JP5427877B2 - Cpapシステムの流量及び圧力推定を向上させる方法並びに装置 - Google Patents
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Description
米国特許第4944310号明細書に教示された「閉塞性睡眠時無呼吸(OSA)及び他の形態の睡眠呼吸障害(SDB)を治療する経鼻式持続的気道陽圧法(経鼻式CPAP)」というサリバン(Sullivan)による発明以来、装置を使用してレスメド社(ResMed Limited)製のMIRAGE(登録商標)及びULTRA MIRAGE(登録商標)のようなマスクに供給された圧力を制御することによって患者の快適さを高めることに多大な努力が注がれてきた。
これらの装置の各々に必要とされるものは、患者インターフェースにおいて圧力及び流量を測定する方法である。マスクにおける圧力及び流量を精確に測定するために、これらをマスクにおいて測定するか又はこれらを圧力発生器の近傍で測定し、且つ様々な要因を補正するが、これらの要因の1つが、圧力センサとマスクとの間のある一定の長さの管系内部における圧力損失である。
CPAP装置の管系内部における圧力損失を論じた米国特許は、「Administration Of CPAP Treatment Pressure In Presence Of Apnea」と題する同第6817361号明細書、「Assisted Ventilation To Match Patient Respiratory Need」と題する同第6810l876号明細書、「Methods And Apparatus For Determining Instantaneous Elastic Recoil And Assistance Pressure During Ventilatory Support」と題する同第6688307号明細書、「Determination Of Patency Of The Airway」と題する同第6675797号明細書、「Method For Calculating The Instantaneous Inspired Volume Of A Subject During Ventilatory Assistance」と題する同第6575163号明細書、「Assisted Ventilation To Match Patient Respiratory Need」と題する同第6532957号明細書、「Administration Of CPAP Treatment Pressure In Presence Of APNEA」と題する同第6502572号明細書、「Method For Providing Ventilatory Assistance In A Spontaneously Breathing Subject」と題する同第6484719号明細書、「Administration Of CPAP Treatment Pressure In Presence Of APNEA」と題する同第6367474号明細書、「Apparatus And Method For Controlling The Administration Of CPAP Treatment」と題する同第6363933号明細書、「Determination Of The Occurrence Of An Apnea」と題する同第6138675号明細書、「Determination Of Patency Of Airway」と題する同第6029665号明細書、「Detection Of Apnea And Obstruction Of The Airway in The Respiratory System」と題する同第5704345号明細書、及び「Control For CPAP Apparatus」と題する同第5551419号明細書である。
ΔP=R*Q^2
に従って、送風器における流量と、測定点からマスクまでの(二次の)抵抗とから計算されたが、上式で、ΔPはホース圧力降下であり、Rはホース抵抗であり、且つQは流量である。その場合に、マスク圧力は、測定されたセンサ圧力からホース圧力降下を差し引くことによって計算される。この技法を使用するためには、流量センサ、例えば、呼吸気流計及び差圧変換器が必要である。例えば、米国特許第6810876号明細書、17欄25〜50行を参照されたい。
患者の快適さのために管理されねばならない1つの重要な要因は、例の揺れである。例えば、ReSMed S8吸入及び呼吸治療装置では、特定の圧力安定要件が満たされることを保証するために、吸気相と呼気相との間の差圧、即ち、揺れは、独国MDS仕様を満たすように0.5hPa(「ヘクトパスカル」)を超えてはならない。1hPa=1.04cmH2O。吸気及び呼気の設定通気圧からの変動に関する許容限度は、
通気圧<10hPa:*p<=0.5hPa
通気圧>=10hPa:*p<=1hPa
である。
マスク圧力測定は又、他の治療及び制御関連アルゴリズムにおいても使用されうる。このような1つのアルゴリズムが、強制振動を使用する閉鎖性呼吸器無呼吸と開放性呼吸器無呼吸との区別である(例えば、デビッド バシン(David Bassin)の「Discriminating Closed and Open Respiratory Airway Apneas by Forced Oscillation Measurements at the Flow Generator」、米国特許仮出
