JP2008000372A - ガス供給機構の制御方法および制御装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 吸気支援動作の実質的な遅れを防いで、患者の呼吸努力に対して類似性の高い呼吸動作の支援を行うことができる人工呼吸器のガス供給機構の制御方法を提供する。
【解決手段】 吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出して、時間経過とともに低下する補償値Ｈを生成する。次に検出流量Ｆに補償値Ｈを加算した補償流量Ｆ_Ｈに基づいて、支援ガスの目標圧力Ｐｉｎを演算する。これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}からガス供給サーボ機構による吸気支援動作を実質的に開始させることができ、吸気支援動作の実質的な遅れを防ぐことができる。また時間経過とともに補償値Ｈが低下するので、吸気期間のうち初期期間Ｗ_Ｈが経過した後では、補償流量値Ｆ_Ｈに含まれる補償値Ｈの影響が小さくなる。このように補償値Ｈの影響を小さくすることで、吸気支援動作が過剰となることを防ぐことができる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、人工呼吸器に用いられるガス供給機構の制御装置および制御方法に関する。

患者が自発呼吸を行う場合における患者の吸気動作を支援する人工呼吸器がある。人工呼吸器は、吸気期間において、患者の気道に支援ガスを供給するガス供給サーボ機構（以下、単にガス供給機構と称する）を有する。ガス供給機構の制御方法として、プロポーショナルアシストベンチレーション法（比例支援換気法、Proportional Assist
Ventilation、略称ＰＡＶ法）がある。

ＰＡＶ法を実現する人工呼吸器は、ガス供給機構と、ガス供給機構を制御する制御装置とを含む。ガス供給機構は、吸気管路を介して、患者の気道に支援ガスを供給する。制御装置は、患者の気道に供給される支援ガスの流量が０以上の予め定める設定値を超えた時点を、吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}として判断して、吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}から吸気支援動作を行う。また制御装置は、気道を流れる支援ガスの流量Ｆに基づいて、ガス供給機構から気道に向けて吐出する支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを決定する。たとえば特許文献１には、次の（ａ）式によって目標圧力値Ｐｉｎを決定している。
Ｐｉｎ＝Ａ・＾Ｐｍｕｓ＝Ａ（＾Ｒ・Ｆ＋＾Ｅ・∫Ｆ） …（ａ）

ここでＰｉｎは、ガス供給機構から気道に向けて吐出する支援ガスの目標圧力値を示し、Ａは増幅ゲインを示す。また＾Ｐｍｕｓは、推定される自発呼吸圧力を示す。また＾Ｒは推定される患者の気道抵抗を示し、＾Ｅは推定される患者の肺のエラスタンスを示す。Ｆは肺に向かう方向に気道を流れる支援ガスの流量を示す。また∫Ｆは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から肺に向かう方向に気道を流れる支援ガスの流量Ｆを積分した値であって、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から肺内に供給される支援ガスの体積を示す。

（ａ）式に示すように、目標圧力値Ｐｉｎは、推定される自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓに増幅ゲインＡを乗算した値（Ａ・＾Ｐｍｕｓ）である。増幅ゲインＡを適切に設定することで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓ、すなわち患者の呼吸努力に比例した力で、吸気支援動作を行うことができる。

特許公報２７１４２８８号明細書

図１８は、単位時間あたりの呼吸数が少ない場合のシミュレーション結果を示す図である。図１８（１）は、患者の自発呼吸を模擬した自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図１８（２）は、支援ガスの流量Ｆに基づいて、演算される推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図１８（３）は、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを予め定める増幅率Ａで増幅したときに患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。図１８におけるシミュレーション結果は、表１に示す各パラメータを用いて求められる。図１８は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から吸気支援動作を行った場合をシミュレーションしたものである。

図１８に示すシミュレーション結果は、患者の一分あたりの呼吸数が、１２回に設定される。制御を開始した初期状態では、支援ガスの流量Ｆが小さいので、流量Ｆに基づいた吸気支援動作も小さくなり、実質的な吸気支援動作を行うことができない。たとえば支援ガスの検出流量Ｆ_{ｏｎｅｆｆ}が１リットル／分に達した時点を、実質的な吸気支援動作の支援開始時点とし、その時点を実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}として定義する。

図１８に示すように、気道抵抗などの遅れ要素を考慮したシミュレーションでは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの立ち上がり開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対して、実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}が遅れる。自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの立ち上がり開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}と、実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}との間の時間遅れＴｄは、図１８では約１００ｍｓｅｃとなる。このように図１８に示すシミュレーション結果では、吸気開始時点から、吸気動作の支援を開始したとしても、人工呼吸器による実質的な吸気支援動作は、吸気開始時点から１００ｍｓｅｃ程度遅れてしまう。

図１９は、肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。図１９（１）は、患者の自発呼吸を模擬した自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図１９（２）は、支援ガスの流量Ｆに基づいて、演算される推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図１９（３）は、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを予め定める増幅率Ａで増幅したときに、患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。図１９におけるシミュレーション結果は、前述する表１に示す各パラメータを用いて求められる。図１９は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から吸気支援動作を行った場合をシミュレーションしたものである。

図１９に示すシミュレーション結果は、肺の状態が動的過膨張（Dynamic
Hyperinflation）となる状態を模擬したものである。動的過膨張とは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、気道圧よりも肺内の圧力が高い状態、すなわち肺に残圧が存在する場合を示す。この場合、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}では、肺から脱出する方向に支援ガスが気道を流れる。患者の単位時間あたりの呼吸数が多く、かつ気道圧力Ｒおよびエラスタンスの逆数であるコンプライアンスＣが大きい状態では、動的過膨張となりやすい。

図１９に示すように、患者の肺が動的過膨張となる状態では、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの立ち上がり開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対して、実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}が大きく遅れる。また自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと推定した自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの差が大きい。図１９に示すシミュレーション結果では、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの立ち上がり開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}と、実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}との時間遅れＴｄは、約８００ｍｓｅｃである。このように図１９に示すシミュレーション結果では、動的過膨張が生じた場合、吸気開始時点から吸気動作の支援を開始したとしても、人工呼吸器による実質的な吸気支援動作は、吸気開始時点から８００ｍｓｅｃ程度遅れてしまう。

また自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値と、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの最大値との圧力差ΔＰｍｕｓが大きくなる。推定した自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓと、実際の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓとの類似性が低くなればなるほど、目標圧力Ｐｉｎ（＝Ａ・＾Ｐｍｕｓ）が、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅した値（Ａ・Ｐｍｕｓ）からずれることになる。

図２０は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと気道を流れる支援ガスの流量Ｆとの時間変化を模式的に示すグラフである。図２０（１）には、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示し、図２０（２）には、支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。図２０は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から吸気支援動作を行った場合をシミュレーションしたものである。

図２０（１）には、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを実線で示す。また推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓ（＝＾Ｒ・Ｆ＋＾Ｅ・∫Ｆ）を破線で示す。また推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを構成する流量起因圧力値＾Ｒ・Ｆ、体積起因圧力値＾Ｅ・∫Ｆを一点鎖線および二点鎖線でそれぞれ示す。自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、吸気時における患者の呼吸努力の大きさに比例する。したがって患者の呼吸努力が大きくなるとともに、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが大きくなる。

図２０に示すように、肺が動的過膨張となる状態では、患者が呼吸努力を開始した吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で、気道を介して肺へ流れる支援ガスの流量が０以下となる。言換えると、肺から排出される方向に支援ガスが流れる状態で、患者が呼吸努力を開始する場合がある。この場合、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}からの初期期間では、支援ガスの流量がゼロ以下となり、支援ガスの流量Ｆからは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを推定することができない。初期期間が経過してからでないと、実質的な吸気支援動作を行うことができない。また実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対して時間遅れＴｄが生じる。また自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの最大値に、圧力差ΔＰｍｕｓが生じることになる。

このように実質吸気支援時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}に遅れＴｄが発生すると、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化波形と、目標圧力値Ｐｉｎの時間変化波形との類似性が低くなる。したがって推定した自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを増幅ゲインＡで乗算して目標圧力Ｐｉｎを求めても、患者の呼吸努力に対して、相関性の低い呼吸動作の支援となってしまう。具体的には、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}までの期間について、呼吸動作の支援ができない。また患者の吸気動作と、人工呼吸器の実質的な吸気支援動作との同期性が低下してしまう。また推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓが、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比べて遅れて変化するとともに、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの最大値が自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比べて低くなるので、患者に与える負担が大きくなってしまう。

図２１は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと気道を流れる支援ガスの流量Ｆとの時間変化を示すグラフである。図２１は、次の（ｂ）式によって自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを決定して、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、人工呼吸器による吸気支援動作を行った場合を示す。図２１は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から吸気支援動作を行った場合をシミュレーションしたものである。
＾Ｐｍｕｓ＝＾Ｒ・（Ｆ＋｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜）
＋＾Ｅ・∫（Ｆ−｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜） …（ｂ）

ここで、上述した（ａ）式と共通する記号については、（ａ）式と同様の意味を示す。また｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において気道を流れる支援ガスの流量Ｆを示す。この流量Ｆは、肺へ向かって流れる方向の流量値を正の値とするために、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での支援ガスの流量Ｆを絶対値で表わした値である。図２１（２）には、検出流量Ｆを実線で示す。また一定値となる吸気開始時の流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}を検出流量Ｆに加算した値（Ｆ＋｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜）を破線で示す。

図２１（１）には、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを実線で示す。また推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを破線で示す。また推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを構成する流量起因圧力値＾Ｒ・（Ｆ＋｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜）、体積起因圧力値＾Ｅ・∫（Ｆ＋｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜）を一点鎖線および二点鎖線でそれぞれ示す。この場合、実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}が、患者が吸気動作を開始した吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対して遅れることが防がれ、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}近傍の時点から、人工呼吸器による吸気支援動作を実質的に開始することができる。

図２１に示す場合には、一定値となる吸気開始時の流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}を検出流量Ｆに加算した値（Ｆ＋｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜）に基づいて、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓが決定される。推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓは、検出流量Ｆに吸気開始時の流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}を加算した影響が、吸気期間全体にわたって生じる。この影響によって、吸気期間全般にわたって、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓが、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓよりも極めて大きくなってしまう。この場合、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化波形と、目標圧力値Ｐｉｎの時間変化波形との類似性が低くなる。したがって自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、比例した値とは異なる呼吸動作の支援となってしまうおそれがある。

このように従来技術を基にして、吸気支援動作を行う制御開始時刻を、患者が吸気動作を開始する吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}としたとしても、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対して実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}に遅れが生じることに起因して、図２０に示すように、人工呼吸器による呼吸支援が、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、相関性の低い呼吸動作の支援となってしまうおそれがあるという問題がある。また実質支援開始時点Ｔ_{ｏｎｅｆｆ}を早めるために（ｂ）式を用いた場合、自発呼吸支援が過剰となってしまうという問題がある。またＰＡＶ法以外であっても、支援ガスの流量Ｆに基づいて、人工呼吸器を制御する場合には、同様の問題が生じる。

したがって本発明の目的は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対する実質的な支援開始遅れを防ぐとともに、吸気支援動作が過剰となることを防いで、患者の呼吸努力に対して、相関性の高い呼吸動作の支援を行うことができる人工呼吸器のガス供給機構の制御方法および制御装置を提供することである。

本発明は、自発呼吸動作を行う患者に対して、吸気管路を介して酸素を含む支援ガスを患者の気道に供給するガス供給サーボ機構を制御する制御方法であって、
患者の呼吸筋が吸気動作を開始する吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する吸気開始時点検出工程と、
吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、時間経過とともに低下する補償値Ｈを演算する補償値演算工程と、
吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆを検出し、検出した支援ガスの検出流量Ｆに前記補償値Ｈを加算した補償流量値Ｆ_Ｈを生成する補償流量値生成工程と、
吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて、ガス供給サーボ機構から吸気管路に吐出すべき支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する制御量演算工程と、
制御量演算工程によって演算された目標圧力値Ｐｉｎで、支援ガスを吸気管路に向けて吐出するように、ガス供給サーボ機構に指令を与える制御指令工程とを含むことを特徴とするのガス供給サーボ機構の制御方法である。

