JP7120996B2 - 非侵襲的人工呼吸に対する患者気道流量及びリーク流量の推定のための方法及びシステム - Google Patents

Description

本開示は、一般に、非侵襲的人工呼吸器システムにおいて遠隔の人工呼吸器の圧力センサ及びフローセンサを利用する、患者気道流量及びリーク流量を推定する方法及びシステムを対象とする。

救命治療の人工呼吸を提供する最も一般的な手段は、可膨張性のカフを使用して気管を塞ぐ気管内チューブを患者に挿管することを要求する。挿管は、気道を臨床的に管理し、肺の膨張を維持する最善の手段を提供するが、組織剥離、感染、及び極度の不快感による患者の鎮静を含む重大なリスクをもたらす。従って、挿管は「侵襲的」人工呼吸と呼ばれるのが適切であり、臨床医の挿管の決定は慎重に考慮されなければならない。呼吸補助を要求する入院患者の選択されたグループに対しては、挿管の有害な副作用をもたらすリスクが利益を凌ぐことがある。

侵襲的人工呼吸の重大なリスクを考慮して、気道を介して補助を行う利益を提供するが、患者の口及び鼻の上にマスクを装着することを単に含む接続を使用するか、又は、気管切開チューブを使用する在宅ケアでの人工呼吸から、新たなアプローチが採用された。このアプローチは、非侵襲的陽圧換気、又は、単に非侵襲的換気（「ＮＩＶ」）と呼ばれる。ＮＩＶでは、ある程度の漏れが予想され、シングルリム回路がＮＩＶシステムにおいて人工呼吸器をマスクに接続するため、減少させなければ患者によって再呼吸されるであろう呼気終末ＣＯ_２を減少させるために意図的に導入されることが多くある。比較すると、侵襲的人工呼吸は、呼気ガスを別に運ぶデュアルリム接続回路を使用し、侵襲的人工呼吸におけるＣＯ_２の再呼吸を防ぎ、従って、漏れを要求しない。

人工呼吸器の主要な機能は、患者の呼吸を提供するか又は補うことであるけれども、人工呼吸器は、典型的には、患者を保護し、本質的な臨床情報を提供するために、複合的なモニタリング及び警報機能を含む。これらの機能を提供するために、人工呼吸器は、圧力、流速、及び量を含む波形をモニターする。患者近くの過剰なチューブ及びワイヤを回避し、患者の分泌物で気道を閉塞させるリスクを減らすために、気道フローセンサを使用しないことが望ましい。近位のフローセンサ無しで、人工呼吸器の内側にあるセンサを使用して流量をモニターすることができる。しかし、人工呼吸器と患者とを分離する４乃至６フィートのチューブは、これらのセンサに重大な問題を引き起こす。漏れを含む接続チューブの圧力－流量動力学は、人工呼吸器にて測定されるものと比較して、患者の気道での異なる流量を説明する。チューブの抵抗及びコンプライアンスは、一時的に流れを滑らかにする傾向があり、漏れは、患者の気道における流れの損失につながる。結果として、人工呼吸器における流量は、気道流量の推定値としては不十分である。

抵抗及び加圧の効果を説明するために、人工呼吸器の製造業者は、患者回路モデルを使用して、波形測定値にフィルタリングを適用する。これらのモデルは、典型的には、圧力入力信号において高周波ノイズを増幅する傾向がある測定された圧力の差別化を求める。さらに、これらのフィルタは肺の力学を含まないため、モデルは不完全であり、気道流量の推定はさらにより不正確である。

従って、当技術分野では、遠隔の人工呼吸器の圧力センサ及びフローセンサを利用する、患者気道流量及びリーク流量を適切に推定する非侵襲的人工呼吸器システムが必要である。

本開示は、非侵襲的人工呼吸器システムにおいて患者気道流量を推定するための発明の方法及びシステムを対象とする。本明細書における様々な実施形態及び実行は、患者気道流量及び未知のリーク流量の非常に正確な推定値を計算する非侵襲的人工呼吸器システムを対象とする。非侵襲的人工呼吸器は、測定される近位圧力と推定される近位圧力との差を最小にするためにフィードバック機構を使用し、推定される近位圧力は、人工呼吸器を患者と接続する患者回路のモデルを使用して生成される。非侵襲的人工呼吸器はまた、既知のリーク流量推定値を調整することによって、システム内で発生し得る漏れを補償する。

一般に、一態様において、非侵襲的人工呼吸器システムにおける患者気道流量を推定する方法が提供される。当該方法は：（ｉ）遠位の人工呼吸器端部及び近位の患者端部を有するチューブを有する非侵襲的人工呼吸器システムを提供するステップ；（ｉｉ）非侵襲的人工呼吸器システムのチューブのコンプライアンスの測定値、及び、呼息ポートリーク流量モデルの１つ又は複数のパラメータの測定値を得るステップ；（ｉｉｉ）非侵襲的人工呼吸器の１つ又は複数の遠位のガスフローセンサを使用して、前記チューブの遠位端にてガス流量を測定するステップ；（ｉｖ）非侵襲的人工呼吸器の近位の圧力センサを使用して、チューブの近位端にて圧力を測定するステップ；（ｖ）チューブの近位端における推定のガス流量を決定するステップであり、推定のガス流量は、チューブの遠位端におけるガス流量の測定値、チューブの近位端における圧力の測定値、得られたチューブのコンプライアンスの測定値、及び得られたリーク流量モデルの１つ又は複数のパラメータの測定値から計算される、ステップ；（ｖｉ）チューブの近位端における推定の圧力から、チューブの近位端における測定された圧力を減算することにより近位圧力エラー値を決定するステップ；（ｖｉｉ）補償器を使用して、決定された近位圧力推定エラー値を補償するステップ；（ｖｉｉｉ）累積された流量の和に上記の推定値をフィードバックすることにより、チューブの近位端における推定のガス流量のエラーを補償するステップ；（ｉｘ）推定のガス流のリークを決定するステップであり、推定のガス流のリークは、チューブの近位端における推定の圧力、及び、得られたリーク流量モデルの１つ又は複数のパラメータの測定値から計算される、ステップ；（ｘ）非侵襲的人工呼吸器システムにおける未知のリークをモニターするステップ；（ｘｉ）未知のリークが呼吸間ごとに（ｏｎ ａ ｂｒｅａｔｈ ｔｏ ｂｒｅａｔｈ ｂａｓｉｓ）同定された場合に、ガス流のリーク率（ｌｅａｋ ｆａｃｔｏｒ）を決定するステップ；（ｘｉｉ）呼吸間ごとの決定されたガス流のリーク率を用いて、推定のガス流のリークを調整するステップ；（ｘｉｉｉ）気道流量の推定に対するバイアスを検出するステップ；（ｘｉｖ）システムが呼吸の静止状態にあると決定するステップ；（ｘｖ）システムが静止状態にある場合に、推定のガス流のリーク率のバイアス排除（ｄｅ－ｂｉａｓ）をして、バイアスをゼロに近づけるステップ；及び、（ｘｖｉ）直後の呼吸で呼吸間のバイアス補正を保留するステップ；を含む。

一実施形態によると、システムが静止状態にあると決定するステップは、呼吸が呼息相にあるということ、気道流量の推定が３ ｌｐｍを超えているということ、近位圧力が一定であるということ、及びガス流量が一定であるということを決定することを含む。

一実施形態によると、バイアス排除は、約３００ミリ秒未満以内に発生する。

一実施形態によると、チューブのコンプライアンスの測定値、及び、リーク流量モデルの１つ又は複数のパラメータの測定値を得るステップは、１つ又は複数の較正測定値を含む。

