JP6058676B2 - 上気道抵抗測定デバイス - Google Patents

Description

関連出願への相互参照
[01] 本願は、２０１１年９月２１日に出願された米国仮出願第６１／５３７，１８８号の合衆国法典第３５巻第１１９（ｅ）条による優先権の利益を主張するものであり、その内容は、参照することにより本明細書に組み込まれる。

[02] 本発明は、圧補助システム及び他のベンチレータ（侵襲的又は非侵襲的）システムといったガス供給システム、より具体的には、ガス供給システムを使用して、被験者の上気道抵抗を推定する方法及びそのような方法を採用するガス供給システムに関する。

[03] 当技術分野において周知のように、患者の気道に非侵襲的に、即ち、患者に挿管することなく又は患者の食道に気管チューブを外科的に挿入することなく、呼吸ガスのフローを供給することが必要である又は望ましい状況が多くある。この治療法は、一般に、非侵襲的補助換気（ＮＩＶ）法と呼ばれる。例えば、睡眠時無呼吸症候群、特に閉塞性睡眠時無呼吸（ＯＳＡ）又はうっ血性心不全といった医学的障害を治療するために、患者の呼吸サイクルによって変動する持続的気道陽圧（ＣＰＡＰ）又は可変気道圧を、非侵襲的に供給することが知られている。ＮＩＶ治療法は、患者の顔面にマスクコンポーネントを含む患者インターフェイスデバイスを配置することを必要とする。患者インターフェイスデバイスは、ベンチレータ又は圧補助デバイスを患者の気道につなげる。当技術分野において更に周知のように、患者の気道に侵襲的に、即ち、患者は挿管されるか又は気管チューブが外科的に挿入されて、呼吸ガスのフローを供給することが必要である又は望ましい状況も多くある。

[04] 例えば上述の様々な換気治療法において、患者に換気補助を提供するにあたって、患者の上気道抵抗の推定値が得られることがしばしば有益及び／又は必要である。しかし、自発呼吸努力を示す人工呼吸器を付けた患者の上気道抵抗を推定することはかなり複雑である。これは主に、呼吸器系にかかる力の知識が必要であるが、自発呼吸努力を示す人工呼吸器を付けた患者の場合、当該力は、換気の膨張期間中、継続的に変化する呼吸筋によって生成される圧力（Ｐ_ｍｕｓ）に関連する成分を含むことに因る。

[05]周知のインタラプタ及び強制振動技術を含む、患者の気道抵抗を測定／推定する既知の方法は多くあるが、これらの方法は、それぞれの欠点及び限界がある。特に、このような既知の方法は、理想的ではない器具の使用及び／又は患者回路における漏出によって悪影響を受ける。したがって、患者の気道抵抗測定／推定の分野には、改良の余地があり、また、理想的ではない器具の使用及び／又はフローの漏出による悪影響を受けずに気道抵抗を効率的に推定するシステム及び方法が必要である。

[06] したがって、本発明は、理想的ではない器具の使用及び／又はフローの漏出によって生じる欠点といった従来の推定方法の欠点を解決する、ガス供給システムを使用して患者の上気道抵抗を推定する方法を提供することを目的とする。

[07] 一実施形態では、当該方法は、ガス供給システムの患者回路を介して、患者に、呼吸ガスのフローを供給するステップと、患者の呼気相の間に、呼吸ガスのフロー上に、振動圧力を重ね合せるステップと、呼気相の終わりにおける、患者に提供されるガス圧力の振動成分の第１の振幅を決定するステップと、呼気相の終わりにおける、患者に提供されるガスフローの振動成分の第２の振幅を決定するステップと、第１の振幅の第２の振幅に対する比に基づいて、第１の抵抗値を決定するステップと、第１の抵抗値に基づいて、上気道抵抗値を決定するステップとを含む。

[08] 別の実施形態では、呼吸ガスのフローを生成する圧力又はフロー生成システムと、圧力又はフロー生成システムに動作上結合され、患者に、呼吸ガスのフローを供給する患者回路と、圧力又はフロー生成システムに動作上結合されるコントローラとを含むガス供給システムが提供され、当該コントローラは、上述の方法を実施することによって患者の上気道抵抗を推定するように構成／プログラムされる。

[09] 本発明のこれらの及び他の目的、特徴及び特性だけでなく、構造体の関連する要素の動作方法並びに機能、部品の組み合わせ、及び製造経済性は、添付図面を参照して以下の説明及び添付の請求項を検討することにより明らかとなろう。図面は、本明細書の一部を形成し、同様の参照符号は、様々な図面において対応する部分を示す。しかし、図面は例示を目的としているに過ぎず、本発明の限定を定義することを意図していないことは明らかに理解されよう。

[10] 図１は、本発明の上気道抵抗推定法が実施される１つの特定の非限定的な実施形態による圧補助システムの概略図である。 [11] 図２は、検査される肺での呼気相の終わりにおける加えられた振動圧力のフローに対する比を計算した結果を示すグラフである。 [12] 図３は、本発明を実施する際に使用される例示的なバンドパスフィルタの周波数応答を示す２つのグラフを示す。 [13] 図４は、図１の圧補助システムにおいて実施される本発明の上気道抵抗推定方法の例示的な実施形態を説明するフローチャートである。

[14] 本明細書において使用されるように、「ａ」、「ａｎ」及び「ｔｈｅ」の単数形は、特に明記されない限り、複数形への参照も含む。本明細書において使用されるように、２つ以上の部分又は構成要素が「結合される」との記載は、それらの部分が直接的に又は間接的に（即ち、１つ以上の中間部分又は構成要素を介しても、一連となっている限り）互いに接合し又は一緒に動作することを意味する。本明細書において使用されるように、「直接的に結合される」とは、２つの要素が、互いに直接接触していることを意味する。本明細書において使用されるように、「固定的に結合される」又は「固定される」とは、２つの構成要素が、互いに対し一定の向きを維持しつつ、一体に動くように結合されていることを意味する。