本発明に従えば、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出してから時間経過とともに低下する補償流量値Ｆ_Ｈを生成する。また検出流量Ｆに補償値Ｈを加算した補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて、支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する。これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、支援ガスが肺から排出されている場合など、検出流量Ｆがゼロ以下である場合であっても、補償値Ｈの発生に応答してガス供給サーボ機構の実質的な制御を開始することができる。吸気支援動作の遅れを防ぐことができる。

また補償値Ｈは、時間経過とともに低下するので、補償値が低下した後には、補償流量値Ｆ_Ｈは、補償値Ｈの影響が小さくなり、検出される支援ガスの検出流量Ｆの影響が大きくなる。このように補償値Ｈの影響を小さくすることで、補償流量Ｆ_Ｈに基づいて制御した場合に、支援動作が過剰となることを防ぐことができる。

また本発明は、補償値演算工程で演算する補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で予め定める最大値となり、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなってなめらかに減少する値に設定されることを特徴とする。

本発明に従えば、補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で最大値となり、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなってなめらかに減少する。これに対して、支援ガスの流量は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの増加によって、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過とともに増加する。したがって補償流量値Ｆ_Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での補償値Ｈの影響が最も大きく、時間経過にともなって補償値Ｈの影響が徐々に小さくなる。これによって補償流量値Ｆ_Ｈを時間経過にともなってなめらかに変化させることができる。

また本発明は、補償値演算工程で演算する補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から前記最大値を不完全微分した過渡応答値に設定されることを特徴とする。

本発明に従えば、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、予め定める設定値を不完全微分することで、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で最大値となり時間経過にともなってなめらかに減少する過渡応答を有する補償値Ｈを、演算式に従って容易に発生させることができる。また不完全微分することで、時間経過にともなって、補償値Ｈの減衰量を大きくすることができる。

また本発明は、補償値演算工程で演算する補償値Ｈの過渡変化は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの過渡変化に基づいて設定されることを特徴とする。

本発明に従えば、流量補償値Ｆ_Ｈが、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの過渡変化ごとに設定されることで、患者の状態に応じた吸気支援を行うことができ、患者の負担を少なくすることができる。

たとえば患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの立ち上がり時間が短い場合には、時間経過にともなう補償値Ｈの減衰量が大きく設定される。また患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの立ち上がり時間が長い場合には、時間経過にともなう補償値Ｈの減衰量が小さく設定される。これによって患者が吸気努力を開始してから、支援ガスが肺に向かって流れるまでの間における、吸気支援動作を好適に行うことができ、支援ガスが肺に向かって流れてからの補償流量値Ｆ_Ｈに対する補償値Ｈの影響を小さくすることができる。

また本発明は、補償値演算工程で演算する補償値Ｈの最大値は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、気道を流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の大きさに対応した値に設定されることを特徴とする。

本発明に従えば、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、患者の肺から排出される方向に流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の大きさが大きければ大きいほど、補償値Ｈの最大値が大きく設定される。たとえば補償値Ｈの最大値は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}の支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の大きさ（絶対値）と比例した値に設定される。本発明では、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、検出流量がマイナス、すなわち患者の肺から排出される方向に支援ガスが流れる場合、その流量に応じて補償値Ｈを決定することができる。これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、補償流量値を立ち上がらせることができ、患者の状態に応じて、補償値Ｈを変化させることができる。

また本発明は、補償値演算工程で演算する補償値Ｈの最大値は、患者の呼吸筋が吸気動作を開始してから、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化が生じるまでの流量変化遅れを補償するための規定値Ｈ０に設定されることを特徴とする。

患者の気道抵抗などに起因して、患者の呼吸筋が吸気動作を開始してから、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化を検出するまでに、流量変化遅れを生じる場合がある。本発明に従えば、流量変化遅れを補償するための規定値Ｈ０を補償値の最大値として設定することで、流量変化遅れに起因する、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとのずれを防ぐことができる。

また本発明は、補償値演算工程で演算する補償値Ｈは、第１補償値Ｈ１と第２補償値Ｈ２と合わせた値であり、
第１補償値Ｈ１は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、気道を流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の大きさに対応した値を不完全微分した過渡応答値に設定され、
第２補償値Ｈ２は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化が生じるまでの流量変化遅れを補償するための規定値Ｈ０を不完全微分した過渡応答値に設定されることを特徴とする。

本発明に従えば、補償値Ｈが、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の大きさに基づいて決定されるので、患者の状態に応じた吸気支援を行うことができる。さらに補償値Ｈが、流量変化遅れを補償するための規定値Ｈ０に基づいて決定されるので、流量変化遅れに起因する、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとのずれを防ぐことができる。

また本発明は、制御量演算工程では、
前記補償流量値Ｆ_Ｈに予め定める流量ゲインＫ_ＦＧを乗算した流量設定値（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_Ｈ）と、前記補償流量値Ｆ_Ｈの積分値Ｖ_Ｈに予め定める体積ゲインＫ_ＶＧを乗算した体積設定値（Ｋ_ＶＧ・Ｖ_Ｈ）とを加算した合計値（（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_Ｈ）＋（Ｋ_ＶＧ・Ｖ_Ｈ））を前記目標圧力Ｐｉｎとして演算することを特徴とする。

本発明に従えば、流量ゲインＫ_ＦＧ、体積ゲインＫ_ＶＧを適切に設定することで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅した圧力の支援ガスを患者に供給することができ、いわゆるＰＡＶ法に従った患者の呼吸動作を支援することができる。また補償流量値Ｆ_Ｈを用いることで、吸気支援動作の遅れを補償した目標圧力Ｐｉｎを演算することができ、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での患者の肺に向かって流れる支援ガスの検出流量Ｆがゼロ以下であっても、ガス供給サーボ機構の制御を開始することができる。

また本発明は、制御量演算工程では、
患者の呼吸器官をモデル化した流量推定手段を用いて、目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力Ｐｍとして演算し、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが供給された場合に、患者の気道に供給されるべき支援ガスの流量＾Ｆを推定する流量推定段階と、
前記補償流量Ｆ_Ｈと前記推定された流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦ_Ｈを演算する偏差演算段階と、
前記流量偏差ΔＦ_Ｈに予め定める流量ゲインＫ_ＦＧを乗算した流量設定値（Ｋ_ＦＧ・ΔＦ_Ｈ）と、前記補償流量ΔＦ_Ｈの積分値ΔＶ_Ｈに予め定める体積ゲインＫ_ＶＧを乗算した体積設定値（Ｋ_ＶＧ・ΔＶ_Ｈ）とを加算した合計値（（Ｋ_ＦＧ・ΔＦ_Ｈ）＋（Ｋ_ＶＧ・ΔＶ_Ｈ））を前記目標圧力Ｐｉｎとする目標圧力演算段階とを含むことを特徴とする。

本発明に従えば、流量ゲインＫ_ＦＧ、体積ゲインＫ_ＶＧを適切に設定することで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅した圧力の支援ガスを患者に供給することができ、いわゆるＰＡＶ法に従った患者の呼吸動作を支援することができる。また流量偏差ΔＦ_Ｈを、補償流量Ｆ_Ｈと前記推定された流量＾Ｆとによって求めることで、吸気支援動作の遅れを補償した流量偏差ΔＦ_Ｈを求めることができる。これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での患者の肺に向かって流れる支援ガスの流量Ｆがゼロ以下であっても、ガス供給サーボ機構の制御を開始することができる。

また補償流量Ｆ_Ｈは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、推定した支援ガスの流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって補償流量Ｆ_Ｈと推定した支援ガスの流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦ_Ｈを求めることによって、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関する情報を精度よく取得することができる。

制御量演算工程では、この流量偏差ΔＦ_Ｈに基づいて、ガス供給サーボ機構を制御するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。このようにして演算した目標圧力Ｐｉｎを前記ガス供給サーボ機構に与えることによって、逐次変化する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した圧力で、支援ガスを患者の気道に供給することができる。

また前記流量偏差ΔＦ_Ｈに基づいて、目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、補償流量Ｆ_Ｈのみに基づいて目標圧力Ｐｉｎを演算する場合に比べて、患者と人工呼吸器とを含む全体の系を正帰還構成になりにくくすることができ、全体の系の安定限界に対する余裕を大きくすることができる。これによって外乱が生じる場合、ガス供給サーボ機構に時間遅れがある場合、正確に患者の呼吸器官モデルを設定できない場合、患者の状態が変化する場合などであっても、ランナウェイを生じにくくすることができる。これによって患者の負担を低減することができる。

また本発明は、補償値演算工程で演算する補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過とともに低下し、互いに異なる流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖを含み、
補償流量値生成工程では、
制御量演算工程で前記流量設定値を求めるために用いられる補償流量値Ｆ_ＨＦには、前記流量補償値Ｈ_Ｆを用いて補償流量値Ｆ_ＨＦを生成し、
制御量演算工程で前記体積設定値を求めるために用いられる補償流量値Ｆ_ＨＶには、前記体積補償値Ｈ_Ｖを用いて補償流量値Ｆ_ＨＶを生成することを特徴とする。

本発明に従えば、流量設定値（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_ＨまたはＫ_ＦＧ・ΔＦ_Ｈ）と、体積設定値（Ｋ_ＶＧ・Ｖ_ＨまたはＫ_ＶＧ・ΔＶ_Ｈ）とで、異なる補償流量値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶを用いる。それらの補償流量値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶは、互いに異なる補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖをそれぞれ用いて求める。互いに異なる補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖを用いることで、補償が有効に働く期間における呼吸動作の調整に関するパラメータを増やすことができ、パラメータを適切に設定することで、推定される自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに近づけやすくすることができる。

また本発明は、吸気開始時点検出工程は、支援ガスの流量の時間変化を微分した微分値が予め定めるしきい値よりも増加した時点を、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}として検出することを特徴とする。

患者が吸気動作を開始する場合、支援ガスの流量の時間変化が、予め定めるしきい値を超えて増加する。このことは、支援ガスが肺に向かって流れている場合および支援ガスが肺から脱出する方向に流れている場合のどちらの場合にも、生じる現象である。本発明に従えば、支援ガスの流量微分値の時間変化に基づいて、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出することで、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に、支援ガスが肺から排出される方向に流れている場合であっても、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を判断することができる。

また本発明は、気道を流れる支援ガスの流量Ｆが、予め定める吸気開始しきい値を超える吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}を検出する吸気トリガ検出工程をさらに含み、
吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する前に、吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}を検出した場合、制御量演算工程で、気道を流れる支援ガスの流量Ｆを検出し、検出した支援ガスの流量Ｆに基づいて、ガス供給サーボ機構から吐出する支援ガスの目標圧力Ｐｉｎを演算することを特徴とする。

本発明に従えば、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}と吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}とのいずれか、早いタイミングで検出される時点から、吸気動作の支援を開始することができるので、仮に吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出できない場合であっても、吸気支援動作の開始時点を決定することができる。

また本発明は、患者の呼吸筋が吸気動作を終了する吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出する吸気終了時点検出工程と、
気道を流れる支援ガスの流量Ｆが、予め定める吸気終了しきい値未満となる呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}を検出する呼気トリガ検出工程とをさらに含み、
制御指令工程は、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}および呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}のいずれかに達したと判断すると、患者の吸気支援に関するガス供給サーボ機構の制御を終了することを特徴とする。

本発明に従えば、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}と呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}とのいずれか、早いタイミングで検出される時点から、吸気動作の支援を終了することができるので、仮に吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出できない場合であっても、吸気支援動作の終了時点を決定することができる。

また本発明は、前記ガス供給サーボ機構の制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラムである。

本発明に従えば、上述した方法を実現するためのプログラムを、コンピュータに実行させて、コンピュータによってガス供給サーボ機構を制御させることで、吸気支援の遅れを防ぐとともに、検出流量Ｆに基づいて吸気支援した場合に比べて、吸気支援動作が過剰となることを防ぐことができる。