一実施形態によると、当該方法は、ガス流のリーク率を所定の下限値と比較するステップをさらに含む。

一実施形態によると、ガス流のリーク率が所定の下限値を下回る場合に警報がトリガされる。

一実施形態によると、当該方法は、ガス流のリーク率を所定の上限値と比較するステップをさらに含む。

一実施形態によると、ガス流のリーク率が所定の上限値を上回る場合に警報がトリガされる。

一実施形態によると、補償器は、比例－積分補償器である。

一般に、一態様において、非侵襲的人工呼吸器システムが提供される。当該システムは：遠位の人工呼吸器端部及び近位の患者端部を有する気道チューブ；チューブの遠位端にてガス流量を測定するように構成された遠位のガスフローセンサ；チューブの近位端にて圧力を測定するように構成された近位の圧力センサ；及び、決定された量のガスをチューブの遠位端に供給するように構成されたガス流量コントローラ；を含み、ガス流量コントローラは：（ｉ）チューブの近位端における推定のガス流量を決定することであり、推定のガス流量は、チューブの遠位端におけるガス流量の測定値、チューブの近位端における圧力の測定値、チューブのコンプライアンスの測定値、及びリーク流量モデルの１つ又は複数のパラメータの測定値を含むこと；（ｉｉ）チューブの近位端における推定の圧力から、チューブの近位端における測定された圧力を減算することにより近位圧力エラー値を決定すること；（ｉｉｉ）決定された近位圧力推定エラー値を補償すること；（ｉｖ）累積された流量の和に上記の推定値をフィードバックすることにより、チューブの近位端における推定のガス流量のエラーを補償すること；（ｖ）推定のガス流のリークを決定することであり、推定のガス流のリークは、チューブの近位端における推定の圧力、及び、得られたリーク流量モデルの１つ又は複数のパラメータの測定値を含むこと；（ｖｉ）非侵襲的人工呼吸器システムにおける未知のリークをモニターすること；（ｖｉｉ）未知のリークがひと呼吸ごとに（ｏｎ ａ ｂｒｅａｔｈ ｂｙ ｂｒｅａｔｈ ｂａｓｉｓ）同定された場合に、ガス流のリーク率を決定すること；（ｖｉｉｉ）呼吸間ごとの決定されたガス流のリーク率を用いて、推定のガス流のリークを調整すること；（ｉｘ）気道流量の推定に対するバイアスを検出すること；（ｘ）システムが呼吸の静止状態にあると決定すること；（ｘｉ）システムが静止状態にある場合に、推定のガス流のリーク率のバイアス排除をして、バイアスをゼロに近づけること；及び、（ｘｉｉ）直後の呼吸で呼吸間のバイアス補正を保留すること；によって、供給されるガスの量を決定するように構成される。

一実施形態によると、コントローラは、決定された近位圧力推定エラー値を補償するように構成された補償器を含む。

上述の概念の全ての組み合わせ及び以下により詳細に議論される追加の概念（そのような概念は互いに矛盾しないことを条件とする）は、本明細書において開示される発明特定事項の一部であると考えられるということが正しく理解されるべきである。特に、本開示の末尾に現れる特許請求の範囲における特定事項の全ての組み合わせは、本明細書において開示される発明特定事項の一部であると考えられる。

本発明の上記及び他の態様が、以下に記載される１つ又は複数の実施形態から明らかになり、そのような実施形態を参照して解明される。

図面において、同様の参照符号は概して異なる図を通じて同じ部分を指す。また、図面は必ずしも縮尺を合わせたものではなく、代わりに、一般に本発明の原理を例示することに重点を置いている。

一実施形態による、患者に接続された非侵襲的人工呼吸器システムにおける流量及び圧力をモデル化する概略図である。 一実施形態による、非侵襲的人工呼吸器システムにおける患者気道流量を推定するためのモデルの概略図である。 一実施形態による、非侵襲的人工呼吸器システムの概略図である。 一実施形態による、患者に接続された非侵襲的人工呼吸器システムにおける流量及び圧力をモデル化する概略図である。 一実施形態による、非侵襲的人工呼吸器システムにおける患者気道流量を推定するためのモデルの概略図である。 一実施形態による、非侵襲的人工呼吸器システムにおける未知のリークを補償するためのモデルの概略図である。 一実施形態による、非侵襲的人工呼吸器システムにおける未知のリーク率を決定するためのモデルの概略図である。 一実施形態による、非侵襲的人工呼吸器システムにおける患者気道流量を推定する方法の流れ図である。 一実施形態による、非侵襲的人工呼吸器システムにおける患者気道流量を推定する方法の流れ図である。 一実施形態による、非侵襲的人工呼吸器システムにおけるリークのバイアス排除のグラフを示した図である。 一実施形態による、近位圧力、推定の総リーク流量、気道流量、及び気道流量推定エラーに対する一連のグラフを示した図である。 一実施形態による、近位圧力、推定の総リーク流量、気道流量、及び気道流量推定エラーに対する一連のグラフを示した図である。

本開示は、非侵襲的人工呼吸器（「ＮＩＶ」）システム及び方法の様々な実施形態を記載する。より一般には、出願人等は、遠隔の人工呼吸器の圧力センサ及びフローセンサを利用して、患者気道流量及びリーク流量を正確に推定するＮＩＶを提供することが有益であるということを認識及び正しく理解した。例えば、ＮＩＶはフィードバック制御を使用して、測定される近位圧力と推定される近位圧力との差を最小限に抑え、ここで、推定される圧力は、人工呼吸器を患者と接続する患者回路のモデルを使用して合成される。使用中に発生する予期せぬ又は未知のリークは、既知のリークの推定値を調整することによって正味流量をゼロに修正するフィードバック機構を使用して補償される。当該方法及びシステムは、低いノイズ及び最小のバイアスで真の気道流量を密接に追跡し、未知のリーク流量の正確な推定値を提供する気道流量の推定を結果としてもたらす。

下記の方法及びシステムは、ＮＩＶに適用されるけれども、当該方法は、同様に、加熱及び／又は空調システムに対して等、任意の搬送チャネルを通る圧縮性ガスの移動を管理するために利用することができる。本質的に、流量を遠隔的に推定する必要性を有するいかなるシステムも、本明細書において記載されるか、さもなければ構想される方法及びシステムを利用することができる。

図１を参照すると、一実施形態による、電気回路アナロジー（ａｎａｌｏｇｙ）を使用するＮＩＶシステムに対するモデル１００が記載されており、ここで、分岐電流は流量を表し、節点電圧は圧力を表し、静電容量は空気コンプライアンス（ｐｎｅｕｍａｔｉｃ ｃｏｍｐｌｉａｎｃｅ）を表し、電気抵抗は流量制限を表している。図１において、Ｑ_ｖは、人工呼吸器からチューブへの測定された正味流量であり；Ｃ_Ｔは、測定されたチューブのコンプライアンスであり；Ｑ_ｃｉｒｃは、加圧中のチューブコンプライアンスに貯えられた流量成分（ｆｌｏｗ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）であり；Ｐ_ｐ又はＰ_ｐｒｏｘは、気道の近位側における測定された圧力であり；Ｒ_ｌは、測定されたポートリーク抵抗であり；Ｑ_ｌは、ポートリークを介して周囲に対して失われた流量成分であり；Ｑ_Ｌは、肺への未知の流量成分であり；Ｒ_Ｌは、未知の非線形集中気道抵抗であり；さらに、Ｃ_Ｌは、未知の集中肺コンプライアンスである。図１における回路をモデル化し、圧力と流量とを関連付ける方程式のセットは、肺流量の解決策について直接解釈される場合、ノイズの多い近位圧力信号を区別することを要求する非因果的形態を結果としてもたらす。しかし、この場合、患者回路は単離されているのではなく、正しくは患者の肺に結合され、これらの動力学が考慮される場合、微分係数の平滑化がもたらされる。図１において描かれている結合モデルは、回路と肺のパラメータ間のもつれも結果としてもたらし、システムが線形である場合、推定においてもつれを解くことは困難ではないが、非線形の抵抗パラメータは、もつれを解くことを不可能にし、結果として生じる二次微分方程式は難しく、従って、肺の抵抗及びコンプライアンスは、典型的な手段では推定することができない。

