に好ましいレベルに換気を改善できる。しかし、神経的に制御されたベンチレータシステムは、患者の過剰な補助に抵抗する。したがって、筋肉の減負荷は、慣性、弾性、および抵抗性の負荷によってのみ行われる。（「時間および空間で神経的に制御されない」）従来のシステムとは異なり、化学感覚器官の影響により、呼吸の駆動および呼吸筋の活動が常に持続するように、非常に低い呼吸の周波数または無呼吸に過換気させることは不可能である（非特許文献１）。

不健康な肺では、気嚢の一部がつぶれる可能性があり、これらのつぶれた嚢では、ガスがそこに入りまたはそこから出ることができず、したがってつぶれた気嚢によってガス交換が妨げられ、この場合、適切な血液の酸素化を行うために、ベンチレータが、より高い濃度の酸素を供給することを意味する。また、ベンチレータは、気道（airways）を回復し、または開放して維持するために、呼気終端陽圧（ＰＥＥＰ）を供給することができる。

肺の膨張プロセスの間、経肺圧Ｐ_ＴＲを増加させることによって、つぶれた気嚢は開き始める。つぶれた気嚢が開き始めると、それらは回復したとすることができ、回復が起こる圧力は臨界開放圧力（critical opening pressure）と呼ばれている。しかし、経肺圧Ｐ_ＴＲを増加させ続けると、過膨張を招き、それが肺組織に傷害を生じ、肺からの空気の漏洩が起こる可能性があるので、患者に対して危険であるおそれがある。

さらに、膨張不足も、回復した気嚢が臨界閉鎖圧力（critical closing pressure）と呼ばれる圧力の閾値で回復が解消される場合の、アテレクターゼなどの問題を生じる可能性がある。したがって、機械的なベンチレータによってもたらされる適切な圧力が過膨張および膨張不足の閾値の中に収まる必要がある。「Ventilator Pressure Optimization Method and Apparatus」という名称の１９９９年８月１７日にAlex Stenzlerに付与された特許文献２では、換気圧力を制御する方法および装置が開示されている。圧力を漸増させることにより、肺の体積が測定され、次いで直前の体積の測定値と比較される。以前の値と比較して肺の体積の増加が２０％より多い場合、臨界開放圧力に達する。したがって、換気装置は圧力を増加させるのをやめる。臨界閉鎖圧力を測定するためには、肺の圧力は漸減し、それぞれの漸減において、肺の体積が測定され、次いで直前の値と比較される。２０％より多くの体積の変化が観測された場合、臨界閉鎖圧力に達したことを意味する。機械的な呼吸補助の機械は、圧力を低下させるのをやめる。この方法は、静圧を測定するために、非常にゆっくりとした膨張に依存する欠点を生じる。

「A Method for Examining Pulmonary Mechanics and a Breathing Apparatus System」という名称のJ. Bjornによる２００３年３月２６日に公開された特許文献３では、呼吸システムで肺の力学を試験する方法および装置が開示されている。より詳細には、装置は呼吸システムを通って流れるガスの流れ、体積、および圧力を決定する。さらに、装置は測定された／決定された、流れ、体積、および圧力を、オペレータによって設定された基準値と比較し、次いで装置にしたがって調整するエラー信号を生成する。この方法は、自発的に呼吸していない患者の振動に依存する。

C.Sinderbyによる、「Target Drive Ventilation Gain Controller and Method」という名称の２００２年５月１５日に公開された特許文献４では、患者の真に必要なものを表す、患者の呼吸駆動に関連する吸気補助の度合いを調整するデバイスが開示されている。このデバイスは、呼吸駆動を表す信号を第１に検出し、次いでこの信号を目標の駆動と比較し、最後に肺のベンチレータを呼吸駆動に関連して制御するために、肺のベンチレータの制御器の利得を調整する。しかし、吸気の比例圧力補助の換気（inspiratory proportional pressure assist ventilation）を制御するそのような方法は、エラスタンスおよび抵抗などの肺の力学的な知識を全く必要としない。

したがって、これまで、ベンチレータの補助を制御する呼吸の神経的な駆動を使用する肺の力学の動的な測定は全く提示されていない。
米国特許第６５８８４２３号明細書 米国特許第５９３７８５４号明細書 欧州特許出願公開第１２９５６２０号明細書 欧州特許出願公開第１２０４４３９号明細書 米国特許第５６７１７５２号明細書 米国特許第５８２０５６０号明細書 Sinderby等によるChest 2007 In Press