[15] 本明細書において使用されるように、「単一の」との用語は、構成要素が単一の部品又はユニットとして作成されていることを意味する。つまり、別個に作成され、一ユニットとして後に結合された複数の部品を含む構成要素は、「単一の」構成要素又は本体ではない。本明細書において使用されるように、２つ以上の部分又は構成要素が互いに「係合する」との記載は、それらの部分が、直接的に又は１つ以上の中間部分又は構成要素を介して、互いに対し力を及ぼすことを意味する。本明細書において使用されるように、「数」との用語は、１又は１より大きい整数（即ち、複数）を意味する。

[16] 例えば、また、次に限定されることなく、上、下、左、右、上方、下方、前方、後方、及びそれらの派生語といった本明細書において使用される方向に関する表現は、図面に示される要素の方向に関連し、特に明記されない限り、請求項に制限を課すものではない。

[17] 図１は、本発明の上気道抵抗推定法が実施される１つの特定の非限定的実施形態による圧補助システム５０の概略図である。ＮＩＶシステムである圧補助システム５０は、本発明を説明する目的で例示に過ぎず、また、本発明は、次に限定されることなく侵襲的ベンチレータシステムといった他のタイプのガス供給システムにおいても実施及び使用されてもよいことは理解されるべきである。１つのこのような代替ガス供給システムが、本発明の譲受人に譲渡された「Volume Control in a Medical Ventilator」なる名称の国際特許公開公報ＷＯ２０１０／０４４０３８に説明されており、その開示内容は、参照することにより本明細書に組み込まれる。したがって、本発明は、患者の上気道抵抗を推定することが必要である又は望ましい、任意のタイプのガス供給システムにおいて使用される。

[18] 図１を参照するに、圧補助システム５０は、従来のＣＰＡＰ又は２レベル圧補助デバイスに使用されるブロワ、ピストン、ベローズ、圧縮器、又は、例えば酸素若しくは空気、周囲大気若しくはそれらの組み合わせの加圧タンクといった任意の適切な供給源から矢印Ｃによって概略的示される呼吸ガスを受け取る任意の他のデバイスといったガスフロー／圧力生成器５２を含む。ガスフロー／圧力生成器５２は、空気、酸素又はそれらの混合物の呼吸ガスのフローを、比較的高い及び低い圧力、即ち、周囲大気圧にほぼ等しいかそれよりも上の圧力にある患者５４の気道への供給のために生成する。

[19] ガスフロー／圧力生成器５２から、矢印Ｄによって概略的に示される呼吸ガスの加圧フローが、導管５６を介して、通常、患者５４に装着されるか又はそうでなければ患者５４に取付けられ、呼吸ガスフローを患者の気道につなげる任意の既知の構成を有する呼吸マスク又は患者インターフェイスデバイス５８に供給される。導管５６と患者インターフェイスデバイス５８とは、通常、集合的に患者回路と呼ばれる。

[20] 図１には示されないが、本発明は更に、単独で又は大気からの主ガスフロー（矢印Ｃ）と組み合わされて補助的ガスフローを提供することも検討する。例えば酸素濃縮器又は酸素保存デバイス（液体又はガス）といった任意の適切な酸素源からの酸素フローが、例えば患者回路内で又は患者インターフェイスデバイスにおいて、ガスフロー／圧力生成器５２の上流、又は、ガスフロー生成器の下流に提供され、患者に供給される吸入酸素の一部が制御される。

[21] 図１に示される圧補助システム５０は、シングルリムシステムである。つまり、患者回路は、患者を圧補助デバイスに接続する導管５６しか含まないことを意味する。矢印Ｅによって示されるように、呼気ガス（例えばＣＯ_２）をシステムから大気に放出させるための排気口５７が導管５６内に設けられる。例示的な実施形態では、患者回路は、パッシブ回路であり、排気口５７は、固定された開口部である。なお、排気口５７は、患者インターフェイスデバイス５８内といったように導管５６内に加えて又は導管５６の代わりに他の場所に設けられてもよい。また、排気口５７は、圧補助システムからガスが放出される所望の方法に応じて、多種多様の構成を有してもよいことも理解されるべきである。

[22] 図示される本発明の例示的な実施形態では、患者インターフェイスデバイス５８は、鼻／口用マスクである。しかし、患者インターフェイスデバイス５８は、鼻用マスク、鼻用枕、気管チューブ、気管内チューブ、又は、ガスフロー連結機能を提供する任意の他のデバイスを含んでもよいことは理解されるべきである。更に、本発明の目的として、「患者インターフェイス」との表現は、導管５６と、加圧呼吸ガス源を患者に接続する任意の他の構造体とを含む。

[23] 当然ながら、様々な構成要素が患者回路内に設けられても、患者回路に結合されてもよい。例えば細菌フィルタ、圧力制御バルブ、フロー制御バルブ、センサ、メーター、圧力フィルタ、加湿器及び／又は加熱器が、患者回路内に設けられても、患者回路に取付けられてもよい。同様に、マフラ及びフィルタといった他の構成要素も、ガスフロー／圧力生成器５２の吸気口及びバルブ６０（以下に説明される）の排気口に設けられる。

[24] 図示される実施形態では、圧補助システム５０は、導管５６内に設けられたバルブ６０の形の圧力コントローラ又はフローコントローラを含む。バルブ６０は、ガスフロー／圧力生成器５２から患者５４に供給される呼吸ガスの圧力又はフローを制御する。このために、ガスフロー／圧力生成器５２及びバルブ６０は、患者に供給されるガスの圧力及び／又はフローを制御するように協働するため、集合的に「圧力生成システム」と呼ばれる。