また本発明は、自発呼吸動作を行う患者に対して、吸気管路を介して酸素を含む支援ガスを患者の気道に供給するガス供給サーボ機構を制御する制御装置であって、
患者の呼吸筋が吸気動作を開始する吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する吸気開始時点検出手段と、
吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、時間経過とともに低下する補償値Ｈを示す補償信号Ｈ_ｓｉｇを発生する補償信号発生手段と、
吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、気道を流れる支援ガスの流量Ｆを検出し、検出した支援ガスの流量Ｆを示す流量信号Ｆ_ｓｉｇに前記補償信号Ｈ_ｓｉｇを重畳して、検出した流量Ｆに前記補償値Ｈを加算した補償流量Ｆ_Ｈを示す補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇを生成する補償流量信号生成手段と、
吸気開始時点_{Ｔｏｎｓｅｔ}から、補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇで示される補償流量Ｆ_Ｈに基づいて、ガス供給サーボ機構から吐出する支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する制御量演算手段と、
制御量演算手段によって演算された目標圧力値Ｐｉｎで、目標圧力Ｐｉｎの支援ガスを患者の気道に向けて吐出するように、ガス供給サーボ機構に指令を与える制御指令手段とを含むことを特徴とするガス供給サーボ機構の制御装置である。

本発明に従えば、吸気開始時点検出手段によって検出される吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、補償信号発生手段によって時間経過とともに低下する補償値Ｈを示す補償信号Ｈ_ｓｉｇを発生する。次に、補償流量信号発生手段によって、補償値Ｈと検出流量Ｆとを加算した補償流量値Ｆ_Ｈを示す補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇを生成する。この補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇに示される補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて、支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する。

また本発明は、前記構成において前記吸気開始時点検出手段に代えて、患者の呼吸筋が吸気動作を開始する吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する検出装置から、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を示す信号が入力される入力手段を含むことを特徴とするガス供給サーボ機構の制御装置である。

本発明に従えば、吸気開始時点入力手段によって、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する検出装置から吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を示す信号が入力される。この信号が入力されて、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を判断してから、補償流量信号発生手段によって、補償流量値Ｆ_Ｈを示す補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇを生成する。この補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇに示される補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて、支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する。

また本発明は、自発呼吸動作を行う患者に対して、吸気管路を介して酸素を含む支援ガスを患者の気道に供給するガス供給サーボ機構と、
前記ガス供給サーボ機構の制御装置とを含むことを特徴とする人工呼吸器である。

本発明に従えば、上述した制御装置を含むことで、人工呼吸器は、吸気支援の遅れが防がれるとともに、吸気支援動作が過剰となることを防ぐことができる。

請求項１記載の本発明によれば、補償値Ｈが吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から発生するので、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}からガス供給サーボ機構による吸気支援動作を開始させることができ、吸気支援動作の実質的な遅れを防ぐことができる。これによって人工呼吸器によって吸気支援される患者の負担を減らせることができる。また補償値Ｈは、時間経過とともに低下するので、低下した後では、低下する前に比べて補償値Ｈの影響を小さくすることができ、検出流量Ｆに基づいて吸気支援した場合の吸気支援動作に近づけることができ、吸気支援動作が過剰となることを防ぐことができる。これによって人工呼吸器によって吸気支援される患者の負担を低減することができる。

請求項２記載の本発明によれば、補償値Ｈを、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなってなめらかに減少させることで、補償流量値Ｆ_Ｈを時間経過にともなってなめらかに変化させることができる。これによって患者の肺に向けて供給される支援ガスの圧力値が短時間に急激に変化することを防ぐことができ、吸気支援動作される患者の負担を低減することができる。

請求項３記載の本発明によれば、予め定める設定値を不完全微分することで、補償値Ｈを時間経過にともなってなめらかに減少させることができる。これによって支援ガスの圧力値が短時間に急激に変化することを防ぐことができ、吸気支援動作される患者の負担を低減することができる。

請求項４記載の本発明によれば、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの過渡変化に基づいて、補償値Ｈの過渡変化を設定することで、患者の状態に応じた吸気支援を行うことができ、患者の負担を低減することができる。

請求項５記載の本発明によれば、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において気道を流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}に基づいて、補償値Ｈが設定される。これによって患者の状態に応じて、補償値Ｈを変化させることができ、補償流量値が過剰または過小となることを防ぐことができ、患者が吸気努力を開始してから、支援ガスが肺に向かって流れるまでの間における、吸気支援を好適に行うことができる。たとえば患者の呼吸動作が動的過膨張となる状態であっても、人工呼吸器の吸気支援の実質的な遅れを防いで吸気支援を行うことができる。

請求項６記載の本発明によれば、患者の呼吸筋が吸気動作を開始してから、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化が生じるまでの流量変化遅れに基づいて、補償値Ｈが設定される。これによって患者の状態にかかわらずにほぼ一定となる流量変化遅れに起因する、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの誤差を防ぐことができる。

請求項７記載の本発明によれば、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において気道を流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}と、予め定められる規定値Ｈ０とに基づいて、補償値Ｈが設定される。これによって患者の状態に応じた吸気支援を行うことができるとともに、流量変化遅れを防ぐことができる。これによって人工呼吸器の吸気支援の実質的な遅れをより確実に防ぐことができる。

請求項８記載の本発明によれば、補償流量値Ｆ_Ｈを用いて目標圧力値Ｐｉｎを求めることで、吸気支援動作の実質的な遅れを補償した目標圧力Ｐｉｎを演算することができ、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での患者の肺に向かって流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}が、ゼロ以下であっても、患者の呼吸努力に対応する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅した圧力の支援ガスを患者に供給するように、ガス供給サーボ機構の制御を開始することができる。また患者の吸気期間と、人工呼吸器による実質的な吸気支援期間とを同期させることができる。

請求項９記載の本発明によれば、流量偏差ΔＦ_Ｈを用いて目標圧力値Ｐｉｎを求めることで、吸気支援動作の実質的な遅れを補償した目標圧力Ｐｉｎを演算することができ、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での患者の肺に向かって流れる支援ガスの流量Ｆがゼロ以下であっても、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅した圧力の支援ガスを患者に供給するように、ガス供給サーボ機構の制御を開始することができる。また患者の吸気期間と、人工呼吸器による実質的な吸気支援期間とを同期させることができる。

また流量偏差ΔＦ_Ｈを用いることで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを精度よく推定することができる。さらに患者と人工呼吸器とを含む制御系のロバスト安定性を高めることができ、流量ゲインＫ_ＦＧおよび体積ゲインＫ_ＶＧが、患者の状態を示す値からずれたとしても、制御系が不安定となることを防ぐことができる。

請求項１０記載の本発明によれば、流量設定値（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_ＨまたはＫ_ＦＧ・ΔＦ_Ｈ）と、体積設定値（Ｋ_ＶＧ・Ｖ_ＨまたはＫ_ＶＧ・ΔＶ_Ｈ）とで、異なる補償流量値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶを用いる。これによって呼吸動作の調整に関するパラメータを増やすことができ、推定される自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに近づけるように、呼吸動作の調整を柔軟に行うことができる。たとえば２つの補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖを適切に設定することで、補償期間における吸気動作の支援が過大または過小となることを防ぐことができ、所望とする吸気動作の支援を行い易くすることができる。

請求項１１記載の本発明によれば、支援ガスの流量の時間変化を微分した微分値が予め定めるしきい値よりも増加した時点を、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}として検出する。これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、支援ガスが肺から排出される方向に流れている場合であっても、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}からガス供給サーボ機構による吸気支援動作を開始させることができ、吸気支援動作の遅れを防ぐことができる。

請求項１２記載の本発明によれば、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}と吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}とのいずれか、早いタイミングで検出される時点から、吸気動作の支援を開始することができる。したがって仮に吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出できない場合であっても、吸気支援動作の開始時点を確実に決定することができ、人工呼吸器の安全性を高めることができる。

請求項１３記載の本発明によれば、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}と呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}とのいずれか、早いタイミングで検出される時点から、吸気動作の支援を終了することができる。したがって仮に吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出できない場合であっても、吸気支援動作の終了時点を確実に判断することができ、人工呼吸器の安全性を高めることができる。

請求項１４記載の本発明によれば、上述した方法を実現するためのプログラムを、コンピュータに実行させて、コンピュータによってガス供給サーボ機構を制御させることで、吸気支援の遅れを防ぐとともに、検出流量Ｆに基づいて吸気支援動作を行った場合に比べて、吸気支援動作が過剰となることを防ぐことができる。

請求項１５記載の本発明によれば、検出手段によって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出すると、補償流量信号発生手段によって、補償流量値Ｆ_Ｈを示す補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇを生成する。この補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇに示される補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて、支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する。演算結果をガス供給サーボ機構に与えることで、吸気支援の遅れを防ぐとともに、検出流量Ｆに基づいて吸気支援した場合に比べて、吸気支援動作が過剰となることを防ぐことができる。

請求項１６記載の本発明によれば、入力手段によって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を判断すると、補償流量信号発生手段によって、補償流量値Ｆ_Ｈを示す補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇを生成する。この補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇに示される補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて、支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する。演算結果をガス供給サーボ機構に与えることで、吸気支援の遅れを防ぐとともに、検出流量Ｆに基づいて吸気支援した場合に比べて、吸気支援動作が過剰となることを防ぐことができる。

請求項１７記載の本発明によれば、上述した制御装置を含むことで、人工呼吸器は、吸気支援の遅れを防ぐとともに、検出流量Ｆに基づいて吸気支援した場合に比べて、吸気支援動作が過剰となることを防ぐことができる。

図１は、人工呼吸器１７と患者１８とを示すブロック図である。本発明の実施の一形態である人工呼吸器１７は、支援ガス１６を患者１８の気道に供給するガス供給サーボ機構２０（以下、単にガス供給機構２０と称する）と、ガス供給機構２０を制御する制御装置２１と、患者呼吸状態監視手段２００とを含む。ガス供給機構２０は、吸気管路２５を介して酸素を含む支援ガス１６を患者の気道１５に供給する。支援ガス１６はたとえば大気中の空気を加圧したものである。またガス供給機構２０は、たとえばポンプなどのガス供給手段であって、吐出する支援ガスの圧力を制御可能である。

患者呼吸状態監視手段２００は、患者１８の呼吸状態のうち、患者１８が吸気動作を開始する吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}と、患者１８が吸気動作を終了する吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}とを検出する。患者呼吸状態監視手段２００は、吸気管路２５および呼気管路２６を流れる支援ガスの流量および圧力をそれぞれ検出し、検出結果に基づいて、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}と、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}とを検出する。たとえば患者呼吸状態監視手段２００は、国際特許出願ＷＯ ２００４／００２５６１ Ａ２に開示される技術を用いることによって実現可能である。患者呼吸状態監視手段２００は、検出した吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}と、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}とをそれぞれ示す信号を、制御装置２１の演算部に与える。

患者１８が自発呼吸を行う場合において、吸気期間のガス供給機構２０の制御方法として、プロポーショナルアシストベンチレーション法（比例支援換気法、Proportional
Assist Ventilation、略称ＰＡＶ法）がある。本実施の形態の制御装置２１は、ＰＡＶ法の本来の目的に従ってガス供給機構２０を制御する。ガス供給機構２０は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例する支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガス１６を患者の気道１５に供給する。自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、横隔膜などの呼吸筋の動作によって生じる肺の外部から作用する力である呼吸努力を圧力に換算した値であって、患者１８の呼吸努力に相当する。したがって患者の呼吸に対する仕事量である呼吸努力が大きくなると、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが大きくなる。また本実施の形態において支援圧力Ｐｖｅｎｔは、ガス供給機構２０の吐出圧力とほぼ等しいものと近似して扱う。

ＰＡＶ法に従って制御されるガス供給機構２０は、患者１８が支援ガス１６を強く吸引すればするほど、より高い圧力で支援ガス１６を患者に供給する。また患者１８の吸引力が弱くなるにつれて、供給する支援ガス１６の圧力を低くし、患者が支援ガスの吸引を終えるとともに支援ガス１６の供給を停止する。このようにガス供給機構２０を制御することによって、患者１８の呼吸努力に応じた圧力で支援ガス１６を供給することができ、呼吸動作における患者１８の負担を低減することができる。