願第60/823973号明細書)。このアルゴリズムは、マスク圧力及び流量の精確な
測定を必要とする。従来技術で提示されたホース降下モデルは、空気供給システムの動的特徴を精確にモデル化できず、したがってマスク圧力及び流量を精確にモデル化することができない。
流れ発生器の箇所における又はその近傍の流量及び圧力の測定値に基づくマスク圧力の推定値と、高品質の圧力変換器を使用してマスクにおいて精確に測定された真のマスク圧力との間に、従来技術のCPAP装置では相違が存在することが突き止められている。この相違は、患者の呼吸及び強制振動によって引き起こされうるマスク圧力及び流量の変化時に著しい。
空気供給システムにおける推定圧力損失は下式、即ち、
のように、より適切にモデル化される。ここで、Qはホースを通過する流量であり、K1及びK2は経験的に求められた定数であり、且つKLは分析的に求められたフローイナータンスである。
として計算されうる。
は平均流量であり、ωは振動周波数であり、且つQACは複素数として表された流量振動である。
注意深い観察及び測定によって、予期しないことであったが、この相違は、流れ発生器の箇所において又はその近傍で測定された流量の導関数が正であるときに最も著しく、その箇所における流量の導関数が負であるときに僅かであることが測定された。さらには、流量の導関数dQ/dtが正であるとき、相違ΔPは、時間に関して流量の導関数に比例することが判明した。即ち、
ΔP=(k)dQ/dt
である。
この相違の大きさは、流動する空気の慣性の物理的効果に関連し、この効果は、差圧によって引き起こされた加速度の抵抗となることも判明した。空気の圧縮及び全ての熱力学的効果を無視すると、
ΔP=(ρl/A)dQ/dt
である。ここで、ρは空気密度であり、lは管系の長さであり、Aは管系の断面積であり、且つQは時間の関数としての流量である。空気は圧縮可能であり、圧縮により温度変化を蒙るけれども、上記の公式は、正のdQ/dtに関して観察されたデータに非常によく適合するが、それは、この効果が空気のイナータンスであることを示唆する。しかし、この公式は、それが何故に負の流量導関数に関しては同様の相違が存在しないかを説明しないので、経験的であると考えねばならない。
本発明の一態様によれば、CPAP装置の流れ発生器における圧力の推定値に基づくマスク圧力の測定を向上させる方法及び装置が提供される。
図1は本発明の実施形態に係る装置を示す。ブラシレス電気モータ10にインペラ12が取り付けられている。インペラ12は、渦形室36の中に位置する。モータ10は、モータコントローラ24(適切なコントローラにはTMS320LC2402又はMC33035ICが含まれる)の制御下にある。モータは、モータの回転数及び電流をそれぞれ示す信号を供給するセンサ32、34を含む。モータの巻回が励磁されるとき、インペラは回転する。空気が、インペラの入口を介して引き込まれて運動量を獲得する。空気がインペラから流出して渦形室に流入するとき、その空気は速度が変化して圧力を発生する。空気が渦形室から流出し、流量及び圧力センサ28、30(SMI5652−003流量センサ及びSMI5652−008又はMPX2010圧力センサのような)をそれぞれ通過して、空気供給導管16(例えば、スムース−ボアプラスチックス社(Smooth−bore Plastics)製)に達し、次に、この導管は、例示された実施形態では、鼻マスク、例えば、レスメド社製のMIRAGE(登録商標)又はULTRA MIRAGE(登録商標)マスクである患者インターフェース18に連結される。患者インターフェースの他の形態、例えば、全顔マスク、鼻プロング、及び鼻クッションが使用されてもよい。
図2は、流れ発生器の近傍に配置された図1の流量及び圧力センサ28及び30に基づいて従来技術によるマスク圧力の推定値と比較された、マスク中のハネウェル(Honeywell)圧力変換器で測定された実際のマスク圧力の典型的な比較を示す。この図で分かるように、流れ発生器のマスク圧力の推定値は、流量導関数が正である時間間隔ごとでは実際のマスク圧力を大幅に超過する。他方で、測定及び推定マスク圧力は、流量導関数が負である時間間隔では実質的に同一であることが理解されうる。
ΔP=(ρl/A)dQ/dt
が行われている揺れを示す。この図で理解されうるように、「1分揺れ」として示された揺れは、あらゆる箇所で0.5cmH2O制限を下回っている。0.5cmH2Oは、揺れに関する0.5hPa標準を満たすことに留意されたい。
ρ=空気密度(1.19kg/m^3)
l=長さ(2m)
A=断面積(d=0.019m)、[A=Πd^2/4]
これらの値で、dQ/dt=1.6L/s^2、及びΔP=13.43Pa=1.4mmH2Oが得られる。
使用された方程式に関して、流れ発生器がマスク圧力を増大させるように加速するとき、圧力の増大の結果として加速される空気質量の慣性の効果を含むべき理論的基本原理が伴う。この計算は、差圧下で流動する空気の質量の運動量の変化に基づいている。図3に示されているように、断面積Aの管系の長さlを占有する、密度ρの空気の質量を考えられたい。それは、密度掛ける容積によって与えられる質量m、即ち、
m=ρlA
を有する。この質量mは、
v=Q/A
によって流量Qに関連付けられる速度vで左側に流動している。質量mの運動量Γはmvであり、即ち、
Γ=ρlQ
である。流れ発生器が質量の背後で圧力を増大させたことにより、質量mの両端に差圧ΔPが存在する。これは質量に力AΔPを及ぼし、この質量を加速してその運動量を増大させる。即ち、
AΔP=dΓ/dt=ρldQ/dt