上記を考慮して、様々な実施形態及び実行が、遠隔の人工呼吸器の圧力センサ及びフローセンサを利用するフィードバック機構を用いて、患者気道流量及びリーク流量を推定するＮＩＶに向けられる。図３を参照すると、一実施形態における、例となるＮＩＶシステム３００が示されている。ＮＩＶはガス供給源を含み、ガス供給源は、大気及びとりわけ酸素を含むがそれらに限定されない呼吸に利用されるいかなるガスであってもよい。ガス供給源は、所定の圧力でＮＩＶから放出される。ＮＩＶはコントローラ２０も含み、コントローラ２０は、従来のマイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、システムオンチップ（ＳＯＣ）、及び／又はフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、特に、コントローラのタイプのものである。コントローラは、プロセッサを利用して又は利用しないで実行することができ、ある機能を行うための専用ハードウェアと、他の機能を行うためのプロセッサ（例えば、１つ又は複数のプログラムされたマイクロプロセッサ及び関連回路）との組み合わせとして実行することもできる。

コントローラ２０は、本明細書において記載されるか、さもなければ構想される実施形態に従ったＮＩＶの作動に必要な任意の必要とされるメモリ、電源、Ｉ／Ｏ装置、制御回路、及び／又は他の装置と結合させることができるか、さもなければ通信させることができる。例えば、様々な実行において、プロセッサ又はコントローラは、１つ又は複数の記憶媒体に関連付けられてもよい。一部の実行では、記憶媒体は、１つ又は複数のプロセッサ及び／又はコントローラ上で実行される場合に、本明細書において議論される機能の少なくとも一部を行う１つ又は複数のプログラムでエンコードされてもよい。様々な記憶媒体は、プロセッサ又はコントローラ内に固定されてもよく、又は、可搬型であってもよく、その結果、そこに記憶された１つ又は複数のプログラムは、本明細書において議論される本発明の様々な態様を実行するように、プロセッサ又はコントローラ内にロードされてもよい。「プログラム」又は「コンピュータプログラム」という用語は、１つ又は複数のプロセッサ又はコントローラをプログラムするために利用することができる任意のタイプのコンピュータ・コード（例えば、ソフトウェア又はマイクロコード）を指す一般的な意味で本明細書において使用される。

ＮＩＶは、遠隔の人工呼吸器構成要素４０からユーザインターフェース５０にガスを送達するチューブ又は管３０を含む。ユーザインターフェース５０は、例えば、ユーザの口及び／又は鼻の全て又は一部を覆うフェイスマスクであり得る。異なるサイズの患者又は個人を収容するために多くの異なるサイズのマスクがあってもよく、及び／又は、マスクは調整可能であってもよい。別の選択肢として、ユーザインターフェース５０は、気管切開チューブの内部又は上にはめこまれてもよく、さもなければ気管切開チューブと相互作用させられてもよい。従って、ユーザインターフェース５０は、異なる形状及びサイズの気管切開を収容するために種々のサイズであってもよい。ユーザインターフェースは、患者の気道の少なくとも一部に適合するように構成され、呼息ポート８０を含む。ＮＩＶシステムは、遠隔の人工呼吸器構成要素４０近くのチューブの端部における遠位のガスフローセンサ６０と、ユーザインターフェース５０近くのチューブの端部における近位の圧力センサ７０とを含む。遠位のガスフローセンサ６０又は近位の圧力センサ７０のいずれかが、例えば、２つ以上のセンサを含んでもよい。例えば、遠位のガスフローセンサ６０は、ブロワフローセンサ及びＯ_２バルブセンサを含み得る。さらに、そのようなセンサのいずれも、ＮＩＶの外部又は内部にあってもよい。コントローラ２０は、有線通信又は無線通信のいずれかにより、遠位のガスフローセンサ６０からも、近位の圧力センサ７０からもセンサデータを受信するように構成される。

特に、近位の圧力センサ７０は、患者又は個人の口に近接するのではなく、チューブ３０の出力に位置する。従って、近位の圧力センサ７０によって得られるデータは、患者気道内のガス流量に直接相当するのではなく、気道流量の推定が必要である。患者気道流量（Ｑ_Ｌ）を推定するために使用される１つの方法は、以下の式：

により、ここで、

（以下Ｑ＾_Ｌとし、上記の記号を表すものとする）は、推定の患者気道流量であり、Ｑ_ｖは、遠位のガスフローセンサ６０よって測定されるガス流量であり、Ｃ_Ｔは、患者接続回路のコンプライアンスであり、Ｐ_ｐは、近位の圧力センサ７０によって測定されるガス流量であり、さらに、Ｒ_ｌは、総リーク抵抗である。しかし、式（１）は、ノイズの多い気道流量の推定及び大きな一時的エラーをもたらす。これは、主として、患者回路内のガスの加圧に対して失われる流量と、ノイズの多い圧力信号の微分係数とを説明する式における第２項によるものである。ノイズを補償するために、推定値には通常フィルタをかけられるが、これは、フィルタが患者の肺の動力学に合うように正しく選択されない場合に、さらなるエラーにつながる。

図２を参照すると、一実施形態における、非侵襲的人工呼吸器システムにおける患者気道流量を推定するための人工呼吸器／患者回路２００の概略図が記載されている。回路は、回路に入力されるガス流量である測定される遠位のガス流量Ｑ_ｖ、ガス流に対するリーク抵抗及び回路コンプライアンスの測定値を使用する回路インピーダンスモデル２１０、（総リーク抵抗Ｒ_ｌを利用する）接続回路リーク流量であるＱ_ｌの推定、近位の圧力センサ７０によって測定される近位圧力Ｐ_ｐ、補償器２２０、及び推定の患者気道流量Ｑ＾_Ｌを含む。一実施形態によると、接続回路インピーダンスモデル２１０によって合成される圧力は、回路インピーダンスへの正味流量の和に基づく近位圧力の推定値である。これが、測定された圧力から減算され、測定される圧力と推定される圧力との差は、コントローラ２０によって最小化される。適した補償器２２０を選ぶことによって、コントローラの出力は、気道流量の近い推定値（Ｑ＾_Ｌ）に効果的に近づけられ、フィードバックループを完成させる。一実施形態によると、比例－積分補償器（「ＰＩ補償器」）が利用されて、近位圧力測定値とその推定値との差をゼロに近づけ、従って、気道流量及びリーク流量が推定される。一実施形態によると、ＰＩ補償器は、以下の式：

を利用し、ここで、Ｋ_ｉは積分ゲインであり、Ｋ_ｐは比例ゲインである。ＰＩ補償器を利用することができるけれども、ループ安定性を提供し、適切にエラーをゼロに向けて収束させ、従って、

（以下Ｐ＾_ｐとし、上記の記号を表すものとする）にＰ_ｐを追跡させる多くの他の補償器も同様に使用することができる。

気道流量の分析
従って、一実施形態によると、図１におけるＮＩＶモデルは、非線形、線形パラメータ変動モデルに発展させることができる。従って、患者と結合したＮＩＶ－患者回路を近似する非線形方程式は：

である。

この式のセットは、図４において例示されているようにブロック図として表すことができる。図４の上部は肺を含むモデルの部分を描いており、図４の下部は患者回路を描いている。２つの部分は、近位圧力Ｐ_ｐｒｏｘ及び肺流量Ｑ_Ｌを介して互いに結合している。患者回路の抵抗が考慮されない場合、人工呼吸器の出力流量のみを測定可能な入力として使用することができ、機械の圧力はさらなる有用な情報を提供しない。Ｑ_ｌは、Ｐ_ｐｒｏｘ及びリーク流量モデル（例えば、図４においてＲ_ｌとして示されているが、他のモデルも可能である）によって決定される正味のリーク流量である。決定する出力はＱ_Ｌである。Ｑ_Ｌは測定されないけれども、近位の気道圧力Ｐ_ｐｒｏｘは測定される。Ｐ_Ｌは肺の圧力であり、Ｃ_Ｌ及びＲ_Ｌは、それぞれ肺のコンプライアンス及び肺の抵抗である。典型的には、Ｃ_Ｔもリークモデルも既知であると仮定され、一実施形態によると、回路、特に機構に対する使用前較正手順から決定することができる。