したがって、本発明の目的は、機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者の呼吸特性を動的に決定する方法およびデバイスを提供することである。

より具体的には、本発明によれば、機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者の呼吸特性を動的に決定する方法が提供される。この方法は、患者に対する機械的な呼吸補助のレベルを変更する段階と、気道圧力を測定する段階と、その測定された気道圧力の勾配の変化を検出する段階と、気道圧力の勾配の変化を検出する際に測定された気道圧力に基づいて呼吸特性を決定する段階とを含む。

本発明はさらに、機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者の呼吸特性を動的に決定する方法に関する。この方法は、患者に対する機械的な呼吸補助のレベルを変更する段階と、患者の呼吸の神経的な駆動を測定する段階と、測定された呼吸の神経的な駆動の最低のレベルを検出する段階と、呼吸の神経的な駆動の検出された最低のレベルに基づいて呼吸特性を決定する段階とを含む。

本発明はまた、機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者の呼吸特性を動的に決定するデバイスに関する。このデバイスは、患者に対する機械的な呼吸補助を適用するベンチレータと、患者に対する機械的な呼吸補助のレベルを変更するためのベンチレータの制御装置と、気道圧力を測定し、その測定された気道圧力の勾配の変化を検出するための気道圧力の検出器と、測定された気道圧力の勾配の変化を検出する際に測定された気道圧力に基づいて呼吸特性を決定するために気道圧力の検出器に連結された計算機とを備える。

本発明はさらに、機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者の呼吸特性を決定するデバイスに関する。このデバイスは、患者に対して機械的な呼吸補助を適用するベンチレータと、患者に対する機械的な呼吸補助のレベルを変更するためのベンチレータの制御装置と、呼吸の神経的な駆動を測定し、その測定された呼吸の神経的な駆動の最低のレベルを検出するための呼吸の神経的な駆動の検出器と、呼吸の神経的な駆動の検出された最低のレベルに基づいて呼吸特性を決定する計算機とを備える。

本発明の上記およびその他の目的、利点、および特徴は、添付の図面を参照して例としてのみ与えられた、その例示の実施形態の以下の限定的でない説明を読めば、より明らかになる。

一般的に言って、機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者において、以下の説明は、
患者の呼吸の要求を満たす呼吸の補助の減負荷を達成するのに必要なレベルから、１００％の呼吸筋の機械的な減負荷を示すレベルへ、呼吸の補助の適用可能なレベルの範囲の決定に対応する呼吸を減負荷する生理学的な決定、
呼吸の肺の力学の決定、
呼吸の力学の最も障害の少ないレベルに関連付けられた呼気終端陽圧（ＰＥＥＰ）のレベルの決定、
呼吸駆動の定量化、および呼吸駆動の化学的／習慣的駆動（chemical/habitual drive）と負荷関連駆動（load related drive）への区分、
に関する、本発明の限定的でない例示の実施形態に関連する。

さらに、本発明によるこの限定的でない例示の実施形態は、たとえば、吸気活動または労力に比例した圧力を送る神経的に制御されたベンチレータで呼吸する患者において、
改善された信号対雑音比を有する信号を得る観点で二重減算技術（double subtraction technique）が適用される、逆極性の筋電計信号を検出するために電極の配列を使用する、１９９７年９月３０日にC. Sinderby等に付与された特許文献５で教示されるような横隔膜の電気活動ＥＡｄｉを測定することによって得ることができる呼吸駆動と、
呼吸回路で測定できる気道圧力Ｐ_ａｗ（Ｐ_ａｗは、気道または機械的なベンチレータでも測定できる）と、
呼吸回路または機械的なベンチレータで測定できる吸気および呼気の流れならびに体積と、
の測定にも関する。これは、たとえば１９９８年１０月１３日にC. Sinderby等に付与された特許文献６に概説されるような神経的な駆動（横隔膜の電気活動ＥＡｄｉ）によって制御される機械的なベンチレータを使用し、または２００３年７月８日にC. Sinderbyに付与された特許文献１に記載されるような横隔膜の電気活動ＥＡｄｉの開始と終了の間に呼吸補助を送出する機械的なベンチレータを使用することによって行うことができる。