ΔP=(ρl/A)dQ/dt
である。
流量の導関数は、実行時の変換値として計算される。この変換値は、導関数の負の値に関してゼロに設定され、且つ導関数の正の最大値が切り捨てられることによって、導関数とは異なる。これが、図5では、計算された導関数のクランピングと呼ばれる。図5は、連続的なサンプリング時間で連続的なQ値を差し引くことから測定された、dQ/dtの実際値からの変換値を示す。したがって、実際の導関数が負であれば、変換されたdQ/dtは0であり、実際の導関数が2.5L/S^2を超えれば、変換されたdQ/dtは、この値2.5L/S^2であり、そうでなければ、変換されたdQ/dtは実際値に設定される。本出願は、2.5L/S^2で変換されたdQ/dtのクリッピングを説明するが、クリッピングは他の制限値でも行われうることが理解されるべきである。クリッピング制限は、例えば、マスクの取外し又は咳き込みによる流量の突発的な変化に対して補償するための安全又は保護機構である。使用に際して、クリッピングは1を超える任意の値でよい。
一般に、シーケンスは以下の段階を踏む。
(i)吸気から呼気への移行を検出すると、より少ないエネルギーがモータに入力され、dQ/dtは負である。
(ii)呼気時に患者マスク(又はどんなインターフェースが利用されても)内の圧力が最低圧力水準に達するとき、その圧力を呼気に適切な水準に維持するように、より多くのエネルギーがモータに入力される。
(iii)呼気から吸気への移行を検出すると、圧力を制御するためにモータ電流が変更され、その結果として、モータ回転数が増大される。これは、流量の増大を引き起こし、dQ/dtは正である。dQ/dtが計算され、その変換された(クランピングされた)値によって置き換えられる。
(iv)マスク内の圧力に起因しうる値は、ΔP=(ρl/A)dQ/dtだけ減少するが、前式で、ρは空気密度であり、lは管系の長さであり、Aは管系の断面積であり、Qは時間の関数としての流量であり、且つdQ/dtは流量導関数の変換された(クランピングされた)値である。
Claims (13)
- 流れ発生器と、
空気を前記流れ発生器から患者インターフェースまで供給する空気供給導管と、
前記流れ発生器における圧力を測定する圧力センサと、
前記流れ発生器からの流量を測定する流量センサと、
連続する呼吸サイクルの間に前記患者インターフェースにおいて望ましい圧力で前記空気供給導管を通して空気を発生するように流れ発生器を動作させるように構成されたコントローラと、
を備え、
前記呼吸サイクルは吸気段階と呼気段階とを含み、
前記コントローラは、
前記圧力センサによって圧力の測定値を決定し、
前記流量センサによって流量の測定値を決定し、
マスク圧力の推定値を決定し、
流量の変化率を計算し、
圧力推定誤差値を前記流量の変化率の関数として計算し、
前記マスク圧力の推定値および前記圧力推定誤差値に基づいて、マスク圧力の揺れを減少させるために前記患者インターフェースにおける圧力を調整するように前記流れ発生器を制御する、CPAP装置。 - 前記コントローラは、前記計算された流量の変化率の値、前記流量の密度、前記空気供給導管の長さおよび前記空気供給導管の断面積の関数として前記圧力推定誤差値を計算するように構成されている、請求項1に記載の装置。
- 前記圧力推定誤差値(ΔP)がΔP=(ρl/A)dQ/dtによって計算され、前式でρは流量の密度であり、lは前記空気供給導管の長さであり、Aは前記空気供給導管の断面積であり、dQ/dtは前記流量の変化率である、請求項2に記載の装置。
- 前記コントローラは、計算された流量の変化率が正負のいずれであるかに基づいて流量の変化率の変換値を設定するように構成されている、請求項1〜3のいずれか一項に記載の装置。
- 前記計算された流量の変化率の値が負である場合には、前記流量の変化率の変換値は第一の所定の値に設定される、請求項4に記載の装置。
- 前記第一の所定の値がゼロである、請求項5に記載の装置。
- 前記計算された流量の変化率の値が正である場合には、前記流量の変化率の変換値は計算された流量の変化率に設定される、請求項4に記載の装置。
- 前記計算された流量の変化率が正であり、かつ第二の所定の値よりも大きい場合には、前記流量の変化率の変換値は、前記第二の所定の値に設定される、請求項1〜7のいずれか一項に記載の装置。
- 前記第二の所定の値が1L/S^2より大きい、請求項8に記載の装置。
- 前記第二の所定の値が約2.5L/S^2である、請求項8に記載の装置。
- 前記コントローラは、前記圧力の測定値および前記空気供給導管における推定された圧力損失に基づいてマスク圧力の推定値を決定するように構成されている、請求項1〜10のいずれか一項に記載の装置。
- 前記空気供給導管における前記圧力損失(P降下)が、P降下=K1Q^2+K2Q+KLdQ/dtにより推定され、前式でQは前記空気供給導管を通過する流量であり、K1およびK2は経験的に求められた定数であり、KLは分析的に求められたフローイナータンスであり、dQ/dtは流量の変化率である、請求項11に記載の装置。
- 前記コントローラは、さらに前記呼気段階から前記吸気段階への遷移を検出し、マスク圧力の揺れを防ぐために、前記呼気段階から前記吸気段階への遷移の検出にのみ基づいて前記圧力推定誤差値を計算して前記患者インターフェースにおける圧力を減少させるように構成されている、請求項1〜3のいずれか一項に記載の装置。
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