一実施形態によると、Ｒ_Ｌ及びＣ_Ｌを決定することは困難であるため、他の調整も行われる場合、モデルのこの部分を排除し、離散時間フィルタに置き換えることができる。加えて、モデルの既知の部分は、図５において例示されているように、オリジナルの連続時間モデルの離散時間等価物に置き換えることができる。フィルタは、図４において描かれているモデルのうち、肺を表す部分と置き換わるが、肺をシミュレートしない。ここで、Ｐ_ｐｒｏｘを決定するモデルの回路部分の出力は、Ｐ_ｐｒｏｘの推定値

（以下Ｐ＾_ｐｒｏｘとし、上記の記号を表すものとする）として扱われ、この値は、実際の測定されたＰ_ｐｒｏｘから減算される。この差ｅが、フィルタに対する入力になる。フィルタの積分動作は、モデルの回路部分に作用するその出力の動作によって、ｅを最小化するように作用し、Ｑ_Ｌがかつて接続された場所にフィードバックする。しかし、Ｑ_Ｌは、ここで、推定値として扱われ、従って、Ｑ＾_Ｌと名付けられる。フィルタパラメータＫ_ｉ及びＫ_ｐを選択することによって、フィードバックシステム全体を安定化させることができ、ｅをゼロに向けて収束させることができる。急速収束で、Ｐ＾_ｐｒｏｘは、測定されたＰ_ｐｒｏｘを追跡し、これが、Ｑ＾_Ｌ及び

（以下Ｑ＾_ｌとし、上記の記号を表すものとする）に、（実際のＲ_ｌが正しいという条件で）実際の肺流量及びリーク流量を追跡させることになる。

リーク妨害（Ｌｅａｋ Ｄｉｓｔｕｒｂａｎｃｅ）補償器
未知の又は予期せぬリークがＮＩＶシステム内で発生する場合、さらなる制御が、推定のリーク流量及び肺流量の収束を確実にするために要求される。圧力又は流量が変化している間に、サンプルごとにさらなる情報を得ることはできないけれども、回路－肺システムにおいて予期せぬリーク流量があるかどうかを決定するために使用することができる完全な呼吸サイクルにわたる情報が存在する。システムの既知のリーク成分に含まれていないいかなるリーク流量も、気道流量の推定に対するバイアスとして現れることがある。さらに、全リークを含む様々なリークにおける構造的な差を、それらが１つのリークモデルにおいてひとまとめにされるのではなく、別々にモデル化される場合に、より良く管理することができる。

人工呼吸器の設定は一組の呼吸に対して固定されていると仮定すると、吸息中に肺に入る物理的な量は、呼息中に肺を出る量と等しくあるべきである。どのようにして推定器（ｅｓｔｉｍａｔｏｒ）が流量を説明するかを考慮すると、ほとんどの条件下で、（入る及び出る気道流量の推定値を積分することにより）推定される２つの量の間のいかなる差も、固定されたリークモデルによって説明されない量の損失に起因し得ると仮定することができる。固定されたリークモデルは、ポートリーク及びマスクリーク等の成分を含む。

未知のリークを補償するために、図４の推定器におけるリーク流量の推定値を、呼吸サイクルにわたって乗率を使用して補正することができる。しかし、あり得る構造における差を適応させるために、システムは、第一に、様々なリーク成分モデルを分割するように修正される。さらに、補正率は、未知のリークの成分に適用される必要があるだけである。別の呼吸間のコントローラのこのアプローチは、未知のリークが呼吸サイクルの期間にわたってある程度定常性であるか、又は、少なくともゆっくりと変化していると仮定する。未知のリークの規模は確実に測定することができるということも仮定する。この場合、完全な呼吸にわたって推定の気道流量を積分する（すなわち、正味の量を得る）必要がある。これは、例えば、吸息量及び呼息量を測定し、一方を他方から減算することと同等であり得る。バイアスが除去された場合、正味の量はゼロであるべきである。いかなる残存するリークも、気道流量の推定値に対するバイアスとして現れる。

図６を参照すると、一実施形態における、未知のリークを補償するように修正された推定器を含むモデル６００が記載されている。各呼吸の開始時に更新され、前回の呼吸からのリークの調整に基づくリーク補正率Ｋ_Ｌは、未知のリークの出力を掛け合わせて

（以下Ｑ＾_{ｌｕｎｋｎｏｗｎ}とし、上記の記号を表すものとする）を得た後で、推定器にフィードバックする。ポートリーク６１０、マスクリーク６２０、及び呼吸間の補正された未知のリーク６３０の和が総リークとなり、気道流量の推定値からバイアスを除去する。

Ｋ_Ｌが決定される様式は、１回の呼吸遅延が関与し、不適切な設計が推定器における予測不可能な挙動と不安定性につながる恐れがあるため、どのようにして正味の呼吸量が処理されるかを注意深く考慮する必要がある。しかし、より決定的な要因は、タイミング及び圧力の変化に対するＫ_Ｌの感度が、それらの異なる動作条件に従って、ループゲインを大きく変え得るということである。ループゲインの変化は、リミットサイクル又はラッチフロー（ｌａｔｃｈｅｄ ｆｌｏｗ）の形で、極めて異なる収束速度又はより悪い不安定性につながる恐れがある。

一貫した感度を提供するために、正味の（推定の肺の）量Ｖ_Ｌ（ｋ）が、第一に、Ｖ_Ｌ（ｋ）を呼吸間隔Ｔ_Ｂ（ｋ）で割ることによって正味の「平均」バイアス流量

（以下Ｑ^－ _Ｌ（ｋ）とし、上記の記号を表すものとする）まで減らされ、第二に、（総リークにより影響されると仮定される）Ｑ^－ _Ｌ（ｋ）を平均の既知のリーク流量で割ることによって減らされ、平均の既知のリーク流量は、既知のリーク抵抗に基づき平均のリーク流量に従って推定される。しかし、吸息及び呼息の間の不均等な圧力も平均の流量を変え得る。補償するために、平均の圧力が考慮される。その結果が、ユニットレスの気道流量バイアス計量値

（以下Ｑ^～ _Ｌ（ｋ）とし、上記の記号を表すものとする）につながり、呼吸設定又は負荷に関係なく一定の感度が１となる。このような様式で正味の量を正規化することによって、コントローラ設計に対するＫの実効値は全ての場合に１になる。

図７を参照すると、一実施形態における、気道流量推定バイアスの推定に基づき未知のリーク率を決定するためのコントローラのモデル７００が記載されている。バイアス計量値の推定器は、リーク補正率を決定するコントローラのフィードバック経路において示されている。リーク補正率は、ハイサイドでのリーク及びローエンドでのリーク障害（ｌｅａｋ ｏｂｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）又はマスク不整合に対する境界値間に制限される。マスク及び呼息ポートから予想される流量を超えるリーク流量がない場合、コントローラの出力はゼロに非常に近い数に収束するはずである。補正率が０を下回るのを可能にすることによって、コントローラは、過小評価された既知のリーク流量抵抗を、又は何らかの理由でポートリーク又はマスクリークが動作中に妨げられた場合に既知のリーク流量抵抗を補正することができる。

バイアスのサイズが小さい場合、妨害リークに対する呼吸間の補正は定常状態動作において効果的であり、患者がトリガすることを可能にする。しかし、起動時には、呼吸設定の変化が、及び、正味の呼吸量を有意に大きくし得る大きな突然のリークには、バイアスが、高レベルに達することがあり、患者が呼吸をトリガすることができないようにロックする。呼吸間のバイアス補正にはトリガが必要である。そのような状況では、推定器の出力は、大きなバイアスで呼息において行き詰る恐れがある。この問題に対処するために、妨害リークコントローラには、状況を検出し、トリガを再開することができるレベルまで迅速なバイアス排除を提供するアルゴリズムがさらに備えられる。基本的に、以下の一貫した条件は全て、この速いバイアス排除の操作が起こるために満たされなければならない：（ｉ）人工呼吸器の相は呼息でなければならず；（ｉｉ）気道流量の推定値は＞３ ｌｐｍでなければならず；（ｉｉｉ）近位圧力は一定でなければならず；（ｉｖ）人工呼吸器の流量は一定でなければならない。