制御装置２１は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応する目標圧力Ｐｉｎを演算し、目標圧力Ｐｉｎをガス供給機構２０に与える。目標圧力Ｐｉｎが与えられたガス供給機構２０は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対応した支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガス１６を患者の気道１５に供給する。本発明の実施の形態において、「（ｓ）」が付される伝達関数は、ラプラス領域における伝達関数であることを示し、「＾」が付される値は、実際の値ではなく推測値または演算値であることを示し、「ｓ」は、ラプラス演算子を示す。

制御装置２１は、流量検出手段５０と、推定手段５１と、補償流量生成手段２０１と、偏差演算手段５２と、制御量演算手段５３とを含む。流量検出手段５０は、実際に患者の気道１５に供給された支援ガス１６の流量Ｆを検出する。以下、流量検出手段５０によって検出される流量を検出流量Ｆと称する場合がある。また検出流量Ｆのうちで、肺へ向かう方向に気道に流れる支援ガスの流量を正の値とする。また検出流量Ｆのうちで、肺から排出される方向に気道を流れる支援ガスの流量を負の値とする。

検出流量Ｆは、ガス供給機構２０から吸気管路２５を流れる気体の流量であり、患者の気道を流れる気体の流量と等しいと近似する。より正確には、検出流量Ｆは、吸気管路２５を患者の気道に向かう方向に流れる気体の流量Ｑｉから、呼気管路２６を患者の肺から排出される方向に流れる気体の流量Ｑｅを減算した値（Ｑｉ−Ｑｅ）で求められる。この検出流量Ｆは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響によって変動するので、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが加わった状態での呼吸器系の流量となる。

流量検出手段５０は、吸気管路２５および呼気管路２６を流れる支援ガス１６の流量を測定する。吸気管路２５は、ガス供給機構２０の圧力源から患者の気道に支援ガス１６を導く管路である。呼気管路２６は、患者の気道から排出される支援ガスを人工呼吸器外に導く管路である。たとえば流量検出手段５０は、差圧式流量計によって実現される。流量検出手段５０は、支援ガスの流量Ｆを検出すると、その検出流量Ｆを示す信号を補償流量生成手段２０１および患者呼吸状態監視手段２００に与える。

補償流量生成手段２０１は、患者呼吸状態監視手段２００から吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔを}示す信号が与えられるとともに、流量検出手段２００から検出流量Ｆを示す信号が与えられる。これらの信号に基づいて、補償流量生成手段２０１は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの発生に対する流量変化遅れを補償する補償流量Ｆ_Ｈを示す信号を生成する。具体的には、補償流量生成手段２０１は、予め定める補償値Ｈを発生させ、検出される支援ガスの流量Ｆに、前記補償値Ｈを加算して補償流量値Ｆ_Ｈ（＝Ｆ＋Ｈ）を生成する。

補償流量生成手段２０１は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、時間経過とともに低下する補償値Ｈを発生する。補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で最大値となり、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなってなめらかに減少する値に設定される。補償流量生成手段２０１は、生成した補償流量Ｆ_Ｈを示す信号を偏差演算手段５２に与える。本実施の形態では、補償値Ｈの大きさは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から患者の吸気期間Ｗ_ｉｎよりも短く設定される初期期間Ｗ_Ｈでは、予め定めるしきい値以上の値となる。また初期期間Ｗ_Ｈを経過した後は、前記しきい値未満の値となる。補償値Ｈが発生される期間は、吸気期間Ｗ_ｉｎと同じであってもよく、吸気期間よりも短い期間であってもよい。

推定手段５１は、患者の呼吸器管を模擬してモデル化した呼吸器官モデルを示すオブザーバ５４を有する。オブザーバ５４は、患者に供給されるであろう支援ガスの流量＾Ｆを演算する流量推定手段となる。具体的には、オブザーバ５４は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが存在しない状態で、予め定める遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが吸気管路２５に供給された場合に、吸気管路２５を流れる支援ガスの流量を推定する。

以下、推定手段５１によって推定される流量を推定流量＾Ｆと称する。推定流量＾Ｆは、後述する遅れ補償圧力＾Ｐｍで、支援ガスが呼吸器系に与えられた場合における呼吸器系の流量となる。推定手段５１は、支援ガスの流量＾Ｆを推定すると、その推定流量＾Ｆを表わす信号を偏差演算手段５２に与える。

偏差演算手段５２は、補償流量生成手段２０１から補償流量Ｆ_Ｈ示す信号が与えられるとともに、推定手段５１から推定流量＾Ｆを示す信号が与えられる。これらの信号に基づいて、偏差演算手段５２は、補償流量Ｆ_Ｈから推定流量＾Ｆを減算した値となる流量偏差ΔＦ_Ｈを演算し、演算結果を示す信号を制御量演算手段５３に与える。制御量演算手段５３は、偏差演算手段５２から流量偏差ΔＦ_Ｈを示す信号が与えられる。制御量演算手段５３は、前記流量偏差ΔＦ_Ｈに、予め設定されるゲイン（Ｋ_ＦＧ＋Ｋ_ＶＧ／ｓ）を付与して、支援圧力Ｐｖｅｎｔを発生するための目標圧力Ｐｉｎを演算する。

制御量演算手段５３は、演算した目標圧力Ｐｉｎを表わす信号を、推定手段５１およびガス供給機構２０にそれぞれ与える。ガス供給機構２０は、制御量演算手段５３から与えられる目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に基づいた吐出圧力、すなわち支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガス１６を患者の気道１５に供給する。また推定手段５１は、制御量演算手段５３から与えられる目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に基づいて、推定流量＾Ｆを順次演算する。

図２は、本発明の実施の一形態の全体の系１４を具体的に示すブロック線図である。推定手段５１は、オブザーバ５４のほかに、遅れ補償部５５をさらに有する。遅れ補償部５５は、たとえばガス供給機構２０の遅れ要素、空気回路の遅れ要素など、全体の系１４を構成する各構成部の一次遅れ要素およびむだ時間要素などの遅れ要素を補償するために設けられる。遅れ補償部５５は、目標圧力Ｐｉｎを入力として、パラメータ調整可能な調整用伝達関数に従った出力を演算する遅れ補償手段となり、人工呼吸器１７と患者１８とを含む全体の系１４の制御特性を改善するために設けられる。

遅れ補償部５５は、目標圧力Ｐｉｎを入力として、パラメータ調整可能な調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力＾Ｐｍとして演算する。遅れ補償部５５は、演算した遅れ補償圧力＾Ｐｍを表わす信号をオブザーバ５４に与える。本実施の形態では、ガス供給機構２０の伝達関数は、一次遅れ要素Ｇｃ（ｓ）と、むだ時間要素ｅ^{−Ｌｃ・ｓ}との積で表わされる。また調整用伝達関数Ｇｍ（ｓ）・ｅ^{−Ｌｍ・ｓ}もまた、一次遅れ要素Ｇｍ（ｓ）と、むだ時間要素ｅ^{−Ｌｍ・ｓ}との積で表わされる。

第１の本発明の例示として、たとえば調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍと、むだ時間要素ｅ^{−Ｌｍ・ｓ}とは、目標圧力Ｐｉｎを入力とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力として実測されるガス供給機構２０の伝達関数を模擬したパラメータ値が用いられる。

また調整用伝達関数は、ガス供給機構２０の伝達関数とは異なるパラメータ値が用いられてもよい。第２の本発明の例示として、たとえば調整用伝達関数の一次遅れ要素の時定数Ｔｍは、ガス供給機構２０の一次遅れ要素の時定数Ｔｃよりも大きく（Ｔｍ＞Ｔｃ）設定される。また調整用伝達関数のむだ時間Ｌｍは、ガス供給機構２０のむだ時間Ｌｃとほぼ同じ値（Ｌｍ≒ＬｃまたはＬｍ＝Ｌｃ）に設定される。本発明では、ほぼ同じとは、同じ場合も含む。

また第３の本発明の例示として、調整用伝達関数のむだ時間要素におけるむだ時間Ｌｍがゼロとして設定されてもよい。また調整用伝達関数の一時遅れ要素の時定数Ｔｍは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅する増幅率に応じて、上限値が設定される。また遅れ補償部５５に設定される調整用伝達関数は、上述した制御要素および、制御要素のパラメータ以外に設定されてもよい。

オブザーバ５４は、患者の呼吸器官モデルに基づいて、遅れ補償圧力＾Ｐｍで支援ガスを患者１８の気道１５に供給した場合における、支援ガスの推定流量＾Ｆを推定する。オブザーバ５４は、減算器５６と、推定流量演算器５７と、支援ガス体積演算器５８と、肺胞圧力演算器５９とを有する。

減算器５６は、遅れ補償部５５から遅れ補償圧力＾Ｐｍを表わす信号が与えられるとともに肺胞圧力演算部５９から演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖを表わす信号が与えられる。減算器５６は、遅れ補償圧力＾Ｐｍから演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖを減算し、その値を表わす信号を推定流量演算器５７に与える。演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖについては、後述する。

推定流量演算器５７は、減算器５６によって減算される減算値を、予め設定される推定気道抵抗＾Ｒで除算して、その除算値を推定流量＾Ｆとして演算する。推定流量演算器５７は、演算結果を表わす信号を、後述する偏差演算手段５２および支援ガス体積演算器５８に与える。

推定気道抵抗＾Ｒは、患者の気道抵抗Ｒを推定した値であり、たとえば医療関係者によって予め設定される。また推定気道抵抗＾Ｒは、測定機器によって検出される検出値によって予め設定されていてもよい。また本実施の形態の全体の系１４では、推測気道抵抗＾Ｒは、実際の患者の気道抵抗Ｒに対して正確に一致させなくてもよい。

支援ガス体積演算器５８は、支援ガス供給開始時点から推定流量演算器５７で演算される推定流量＾Ｆを順次積算し、その積算値を支援ガスの体積＾Ｖとして演算する。支援ガス体積演算器５８は、いわゆる積分器となる。以下、支援ガス体積演算器５８によって演算される支援ガスの体積を演算体積＾Ｖと称し、実際の支援ガスの体積Ｖと区別する。

肺胞圧力演算器５９は、前記演算体積＾Ｖに、予め設定される肺の推定エラスタンス＾Ｅを乗算し、その乗算値を前記演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖとして演算する。肺胞圧力演算器５９は、演算した演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖを減算器５６に与える。演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖは、肺胞内の圧力を推定した値であり、実際の肺胞圧力Ｐａｌｖと区別して称する。

肺の推定エラスタンス＾Ｅは、患者の肺の弾性力を表わすエラスタンスＥを推定した値であり、たとえば医療関係者によって予め設定される。また推定する肺のエラスタンス＾Ｅは、換気力学検査装置などの測定機器によって検出される検出値によって予め設定されていてもよい。また本実施形態の全体の系１４では、肺のエラスタンス＾Ｅは、実際の患者の肺のエラスタンスＥに対して正確に一致させなくてもよい。

支援ガス１６が気道１５を流れる場合、支援ガス１６の流量Ｆにほぼ比例する圧力損失が生じて、気道圧力Ｐａｗよりも肺内の圧力は低くなる。気道抵抗Ｒは、この支援ガス１６の流量Ｆと圧力損失との関係を表わす。支援ガス１６の流量Ｆに気道抵抗Ｒを乗算した値（Ｆ・Ｒ）は、気道１５の管路抵抗に起因する損失圧力となる。たとえば一般的な気道抵抗Ｒは、５〜３０（ｃｍＨ_２Ｏ）／（リットル／秒）、である。ただし気道抵抗Ｒは、患者の状態によって大きく変動する。

また支援ガス１６が肺内に供給される場合、肺内に供給された支援ガス１６の体積Ｖの増加にほぼ比例して肺胞内圧力Ｐａｌｖが増加する。肺のエラスタンスＥは、この支援ガス１６の体積Ｖと肺胞内圧力Ｐａｌｖとの関係を表わす。支援ガス１６の体積Ｖに肺のエラスタンスＥを乗算した値（Ｖ・Ｅ）は、肺胞内圧力Ｐａｌｖとなる。この肺胞内圧力Ｐａｌｖは、支援ガス１６の流入に反抗する圧力となる。たとえば一般的な肺のエラスタンスＥは、１／２０〜１／５０（ミリリットル）／（ｃｍＨ_２Ｏ）である。ただし肺のエラスタンスＥは、患者の状態によって大きく変動する。