[25] 当然ながら、単独で、又は、圧力制御バルブと組み合わされて、例えばブロワの速度を変更するといったように、ガスフロー／圧力生成器によって患者に供給される圧力又はフローを制御する他の技術も本発明によって検討される。したがって、バルブ６０は、患者に供給される呼吸ガスのフローの圧力を制御するために使用される技術に応じて、任意選択的である。バルブ６０が取り除かれる場合、圧力生成システムは、ガスフロー／圧力生成器５２だけに相当し、患者回路内のガスの圧力は、例えばガスフロー／圧力生成器のモータ速度を制御することによって制御される。

[26] 圧補助システム５０は更に、導管５６内の呼吸ガスのフローを測定するフローセンサ６２を更に含む。図１に示される特定の実施形態では、フローセンサ６２は、導管５６に沿って置かれるが、最も好適には、バルブ６０の下流に配置される。フローセンサ６２は、コントローラ６４に供給され、コントローラ６４によって使用されて患者５４におけるガスのフロー（Ｑ_{ｐａｔｉｅｎｔ}）を決定するフロー信号Ｑ_{ｍｅａｓｕｒｅｄ}を生成する。

[27] Ｑ_{ｍｅａｓｕｒｅｄ}に基づいてＱ_{ｐａｔｉｅｎｔ}を計算する技術は周知であり、また、患者回路の圧力降下と、システムからの既知の漏出、即ち、図１に矢印Ｅによって示される回路からのガスの意図的な排気と、マスク／患者インターフェイスにおける漏出といったシステムからの未知の漏出とを考慮に入れる。本発明は、漏出フローＱ_ｌｅａｋを計算するために任意の既知の又は以下に説明される技術を使用することと、この決定を、Ｑ_{ｍｅａｓｕｒｅｄ}に基づいてＱ_{ｐａｔｉｅｎｔ}を計算する際に使用することとを検討する。このような技術の例は、米国特許第５，１４８，８０２号、第５，３１３，９３７号、第５，４３３，１９３号、第５，６３２，２６９号、第５，８０３，０６５号、第６，０２９，６６４号、第６，５３９，９４０号、第６，６２６，１７５号及び第７，０１１，０９１号によって教示される。各特許の内容は、参照することにより本明細書に組み込まれる。

[28] 圧補助システム５０は更に、導管５６内の呼吸ガスの圧力を測定する圧力センサ６６も含む。図１に示される具体的な実施形態では、圧力センサ６６は、導管５６に沿って置かれる。

[29] 当然ながら、次に限定されないが、患者５４において直接的に又は導管５６に沿った他の場所においてフロー及び／又は圧力を測定すること、フロー生成器５２の動作に基づいて患者フロー及び／又は圧力を測定すること、及び、バルブ６０の上流のセンサを使用して患者フロー及び／又は圧力を測定することといったように、患者５４の呼吸フロー及び患者５４に供給されるガスの圧力を測定する他の技術も本発明によって検討される。

[30] コントローラ６４は、例えばマイクロプロセッサ、マイクロコントローラ、又は、他の何らかの適切な処理デバイスである処理部と、処理部の内部であっても処理部と動作上結合されていてもよく、また、本明細書により詳しく説明されるように上気道抵抗を推定することを含む圧補助システム５０の動作を制御するために、処理部によって実行可能なデータ及びソフトウェア用の記憶媒体を提供するメモリ部とを含む。

[31] 可変陽性気道圧補助システムによって使用される様々なパラメータを設定し、臨床医又は介護士といったユーザに情報及びデータを表示及び出力するために、入出力デバイス６８が設けられる。当然ながら、本発明は、圧補助システムによって収集された動作情報及びデータが遠隔でモニタリングかつ制御されるように、入出力端末を提供することも検討する。

[32] １つの例示的な実施形態では、本発明は、圧補助システム５０といった、超低周音波励起（infrasonic wave excitation）（即ち、２０Ｈｚ未満の周波数）に基づくパッシブ回路を有する機械式ベンチレータに接続された患者の上気道抵抗を推定するための改良された方法を提供する。例示を目的として、当該改良方法は、圧補助システム５０において実施されたものとして説明される。しかし、当然ながら、これは、例示に過ぎず、当該改良方法は、他の適切なガス供給システムにおいても実施されてよい。

[33] 本発明の超低周音波励起方法は、被験者の上気道は、上気道障害の程度に基づく固定の大きさの振動圧力で励起されると、様々な大きさの振動フロー（即ち、ガスの流量）を示すという原理を基礎としている。本明細書の他の場所でも説明されているように、圧補助システム５０のパッシブ回路は、ＣＯ_２除去のために、可変サイズの漏出の固定開口部（排気口５７）を含む。本明細書において更に説明されるように、患者インターフェイスデバイス５８は、患者マスクにおいて可変漏出を含む可能性が高い。漏出の変動は、振動圧力に対するフロー反応の変動をもたらす。この漏出の反応は、対処されなければ、上気道抵抗の計算に影響を及ぼす。

[34] 本発明の上気道抵抗推定方法は、患者の気道及び肺は、上気道抵抗に主に基づいている振動圧力波で励起されると予測されたフロー反応を有すると予測する。この方法は、圧補助システム５０内にあるセンサからの入力に基づいてフロー反応を近似させるロバストな方法を含むだけでなく、可変漏出の存在下で上気道抵抗の推定値に基づいた方法を提供する。上気道抵抗の推定値は、閉鎖性睡眠時無呼吸といった睡眠時呼吸障害に固有の患者障害の定量的程度を提供する。この抵抗測定結果は、上気道虚脱の診断又は治療に有用である。治療に関して、この推定は、睡眠時に気道開存性が変化するにつれて調節可能な圧力を指示するために、圧補助システム５０といった自動ＥＰＡＰ又はＣＰＡＰマシン内で使用される。