これらの条件を考慮に入れると、呼吸は、静止状態にあると考えられ、推定器の迅速なバイアス排除を可能にする。リーク率は、気道流量の推定値がゼロに近づくまで迅速に変更される。この機構は、ＩＥ比が１よりもはるかに小さい場合にトリガされる可能性が高い。この制御では、状態間の急速な切り替えを回避するためにヒステリシスが使用される。現在の呼吸に対する迅速なバイアス排除は、現在の呼吸に対する正味の量の計算を混乱させることになるため、正味の量に基づく呼吸間のバイアス補正は、後の呼吸に対して保留される。速いバイアス排除の組合せ作用は、一般的に、１回の呼吸における突然のリーク事象によるバイアスを排除する。

図８Ａ及び図８Ｂを参照すると、一実施形態における、非侵襲的人工呼吸器システムにおける患者気道流量を推定する方法８００の流れ図が記載されている。ステップ８０５では、ＮＩＶシステムが提供される。ＮＩＶシステムは、本明細書において記載されるか、さもなければ構想される実施形態のいずれであってもよい。ステップ８１０では、チューブコンプライアンス（Ｃ_Ｔ）及びリーク抵抗（Ｒ_ｌ）の測定値が検索又は取得される。これらの測定値は、典型的には、呼吸送達に先立つ患者セットアップ中に得られる。例えば、一実施形態によると、Ｒ_ｌの値は較正手順に基づき決定される。或いは、Ｒ_ｌは、Ｒ_ｌ値のデータベースから検索することができ、ここで、この値は、チューブセット又はその構成要素に埋め込まれたＲＦＩＤタグ、人工呼吸器への品番を読み取るバースキャンシステム、又は種々の他の方法を自動的に使用した、ユーザスクリーンインターフェースからのチューブセット及び／又はポートリークの品番のユーザ選択に依存し得る。例えば、チューブコンプライアンス（Ｃ_Ｔ）は、呼吸を通して人工呼吸器により生成される圧力に従った、人工呼吸器の回路において加圧されるガスの量に影響を及ぼす。加圧可能な量は、回路の内部の量及びその壁の堅さに依存して変わり得る。

方法のステップ８２０では、ユーザインターフェース５０に近位のチューブの端部における近位の圧力センサ７０から１つ又は複数の測定値が得られる。近位の圧力センサ７０は、種々の測定方法及び装置のいずれかを使用して、圧力の１つ又は複数の測定値を得ることができる。

方法のステップ８３０では、コントローラ２０が、チューブの近位端における推定の圧力（Ｐ_ｐｒｏｘ）を決定する。チューブの近位端における圧力の推定は、チューブの遠位端におけるガス流量の１つ又は複数の得られた測定値（Ｑ_ｖ）、並びに、チューブコンプライアンス（Ｃ_Ｔ）及びリーク抵抗の得られた測定値を利用する。

方法のステップ８４０では、コントローラ２０が、推定の近位圧力（Ｐ＾_ｐｒｏｘ）から実際の測定された近位圧力（Ｐ_ｐｒｏｘ）を減算することによって近位圧力推定エラー値（ｅ）を決定する。方法のステップ８５０では、コントローラ２０が、比例－積分補償器を使用して圧力エラーを最小化する。例えば、図５において示されているように、一実施形態によると、計算された差ｅは、フィルタ５４０への入力として利用される。フィルタの積分動作は、モデルの回路部分に作用するその出力の作用によって、ｅを最小化するように作用し、Ｑ_Ｌがかつて接続された箇所にフィードバックする。しかし、Ｑ_Ｌは、ここで、推定値として扱われており、従って、Ｑ＾_Ｌと名付けられる。分析方法又はアドホックチューニングによりフィルタパラメータＫ_ｉ及びＫ_ｐを選択することによって、フィードバックシステム全体を安定化させることができ、ｅを迅速に収束させ、ゼロに近い状態を維持することができる。収束により、Ｐ＾_ｐｒｏｘは測定されたＰ_ｐｒｏｘを追跡することになり、これは、Ｑ＾_Ｌ及びＱ＾_ｌに（リークモデル、そのパラメータ及びコンプライアンスが正しいという条件で）実際の肺流量及びリーク流量を追跡させることになる。さらなる「未知の」リークが発生した場合、又は、Ｒ_ｌがおそらくエラーを有して決定された場合、以下においてより詳細に議論されるように、システムは、推定のリーク流量及び肺流量の収束並びにバイアスを保証するためにさらなる制御手段を要求する。一実施形態によると、当該方法の過程を通じて得られる測定及び／又は計算は、定期的又は連続的に、取得及び／又は更新することができる。一実施形態によると、図５におけるリーク妨害モデル５５０は補正率Ｋ_Ｌを計算し、この補正率Ｋ_Ｌは、その全体又は一部を利用してリークモデルの出力を補正することができる。

方法のステップ８５４では、コントローラは、得られた患者気道流量の推定値におけるエラーを、累積された流量の和にその推定値を戻すことによって小さくする。

方法のステップ８５６では、推定のガス流のリークが計算される。推定のガス流のリークは、チューブの近位端における推定の圧力及びアプリオリで得られたパラメータによるリークモデルに基づく。当該方法の他のいくつかのステップと同様に、このステップは、他のステップの前、後、又はそれと同時に発生し得る。

方法のステップ８６０では、ＮＩＶシステムは、未知の又は予期せぬリークについてモニターされる。本明細書において記載される回路インピーダンスモデルは、リークの挙動を推定するためのリークモデルを含むが、このリークは、呼息ポート８０を介した患者の呼息に対して等、意図的に回路に組み込まれる。このリーク値は変化しないと仮定され、典型的には、患者接続に先立ち較正されるか又は既知である。人工呼吸の施用中に、さらなる未知の又は予期せぬリークが、例えば患者の顔に対してマスクを密封するマスクスカートの周囲に発生し得る。未知のリークは、システムにおける妨害として処理することができ、そのサイズを、コントローラ２０と同じであるか又は別であるフィードバックコントローラを使用して人工呼吸の間に推定することができる。一実施形態によると、フィードバックコントローラは、完全な呼吸にわたって積分された推定の気道流量Ｑ＾_Ｌを最小化するように作用する。これは、各呼吸に対する正味の推定の肺の量を最小化することと同等である。正味の推定の肺の量がゼロまで減少する場合、その量を得るために積分された平均の流量においてはリーク成分はない。いかなる残気量も、リークモデルの出力を補正する補正率Ｋ_ｌを調整するために、呼吸間のフィードバック制御の法則において作用する。

従って、方法のステップ８７０では、ガス流のリーク率Ｋ_Ｌは、各呼吸の開始時に計算及び更新され、前回の呼吸からのリークの調整に基づく。リーク補正率は、未知のリークの出力を掛け合わせて、推定器にフィードバックする前にＱ＾_{ｌｕｎｋｎｏｗｎ}を取得する。

方法のステップ８７２では、当該システムは、気道流量の推定値における大きなバイアスを検出する。バイアスのサイズが小さい場合、患者は呼吸をトリガすることができ、妨害リークに対する呼吸間の補正は効果的である。しかし、起動時を含み、呼吸設定において又は呼吸設定に対して変更があった場合、及び／又は、大きな突然のリークが正味の呼吸量を有意に大きくする場合に、バイアスが十分に高いレベルに達し、患者が呼吸をトリガすることができないようにロックする状況がある。トリガがなければ、呼吸間のバイアス補正を行うことはできず、従って、推定器の出力が、呼息において行き詰まることがある。従って、システムは、気道流量の推定値における大きなバイアスを検出する妨害リークコントローラを含む。

方法のステップ８７４では、当該システムは、呼吸が静止状態にあるかどうかを決定する。大きな迅速のバイアス排除のための好ましい静止状態は、患者が呼吸をトリガする可能性が低く、一定の圧力及び一定の流量がある呼息の間である。しかし、患者が呼吸をトリガする可能性が低く、一定の圧力及び一定の流量があるいかなる他の期間も、大きな迅速のバイアス排除に適しているだろう。従って、システムは、以下の：（１）人工呼吸器の相が呼息である；（２）気道流量の推定値が＞３ ｌｐｍである；（３）近位圧力が一定である；及び（４）人工呼吸器の流量が一定である、という基準のそれぞれが満たされる場合に、呼吸が静止状態にあり、バイアス排除が適切であると決定する。それらの条件が満たされる場合、システムは、呼吸は静止状態にあり、バイアス排除は発生し得ると決定する。