このような呼吸器管の特性に基づいて、オブザーバ５４が有する呼吸器官モデルが設定される。オブザーバ５４が有する呼吸器官モデルは、以下の関係に設定される。
＾Ｐａｗ−＾Ｐａｌｖ＝＾Ｒ・＾Ｆ …（１）
∫＾Ｆ＝＾Ｖ …（２）
＾Ｐａｌｖ＝＾Ｅ・＾Ｖ …（３）

すなわちオブザーバ５４が有する呼吸器官モデルは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓをゼロとした場合の患者の呼吸器官のモデルである。このモデルでは、遅れ補償圧力＾Ｐｍから演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖを減算した値は、推定流量＾Ｆと推定気道抵抗＾Ｒとを乗算した値と等しい。また推定流量＾Ｆを支援ガス供給開始時点から積分した値が演算体積＾Ｖと等しい。また演算肺胞圧力＾Ｐａｌｖは、肺の推定エラスタンス＾Ｅと演算体積＾Ｖとを乗算した値と等しい。

したがって演算気道圧力＾Ｐａｗを入力値とし、推定流量＾Ｆを出力値とした場合には、オブザーバ５４の伝達関数Ｇ（ｓ）_５４は、以下の（４）式で示される。
Ｇ（ｓ）_５４＝ｓ／（＾Ｒ・ｓ＋＾Ｅ） …（４）

ここで、＾Ｒは、推定気道抵抗を示し、＾Ｅは、肺の推定エラスタンスを示す。また他の式についても、上式に示す記号について同様の意味を表わす。このようなオブザーバ５４が有する呼吸器官モデルは、実施の一例であって、患者の呼吸器官をモデル化した他のモデルであってもよい。

補償流量生成手段２０１は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対する流量の変化遅れを補償する補償流量Ｆ_Ｈを示す信号を生成する。補償流量生成手段２０１は、信号発生器２１０と、第１波形成形器２１１と、第２波形成形器２１２と、流量調整器２１３と、体積調整器２１４と、第１加算器２１５と、第２加算器２１６と、第３加算器２１７とを有する。図３は、補償流量生成手段２０１で生成される信号を説明するためのタイミングチャートである。

図３（１）は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図３（２）は、患者呼吸状態監視手段２００の出力信号ＰＶＩｓｉｇの値の時間変化を示す。図３（３）、図３（６）は、信号発生器２１０から出力される第１信号Ｓｉｇ１、第２信号Ｓｉｇ２の値をそれぞれ示す。図３（４）は、流量調整器２１３から出力される信号で表わされる流量補償値Ｈ_Ｆを示し、図３（５）は、体積調整器２１４から出力される信号で表わされる体積補償値Ｈ_Ｖを示す。図３（７）は、第２波形成形器２１２から出力される信号で表わされるベース補償値Ｈ_ｄを示す。

信号発生器２１０は、患者呼吸状態監視手段２００から吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を示す信号が与えられる。この信号は、図３（２）に示すように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で立ち上がり、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}で立ち下がる矩形波形となる。信号発生器２１０は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を判断すると、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}まで、２つの信号Ｓｉｇ１，Ｓｉｇ２をそれぞれ発生する。

信号発生器２１０は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、気道を流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}を流量検出手段５０から取得し、取得した流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}に応じた値を示す信号を第１信号Ｓｉｇ１として出力する。具体的には、取得した流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の絶対値が用いられる。第１信号Ｓｉｇ１の示す値は、図３（３）に示すように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で立ち上がり、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}で立ち下がる矩形波形である。

信号発生器２１０は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の絶対値が大きければ大きいほど、第１信号Ｓｉｇ１が示す値を大きくする。本実施の形態では、第１信号Ｓｉｇ１の示す値のうち、吸気開始時点_{Ｔｏｎｓｅｔ}から吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}までの大きさは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の値の大きさに一致する値に設定される。

また信号発生器２１０は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を判断すると、予め定められる規定値Ｈ０を示す信号を、第２信号Ｓｉｇ２として出力する。第２信号Ｓｉｇ２の示す値は、図３（６）に示すように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で立ち上がり、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}で立ち下がる矩形波形である。

信号発生器２１０は、規定値Ｈ０の値に応じて、第２信号Ｓｉｇ２が示す値の大きさを設定する。規定値Ｈ０は、患者の呼吸筋が吸気動作を開始してから、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化が生じるまでの流量変化遅れを補償するための値に設定される。本実施の形態では、規定値Ｈ０は、患者の呼吸筋が吸気動作を開始してから、推定気道圧力＾Ｐｍｕｓを演算するまでに費やす時間に比例した値に決定される。規定値Ｈ０は、患者の気道抵抗および人工呼吸器の管路抵抗、気道流量の検出遅れおよび推定気道圧力Ｐｍｕｓの演算遅れに基づいて決定される。規定値Ｈ０は、患者の状態で大きく変動することが少ない。本実施の形態では、規定値Ｈ０は、１００ミリリットル／秒に設定される。

信号発生器２１０は、第１信号Ｓｉｇ１を第１波形成形器２１１に与える。第１波形成形器２１１は、信号発生器２１０から与えられる第１信号Ｓｉｇ１の示す値に基づいて、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなって低下する信号を出力する。本実施の形態では、第１波形成形器２１１は、第１信号Ｓｉｇ１の示す値を、入力値として不完全微分した値を示す信号を出力信号として出力する。

具体的には、第１波形発生器２１１は、（ａ１・ｓ）／（ａ２・ｓ＋１）で示される伝達関数が設定される。この伝達関数に、第１信号Ｓｉｇ１の示す値が入力された場合の出力値を示す信号が、第１波形成形器２１１から出力信号として出力される。ここで、ａ１およびａ２は、予め設定される係数を示し、本実施の形態では、ａ１，ａ２は、０．５にそれぞれ設定される。

第１波形成形器２１１は、成形信号を流量調整器２１３および体積調整器２１４に与える。流量調整器２１３は、第１波形成形器２１１から与えられる信号の示す値に、予め定める流量調整ゲインＫ_ＦＨを乗算して、図３（４）に示すように、流量補償値Ｈ_Ｆを示す信号を生成する。流量調整器２１３は、生成した流量補償値Ｈ_Ｆを示す信号を、第１加算器２１５に与える。

体積調整器２１４は、第１波形成形器２１１から与えられた信号を示す値に、予め定める体積調整ゲインＫ_ＶＨを乗算して、図３（５）に示すように、体積補償値Ｈ_Ｖを示す信号を出力する。体積調整器２１４は、生成した体積補償値Ｈ_Ｖを示す信号を、第２加算器２１６に与える。

本実施の形態では、流量調整ゲインＫ_ＦＨは、体積調整ゲインＫ_ＶＨよりも小さく設定される（Ｋ_ＦＨ＜Ｋ_ＶＨ）。具体的には、流量調整ゲインＫ_ＦＨは、０．５に設定され、体積調整ゲインＫ_ＶＨは、１に設定される。これによって図３（４）、図３（５）に示すように、流量補償値Ｈ_Ｆと体積補償値Ｈ_Ｖとは、異なった過渡応答変化を示す。また流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖは、信号発生器２１０の第１信号Ｓｉｇ１の示す値に基づいて演算される第１補償値Ｈ１となる。

また信号発生器２１０は、第２信号Ｓｉｇ２を第２波形成形器２１２に与える。第２波形成形器２１２は、信号発生器２１０から与えられる第２信号Ｓｉｇ２の示す値に基づいて、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなって低下する信号に成形する。本実施の形態では、第２波形成形器２１２は、第２信号Ｓｉｇ２の示す値を不完全微分した値を示す信号を成形信号として出力する。

具体的には、第２波形発生器２１２は、（ｂ１・ｓ）／（ｂ２・ｓ＋１）で示される伝達関数が設定される。この伝達関数に、第２信号Ｓｉｇ２の示す値が入力された場合の出力値を示す信号が、第２波形成形器２１２から出力信号として出力される。ここで、ｂ１およびｂ２は、予め設定される係数を示し、本実施の形態では、ｂ１，ｂ２は、０．２にそれぞれ設定される。第２波形成形器２１２から出力される信号は、信号発生器２１０の第２信号Ｓｉｇ２の値に基づいて演算される第２補償値となるベース補償値Ｈ_ｄとなる。第２波形発生器２１２は、生成したベース補償値Ｈ_ｄを示す信号を第３加算器２１７に与える。

第１加算器２１５は、流量検出手段５０から検出流量Ｆを示す信号が与えられる。第１加算器２１５は、流量検出手段５０から与えられる信号の示す検出流量Ｆと、流量調整器２１３から与えられる信号の示す流量補正値Ｈ_Ｆとを加算して、加算した値（Ｆ＋Ｈ_Ｆ）を示す信号を第３加算器２１７に与える。上述したように、検出流量Ｆは、気道を通過して肺へ流れ出る場合を正の値とする。また肺から気道を通過して外部空間へ流れる場合を負の値とする。

第３加算器２１７は、第１加算器２１５から演算結果を示す信号が与えられるとともに、第２波形成形器２１２によって生成された信号が与えられる。第３加算器２１７は、第１加算器２１５から与えられる信号が示す値（Ｆ＋Ｈ_Ｆ）と、第２波形成形器２１２から与えられる信号が示すベース補償値Ｈ_ｄとを加算し、演算結果（Ｆ＋Ｈ_Ｆ＋Ｈ_ｄ）を示す信号を偏差演算手段５２に与える。

また第２加算器２１６は、流量検出手段５０から検出流量を示す信号が与えられる。第２加算器２１６は、流量検出手段５０から与えられる信号の示す検出流量Ｆと、体積調整器２１４から与えられる信号の示す体積補正値Ｈ_Ｖとを加算して、加算した値（Ｆ＋Ｈ_Ｖ）を示す信号を偏差演算手段５２に与える。上述したように検出流量Ｆは、気道を通過して肺へ流れ出る場合を正の値とする。また肺から気道を通過して外部空間へ流れる場合を負の値とする。

このように補償流量生成手段２０１は、検出流量Ｆに流量補償値Ｈ_Ｆとベース補償値Ｈ_ｄとを加算した流量項補償流量Ｆ_ＨＦ（＝Ｆ＋Ｈ_Ｆ＋Ｈ_ｄ）を示す信号と、検出流量Ｆに体積補償値Ｈ_Ｖを加算した体積項補償流量Ｆ_ＨＶ（＝Ｆ＋Ｈ_Ｖ）を示す信号とを生成する。流量項補償流量Ｆ_ＨＦと、体積項補償流量Ｆ_ＨＶとは、以下の（５）式で示される。
Ｆ_ＨＦ＝Ｆ＋｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜・Ｋ_ＦＨ・Ｇ_２１１＋Ｈ０・Ｇ_２１２
Ｆ_ＨＶ＝Ｆ＋｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜・Ｋ_ＶＨ・Ｇ_２１１
Ｇ_２１１＝（ａ１・Ｓ）／（ａ２・ｓ＋１）
Ｇ_２１２＝（ｂ１・Ｓ）／（ｂ２・ｓ＋１） …（５）

ここで、Ｆ_ＨＦは、流量項補償流量を示し、Ｆ_ＶＦは、体積項補償流量を示す。またＦは、流量検出手段５０によって検出される流量を示す。また｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量の絶対値を示す。Ｈ０は、予め定められる規定値Ｈ０を示す。Ｋ_ＦＨは流量調整ゲインを示し、Ｋ_ＶＨは体積調整ゲインを示す。またＧ_２１１，Ｇ_２１２は、補償値Ｈ_Ｖ，Ｈ_Ｆ，Ｈ_ｄを時間経過とともに減少させるための過渡応答変化を実現するための伝達関数であり、本実施の形態では、不完全微分が用いられる。ａ１，ａ２，ｂ１，ｂ２は、不完全微分を行うための係数であり、ｓは、ラプラス演算子を示す。