上記に述べられるように、肺を膨らませるのに必要な圧力を表す経肺圧Ｐ_ＴＲは、気道圧力Ｐ_ａｗと胸腔内圧の間の差によって与えられ、後者は通常、食道バルーン（Ｐ_ｅｓ）によって測定する。したがって、経肺圧Ｐ_ＴＲは、気道圧力Ｐ_ａｗから胸腔内圧を引いたものに等しくなり、それは一般に、Ｐ_ＴＲ＝Ｐ_ａｗ−Ｐ_ｅｓになるようにＰ_ｅｓによって概算される。非補助の吸気の間（すなわちたとえば機械的な正の圧力のベンチレータなしに）、肺を膨らませる圧力（すなわち肺を拡張させるように作用する経肺圧の勾配）がＰ_ｅｓ−大気圧に等しくなる、すなわちＰ_ＴＲの変化がＰ_ｅｓの変化に等しくなる。正の圧力のベンチレータが気道に適用される場合、経肺圧Ｐ_ＴＲがＰ_ａｗ−Ｐ_ｅｓの差から計算できる。

一般的に言って、本発明の限定的でない例示の実施形態は、０レベル（または小さなレベル）から始まり高いレベルに達する呼吸補助の漸進的な増加に基づいている。補助の増加は、好ましくは線形的なものであるが、任意のもの、または非線形的な関数に追従するものであることもできる。機械的なベンチレータからの呼吸補助が、特許文献６に概説されるような横隔膜の電気活動ＥＡｄｉを使用して制御される場合、患者に送出される圧力Ｐ_ａｗに対応する呼吸補助は、Ｐ_ａｗがＥＡｄｉ・γに等しくなるように、横隔膜の電気活動ＥＡｄｉに比例定数γを掛けることによって得られる。したがって、ＥＡｄｉが一定のままになる場合の比例定数γの増加が、呼吸補助を増加させる（すなわち呼吸回路の圧力Ｐ_ａｗを増加させる）。比例定数γが増加される場合にＥＡｄｉが低下すると、Ｐ_ａｗが増加する速度が低下する。

より具体的には、図１は、本発明の限定的でない例示の実施形態によるシステム１０を示す。システム１０は、機械的なベンチレータ１２、制御装置１４、ＥＡｄｉレベル検出器１６、Ｐ_ａｗ検出器１８、およびエラスタンスおよび抵抗計算機２０を備える。

ベンチレータ１２は、特許文献６に開示される機械的なベンチレータであることができ、その呼吸補助はＥＡｄｉ（横隔膜の電気活動）などの呼吸の神経的な駆動の関数として制御される。さらに、ベンチレータ１２は、上述の比例定数γによってベンチレータ１２からの補助の度合いを調整する制御装置１４に連結される。比例定数γを増加させることによって、呼吸補助の度合いが増加され、比例定数γが低下される場合にその逆になる。

呼吸補助が患者に適用された場合（図示されない）、患者およびベンチレータ１２の両方に連結されたＥＡｄｉレベル検出器１６は、呼吸補助に応答してＥＡｄｉレベルを検出し、記録する。ＥＡｄｉレベル検出器１６は、さらに、最低のレベルのＥＡｄｉを検出するように設計され、それは、ＥＡｄｉレベルが平衡状態に達する点、および平衡状態の値をＥＡｄｉレベル検出器１６が決定できることを意味する。このレベルから、ＥＡｄｉは呼吸補助の増加に感受性がなくなり、それは、補助のレベルがなお増加できるにも関わらずＥＡｄｉがもはや減少しないことを意味する。この最低のＥＡｄｉのレベルでは、Ｐ_ｅｓが０に近くなり、したがってＰ_ａｗがＰ_ＴＲに等しくなる。

Ｐ_ａｗ検出器１８はＥＡｄｉレベル検出器１６に連結される。Ｐ_ａｗ検出器１８は、ベンチレータ１２によって供給された気道圧力Ｐ_ａｗの勾配の変化を検出する。Ｐ_ａｗの勾配の変化が検出された場合、それは呼吸の減負荷が呼吸中枢を充足させたことを意味する。