方法のステップ８７６では、当該システムは、ガス流のリーク率を変更して、推定の気道流量をすばやくバイアス排除してゼロに近づける。一実施形態によると、速いバイアス排除は、１ミリ秒から１秒以内、好ましくは１００から３００ミリ秒以内に発生する。しかし、他のバイアス排除期間も、例えば、ループゲインを増加又は減少させることによって決定及び制御することができる。患者が呼吸をトリガしようと試みる可能性を減らすために、迅速なバイアス排除が好ましい。呼息等の静止期間中に迅速なバイアス排除を行うことによって、患者が呼吸をトリガしようと試みる可能性も低くなる。

方法のステップ８７８では、当該システムは、その後の呼吸で呼吸間の補正を保留する。呼吸間補正とも呼ばれる呼吸間の補正は、通常、いかなる２回の呼吸間にシステムによって行うことができる。しかし、現在の呼吸の量は、速いバイアス補正操作によりエラーになるため、正味の量の積分に干渉するのを回避するために、呼吸間の補正は、迅速なバイアス排除の直後に保留されなければならない。

方法のステップ８８０では、推定のガス流量が、ガス流のリーク率Ｋ_Ｌを使用して調整され、さらに、方法のステップ８９０では、コントローラ２０が、本明細書において記載されるか、さもなければ構想されるように、調整されたガスの総リークを補償する。

方法の任意のステップ８９２では、ガス流のリーク率が所定の下限値と比較される。ガス流のリーク率が所定の下限値を下回る場合、呼息ポートの低いリーク又は欠陥状態が決定される。次に、警告、警報、又はガス流量調整が、ＮＩＶシステムの設定及び／又はプログラミングに応じて発生し得る。下限値は、工場出荷時の設定、調整可能な設定、及び／又は、多くの因子の中でも特に、患者のサイズ、状態、疾患等の因子に依存する設定であり得る。

方法の任意のステップ８９４では、ガス流のリーク率は、所定の上限値と比較される。ガス流のリーク率が所定の上限値を上回る場合、患者チューブの切断の欠陥が決定される。次に、警告、警報、又はガス流量調整が、ＮＩＶシステムの設定及び／又はプログラミングに応じて発生し得る。上限値は、工場出荷時の設定、調整可能な設定、及び／又は、多くの因子の中でも特に、患者のサイズ、状態、疾患等の因子に依存する設定であり得る。数多くある中でも、これらの限界値は、ＣＯ_２の蓄積及びあり得る回路切断を検出することができる。

図９を参照すると、一実施形態における、この例においては突然のリークが第２の呼吸に導入された後の速いバイアス排除の動作を例示するグラフ９００が記載されている。図９において示されているように、グラフは静止状態９１０を含む。当該システムが：（１）人工呼吸器の相が呼息である；（２）気道流量の推定値が＞３ ｌｐｍである；（３）近位圧力が一定である；及び（４）人工呼吸器の流量が一定である；と決定した場合、システムは、速いバイアス排除９２０を行って、推定の気道流量をゼロ付近までバイアス排除することができる。例えば、リーク妨害９３０により、迅速なバイアス排除が必要となる場合がある。その後の呼吸間のバイアス排除９４０は保留されるが、１つ又は複数の後の呼吸間９５０の間に発生し得る。

例－推定器の計算
以下に提供されるのは、図１～図１０のいずれかに記載されているか又は描かれているシステム及び方法を含む、本明細書において記載されるか、さもなければ構想されるシステム及び方法の１つのあり得る実施形態である。以下に記載される実施態様に加えて、多くの他の実施態様も可能である。

一実施形態によると、推定器は、測定されるＰ_ｐｒｏｘと推定されるＰ_ｐｒｏｘとの差を最小化するフィルタと、回路ダイナミックモデル部分とを含む。他の時間フレームも可能であるけれども、制御サイクルごとに計算を更新することができる。フィルタ部分は、例えば、以下の式：

を含むことができ、ここで、一実施形態によると、Ｉ_Ｆｏｕｔ（０）＝Ｉ_Ｆｉｎ（０）＝０；Ｑ_Ｌｍｉｎ＝－５．０ ｌｐｓ；Ｑ_Ｌｍａｘ＝５．０ ｌｐｓ；Ｑ＾_ＬＫｉ＝１０．０リットル／（秒^２ｃｍ Ｈ_２Ｏ）；及びＱ＾_ＬＫｐ＝０．３リットル／（秒ｃｍ Ｈ_２Ｏ）；である。

一実施形態によると、近位圧力の測定値と推定値との差が取られる順序に関わらず、全体的に見て負のフィードバックが推定器のループにおいて達成される。この実施形態によると、奇数の負符号がループには要求される。例えば、圧力のエラーがＰ_ｐｒｏｘ－Ｐ＾_ｐｒｏｘとして書かれている場合、補償器の式には、符号反転が含まれていなければならない。これは、Ｑ＾_Ｌが、負符号を用いて流量の和にフィードバックされるからである。一実施形態によると、この負のフィードバックは、安定した推定器の動作に要求される。

一実施形態によると、推定器の回路ダイナミックモデル部分は、例えば、以下の式：

を含み得る。

一実施形態によると、式（１８）は、ポートリーク流量が常に正であると仮定し；二次モデルは、Ｐ＾_ｐｒｏｘ（ｎ）＞０であると仮定し、従って、モデルは符号補正を含まない。未知のリークの補償コントローラの出力によって決定されるＫ_Ｌは、呼吸速度によって指標をつけられ（インデックスｋ）、各呼吸の開始時に更新される。従って、その値は、前回の呼吸からの情報を反映し、現在の呼吸に適用される。

Ｒ_{ｌｍａｓｋ}の値は、マスクのアプリオリ較正データに基づき既知であり、呼吸送達に先立ち、患者セットアップ中に選択されるＭａｓｋＬｅａｋＴｙｐｅに従って分類される。以下の表１は、選択されたＭａｓｋＬｅａｋＴｙｐｅによるＲ_{ｌｍａｓｋ}の値を提供している。

一実施形態によると、Ｋ_{２ｐｏｒｔ}（ｃｍ Ｈ_２Ｏ／ｌｐｓ^２）、Ｋ_{１ｐｏｒｔ}（ｃｍ Ｈ_２Ｏ／ｌｐｓ）、及びＣ_Ｔｃａｌ（リットル／ｃｍ Ｈ_２Ｏ）は全て、呼吸送達開始前に、患者回路較正手順の間に測定される。有用な出力のために、推定値にはフィルタをかけられ、ｌｐｍの単位にスケール調整される。

一次フィルタが、有用でない高周波信号にフィルタをかけ、流量をｌｐｍの単位にスケール調整するために利用される。このフィルタの一般的な連続時間（ＬａＰｌａｃｅ）形態は

であり、連続フィルタは、離散時間置換のいずれかを使用して近似され、この特定の実施形態においては、タスティン双一次変換

が使用される。

一実施形態によると、待機状態、回路切断、又は緊急人工呼吸状態のいずれかが発生した場合、Ｑ_{Ｌｒｅｓｅｔ}を設定することができる。このフラグは、呼吸送達が回復するまで、推定器の関数をその初期状態にてリセット又は保持する。リセットは、中心的な推定器、未知のリーク補償制御、及び正味の肺の量の計算に影響を与え、入口の流量又は近位圧力の測定のいずれかがもはや得られない場合に、又は、回路モデルの挙動が損なわれたとシステムが決定する場合に、推定を保留するために使用される。

近位圧力を（例えばセンス線の切断等から）もはや測定することができない事象において、アルゴリズムを使用してこの状態を感知することができ、その場合、入口回路の流量、機械の圧力の測定値、及びチューブの流れ抵抗の較正されたモデルに基づく測定値に代わり得る代替の近位圧力の推定値を代用することができる。