偏差演算手段５２は、第１減算器２１８と、第２減算器１１９とを含む。第１減算器２１８は、流量項補償流量Ｆ_ＨＦから、推定手段５１から与えられる推定流量＾Ｆを減算した流量項補償流量偏差ΔＦ_ＨＦを示す信号を出力する。また第２減算器１１９は、体積項補償流量Ｆ_ＨＶから、推定手段５１から与えられる推定流量＾Ｆを減算した体積項補償流量偏差ΔＦ_ＨＶを求め、体積項補償流量偏差ΔＦ_ＨＶを示す信号を出力する。偏差演算手段５２は、流量項補償流量偏差ΔＦ_ＨＦを示す信号と、体積項補償流量偏差ΔＦ_ＨＶを示す信号とを、制御量演算手段５３に与える。

制御量演算手段５３は、偏差演算手段５２によって演算される流量項補償流量偏差ΔＦ_ＨＦに予め設定される係数である流量ゲインＫ_ＦＧを乗算した第１演算値（Ｋ_ＦＧ・ΔＦ_ＨＦ）と、支援ガス供給開始時点から体積項補償流量偏差ΔＦ_ＨＶを順次積算した値ΔＦ_ＨＶ／ｓに予め設定される係数である体積ゲインＫ_ＶＧを乗算した第２演算値（Ｋ_ＶＧ・ΔＦ_ＨＶ／ｓ）とを求め、第１演算値（Ｋ_ＦＧ・ΔＦ_ＨＦ）および第２演算値（Ｋ_ＶＧ・ΔＦ_ＨＶ／ｓ）を加算して支援圧力Ｐｖｅｎｔに関連する目標圧力Ｐｉｎを演算する。したがって目標圧力Ｐｉｎを示す式は、以下の（６）式で表される。
Ｐｉｎ＝Ｋ_ＦＧ・（Ｆ_ＨＦ−＾Ｆ）＋Ｋ_ＶＧ・（Ｆ_ＨＶ−＾Ｆ）／ｓ …（６）

ここで、Ｋ_ＦＧは、流量ゲインを示し、Ｋ_ＶＧは、体積ゲインを示す。また他の式についても、上式に示す記号について同様の意味を表わす。たとえば流量ゲインＫ_ＦＧは、推定した気道抵抗＾Ｒに予め定める流量増幅ゲインβ_ＦＧを乗算した値（＾Ｒ・β_ＦＧ）に設定され、体積ゲインＫ_ＶＧは、推定した肺のエラスタンス＾Ｅに予め定める体積増幅ゲインβ_ＶＧを乗算した値（＾Ｅ・β_ＶＧ）に設定される。

前記流量増幅ゲインβ_ＦＧと、体積増幅ゲインβ_ＶＧとを同じ値に設定した場合には、それらを単に増幅ゲインβと称する。さらに＾Ｒ＝Ｒであって＾Ｅ＝Ｅである場合の増幅ゲインβをＢで表わす。このように流量ゲインＫ_ＦＧを調整することで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対する速応性をさらに向上することができ、体積ゲインＫ_ＶＧを調整することで、目標圧力Ｐｉｎの定常ゲインを調整することができる。流量ゲインＫ_ＦＧおよび体積ゲインＫ_ＶＧを個別に調整可能とすることによって、定常ゲインと合わせて、速応性および減衰性などの制御特性を向上して目標圧力Ｐｉｎを設定することができる。

上述した推定手段５１、補償流量生成手段２０１、偏差演算手段５２、制御量演算手段５３は理解を容易にするために、個別に説明したが、伝達関数が等価変換されて整理されてもよい。また推定手段５１、補償流量生成手段２０１、偏差演算手段５２および制御量演算手段５３は、数値演算可能なコンピュータが、予め定める動作プログラムを実行することによって実現されてもよい。

本発明の実施の一形態では、ガス供給機構２０の伝達関数は、むだ時間要素を含んでいる。図２には、ガス供給機構２０の伝達関数のうち、むだ時間要素を除いた伝達関数Ｇｃ（ｓ）と、むだ時間要素の伝達関数ｅ^{−Ｌｃ・ｓ}とを個別に図示する。目標圧力Ｐｉｎを入力値とし、支援圧力Ｐｖｅｎｔを出力値とした場合の、ガス供給機構２０の特性を近似した伝達関数Ｇ（ｓ）_２０を以下の（７）式に示す。
Ｇ（ｓ）_２０＝Ｇｃ（ｓ）・ｅ^{−Ｌｃ・ｓ} …（７）

ここでＧｃ（ｓ）_２０は、むだ時間要素を除いたガス供給機構２０の伝達関数を示し、本実施の形態では、一次遅れ要素を意味する。したがってＧｃ（ｓ）は、１／（Ｔｃ・ｓ＋１）を示し、Ｔｃは、一次遅れ要素の時定数となる。またｅは、自然対数の底を示し、Ｌｃは、目標圧力Ｐｉｎが与えられてからガス供給機構２０が支援圧力Ｐｖｅｎｔの調整を開始するまでに要するむだ時間を示す。また他の式についても、上式に示す記号について同様の意味を表わす。

また目標圧力Ｐｉｎを入力値とし、遅れ補償圧力＾Ｐｍを出力値とした場合の、遅れ補償部５５の調整用伝達関数Ｇ（ｓ）_５５を以下の（８）式に示す。
Ｇ（ｓ）_５５＝Ｇｍ（ｓ）・ｅ^{−Ｌｍ・ｓ} …（８）

ここでＧｃ（ｓ）_５５は、むだ時間要素を除いた伝達関数を示し、本実施の形態では、一次遅れ要素を意味する。したがってＧｍ（ｓ）は、１／（Ｔｍ・ｓ＋１）を示し、Ｔｍは、一次遅れ要素の時定数となる。またＬｍは、調整用伝達関数におけるむだ時間を示す。

また実際の患者の呼吸器管においては、支援圧力Ｐｖｅｎｔの他に自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが与えられることが、オブザーバ５４の呼吸器官モデルと異なる。本発明の実施の形態においては、吸気管路での圧力損失が小さいので、ガス供給機構２０の吐出圧力となる支援圧力Ｐｖｅｎｔと、実際の患者の気道圧力Ｐａｗとが等しいと近似して扱う。

ガス供給機構２０と遅れ補償部５５との伝達関数が互いに等しいと考えた場合、支援圧力Ｐｖｅｎｔは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化に応じて、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの約（１＋Ｂ）倍の増幅率で増幅される。換気量は、支援ガスが肺に流れた体積と等しい。ここで、Ｂは、上述したように＾Ｒ＝Ｒでかつ＾Ｅ＝Ｅである場合の増幅ゲインβを示す。

制御装置２１によって制御されるガス供給機構２０は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに予め定める増幅ゲインに基づいて比例増幅した気道圧力Ｐａｗとなるように、支援圧力Ｐｖｅｎｔで支援ガスを吐出する。

以上のように本実施の形態の制御装置２１によれば、流量偏差ΔＦ_Ｈに基づいて、支援圧力Ｐｖｅｎｔを決定する。補償流量Ｆ_Ｈは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓによって変化するが、推定流量＾Ｆは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの影響を受けない。したがって流量偏差ΔＦ_Ｈは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの変化を抽出した値となる。これによって検出が通常困難な自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを推測することができ、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを外乱とみなした場合の外乱オブザーバとして構成することができる。このように自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに関係する流量偏差ΔＦ_Ｈに応じて目標圧力Ｐｉｎを演算することによって、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓにほぼリアルタイムで追従する支援圧力Ｐｖｅｎｔで、支援ガスを患者に供給することができる。

本発明の人工呼吸器１７と患者とを含む全体の系１４は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを入力値とし、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと支援圧力Ｐｖｅｎｔとの加算値を出力値とすると、その伝達関数Ｇ（ｓ）_１４は、予め定められる演算式によって表わされる。また人工呼吸器１７において、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}以降の検出流量Ｆを入力値とし、圧力目標値Ｐｉｎを出力値とする場合、人工呼吸器１７の伝達関数Ｇ（ｓ）_１７は、予め定められる演算式によって求めることができる。

図４は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと気道を流れる支援ガスの流量Ｆとの時間変化を示すグラフである。図４（１）には、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示し、図４（２）には、支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。図４（１）には、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを実線で示す。また演算によって推定される推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓ（＝Ｒ・Ｆ_ＨＦ＋Ｅ・∫Ｆ_ＨＶ）を破線で示す。また推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを構成する流量起因圧力値Ｒ・Ｆ_ＨＦ、体積起因圧力値Ｅ・∫Ｆ_ＨＶを一点鎖線および二点鎖線でそれぞれ示す。また図４（２）には、検出流量Ｆを実線で示す。また流量項補償流量Ｆ_ＨＦを一点鎖線で示し、体積項補償流量Ｆ_ＨＶを二点鎖線で示す。

図４に示すように、流量項補償流量Ｆ_ＨＦおよび体積項補償流量Ｆ_ＨＶは、補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄが検出流量Ｆに加算された値である。したがって各補償流量Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶは、ゼロ以上であって、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過ともに立ち上がる値とすることができる。仮に吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で、肺内に残圧が存在し、支援ガスが肺から排出されている場合であっても、図４（２）に示すように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から補償流量Ｆ_Ｈを発生させることができる。これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から増加する推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを演算することができる。

また本実施の形態では、各補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄは、時間経過にともなってなめらかに減少する値に設定される。したがって各補償流量値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなって徐々に減少し、検出流量Ｆに近づく。これによって吸気期間のうちの初期期間Ｗ_Ｈが経過した後では、補償値Ｈによる影響を抑えることができる。また図４（１）に示すように、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと、推定される自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの過渡波形の類似性を高くすることができる。このように推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを、実際の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに近づけることで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに近い推定自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに応じて、ガス供給サーボ機構を制御することができ、患者の負担を低減させることができる。

また各補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄは、不完全微分演算処理した出力値に設定されるので、各補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄは、急激に変化することが防がれる。各補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄから求められる各補償流量値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶもまた、短時間の間に急激に変化することが防がれる。これによって推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓをなめらかに増加させることができ、吸気支援時に受ける患者の負担を減らすことができる。また補償値Ｈが不完全微分演算処理する値に設定されることで、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}の検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}に応じて整定時間を変更させることができる。これによってより患者の状態に応じた補償を施すことができる。

また本実施の形態では、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において気道を流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}に基づいて、流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖが設定される。これによって患者の状態に応じて、補償値Ｈを変化させることができ、補償流量値Ｆ_Ｈが過剰または過小となることを防ぐことができ、患者が吸気努力を開始してから、支援ガスが肺に向かって流れるまでの間における、吸気支援を好適に行うことができる。たとえば患者の呼吸動作が動的過膨張となる状態であっても、人工呼吸器の吸気開始遅れを防いで吸気支援を行うことができる。

また本実施の形態では、患者の呼吸筋が吸気動作を開始してから、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化が生じるまでの流量変化遅れに基づいて、ベース補償値Ｈ_ｄが設定される。これによって患者の状態にかかわらずにほぼ一定となる流量変化遅れに起因する、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの誤差を防ぐことができる。

たとえば流量調整ゲインＫ_ＦＨおよび体積調整ゲインＫ_ＶＨは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で、流量補償値Ｆ_Ｈがゼロとなるように設定される。本実施の形態では、体積項補償流量値Ｆ_ＨＶは、体積補償値Ｈ_Ｖによって決定されるので、体積補償値Ｈ_Ｖは、１に設定される。これに対して、流量項補償流量値Ｆ_ＨＦは、流量補償値Ｈ_Ｆとともにベース補償値Ｈ_ｄによって決定されるので、流量補償値Ｈ_Ｆとベース補償値Ｈ_ｄとが合わさった状態で、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で、流量補償値Ｆ_Ｈがゼロとなるように設定される。したがって流量補償値Ｈ_Ｆは、体積補償値Ｈ_Ｖよりも小さい値に設定されることが好ましい。