最低のレベルのＥＡｄｉおよびＰ_ａｗの勾配の変化が決定された後に、エラスタンスおよび抵抗などの肺の力学が計算機２０によって計算できる。

［呼吸の減負荷の生理学的な決定］
次に、図２に注目して、図１のシステム１０を使用して、呼吸の減負荷の生理学的な決定に関する方法１４０を説明する。

開始時点では、比例定数γが操作１４１で小さな値に設定される。たとえば、それは０に設定できる。

操作１４２では、次いで、比例定数γが図１の制御装置１４によってある程度の増分によって、または線形的に増加される。増分の値および性質は、患者の健康状態および患者の区分（幼児、子供、成人など）などの多くの要因に依存する可能性がある。比例定数γの増加の結果、呼吸補助も、より高いレベルに増加する。したがって、比例定数γを増加させることに関連付けられたＰ_ａｗの増加がある。

ある時点で、比例定数γの増加の特定のレベルに対応して、Ｐ_ａｗの増加の速度が低下し、および／または新しい勾配または平衡状態に達する。したがって、操作１４４では、たとえば、図１のＰ_ａｗ検出器１８を介してＰ_ａｗの勾配の変化が検査される。

Ｐ_ａｗの勾配の変化が全く検出されない場合、図１の制御装置１４によって比例定数γを増加させ続けるために、方法１４０は操作１４２に戻る。

操作１４４でＰ_ａｗの勾配の変化が検出された場合、Ｐ_ａｗは操作１４６で測定され、記録される。

Ｐ_ａｗの勾配が変化する場合、これは、Ｐ_ａｗの増加を低下させるようにＥＡｄｉの低下の速度が増したことを示す。これは、呼吸補助のレベルが、筋肉の負荷に感受性のある筋受容体（muscular receptors）、および肺の回復／伸張に応答する肺受容体（pulmonary receptors）を充足することも示唆する。Ｐ_ａｗの増加の速度（勾配）が変化または平衡状態に達する点が、たとえば目視検査、またはＰ_ａｗの増加の速度を計算するためのアルゴリズムによって、または三角関数を適用することによって決定できる。そのような関数がＰ_ａｗ検出器１８で実施できる。

したがって、Ｐ_ａｗの増加の速度（勾配）が変化し、または平衡状態に達する点で観測されるＰ_ａｗの値および比例定数γは、患者の呼吸中枢によって決定されるような、患者が呼吸筋を減負荷する必要を充足しやすい呼吸補助のレベルを示す。滴定を繰り返すとＰ_ａｗの測定値の信頼性が増加することに留意されたい。また、患者が自身の呼吸機能すなわち自身で呼吸する能力を改善する場合、Ｐ_ａｗの増加の速度（勾配）が変化し、または平衡状態に達する点でより低いレベルのＰ_ａｗが見込まれ、患者の呼吸機能が悪化する場合はその逆になる。

本発明の限定的でない実施形態の別の実施によれば、Ｐ_ａｗの増加の速度（勾配）が変化し、または平衡状態に達する点は、高い補助／高い比例定数γから始まり、次いでＰａｗの勾配の変化が観察されるまで補助／比例定数γを低下させることによって決定することもできる。この別の方法１５０が図３に示される。

開始時点では、操作１５２で、比例定数γが高い値に設定される。この値は当分野の技術者により容易に決定でき、患者の健康および患者の区分（幼児、子供、成人など）などのパラメータに依存する。

次いで、操作１５４で、比例定数γが、たとえば線形的に低下される。

操作１５６で、Ｐ_ａｗの勾配の変化が検査される。Ｐ_ａｗの勾配の変化が全くない場合、比例定数γを低下させ続けるために、方法１５０は操作１５４に戻る。

Ｐ_ａｗの勾配の変化が生じる場合、操作１５８でＰ_ａｗの現在の値が記録され、呼吸筋を減負荷するために必要な圧力のレベルを示す。また、比例定数γの現在の値が記憶され、筋肉の負荷に感受性のある筋受容体を充足する比例定数γのレベルを表す（筋肉はもはや働く必要がない）。

［呼吸の肺の力学の決定］
次いで図４に注目して、呼吸の肺の力学を決定するための方法１００を説明する。

本発明の限定的でない例示の実施形態によれば、操作１０２で、方法１００が低い比例定数γから開始し、たとえばそれは０に設定できる（γ＝０）。γ＝０の場合には、呼吸補助が患者に全く送出されないことを意味する。患者の反応が正常である場合、補助が無いと、増加した／高い呼吸駆動、および高いレベルの横隔膜の電気活動（たとえば高いレベルのＥＡｄｉ）が生じる。