[35] 本発明の方法を詳細に説明する前に、選択された関連のある呼吸機構の原理について簡単に説明する。人間の被験者の肺機構の電気的類似物は、単純なＲＣ直列回路である。当然ながら、人間の呼吸作用において、抵抗項は、多くの場合、非線形で、フローに依存し、また、線形電気抵抗器と多くの点について非常に異なる。上気道抵抗への線形近似は、準静的圧力の条件及びフロー条件下においてのみ合理的である。上気道は、その壁が口蓋垂と咽頭筋とを含み、気道を囲む軟組織からなることによって、しばしば、軟性管として説明される。スターリング（Starling）抵抗器が、上気道機構のシミュレーション及び試験のための効果的な実験モデルである。

[36] ＣＰＡＰは、開放又は低抵抗状態における上気道を広げる（stint）する効果的なツールとして示されている。ＣＰＡＰの陽圧は、上気道の虚脱を防止し、治療もする。気管支下部は、幾らかの更なる気道抵抗を提供し、また、ＲＣモデルでは無視される小さい慣性抵抗項をもたらす。慣性抵抗は、高吸気又は呼気フロー期間の間に重要となり、また、本明細書の他の箇所にも記載されるように、本発明の方法は、（呼気相の終わりにおいて）患者フローがゼロ、又は、ゼロに近いときに測定を行うことにのみ関連するので、慣性抵抗は、本発明の方法では、無視される。

[37] 更に、ＲＣモデルにおける電気容量項は、肺自体のエラスタンスに関連付けられる。このエラスタンス項は、正常な呼吸パターンの範囲に亘ってほぼ一定であり、また、健康な個体において約５０ｍｌ／ｃｍＨ_２Ｏであることが実験的に示されている。最後に、吸気の始まりにおける横隔膜の収縮によって肺の外表面全体にかかる外力がある。この収縮は、上気道から肺へのフローを引き起こす負の内圧を肺腔内に生成する。

[38] 睡眠時の呼気は、一般的にパッシブである。呼気フローは、肺の弾性収縮力が（容積の減少によって）肺内のガスの圧力を増加させて、体からＣＯ_２を多く含むガスのフローを生成すると達成される。ここでも、呼気の一番終わりにおけるフローを考慮して、呼吸の呼気後休止又は静止相の間、本発明の方法は、患者の筋肉の外力によって引き起こされる圧力を無視することができる。

[39] したがって、本発明の方法のための呼吸モデルは、次の１次微分方程式（１）としてよく説明される。
Ｐ_ａｐｐ＋Ｐ_ｍｕｓ＝Ｒ・Ｑ_ｐ＋Ｅ・Ｖ
ここで、Ｐ_ａｐｐは、機械式ベンチレータ又はＣＰＡＰデバイス（例示的な実施形態では、圧補助システム５０）によって加えられた圧力であり、Ｐ_ｍｕｓは、横隔膜筋によって加えられた圧力であり、Ｒは、呼吸器系の集中抵抗の線形近似であり、Ｑ_ｐは、患者フローであり、Ｅは、肺のエラスタンスであり、Ｖは、肺内の容積である。更に、Ｖは、次式（２）の通り規定される。
Ｖ＝∫Ｑ_ｐｄｔ

[40] 本発明の一態様によれば、振動圧力が、呼気相の間に、（例示的な実施形態では、圧補助システム５０によって）患者に施されている加圧治療に重ね合わされる。１つの例示的で非限定的な実施形態では、振動圧力は、１乃至２ｃｍＨ_２Ｏの大きさと、２０Ｈｚ未満の周波数とを有する。式（１）における呼吸成分は、加えられた圧力の加えられたフローに対する比を取り、また、この比を複素形式で表すことによって推定される。筋肉の圧力は無視し、次式（３）に規定される振動を含む呼気相の間の加えられた圧力から開始する。
Ｐ_ａｐｐ（ｔ）＝ＰＥＥＰ＋Ｐ_ａｍｐｓｉｎωｔ
ここで、Ｐ_ａｍｐは、圧力振動の振幅であり、ωは、振動の角周波数である。この圧力Ｐ_ａｍｐは、測定又は推定されて、ＰＥＥＰ（一定）項を取り除くようにフィルタリングされ、次式（４）が結果として得られる。
Ｐ_{ａｐｐ＿ｆｉｌｔｅｒｅｄ}（ｔ）＝Ｐ_ａｍｐｓｉｎωｔ

[41] 呼気の終わりにおいて（即ち、患者フローがゼロに戻ると）、Ｐ_ｍｕｓはゼロであり、上気道抵抗への患者フローの非線形効果は、患者フローもゼロに近いため、消える。呼気後休止の間に加えられる振動圧力に対する予測フロー反応は、次式（５）（式（１）と同様に線形表現）において近似される肺成分によって単純に与えられる。
ここで、ｓ＝√−１・ω又はｓ＝ｊωである。加えられた圧力のフローに対する比を取ると、次式（６）が与えられる。

[42] 一連のデータ点を収集し、それらを複素形式で表現するための様々な数学的技術がある。式（６）は、比の実数部が推定されると、気道抵抗の良好な指示が与えられることを示す。複素部は、肺コンプライアンスの負の逆数である。アルゴリズムが、気道抵抗にのみ関心を示すのであれば、呼気の終わりにおける加えられた圧力とフローとの比の実数部が、気道抵抗の良好な推定値である。この技術を、虚脱気道のスターリング抵抗器シミュレーションとのみ使用することは、実験室レベルの器具を使用して気道抵抗を抽出することに成功している。図２は、この測定技術の結果を示す。