一実施形態によると、未知のリークの補償コントローラが、リーク補正率Ｋ_Ｌ（ｎ）を決定する。中心的な推定器に対するリーク補正率の作用は、未知のリークの推定値をスケール調整することによって、気道流量の推定値Ｑ＾_Ｌ（ｎ）におけるバイアスを最小化する。このスケール調整の作用は、ゼロではないバイアスが感知される限り持続する。患者が活発に呼吸し、圧力及び流量が一定ではない非静止呼吸状態では、リーク補正率は、正味の呼吸量に従って、各呼吸の開始時に更新される。

しかし、呼吸が静止状態にあり、気道流量のバイアスがゼロに近くない場合、バイアス補正はステップごとに更新され、迅速にバイアスをゼロに近づける。そして、速いバイアス補正の操作が現在の呼吸に対して発生した後、正味の量によるバイアス補正は、現在の呼吸の量がエラーになるため（速いバイアス補正の操作により）、その後の呼吸に対して保留される。

例えば、図８Ｂにおいて描かれている方法のステップ８７４では、当該システムは、呼吸が静止状態にあるかどうかを決定する。一実施形態によると、以下の：（１）人工呼吸器の相が呼息である；（２）気道流量の推定値が＞３ ｌｐｍである；（３）近位圧力が一定である；及び（４）人工呼吸器の流量が一定である、という基準のそれぞれが満たされる場合に、呼吸が静止状態にあり、バイアス排除が適切であるとシステムは決定する。それらの条件が満たされる場合、呼吸は静止状態にあり、バイアス排除は発生し得るとシステムは決定する。

静止呼吸状態は、各制御ステップｎにて計算された論理フラグＦ_ｆａｓｔによって示される。フラグは、患者が呼息を終え、呼吸が呼気の「滞留」状態にあるということを示す。この状態において、患者は別の呼吸を開始すると予想されるが、当面は圧力も流量も一定である。さらに、静止状態はゼロから離れた気道バイアス流に限定され；その大きさはゼロ付近のある閾値である。関与する信号の平坦度は、厳密にフィルタをかけられた信号の微分係数を使用することによって決定される。

フィルタをかけられた微分係数を使用することによって、近位圧力及び正味流量に対する変化の速度の大きさが決定される。正味流量の変化の速度の大きさについては、一実施形態によると、

が使用され、ここで、ω_ｏ＝２π ｒａｄ／ｓｅｃであり、ζ＝０．７０７であり、ΔＴ＝０．００１秒である。近位圧力の変化の速度の大きさ

については、一実施形態によると、

が使用され、ここで、ω_ｏ＝２π ｒａｄ／ｓｅｃであり、ζ＝０．７０７であり、ΔＴ＝０．００１秒である。肺の流量の推定値の変化の速度の大きさ

については、一実施形態によると、

が使用され、ここで、ω_ｏ＝２π ｒａｄ／ｓｅｃであり、ζ＝０．７０７であり、ΔＴ＝０．００１秒である。

次に、静止呼吸状態Ｆ_ｆａｓｔ（ｎ）を決定するフラグが、以下のラッチ関数：

によって決定される。

Ｆ_ｆａｓｔ（ｎ）がＴＲＵＥである間、システムにおける呼吸トリガに対するシェイプコンポーネントが抑制される。シェイプトリガ計算の処理は、Ｆ_ｆａｓｔ（ｎ）がＴＲＵＥの間に保留されず、ただシェイプ処理からトリガが発動される。これは、速いバイアス排除プロセスが完了するのを可能にする。ＮＩＶにおける気道流量の推定値の出力Ｑ_{Ｌｕｎｇ＿ｄｒｙ}（ｎ）＝Ｑ＾_ＬＮＩＶ（ｎ）については、Ｑ_{Ｌｕｎｇ＿ｄｒｙ}（ｎ）が、変換式に従ってＢＴＰＳ参照フレームに変換されることになる。

例－推定器の計算
一実施形態によると、静止状態は、フラグＦ_ｆａｓｔ（ｎ）及びバイアス補正抑制フラグＦ_ｉｎｈ（ｎ）によって表すことができ、バイアス補正抑制フラグＦ_ｉｎｈ（ｎ）は、コントローラの「クロッキング」をさらに制御する以下のラッチ関数によって記載される。

補償器（積分器）への入力は：

であり、ここで、一実施形態によると、Ｋ_Ｌｍａｘ＝５．０；Ｋ_Ｌｍｉｎ＝－５．０；β＝１．０；及びＫ_Ｌ（０）＝０．０である。これらの計算は：バイアスのサイズ及び平坦度に従って、呼吸間ごと又はステップごとに制御が更新されると解釈されるべきである。そして、前の呼吸で速いバイアス調整が発生した場合、呼吸間の更新は保留される。

例－推定の気道流量の積分及び気道流量バイアス計量値の決定
一実施形態によると、以下によって、正味の呼吸量が得られる。

これは、正味の呼吸量の計算が、吸息の開始の１ステップ（１クロック事象）後リセットされる、さもなければ、速いバイアス補正操作の間、リセット状態で保持されることを意味する。そして、正味の量は、吸息の開始時にラッチされる。

正味の呼吸量から、正味の呼吸量を呼吸持続時間で割ることによって、平均呼吸流量が得られ、

次に、平均（実際の）呼吸圧力が決定され、

さらに、呼吸にわたる平均圧力が

によって決定される。

特定の呼吸のタイミング、圧力又はリークの差にもかかわらず、一定のループゲインを維持するために正規化及び線形化が要求される。線形項を無視して、実際の平均圧力に対する予想平均圧力の比がこれを達成し、アフィンシフトは極小さい。この比は、２次式を考慮すると、無次元のバイアス計量値まで小さくなる。

実験結果
一実施形態によると、推定器の方法及びシステムは、Ｓｉｍｕｌｉｎｋソフトウェアを使用して構築され、その後、ＮＩＶ製品におけるソフトウェア実装のために特定化された。Ｍｉｃｈｉｇａｎ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｔｒａｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｔｅｓｔ Ｌｕｎｇに人工呼吸を行う例となる単一呼吸の圧力及び流量の波形が、図１０において示されている。肺のコンプライアンスは、約０．０２リットル／ｃｍＨ_２Ｏに設定され、Ｒｐ５気道制約を使用した。ＤＥＰ呼息ポートリークを有するＲｅｓｐｉｒｏｎｉｃｓの２２ｍｍ ＢｉＰＡＰ回路を使用した。回路のコンプライアンスを、０．０００８リットル／ｃｍＨ_２Ｏ及び９７ｃｍＨ_２Ｏ／（ｌ／ｓｅｃ）＾２として既知のリークで較正した。約１．５ ｌｐｍ ｒｍｓの測定された肺流量エラーを達成し、呼吸の移行の際のピークエラーは６ ｌｐｍ未満であった。図１１は、一連の呼吸を例示している。最初の呼吸の後に（～５秒）回路接続において突然の未知のリークのステップ変化が導入される。次に、リークは５０秒のところで除去される。８５秒のところでは、既知のリークはほとんど完全に排除されている。これら一連の妨害作用から、総リーク推定値は応答し、気道流量推定値（破線）は数回の呼吸で急速に回復する。

本明細書において定義され、使用される全ての定義は、辞書の定義、参照により援用される文献における定義、及び／又は、定義された用語の通常の意味に対して優先するものと理解されるべきである。

単数形の表現は、本願の明細書及び特許請求の範囲において使用される場合、そうでないことが明確に示されていない限り、「少なくとも１つ」を意味するものと理解されるべきである。

「及び／又は」という句は、本願の明細書及び特許請求の範囲において使用される場合、それにより結ばれた要素の「一方又は両方」、すなわち場合によってはともに存在する要素、場合によっては一方のみが存在する要素を意味するものと理解されるべきである。「及び／又は」を用いて列挙される複数の要素は同じように解釈されるべきである。すなわち、それにより結ばれた要素の「１つ又は複数」である。「及び／又は」という節によって具体的に同定されている要素以外の他の要素も任意的に存在していてもよい。かかる他の要素は、それら具体的に同定された要素に関係していてもいなくてもよい。