次いで、比例定数γが操作１０４で、たとえば所与の増分または線形式に増加される。その結果、ＥＡｄｉは図１２の上方の曲線に示されるように低下する。さらに、図１２は、０から始まる線形的に増加する比例定数γによる滴定の間のＥＡｄｉおよびＰ_ａｗの例を示す。

より具体的には、図１２に示されるように、比例定数γが増加すると、気道圧力Ｐ_ａｗが比例定数γの増加の速度、およびＥＡｄｉの応答によって決定される速度で増加する。一般に、異なる変数の間の動力学は以下のようなものである。ＥＡｄｉは、最初は高いレベルのままであり、またはゆっくりと低下し、Ｐ_ａｗは比較的早い速度で増加する。ある点で、ＥＡｄｉは、より急速に低下し、したがってＰ_ａｗの増加の速度を低下させる。

操作１０６では、ＥＡｄｉレベル検出器１６（図１を参照されたい）は、ＥＡｄｉのレベルが平衡状態に達したか否かを決定する。

ＥＡｄｉのレベルが平衡状態に達していない場合、方法１００は比例定数γを増加させ続けるために、操作１０４に戻る。実際に、比例定数γを増加させ続けると、ある点で神経的な駆動ＥＡｄｉが神経的な駆動の最低のレベルに達し、そこでそれは平衡状態になる。

ＥＡｄｉのレベルが平衡状態に達すると、操作１０８でＰ_ａｗに関する値が得られる。神経的な駆動ＥＡｄｉの最低のレベルの点は、呼吸の仕事の負荷が図７での消滅した吸気Ｐ_ｅｓによって示されるような補償される点を最も示しやすい。言い換えれば、肺を膨張させるのに必要な圧力が機械的なベンチレータを介してもたらされる。

最低レベルの神経的な駆動ＥＡｄｉは、ＥＡｄｉが低下しなくなる点で決定され、それは本明細書で、最低のＥＡｄｉレベルと呼ばれる。この最低のＥＡｄｉレベルは、機械的な呼吸補助が肺を拡張する吸気筋の仕事に取って代わる場合を表す。

したがって、操作１０８で最低のＥＡｄｉレベルに達した場合、Ｐ_ａｗが経肺圧Ｐ_ＴＲ（すなわち肺を膨らませる圧力）を表し、Ｐ_ａｗがＰ_ＴＲに等しくなるように、ベンチレータ（Ｐ_ａｗ）によって送出された圧力が患者自身の吸気圧力の発生を排除する（すなわちＰ_ｅｓの振れが０に近い）。

図７は、最低のＥＡｄｉレベルでのＥＡｄｉの流れ、体積、Ｐ_ａｗ、およびＰ_ｅｓに対応する曲線の例を示す。

吸気した肺の体積が経肺圧Ｐ_ＴＲおよび肺の機械的特性によって決定されると、肺の抵抗性および弾性の機械的特性を計算することが可能である。したがって、操作１１０では、最低のＥＡｄｉのレベルで経肺圧Ｐ_ＴＲに等しいＰ_ａｗを使用して、肺の動的なエラスタンスおよび抵抗が、たとえば図１の計算機２０によって計算される。

限定的でない例として、肺の動的なエラスタンスを決定するために、体積および経肺圧Ｐ_ＴＲが使用できる。Ｐ_ａｗの関数での体積の曲線の例が、図８および１１に示される。図１１でのものと同じ曲線を、呼気の力学を決定するために、呼気のみに関して得ることもできることに留意されたい。

肺の動的な抵抗を決定するために、流れおよび経肺圧Ｐ_ＴＲが使用できる。Ｐ_ａｗの関数での流れの曲線の例が、図９および１０に示される。図１０でのものと同じ曲線が、呼気の力学を決定するために呼気のみに関して得ることもできることに留意されたい。

肺のエラスタンス（またはコンプライアンス）および抵抗を計算するために、いくつかの方法が使用できる。それらは、図１の計算機２０で実施できる。

たとえば、吸気の経肺圧スイング（transpulmonary pressure swing）、および吸気の間の対応する肺の体積を測定し、次いで体積に対する圧力の比率を計算することによってエラスタンスが概算できる。吸気抵抗は、たとえば吸気の中間吸気体積の間の吸気の経肺圧スイングと流量の間の比率を計算することによって得ることができる。