[43] 図２は、特に、検査される肺での呼気相の終わりにおける加えられた振動圧力のフローに対する比を計算した結果を示す。この比は、Ｚ＝Ａｃｏｓωｔ＋Ｂｓｉｎωｔの形式に器具データをフィットする線形最小二乗法を使用してモデリングされた。推定値の実数部は、ＥＰＡＰ圧力を増加させることによって軟性管が膨張するにつれて、臨界圧力（１０ｃｍＨ２０）までは抵抗は減少したことを明らかに示した。この臨界圧力より上では、抵抗は比較的一定のままであった。これは、スターリング抵抗器モデルの予想される結果であった。この試験は、一定漏出開口部の存在下で行われたが、この開口部は考慮されない。

[44] 理想的ではない器具が使用されると、上述の実施形態に関連して幾つかの複雑な状況が生じることが分かっている。まず、圧力及びフロートランスデューサ（例えば圧補助システム５０のフローセンサ６２及び圧力センサ６６）が非ゼロの応答時間を有すると考える。したがって、非理想的なトランスデューサによる時変信号の測定は、見せかけの虚数成分をもたらす。これは、片方又は両方の信号が、実際の信号から位相遅延を有することによる。

[45] 圧力が実際の機械的構成要素から離れて測定されると更なる複雑な状況が生じる。測定と物理モデルとの間のこの距離は、感知システムでは示されない圧力の伝送遅延をもたらす。システム内の流体の非圧縮性は、フロー信号に等価の伝送遅延を生成しない。この非等価遅延は、結果に更なる見せかけの位相シフトを生成し、測定の精度を下げる。

[46] 上述の方法の実施形態の最も難しい複雑な状況は、恐らく、可変漏出がある場合に肺機構モデルを補正するために精度が必要となる場合に生じる。漏出は、測定に影響を及ぼすだけでなく、漏出成分は、しばしば、センサから物理的に除去されるため、フロー信号における位相シフトを混乱させる。

[47] これらの複雑な状況は、本発明者を、フロー反応に基づいて上気道抵抗測定値を推定する代替方法を検討するように向かわせた。当該代替方法は、以下に説明される。

[48] 式（５）を再び参照すると、Ｒ項は、次式（７）に規定されるように、呼吸抵抗及び漏出開口部抵抗の並列組み合わせ（parallel combination）として再定義される。
Ｒ_{ｅｑｕｉｖ}は、漏出抵抗と並列の気道の等価全抵抗であり、Ｒ_ｌｅａｋは、所与の圧力（即ち、ＥＰＡＰ）における漏出開口部からの漏出フローのｄＰ／ｄＱの線形近似である。Ｒ_ｌｅａｋを計算するための例示的なアルゴリズムは、本明細書の他の箇所において説明される。フロー反応は、次式（８）によって与えられる。
Ｑ（ｓ）＝Ｐ_ａｐｐ（ｓ）／Ｒ_{ｅｑｕｉｖ}（ｓ）

[49] 式（４）を式（１）に代入して、式（１）を、Ｐ_ｍｕｓ＝０（肺時定数を指定、τ＝Ｒ・Ｃ）を用いて解くと、呼気相の間の時間領域における式（１）の解が、次式（９）によって与えられる。
ただし、
、
、及び
である。最後の指数項が消えた後の定常状態では、フロー波形の振幅が、次式（１０）によって与えられる。
次に加圧フローの間の位相角が小さいと仮定すると、式（８）は、次式（１１）を提供した。
次式（１２）が真であることを前提とする。

[50] 式（１２）の前提は、次の表１乃至６に規定されるように１つの例示的で非限定的な実施形態における合理的な値のための検査によって確認される。

[51] 結果は、５Ｈｚでは、これらのパラメータの合理的な組み合わせはいずれも、著しい位相シフトを生成しないことを示す。式（１１）を拡張し、また、周波数と肺時定数との積が１よりもかなり大きいと仮定すると、式（１１）は次式（１３）の通りに近似されることを意味する。
更に、１番目の２乗の項と、２つ目の括弧内の３番目の項とは、ゼロに近いと仮定すると、次式（１４）が得られる。
これにより、振幅比が、漏出抵抗（Ｒ_ｌｅａｋ）及び気道抵抗（Ｒ_ｌｕｎｇ）の並列組み合わせにほぼ等しいことが示される。上述のシナリオ（表１乃至表６）を使用したこれらの近似は、式（１４）は、５Ｈｚにおいて、式（１１）に合理的に近似し、肺が低時定数（＜０．２秒）を有するときに生じる誤差が小さいことを示す。これらの結果は、以下の表７に示される。

[52] 結果は、気道抵抗が低く（＜５ｃｍＨ２０／ｌｐｓ）、患者の気道が閉塞する（Ｃ＜０．０２ｌ／ｃｍＨ２０）場合に、コンプライアンス効果が無視されると、等価抵抗は過小評価されることを示す。これらの誤差は、様々な単純な方法で対処される。それらの方法は、（ｉ）コンプライアンス補正を提供し、式（１１）を使用すること、（ｉｉ）あらゆるシナリオにおけるパーセント誤差を１％未満に下げるために、振動周波数を１４Ｈｚよりも上に増加すること、（ｉｉｉ）推定肺抵抗が低い場合に、その取扱いにロバスト性を提供することとを含む。コンプライアンスの無視は、常に、肺抵抗の過小評価をもたらす。