また流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖの減衰量を決定する第１波形成形器２１１の伝達関数Ｇ_２１１は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時定数Ｔｐに応じて決定されることが好ましい。たとえば時定数Ｔｐが小さい場合、すなわち立ち上がり時間が短い場合、早く減衰するように伝達関数Ｇ_２１１のパラメータが決定される。また時定数Ｔｐが大きい場合、すなわち立ち上がり時間が長い場合、遅く減衰するように伝達関数Ｇ_２１１のパラメータが決定される。これによって吸気期間において補償流量値Ｆ_Ｈを時間変化とともになめらかに増加させることができ、かつ補償値Ｈの影響を少なくすることができる。一例として、伝達関数Ｇ_２１１に設定されるパラメータａ１，ａ２は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時定数Ｔｐを比例した値に設定される。このほか時定数Ｔｐに対応してパラメータａ１，ａ２が求められることが好ましい。このように、補償値Ｈは、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの過渡変化に基づいて、最大値および減衰時間、時間あたりの減衰量などが設定されることが好ましい。

また本実施の形態では、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での気道を流れる支援ガスの流量_{Ｆｏｎｓｅｔ}にかかわらずに発生するベース補償値Ｈｄが存在する。これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}がゼロの場合であっても生じる吸気支援遅れについても解消することができる。この場合、ベース補償値Ｈ_ｄの減衰量を決定する第２波形成形器２１２の伝達関数Ｇ_２１２は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}がゼロの場合に、補償流量値がゼロとなることを防いで、かつ補償値の影響を少なくすることができる値に設定される。これによって肺の状態が動的過膨張でなくても、吸気支援動作の遅れを抑えることができる。

また本実施の形態では、流量偏差ΔＦ_Ｈを用いて目標圧力値Ｐｉｎを求めることで、吸気支援動作の遅れを補償した目標圧力Ｐｉｎを演算することができ、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での患者の肺に向かって流れる支援ガスの流量Ｆがゼロ以下であっても、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅した圧力の支援ガスを患者に供給するように、ガス供給サーボ機構の制御を開始することができる。また患者の吸気期間と、人工呼吸器による吸気支援期間とを同期させることができる。

また流量偏差ΔＦ_Ｈを用いることで、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを精度よく推定することができる。さらに患者と人工呼吸器とを含む制御系のロバスト安定性を高めることができ、流量ゲインＫ_ＦＧおよび体積ゲインＫ_ＶＧが、患者の状態を示す値からずれたとしても、制御系が不安定となることを防ぐことができる。

また本実施の形態によれば、流量設定値（Ｋ_ＦＧ・ΔＦ_Ｈ）と、体積設定値（Ｋ_ＶＧ・ΔＶ_Ｈ）とで、異なる補償流量値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶを用いる。これによって吸気支援の調整に関するパラメータを増やすことができ、推定される自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに近づけるように、呼吸動作の調整を柔軟に行うことができる。たとえば２つの補償補償値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶを適切に設定することで、吸気動作の支援が過大または過小となることを防ぐことができ、所望とする吸気動作の支援を行いやすくすることができる。

図５は、単位時間あたりの呼吸数が少ない場合のシミュレーション結果を示す図である。図５（１）は、患者の自発呼吸を模擬した自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図５（２）は、支援ガスの流量Ｆに基づいて、演算される推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図５（３）は、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを予め定める増幅率で増幅したときに患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。図５に示すシミュレーション結果は、患者の一分当たりの呼吸数を１２回に設定し、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値が３ｃｍＨ_２Ｏに設定する。また以下に示す表２、表３、表４に示すパラメータ値を用いてシミュレーションを行い、補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて推定自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを求めた。図５のシミュレーション結果は、図１８のシミュレーション結果と対応する。図１８は、検出流量Ｆを用いて推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを求めているのに対して、図５は補償流量Ｆ_Ｈから求められる偏差ΔＦ_Ｈを用いて推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを求める点が異なる。

図５に示すように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}が、ほぼゼロであった場合、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}に基づいて発生する第１補償値Ｈ１、すなわち流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖは、ほとんどゼロとなる。これに対して、規定値Ｈ０に基づいて決定されるベース補償値Ｈ_ｄは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}に無関係に決定される。したがって図５に示すように吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}がほぼゼロであった場合であっても、患者の呼吸筋が吸気動作を開始してから、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化が生じるまでの流量変化遅れを防ぐことができる。本実施の形態では、図５に示すように、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの開始とほぼ同時に推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを発生させることができる。

これによって本実施の形態では、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対して推定自発圧力＾Ｐｍｕｓの立ち上がり遅れをほぼゼロとすることができる。したがって図１８に示すように、検出流量に基づいて推定自発圧力＾Ｐｍｕｓを推定した場合には１００ｍｓｅｃの遅れＴｄが生じるのに対して、本実施の形態では、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対する実質的な遅れを防いで、吸気支援動作を開始することができ、患者の負担を低減することができる。

またベース補償値Ｈ_ｄは、時間経過とともに減衰するので、初期期間Ｗ_Ｈを経過した後では、補償流量Ｆ_Ｈは、ベース補償値Ｈ_ｄの影響が小さくなる。したがって図５（１）、図５（２）に示すように、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの波形を類似させることができる。たとえば自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値と、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの最大値は、ともに２．８ｃｍＨ_２Ｏとすることができる。これによって自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対する相関が高い増幅率で、吸気支援動作を行うことができる。

また図６は、肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。図６（１）は、患者の自発呼吸を模擬した自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図６（２）は、支援ガスの流量Ｆに基づいて、演算される推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図６（３）は、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを予め定める増幅率で増幅したときに患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。図６に示すシミュレーション結果は、患者の一分当たりの呼吸数を３０回に設定し、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値が１０ｃｍＨ_２Ｏに設定する。また表２〜表４に示すパラメータ値を用いてシミュレーションを行い、補償流量Ｆ_Ｈに基づいて推定自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを求めた。図６のシミュレーション結果は、図１９のシミュレーション結果と対応する。図１９は、検出流量Ｆを用いて推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを求めているのに対して、図６は補償流量Ｆ_Ｈから求められる偏差ΔＦ_Ｈを用いて推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを求める点が異なる。

図６に示すように、一分あたりの患者の呼吸数が多く、かつ気道圧力Ｒおよびエラスタンスの逆数であるコンプライアンスＣが大きい状態では、患者の肺の状態が動的過膨張となりやすい。動的過膨張が生じた場合、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で肺内に残圧が存在し、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}が、がマイナス、すなわち肺から排出される方向に支援ガスが流れる。この場合、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の絶対値｜Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}｜に応じて、流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖが生成される。流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で、肺から排出される排出方向に流れる支援ガスの流量が大きくなればなるほど、大きい値に設定される。これに対して、ベース補償値Ｈ_ｄは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}に無関係に決定される。

本実施の形態では、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で支援ガスが排出方向に流れる場合であっても、流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖが設定されることで、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対して推定自発圧力＾Ｐｍｕｓの立ち上がり遅れをほぼゼロとすることができる。したがって図１９に示すように、検出流量Ｆに基づいて推定自発圧力＾Ｐｍｕｓを推定した場合には、実質的な吸気支援時点ｔ_{ｏｎｅｆｆ}が吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対して約８００ｍｓｅｃの遅れＴｄが生じるのに対して、本実施の形態では、実質的な吸気支援時点ｔ_{ｏｎｅｆｆ}が吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に対する遅れが極めて小さく、吸気支援動作を開始することができ、患者の負担を低減することができる。

また流量補償値Ｈ_Ｆ、体積補償値Ｈ_Ｖおよびベース補償値Ｈ_ｄは、時間経過とともに減衰するので、時間経過とともに、補償流量Ｆ_Ｈは、各補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄの影響が少なくなる。したがって図６（１）、図６（２）に示すように、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの波形を類似させることができる。たとえば自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値が９．５ｃｍＨ_２Ｏであり、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの最大値は、約１０ｃｍＨ_２Ｏとすることができ、その差が小さい。これによって自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対する類似が高い増幅率で、吸気支援動作を行うことができる。

図７は、肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。図７（１）は、患者の自発呼吸を模擬した自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図７（２）は、支援ガスの流量Ｆに基づいて、演算される推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図７（３）は、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを予め定める増幅率で増幅したときに患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。

図７に示すシミュレーション結果は、患者の一分当たりの呼吸数を３０回に設定し、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値が５ｃｍＨ_２Ｏに設定する。また表２〜４に示すパラメータ値を用いてシミュレーションを行い、補償流量Ｆ_Ｈに基づいて推定自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを求めた。図７のシミュレーション結果は、図６のシミュレーション結果と対応する。図７は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値が５ｃｍＨ_２Ｏに設定されるのに対して、図６は自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値が１０ｃｍＨ_２Ｏに設定される。図７に示すように、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値が５ｃｍＨ_２Ｏに設定されても、制御要素のパラメータを代えることなく、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに類似した推定自発呼吸圧力を演算することができる。

図６および図７に示すように、仮に患者の状態が変化して自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値が変化しても、本実施の形態では、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに類似した推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓをそれぞれ演算することができる。

このように本実施の形態では、検出流量Ｆに対して若干変化させた補償流量Ｆ_Ｈを用いて、ガス供給サーボ機構を制御する。補償流量値Ｆ_Ｈと検出流量Ｆとの違いは、時間経過とともに小さくなり、時間経過とともに補償流量値Ｆ_Ｈが検出流量Ｆに近づく。入力値として与えられる検出流量Ｆに代えて補償流量値Ｆ_Ｈを用いることで、患者と人工呼吸器とを含む全体の系のフィードバックゲイン、制御要素を変更する必要がなく、吸気支援遅れを防ぐことができる。したがって全体の系のフィードバックゲイン、制御要素を変更しなくてよく、全体の系の安定性を維持することができ、補償流量値Ｆ_Ｈを用いたとしても、全体の系が不安定となることを防ぐことができる。すなわちロバスト安定性および速応性を維持することができる。

図８は、肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。図８（１）は、患者の自発呼吸を模擬した自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図８（２）は、支援ガスの流量Ｆに基づいて、演算される推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図８（３）は、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを予め定める増幅率で増幅したときに患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。

図８に示すシミュレーション結果は、患者の一分当たりの呼吸数を３０回に設定し、表１に示すパラメータ値を用いてシミュレーションを行い、補償流量Ｆ_Ｈに基づいて推定自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを求めた。図８に示すシミュレーション結果は、流量調整ゲインＫ_ＦＨを、体積調整ゲインＫ_ＶＨと等しい値、すなわちＫ_ＦＨ＝Ｋ_ＶＨ＝１として、その他のパラメータについては、表２〜表４に示すパラメータ値を用いてシミュレーションを行い、補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて推定自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを求めた。

図８に示すように、本実施の形態のパラメータを用いた場合、流量調整ゲインＫ_ＦＨを体積調整ゲインＫ_ＶＨと同じにした場合、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの立ち上がりが、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比べて速くなり、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの類似性が、図６に示すシミュレーション結果に比べて低い。本実施の形態では、図２に示すように、流量調整ゲインＫ_ＦＨと、体積調整ゲインＫ_ＶＨとを個別に調整可能であるので、流量調整ゲインＫ_ＦＨと、体積調整ゲインＫ_ＶＨとを最適な値に設定することで、図６に示すように、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓとの類似性を高くすることができる。

図９は、肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。図９（１）は、患者の自発呼吸を模擬した自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図９（２）は、支援ガスの流量Ｆに基づいて、演算される推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの時間変化を示す。図９（３）は、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを予め定める増幅率で増幅したときに患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆの時間変化を示す。

図９に示すシミュレーション結果は、患者の一分当たりの呼吸数を３０回に設定し、補償流量Ｆ_Ｈに基づいて推定自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを求めた。図９に示すシミュレーション結果は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時定数Ｔｐが０．１として、その他のパラメータについては、表２〜表４に示すパラメータ値を用いてシミュレーションを行い、補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて推定自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを求めた。すなわち図６に示すシミュレーション結果よりも自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが短時間に立ち上がる場合について示す。