肺のエラスタンスを計算するための別の例は、従属変数として経肺圧ＰＴＲ、ならびに独立変数として流れおよび体積を使用する、複数の線形の回帰分析を適用し、それによって流れおよび体積に関する回帰係数が決定されることから構成される。したがって、所与の体積を生成するのに必要な圧力の量を計算し、肺の弾性の特性を表す値を求め、または所与の経肺圧Ｐ_ＴＲに関してどれだけ多くの体積が得られるか（すなわち肺のコンプライアンス）を計算することが可能である。同じ回帰分析から、所与の流れ（すなわち肺の抵抗性の要素）を生成するのに必要な経肺圧Ｐ_ＴＲの量を計算することも可能である。

補助レベルが、最低のＥＡｄｉレベルに達したレベルに増加された場合には、胸膜／食道の圧力は無視できるものなので、Ｐ_ａｗは最低のＥＡｄｉレベルで経肺圧Ｐ_ＴＲとほぼ同じである。したがって、Ｐ_ａｗは操作１１０で肺の力学を計算するのに使用できる。

ＥＡｄｉのレベルがその最低のレベルに達したことが確認された後に、過剰な補助を回避するために滴定を中断する必要があることに留意されたい。

［呼吸の力学の最も障害の少ないレベルに関連付けられた呼気終端陽圧（ＰＥＥＰ）のレベルの決定］
図２、３、または４に記載された方法１４０、１５０および１００を使用することにより得られる結果に基づいて、肺のエラスタンスおよび抵抗などの変数の決定を、下記に説明するようにＰＥＥＰの異なるレベルに関して行うことができる。実際に、最低のＥＡｄｉのレベルおよび勾配が変化するときのＰ_ａｗの値により、動的な測定が可能になる。

次に、図５を参照して、最も障害の少ないレベルの吸気の力学に関連付けられたＰＥＥＰのレベルを決定する方法１１９を説明する。

最低のＥＡｄｉレベルを表す呼吸補助のレベルで、異なるレベルの呼気終端陽圧（ＰＥＥＰ）が、たとえば呼気の値（図示されない）によって適用できる。ＰＥＥＰの増加は肺を膨らませるように作用し、（たとえば肺の虚脱／無気肺を回避するために）気道を開いたままにするように臨床的に使用される。肺が虚脱すると、虚脱した気道を開く必要があるので、より多くの経肺圧Ｐ_ＴＲが各吸気の間に必要になる。これは、たとえば肺の動的なエラスタンスを増加させ、したがって肺はコンプライアンスがより少なくなる。

ＰＥＥＰが気道の虚脱を防止するレベルに適用されると、所与の吸気体積を生成するために必要になる経肺圧Ｐ_ＴＲがより少なくなり、すなわち肺のエラスタンスが増加する（肺はよりコンプライアンスが増加する）。

ＰＥＥＰレベルがさらに増加されると、肺のさらなる拡張が肺を固くし、所与の吸気体積を生成するためにより多くの圧力が必要になり、したがって肺はよりコンプライアンスが減少する。

様々なレベルでＰＥＥＰを適用することによって、最低のＥＡｄｉレベルを表す呼吸補助のレベルで、適用されるＰＥＥＰの各レベルに関して上記に説明するように、肺の弾性および抵抗性が動的に決定できる。

したがって、図５の方法１１９は、たとえば比例定数γの対応する値を使用することによって、操作１２０で、図４の操作１０８に見られる最低のＥＡｄｉレベルを表す呼吸補助のレベル（圧力Ｐ_ａｗ）において、呼気の値（図示されない）を介して、より低いレベルのＰＥＥＰを適用することによって開始される。

ＰＥＥＰのレベルが、操作１２２でたとえば線形的に増加される。

操作１２４では、操作１２２で決定されたＰＥＥＰのレベルに関して、たとえば当分野の技術者に既知の方法を使用し、図１の計算機２０を使用して、肺の弾性が計算される。このＰＥＥＰの値が記録される。

操作１２６では、適用されたＰＥＥＰの同じレベルに関して、たとえば当分野の技術者に既知の方法を使用し、図１の計算機２０を使用して、肺の動的な抵抗性が計算される。このＰＥＥＰの値が記録される。

次いで、操作１２８で、適用されたＰＥＥＰのレベルがより高いレベルに達したか確認するために検査が行われ、そのより高いレベルは、患者の必要に応じて臨床医または当分野の技術者によって決定できる。