[53] 明確にするために、矛盾しているかのように思われる上で設定された点を繰り返す。上述の例題は、実際の患者圧力と漏出を含む総フローとの間に位相シフトは予期されないことを示す。式（６）に説明される方法を使用する場合、測定された位相シフトはいずれも不完全センサのアーチファクトであり、これらの誤差は、抵抗推定における不正確さをもたらす。式（４）によって説明される新しい方法は、これらの種類の誤差によって影響を受けない。ロバスト近似法では、感知遅延又は圧力波伝播遅延によってもたらされる任意の位相シフトは、振幅のみに基づいた抵抗測定には影響を及ぼさない。

[54] 本明細書において説明されるように、本実施形態の気道抵抗推定方法は、圧力及びフロー信号の振動振幅成分を必要とする。当然ながら、圧力及びフロー信号の振動振幅を抽出するために必要なのは、理論上は、高域通過フィルタだけである。しかし、例示的な実施形態では、高域通過フィルタを帯域通過フィルタに置き換えて、任意の高周波数雑音を除去することが現実的である。例示的な実施形態では、帯域通過フィルタは、５Ｈｚを中心とし、２Ｈｚ幅の通過帯域を有する８次バターワース（Butterworth）デジタルフィルタである。このフィルタは、伝達関数によって説明される。
Ａ＝｛１．００００ −７．３１０７ ２３．７２５２ −４４．６１６８ −４１．０９６６ ２０．１２９３ −５．７１３４ ０．７１９９｝
Ｂ＝｛０．００００１３２９ ０ −０．００００５３１７ ０ ０．００００７９７６ ０ −０．００００５３１７ ０ ０．００００１３２９｝

[55] 図３に、この例示的なフィルタの周波数応答が示される。周波数は、Ｆｓ＝１００Ｈｚであるときに適切であり、所望の周波数は５Ｈｚ（０．１×ナイキスト周波数）である。フィルタ係数は、整数演算のために、２^２４によってスケーリングされる。

[56] 本実施形態では、等価抵抗Ｒ_{ｅｑｕｉｖ}の測定は、呼気相の終わりにおける、患者圧力測定又は推定の振動成分の振幅の患者フローの振動成分の振幅に対する比を取ることによって達成される。信号振幅の測定は、多数の方法を介して行われる。例示的な方法は、ｒｍｓ計算によるものである。信号は、互いから仮想の位相オフセットを有することを再び考慮すると、点の１サイクル（２π）のみ（例えば、１０ミリ秒でサンプリングされた５Ｈｚ信号では、２０サンプル）が計算に使用されることが重要である。次式（１５ａ）、次式（１５ｂ）及び次式（１６）は、それぞれ、患者圧力の振動成分の振幅（Ｐ_ａｍｐ）、患者フローの振動成分の振幅（Ｑ_ａｍｐ）及び等価抵抗（Ｒ_{ｅｑｕｉｖ}）のｒｍｓ計算を示す。

[57] 本実施形態では、式（１６）からの測定結果（即ち、求められたＲ_{ｅｑｕｉｖ}）は、上気道抵抗（Ｒ_ｌｕｎｇ）を抽出するために、式（１４）及びＲ_ｌｅａｋ値（本明細書の他の箇所に説明される）と共に使用される。

[58] 本明細書の他の箇所に指摘したように、患者５４に与えられる圧力の振幅は、幾つか異なる場所において測定される。例えば圧力は、患者５４において直接感知／測定され（近位圧力感知）、本明細書において説明される計算に使用される。しかし、近位圧力感知が利用できない場合、患者圧力の振幅は、例えば圧力センサ６６によって測定される排気口圧力振幅の測定結果から導出されなければならない。患者回路には２つの有意な損失項がある。第１の損失は、チューブ及び管におけるフローのポアズイユ（Pouiselle）の法則から導出される制限的降下である。第２の損失は、チューブの慣性抵抗によるものである。制限的降下は、１秒あたり約０．２７ｃｍＨ_２Ｏ／リットルであることが経験的に決定されている。慣性抵抗は、次式（１７）によって与えられる。
Ｉ＝ρ・ｌ／Ａ
[59] ここで、ρは、チューブの中を流れる空気の密度であり、ｌは、チューブの長さであり、Ａは、チューブの断面積である。空気密度が１．２ｋｇ／ｍ^３であると仮定すると、６．２２ｍｍのチューブの慣性抵抗（Ｉ）は、次式（１８）によって与えられる。

[60] 排気口圧力が測定され、排気口フローも測定される。回路における降下を補償するために、次式（１９）に示されるように、排気口圧力から、ポアズイユの法則からの圧力降下と慣性抵抗からの圧力降下とがリアルタイムで減算されて、患者圧力が推定される。
ただし、Ｒ_{ｃｉｒｃｕｉｔ}は、ポアズイユの法則による回路を通るｄＰ／ｄＱの線形近似であり、Ｑ_{ｆｉｌｔｅｒｅｄ}は、フロー信号の５Ｈｚ成分である。

[61] 上述のとおり、例示的な本実施形態は、変化する漏出フローの関数としての線形圧力降下の表現である可変漏出（Ｒ_ｌｅａｋ）に関連付けられる抵抗パラメータを使用する。マシンの排気口からチューブの患者端までに伝送遅延が確実にあることを考慮すると、漏出推定は、５Ｈｚ振幅を使用せず、より低速の処理を使用することが重要である。当該処理は、方法に関係なく、圧力の関数として漏出フローを表す。この関数を意味のある漏出抵抗値に変換するために、例示的な実施形態では、次式（２０）によって与えられる式が使用されて、Ｒ_ｌｅａｋが決定される。
ただし、６０は、毎分リットルを毎秒リットルに変換するが、Ｒ_ｌｅａｋは、ｃｍＨ_２Ｏ／（毎秒リットル）の単位で表現されるべきである。