本願の明細書及び特許請求の範囲において使用される場合、「又は」は、上記の「及び／又は」と同じ意味を有するものと理解されるべきである。例えば、リストにおいて項目を分ける場合、「又は」又は「及び／又は」は包含的であると解釈されることになる。すなわち、いくつかの要素又はリストの要素のうちの少なくとも１つを含むが、二つ以上をも含み、任意的にはさらなるリストにない項目をも含む。「のうち一つのみ」又は「のうちたった一つ」、或いは、特許請求の範囲で使用される場合の「から成る」等、そうでないことが明瞭に示されている用語のみが、いくつかの要素又はリストの要素のうちたった一つの要素を含むことを指すことになる。一般に、本明細書において使用される場合「又は」という用語は、「いずれか」、「の一方」、「のうち一つのみ」又は「のうちたった一つ」という排他性の用語を伴うときにのみ、排他的な代替（すなわち、「一方又は他方だが両方ではない」）を示すものとして解釈されることになる。

本願の明細書及び特許請求の範囲において使用される場合、１つ又は複数の要素のリストを参照した「少なくとも１つ」という句は、要素のリストにおける要素の任意の１つ又は複数から選択される少なくとも１つの要素だが、必ずしも要素のリスト内に具体的に挙げられているそれぞれの各要素の少なくとも１つを含むものではなく、要素のリストにおけるいかなる要素の組み合わせも排除しないことを意味するものと理解されるべきである。この定義は、「少なくとも１つ」という句が指す要素のリスト内で具体的に同定されている要素以外の要素が任意的に存在し得ることをも可能にする。かかる他の要素は、それら具体的に同定されている要素に関係していてもいなくてもよい。

また、そうでないことが明確に示されていない限り、二つ以上のステップ又は動作を含む、本明細書において請求される任意の方法において、方法のステップ又は動作の順序は必ずしも当該方法のステップ又は動作が記載される順序に限定されるものではないことも理解されるべきである。

特許請求の範囲並びに上記の明細書において、「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」、「担持する」、「有する」、「含有する」、「含む（ｉｎｖｏｌｖｉｎｇ）」、「保持する」、及び「から構成される」等の全ての移行句は、オープンエンドであると理解されるものとする。すなわち、挙げられているものを含むがそれに限定されないことを意味する。「から成る」及び「本質的に～から成る」という移行句のみが、それぞれクローズド又は半クローズドな移行句である。これは米国特許庁の特許審査基準の節２１１１．０３に記載されているとおりである。

いくつかの発明の実施形態が本明細書において記載及び例示されてきたけれども、当業者は、本明細書において記載される機能を行う、及び／又は、結果及び／又は利点の１つ又は複数を得るための種々の他の手段及び／又は構造を容易に構想することになる。そのような変形及び／又は修正のそれぞれは、本明細書において記載される発明の実施形態の範囲内であると見なされる。より一般には、当業者は、本明細書において記載される全てのパラメータ、寸法、材料及び構成が例証的であることが意図されており、実際のパラメータ、寸法、材料及び／又は構成は、１つ又は複数の発明の教示が使用される１つ又は複数の具体的な応用に依存することを容易に正しく理解することになる。当業者は、本明細書において記載される特定の発明の実施形態に対する多くの等価物を認識することになるか、又は、日常的な試行以外のものを使用せず確かめることができる。従って、上記の実施形態は単に例として呈示されており、付随の特許請求の範囲及びその等価物の範囲内で、発明の実施形態は、具体的に記載及び特許請求されている以外の仕方で実施されてもよいということが理解されることになる。本開示の発明の実施形態は、本明細書において記載されるそれぞれ個々の特徴、システム、物品、材料、キット及び／又は方法を対象にしている。加えて、二つ以上のそのような特徴、システム、物品、材料、キット及び／又は方法のいかなる組み合わせも、そのような特徴、システム、物品、材料、キット及び／又は方法が互いに矛盾しない場合、本開示の発明の範囲に含まれる。

Claims (7)

1. 非侵襲的人工呼吸器システムであって、
   遠位の人工呼吸器端部及び近位の患者端部を含む気道チューブと、
   前記チューブの遠位端にてガス流量を測定するように構成された遠位のガスフローセンサと、
   前記チューブの近位端にて圧力を測定するように構成された近位の圧力センサと、
   決定された量のガスを前記チューブの遠位端に供給するように構成されたガス流量コントローラと、
   を含み、
   前記ガス流量コントローラは、（ｉ）前記チューブの近位端における推定のガス流量を決定することであり、前記推定のガス流量は、前記チューブの遠位端におけるガス流量の測定値、前記チューブの近位端における圧力の測定値、チューブの弾性コンプライアンスの測定値、及びリーク流量モデルの１つ又は複数のパラメータの測定値から計算されること、（ｉｉ）前記チューブの遠位端におけるガス流量の測定値、前記チューブの弾性コンプライアンスの測定値、及びリーク抵抗の測定値から計算された前記チューブの近位端における推定の圧力から、前記チューブの近位端における測定された圧力を減算することにより近位圧力推定エラー値を決定すること、（ｉｉｉ）決定された近位圧力推定エラー値を補償すること、（ｉｖ）前記チューブの遠位端において測定されたガス流量の値に前記チューブの近位端における推定のガス流量の値をフィードバックすることにより、前記チューブの近位端における推定のガス流量のエラーを補償すること、（ｖ）推定のガス流のリーク流量を決定することであり、前記推定のガス流のリーク流量は、前記チューブの近位端における推定の圧力、及び、得られたリーク流量モデルの１つ又は複数のパラメータの測定値から計算されること、（ｖｉ）ポートリーク及びマスクリーク以外の、当該非侵襲的人工呼吸器システムにおける未知のリーク流量をひと呼吸ごとにモニターすること、（ｖｉｉ）未知のリーク流量が同定された場合に、ガス流のリーク率を決定すること、（ｖｉｉｉ）決定された前記ガス流のリーク率を用いて、前記推定のガス流のリーク流量を調整し、その結果、ひと呼吸ごとの気道流量の推定のバイアスを減少させること、（ｉｘ）気道流量の推定に対するバイアスを検出すること、（ｘ）呼吸が呼息相にある場合、前記気道流量の推定が３ ｌｐｍを超えている場合、前記近位圧力が一定である場合、及び前記チューブの遠位端において測定されたガス流量が一定である場合に、当該システムが呼吸の静止状態にあると決定すること、（ｘｉ）前記システムが前記静止状態にある場合にのみ、前記バイアスをゼロに近づけるために前記リーク率を調整することにより推定のガス流量のバイアス排除をすること、及び（ｘｉｉ）前記バイアス排除が行われた後、直後の呼吸で、その次の呼吸との間の呼吸間のバイアス補正を保留することによって、供給される前記ガスの量を決定するように構成される、非侵襲的人工呼吸器システム。
2. 前記バイアス排除は、当該システムが呼吸の静止状態にあると決定されてから約３００ミリ秒未満以内に発生する、請求項１に記載の非侵襲的人工呼吸器システム。
3. 前記コントローラは、前記決定された近位圧力推定エラー値を補償するように構成された補償器を含む、請求項１に記載の非侵襲的人工呼吸器システム。
4. 前記コントローラは、前記ガス流のリーク率を所定の下限値と比較するようにさらに構成される、請求項１に記載の非侵襲的人工呼吸器システム。
5. 前記コントローラは、前記ガス流のリーク率が前記所定の下限値を下回る場合に警報をトリガするようにさらに構成される、請求項４に記載の非侵襲的人工呼吸器システム。
6. 前記コントローラは、前記ガス流のリーク率を所定の上限値と比較するようにさらに構成される、請求項４に記載の非侵襲的人工呼吸器システム。
7. 前記コントローラは、前記ガス流のリーク率が前記所定の上限値を上回る場合に警報をトリガするようにさらに構成される、請求項４に記載の非侵襲的人工呼吸器システム。

Images