適用されたＰＥＥＰのレベルが、まだより高いレベルに達していない場合、方法１１９は、たとえばＰＥＥＰのレベルを増加したレベルに直線的に増加させ続けるために、操作１２２に戻り、次いで肺の動的な弾性および抵抗性を計算する（それぞれ操作１２４および１２６）。

ＰＥＥＰのレベルが既に操作１２８のより高いレベルに達している場合、操作１３０で、弾性および抵抗性の異なる計算された値を比較することによって、ＰＥＥＰの異なる増加されたレベルの中で、どのレベルのＰＥＥＰが最も障害の少ない呼吸の力学に関連付けられているかを決定することが可能である。言い換えれば、最低のＥＡｄｉのレベルを表す呼吸補助のレベルで、ＰＥＥＰの様々なレベルでのエラスタンスおよび抵抗の値を比較することによって、どのＰＥＥＰのレベルが弾性および抵抗性の負荷の最低のレベルに関連付けられているかを決定できる。一般に、最低の弾性および抵抗性の負荷に関連付けられたＰＥＥＰのレベルは、理想的な肺の回復に関連しやすいレベルである。

［呼吸駆動の定量化、および呼吸駆動の化学的／習慣的駆動と負荷関連駆動への区分］
次に図６の流れ図を参照して、呼吸駆動を定量化する方法１４５を説明する。

前述したように、補助／比例定数γのレベルが増加することによって到達できる最低のＥＡｄｉレベルが、患者によって生成される、肺を膨らませる圧力が排除されるレベルに一致するので、ベンチレータ（Ｐ_ａｗ）によって送出された圧力が経肺圧Ｐ_ＴＲ（すなわち肺を膨らませる圧力）を表す。したがって、肺を膨張させるのに必要な機械的な負荷が消滅し、このレベルの呼吸補助での呼吸駆動は、呼吸の負荷または呼吸筋の弱さによってほとんど影響を受けないが、主に代謝、血液ガス、および患者の快適度および同様の変数が影響を受けることが想定できる。

さらに、Ｐ_ａｗの増加の速度（勾配）が変化し、または平衡状態に達する点は、筋肉の負荷に感受性のある筋受容体、および肺の回復／伸張に応答する肺受容体を充足する補助／比例定数γのレベルを表すことが想定される。

したがって、最低のレベルのＥＡｄｉの点とＰ_ａｗの増加速度（勾配）が変化し、または平衡状態に達する点との間のＥＡｄｉの差または比率を計算することによって、呼吸の機械的な負荷によって寄与されるＥＡｄｉの絶対的または相対的な増加のそれぞれの量が決定される。

通常は、呼吸の周波数および一回呼吸量はこれらの点の間で変化しないことに留意されたい。

より具体的には、方法１４５は図４の方法１００で、操作１０６で決定された最低のＥＡｄｉレベルに基づいている。方法１４５は、勾配が変化した場合に、図２の方法１４０の操作１４６、または図２の方法１５０の操作１５８で決定されたＰ_ａｗの値も使用する。

操作１６０で、図１２に示されるように、Ｐａｗの勾配が変化するときの点に対応するＥＡｄｉのレベルが決定される。

操作１６２では、最低のレベルのＥＡｄｉとＰ_ａｗの勾配の変化に対応するＥＡｄｉのレベルとの間の差または比率が計算される。上記に示されるように、この差または比率により、呼吸の機械的な負荷が寄与するＥＡｄｉの絶対的または相対的な増加の量を表現できるようになる。ＥＡｄｉの差または比率は、たとえば計算機（図示されない）によって計算できる。

したがって、ＥＡｄｉの絶対的または相対的な増加の量により、呼吸駆動の定量化、および呼吸駆動の化学的／習慣的駆動および負荷関連駆動への区分が可能になる。

本発明をその限定的でない例示の実施形態に関連して前述の開示で説明してきたが、この実施形態に対する様々な変更を本発明の趣旨および性質から逸脱することなく添付の特許請求の範囲内で行うことができる。