[62] 最後に、本明細書の他の箇所において説明されたように、本発明の方法の目標は、気道虚脱の診断及び治療のために上気道抵抗を推定することである。患者圧力の振幅が推定され、また、排気口を通るフローが漏出と患者フローとの組み合わされたフローであることを考慮すると、上気道抵抗（Ｒ_ｌｕｎｇ−肺抵抗）は、式（１４）を式（１６）から見出された測定結果と同一視することによって推定される。次式（２１）が結果として得られる。

[63] 次に、図４を参照すると、圧補助システム５０、具体的には、コントローラ６４内にプログラムされた１つ以上のルーティンにおいて実施されるものとして本明細書において詳細に説明される本発明の上気道抵抗推定方法の例示的な実施形態を説明するフローチャートが提供される。当該方法は、ステップ１００において開始する。ステップ１００では、コントローラ６４は、圧補助システム５０の圧力生成システムに、振動圧力（例えば超低周音波）を、呼気相の間に患者回路を介して患者５４に供給される呼吸ガスのフロー上に重ねさせる。次に、ステップ１０２において、患者圧力及び患者フロー（ガス流量）が、それぞれ、圧力センサ６６及びフローセンサ６２によって、呼気相の間に測定される。当該データは、コントローラ６４に提供される。次に、ステップ１０４において、コントローラ６４は、（ｉ）本明細書の他の箇所で説明されるように、呼気相の終わりにおける、患者５４に与えられる圧力の振動成分（即ち、重ね合わされた振動圧力の結果もたらされる成分）の振幅（Ｐ_ａｍｐ）と、（ｉｉ）本明細書の他の箇所で説明されるように、呼気相の終わりにおける、患者５４に与えられるフローの振動成分（即ち、重ね合わされた振動圧力の結果もたらされる成分）の振幅（Ｑ_ａｍｐ）とを決定する。

[64] 例示的な実施形態では、Ｐ_ａｍｐ及びＱ_ａｍｐは共に、本明細書の他の箇所に詳細に説明されるｒｍｓ計算（式１５ａ及び式１５ｂを参照）を使用して決定される。次に、ステップ１０６において、コントローラ６４は、上気道（呼吸）抵抗と漏出開口部抵抗との並列組み合わせを表す等価抵抗値（Ｒ_{ｅｑｕｉｖ}）を決定する。漏出開口部抵抗は、所与の圧力における圧補助システム５０の患者回路の漏出開口部から出る漏出フローのｄＰ／ｄＱの線形近似である。等価抵抗値（Ｒ_{ｅｑｕｉｖ}）は、Ｐ_ａｍｐのＱ_ａｍｐに対する比（例示的な実施形態では、Ｒ_{ｅｑｕｉｖ}＝Ｐ_ａｍｐ／Ｑ_ａｍｐ）に基づいて決定される。次に、ステップ１０８において、式（２０）に関連して本明細書において説明されたような適切な技術を使用して、呼気相の終わりにおける現在の漏出開口部抵抗（Ｒ_ｌｅａｋ）が決定される。最後に、ステップ１１０において、上気道抵抗（Ｒ_ｌｕｎｇ）が、Ｒ_{ｅｑｕｉｖ}とＲ_ｌｅａｋとに基づいて決定（推定）される。例示的な実施形態では、ステップ１１０は、式（２１）を使用して行われる。

[65] 請求項では、括弧内に置かれる参照符号は、請求項を限定するものと解釈されるべきではない。「包含する」又は「含む」との用語は、請求項に記載される要素又はステップ以外の要素又はステップの存在を排除するものではない。幾つかの手段を列挙する装置の請求項において、これらの手段のうちの幾つかは、全く同一のハードウェアアイテムによって具現化される。「ａ」及び「ａｎ」の不定冠詞を伴う要素は、その要素が複数存在することを排除するものではない。幾つかの手段を列挙する装置の請求項において、これらの手段のうちの幾つかは、全く同一のハードウェアアイテムによって具現化される。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されるからといって、これらの手段の組み合わせを有利に使用することができないことを示すものではない。

本発明は、現在最も現実的でかつ好適であると考えられる実施形態に基づいて例示のために詳細に説明されたが、当然ながら、そのような詳細は、単にその目的のためだけであり、本発明は、開示された実施形態に限定されず、それどころか、添付の請求項の精神及び範囲内である変更形態及び等価配置を対象とすることを意図している。例えば、当然ながら、本発明は、可能な限りの範囲で、任意の実施形態の１つ以上の特徴は、任意の他の実施形態の１つ以上の特徴と組み合わされることも検討する。

Claims (21)