本発明の限定的でない例示の実施形態による呼吸特性を決定するシステムの概略ブロック図である。 本発明の限定的でない例示の実施形態による呼吸を減負荷する生理学的な決定の方法を示す流れ図である。 本発明の限定的でない例示の実施形態による呼吸を減負荷する生理学的な決定の別の方法を示す流れ図である。 本発明の限定的でない例示の実施形態による呼吸の肺の力学を決定する方法を示す流れ図である。 本発明の限定的でない例示の実施形態による呼吸の力学の最も障害の少ないレベルに関連付けられたＰＥＥＰのレベルを決定する方法を示す流れ図である。 呼吸駆動を定量化し、呼吸駆動を化学的／習慣的駆動と負荷関連駆動に区分する方法を例示する流れ図である。 増加した比例定数γが神経的な駆動ＥＡｄｉをその最低のレベルに低下させたレベルで横隔膜の電気活動ＥＡｄｉ、流れ、体積、気道圧力Ｐ_ａｗ、および胸腔内圧Ｐ_ｅｓの例を示すグラフである。 増加した比例定数γが神経的な駆動ＥＡｄｉをその最低のレベルに低下させたレベルで得られる吸気および呼気に関する体積、および気道圧力Ｐ_ａｗの曲線の一例を示すグラフである。 増加した比例定数γが神経的な駆動ＥＡｄｉをその最低のレベルに低下させたレベルで得られる吸気および呼気に関する流れ、および気道圧力Ｐ_ａｗの曲線の一例を示すグラフである。 増加した比例定数γが神経的な駆動ＥＡｄｉをその最低のレベルに低下させたレベルで得られる吸気に関する流れ、および気道圧力Ｐ_ａｗの曲線の一例を示すグラフである。 増加した比例定数γが神経的な駆動ＥＡｄｉをその最低のレベルに低下させたレベルで得られる吸気に関する体積、および気道圧力Ｐ_ａｗの曲線の一例を示すグラフである。 比例定数γを０から高いレベルに線形的に増加させて、一般に、高い神経的な呼吸駆動と関連付けられた補助の０レベルでの急速で浅い呼吸パターンを生じる、急性呼吸不全の間に適用される神経的に制御されたベンチレータの例を示すグラフである。

符号の説明

１０ システム
１２ ベンチレータ
１４ 制御装置
１６ ＥＡｄｉレベル検出器
１８ Ｐ_ａｗ検出器
２０ 計算機

Claims (10)

1. 機械的な呼吸補助を受ける自発呼吸患者の呼吸特性を動的に決定するデバイスであって、
   患者に対する機械的な呼吸補助を適用するベンチレータと、
   前記患者に対する機械的な呼吸補助のレベルを変更するための前記ベンチレータの制御装置と、
   気道圧力を測定し、前記測定された気道圧力の勾配の変化を検出するための気道圧力の検出器であって、前記勾配が、機械的な呼吸補助のレベルの変更に応じた前記測定された気道圧力の変化率を表わす、前記気道圧力の検出器と、
   前記測定された気道圧力の勾配の変化を検出する際に測定された前記気道圧力に基づいて前記呼吸特性を決定するために前記気道圧力の検出器に連結された計算機とを備えるデバイス。
2. 前記制御装置が、機械的な呼吸補助の前記レベルを増加させることにより前記患者に対する機械的な呼吸補助の前記レベルを変更する、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記制御装置が、機械的な呼吸補助の前記レベルを低下させることにより前記患者に対する機械的な呼吸補助の前記レベルを変更する、請求項１に記載のデバイス。
4. 前記制御装置が、前記患者に対する機械的な呼吸補助の前記レベルを変更する比例定数を有する、請求項１に記載のデバイス。
5. 前記制御装置が、前記患者に対する機械的な呼吸補助の前記レベルを変更するために、線形的な関数に関連する前記比例定数を変える、請求項４に記載のデバイス。
6. 前記制御装置が、前記患者に対する機械的な呼吸補助の前記レベルを変更するために、非線形的な関数に関連する前記比例定数を変える、請求項４に記載のデバイス。
7. 前記制御装置が、前記患者に対する機械的な呼吸補助の前記レベルを変更するために、任意の関数に関連する前記比例定数を変える、請求項４に記載のデバイス。
8. 呼吸筋の減負荷を生理学的に決定するために、前記測定された気道圧力の勾配の前記変化を検出する際に、前記計算機が前記測定された気道圧力を使用する、請求項４に記載のデバイス。
9. 前記気道圧力の検出器が前記気道圧力によって達成された平衡状態を検出する、請求項１に記載のデバイス。
10. 前記気道圧力の検出器が、呼吸の神経的な駆動に比例する気道圧力を測定する、請求項１に記載のデバイス。

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