1. 患者の上気道抵抗を推定するためのガス供給システムの作動方法であって、
   前記ガス供給システムの患者回路が、前記患者に、呼吸ガスのフローを供給するステップと、
   コントローラが、前記患者の呼気相の間に、前記呼吸ガスのフロー上に、振動圧力を重ね合せるステップと、
   圧力センサが、前記呼気相の終わりにおける、前記患者に提供されるガス圧力の振動成分の第１の振幅を決定するステップと、
   フローセンサが、前記呼気相の前記終わりにおける、前記患者に提供されるガスフローの振動成分の第２の振幅を決定するステップと、
   前記コントローラが、前記第１の振幅の前記第２の振幅に対する比に基づいて、第１の抵抗値を決定するステップと、
   前記コントローラが、前記第１の抵抗値に基づいて、上気道抵抗値を決定するステップと、
   を含む方法。
2. 前記第１の抵抗値は、前記呼気相の前記終わりにおける、前記患者の上気道抵抗と、前記患者回路に起因する漏出開口部抵抗との並列組み合わせを表す等価抵抗値である、請求項１に記載の方法。
3. 前記第１の抵抗値に基づいて、上気道抵抗値を決定するステップは、前記コントローラが、前記漏出開口部抵抗を決定するステップと、前記コントローラが、前記第１の抵抗値及び前記漏出開口部抵抗を使用して、前記上気道抵抗値を決定するステップとを含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記第１の抵抗値及び前記漏出開口部抵抗を使用して、前記上気道抵抗値を決定するステップは、
   に基づき、ただし、Ｒｌｕｎｇは、前記上気道抵抗値であり、Ｒｅｑｕｉｖは、前記第１の抵抗値であり、Ｒｌｅａｋは、前記漏出開口部抵抗である、請求項３に記載の方法。
5. 前記第１の振幅を決定するステップは、前記コントローラが、前記呼気相の前記終わりに対応する患者圧力データを受け取るステップと、前記コントローラが、前記第１の振幅を計算するように前記患者圧力データに第１のｒｍｓ計算を行うステップとを含み、前記第２の振幅を決定するステップは、前記コントローラが、前記呼気相の前記終わりに対応する患者フローデータを受け取るステップと、前記コントローラが、前記第２の振幅を計算するように前記患者フローデータに第２のｒｍｓ計算を行うステップとを含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記第１のｒｍｓ計算では、前記振動圧力の単一サイクルのみからの患者圧力データが使用され、前記第２のｒｍｓ計算では、前記振動圧力の前記単一サイクルのみからの患者フローデータが使用される、請求項５に記載の方法。
7. 前記患者圧力データは、前記患者回路が結合される前記ガス供給システムの圧力生成部の排気口において測定される患者圧力信号から導出される、請求項５に記載の方法。
8. 前記患者圧力データは、前記ガス供給システムの圧力センサの出力に基づく患者圧力信号をフィルタリングすることによって得られる前記ガス圧力の前記振動成分を表し、前記患者フローデータは、前記ガス供給システムのフローセンサの出力に基づく患者フロー信号をフィルタリングすることによって得られる前記ガスフローの前記振動成分を表す、請求項５に記載の方法。
9. 漏出は無視され、前記上気道抵抗値は、前記第１の抵抗値であると決定される、請求項１に記載の方法。
10. 前記振動圧力は、超低周音波である、請求項１に記載の方法。
11. 呼吸ガスのフローを生成する圧力又はフロー生成システムと、
    前記圧力又はフロー生成システムに動作上結合され、患者に、前記呼吸ガスのフローを供給する患者回路と、
    前記圧力又はフロー生成システムに動作上結合されるコントローラと、
    を含み、
    前記コントローラは、
    前記圧力又はフロー生成システムに、前記患者の呼気相の間に、前記呼吸ガスのフロー上に、振動圧力を重ね合わさせ、
    前記呼気相の終わりにおける、前記患者に提供されるガス圧力の振動成分の第１の振幅を決定し、
    前記呼気相の前記終わりにおける、前記患者に提供されるガスフローの振動成分の第２の振幅を決定し、
    前記第１の振幅の前記第２の振幅に対する比に基づいて、第１の抵抗値を決定し、
    前記第１の抵抗値に基づいて、上気道抵抗値を決定することによって、前記患者の上気道抵抗を推定する、ガス供給システム。
12. 前記第１の抵抗値は、前記呼気相の前記終わりにおける、前記患者の上気道抵抗と、前記患者回路に起因する漏出開口部抵抗との並列組み合わせを表す等価抵抗値である、請求項１１に記載のガス供給システム。
13. 前記第１の抵抗値に基づいて、上気道抵抗値を決定することは、前記漏出開口部抵抗を決定することと、前記第１の抵抗値及び前記漏出開口部抵抗を使用して、前記上気道抵抗値を決定することとを含む、請求項１２に記載のガス供給システム。
14. 前記第１の抵抗値及び前記漏出開口部抵抗を使用して、前記上気道抵抗値を決定することは、
    に基づき、ただし、Ｒｌｕｎｇは、前記上気道抵抗値であり、Ｒｅｑｕｉｖは、前記第１の抵抗値であり、Ｒｌｅａｋは、前記漏出開口部抵抗である、請求項１３に記載のガス供給システム。
15. 前記第１の振幅を決定することは、前記呼気相の前記終わりに対応する患者圧力データを受け取ることと、前記第１の振幅を計算するように前記患者圧力データに第１のｒｍｓ計算を行うこととを含み、前記第２の振幅を決定することは、前記呼気相の前記終わりに対応する患者フローデータを受け取ることと、前記第２の振幅を計算するように前記患者フローデータに第２のｒｍｓ計算を行うこととを含む、請求項１１に記載のガス供給システム。
16. 前記第１のｒｍｓ計算では、前記振動圧力の単一サイクルのみからの患者圧力データが使用され、前記第２のｒｍｓ計算では、前記振動圧力の前記単一サイクルのみからの患者フローデータが使用される、請求項１５に記載のガス供給システム。
17. 前記患者圧力データは、前記圧力又はフロー生成システムの排気口において測定される患者圧力信号から導出される、請求項１５に記載のガス供給システム。
18. 圧力センサとフローセンサとを更に含み、前記患者圧力データは、前記圧力センサの出力に基づく患者圧力信号をフィルタリングすることによって得られる前記ガス圧力の前記振動成分を表し、前記患者フローデータは、前記フローセンサの出力に基づく患者フロー信号をフィルタリングすることによって得られる前記ガスフローの前記振動成分を表す、請求項１５に記載のガス供給システム。
19. 漏出は無視され、前記上気道抵抗値は、前記第１の抵抗値であると決定される、請求項１１に記載のガス供給システム。
20. 前記振動圧力は、超低周音波である、請求項１１に記載のガス供給システム。
21. 前記ガス供給システムは、陽圧補助システムである、請求項１１に記載のガス供給システム。