この場合、表４に示す各補償値の調整ゲイン（Ｋ_ＦＨ＝０．５、Ｋ_ＶＨ＝１）では、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｓは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して、最大値が若干大きくなるとともに、立ち上がりが自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに対して遅れる。推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの最大値が大きくなる場合には、体積調整ゲインＫ_ＶＨを小さくすることで、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｓの最大値を、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値に近づけることができる。また推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓの立ち上がりが遅れる場合には、流量調整ゲインＫ_ＦＨを大きくすることで、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｓの立ち上がりの遅れを防ぐことができる。本実施の形態では、流量調整ゲインＫ_ＦＨと、体積調整ゲインＫ_ＶＨとを個別に設定可能であるので、患者の呼吸状態に応じた補償値を柔軟に発生させることができる。

図１０は、人工呼吸器１７の一例を示すブロック図である。制御装置２１は、コンピュータを含む制御装置本体３３と、流量検出手段５０と、気道圧力検出手段６１と、入力手段３９と、表示手段４０と、増幅回路であるサーボアンプ４８とを含む。

流量検出手段５０は、ガス供給機構２０の吸気管路２５および呼気管路２６を流れる気体の流量を電気信号にそれぞれ変換し、その電気信号を制御装置本体３３に与える。気道圧力検出手段６１は、ガス供給機構２０の吸気管路２５および呼気管路２６を流れる気体の圧力を電気信号にそれぞれ変換し、その電気信号を制御装置本体３３に与える。

人工呼吸器本体１７ａは、装着部材２４と、ポンプ２２と、ポンプ用アクチュエータ３１と、呼気弁２７と、吸気管路２５と、呼気管路２６と、呼気弁用アクチュエータ３２とを含む。本実施の形態では、ポンプ２２とポンプ用アクチュエータ３１とを含んで、吐出される支援ガスの圧力が調整可能なガス供給機構２０が構成される。

装着部材２４は、患者の気道に気体を供給するために患者に装着され、患者の気道に連通する装着孔が形成される。吸気管路２５は、ポンプ２２と装着部材２４とを接続する管路であり、ポンプ２２から供給された気体を患者の気道に導く。呼気管路２６は、装着部材２４と装置外部の排出場所２３とを接続する管路であり、患者の気道から流出した気体を装置外部の排出場所２３に導く。

入力手段３９は、医師、看護士、またはガス供給機構２０を管理する管理者からの推定気道抵抗Ｒ＾および推定エラスタンス＾Ｅ、増幅ゲインβ、遅れ補償部５５の時定数Ｔｍおよびむだ時間Ｌｍなどが入力される。入力手段３９は、入力された情報を示す信号を制御装置本体３３に与える。

表示手段４０は、患者の気道圧力および推定される自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓを報知する報知手段である。表示手段４０は、制御装置本体３３から受ける表示指令信号に基づいて、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓなどの時間的変化を示す波形を表示画面に表示する。サーボアンプ４８は、制御装置本体３３が演算した目標圧力Ｐｉｎを示す信号をポンプ用アクチュエータ３１に与える。ポンプ用アクチュエータ３１は、目標圧力Ｐｉｎを示す信号に基づいてポンプを制御し、ガス供給機構２０の吐出圧力がフィードバック制御される。

制御装置本体３３は、インターフェース１０１と、演算部１０２と、記憶部１０３と、記憶部１０４とを含む。インターフェース１０１は、接続される流量検出手段５０および気道圧力検出手段６１からの信号が入力されて、その信号を演算部１０２に与える。記憶部１０４は、制御装置本体３３が実行すべきプログラムが記憶され、演算部１０２が記憶部１０４に記憶されるプログラムを読み出して実行することによって、前記推定手段５１、補償流量生成手段２０１、偏差演算手段５２、制御量演算手段５３、患者呼吸状態監視手段２００を実現することができる。これによって制御装置本体３３は、前述するガス供給機構２０の制御を行うことができる。また記憶部１０４は、コンパクトディスクなどのコンピュータ読取可能な記録媒体であってもよい。演算部１０２は、ＣＰＵなどの演算処理回路によって実現され、記憶部１０４に記憶される動作プログラムに従った動作を実行する。

図１１は、制御装置本体３３の演算部１０２の動作を示すフローチャートである。演算部１０２は、まずステップｓ０で、制御装置本体３３に推定気道抵抗＾Ｒ、推定エラスタンス＾Ｅ、ガス供給機構２０の伝達関数、遅れ補償部５５の伝達関数、流量ゲインＫ_ＦＧ、体積ゲインＫ_ＶＧ、第２および第２波形成形器２１１、流量調整ゲインＫ_ＦＨ、体積調整ゲインＫ_ＶＨなどの各パラメータが入力されて、目標圧力Ｐｉｎ、推定流量＾Ｆ、補償値Ｈが演算可能となる演算準備が可能となると、ステップｓ１に進む。

ステップｓ１では、演算部１０２は、患者状態監視手段２００を実現する状態監視プログラムを実行することによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}であるか否かを判断する。具体的には、演算部１０２は、流量検出手段５０および気道圧力検出手段６１から与えられる信号に基づいて、予め定める演算式に従って、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に達したか否かを判断する。このように吸気開始時点検出工程によって、患者の呼吸状態が吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に達したと判断すると、ステップｓ２に進む。

ステップｓ２では、演算部１０２は、補償流量生成手段２０１を実現する補償流量生成プログラムを実行することによって、補償流量Ｈの生成を開始する。具体的には、図２に関して説明した、流量補償値Ｈ_Ｆ、体積補償値Ｈ_Ｖおよびベース補償値Ｈ_ｄの生成を開始する。このように補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄを順次演算する補償値演算工程を開始すると、ステップｓ３に進む。

ステップｓ３では、演算部１０２は、補償流量生成手段２０１を実現する補償流量生成プログラムを実行することによって、順次演算する各補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄのうち最先の各補償値Ｈ_Ｆ，Ｈ_Ｖ，Ｈ_ｄと、順次検出される検出流量Ｆのうち最先の検出流量Ｆとを加算して、補償流量値を生成する。上述したように本実施の形態では、流量補償値Ｈ_Ｆと、ベース補償値Ｈ_ｄと、検出流量Ｆとを合計した流量項補償流量値Ｆ_ＨＦを生成する。また体積補償値Ｈ_Ｖと、検出流量Ｆとを合計した体積項補償流量値Ｆ_ＨＶを生成する。これらの補償流量値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶを生成する補償流量値生成工程を終えると、ステップｓ４に進む。

ステップｓ４では、演算部１０２は、偏差演算手段５２を実現する偏差演算プログラムを実行することによって、以前に演算した目標圧力Ｐｉｎから求められる推定流量＾Ｆと、ステップｓ３で生成される補償流量値Ｆ_ＨＦ，Ｆ_ＨＶとの偏差ΔＦ_Ｈを演算する。具体的には、流量項補償流量値Ｆ_ＨＦと、推定流量＾Ｆとの偏差である流量項補償偏差ΔＦ_ＨＦを演算する。また体積項補償流量値Ｆ_ＨＶと、推定流量＾Ｆとの偏差である体積項補償偏差ΔＦ_ＨＶを演算する。このように補償流量偏差を求めると、ステップｓ５に進む。

ステップｓ５では、演算部１０２は、制御量演算手段５３を実現する制御量演算プログラムを実行することによって、流量項補償偏差ΔＦ_ＨＦと、体積項補償偏差ΔＦ_ＨＶとに基づいて、ガス供給サーボ機構から吸気管路に吐出すべき支援ガスの目標圧力Ｐｉｎを演算する。このように制御量として目標圧力Ｐｉｎを演算すると、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号をガス供給機構２０に与えて、ステップｓ６に進む。

ステップｓ６では、演算部１０２は、推定手段５１を実現する推定プログラムを実行することによって、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号に基づいて、遅れ補償部５５およびオブザーバ５４に相当する動作を行い、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが存在しない場合において患者に供給されるであろう推定流量＾Ｆを演算し、ステップｓ７に進む。

ステップｓ７では、演算部１０２は、患者状態監視手段２００を実現する状態監視プログラムを実行することによって吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}であるか否かを判断する。具体的には、演算部１０２は、流量検出手段５０および気道圧力検出手段６１から与えられる信号に基づいて、予め定める演算式に従って、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}に達したか否かを判断する。このように吸気終了時点検出工程によって、患者の呼吸状態が吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}に達したと判断すると、ステップｓ８に進む。

ステップｓ８では、演算部１０２は、呼気時におけるサーボ供給機構の制御動作を行う。たとえば気道圧力が予め定める呼気時設定圧力となるように、サーボ供給機構に指令を与える。呼気時設定圧力は、たとえば患者の肺方の虚脱を防止するために、大気圧よりも高い圧力である吸気終末陽圧（Positive End-Expiratory Pressure 、略称、ＰＥＥＰ圧）以上に維持し、ステップｓ１に戻る。

またステップｓ１において、患者の呼吸状態が吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に達していないと判断すると、ステップｓ８に進み、呼気制御動作を行う。演算部１０２は、ステップｓ１〜ｓ７の動作の動作を行う間に、予め定める終了条件が満たされたことを判断すると、ガス供給サーボ機構の制御動作を終了する。たとえば入力手段３９によって終了指令が与えられるなどして、予め定める終了条件を満たしていることを判断すると、制御動作を終了する。

このように上述した流量推定手段５１、補償流量生成手段２０１、偏差演算手段５２、制御量演算手段５３、患者呼吸状態監視手段２００は、コンピュータが予め定めるソフトウェアを実行することによって実現されてもよい。上述した方法を実現するためのプログラム、プログラムが記憶された記憶媒体についても、本発明の実施形態に含まれる。また上述した制御装置単体および、制御装置と人工呼吸器本体とを含む人工呼吸器も本発明に含まれる。

またガス供給機構２０は、制御装置２１によって、吐出する支援ガスの圧力が制御可能なものであり、患者の気道１５に支援ガスを導く吸気管路２５が形成されていれば、特に限定されない。たとえばガス供給機構２０は、図１１に示すようにベローズ型ポンプを有する人工呼吸器であってもよいが、配管を介して支援ガスを供給する人工呼吸器であってもよい。

また本実施の形態では、吸気動作ごとに吸気開始時時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での検出流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}を取り込んで、吸気動作ごとに補償値を生成する。これによって呼吸状態の変化に応じた補償流量を生成することができ、患者の状態が変化してもより精度よく吸気支援遅れを防ぐことができる。

図１２は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を求めるための原理を示すグラフである。図１２（１）は、検出流量Ｆの時間変化を示すグラフであり、図１２（２）は、検出流量Ｆの時間変化を微分した微分値Ｆｄｔの時間変化を示すグラフである。

患者が吸気動作を開始する場合、支援ガスの流量の時間変化である微分値Ｆｄｔが、予め定める吸気開始しきい値Ｘ１を超えて増加する。このことは、支援ガスが肺に向かう方向に流れている場合および支援ガスが肺から排出される方向に流れている場合のどちらの場合にも生じる現象である。本実施形態では、支援ガスの流量Ｆの微分値Ｆｄｔの時間変化に基づいて、支援ガスの流量Ｆの微分値Ｆｄｔが吸気開始しきい値Ｘ１を超えた時点を、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}として検出する。これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}に、支援ガスが肺から排出される方向に流れている場合であっても、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を判断することができる。

図１１に示すステップｓ１の吸気開始時点検出工程では、以下に示す偏差が予め定める吸気開始しきい値Ｘ１を超えた時点を吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}として判断してもよい。たとえば偏差は、（１）随時検出される２つの検出流量Ｆのうち、新旧２つの検出値の差、（２）検出流量Ｆの時間経過予測値を外挿法によって推定した推定値と実際の値との差、（３）検出流量Ｆの時間変化率を随時演算し、演算毎の時間変化率の差のいずれかを用いてもよい。

また検出流量Ｆのほか、（＾Ｒ・Ｆ＋＾Ｅ・∫Ｆ）で表わされる自発呼吸推定値の時間変化量である微分値に基づいて、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を求めてもよい。また上述した国際特許出願（ＷＯ ２００４／００２５６１ Ａ２）に開示される技術を用いてもよい。

また同様にして、支援ガスの流量の時間変化または自発呼吸推定値を微分した微分値が予め定める吸気終了しきい値Ｘ２よりも低下した時点を、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}として検出することができる。

また吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}の検出は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}が存在するであろう期間について行うことによって、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}の検出ミスを防ぐことができる。また患者が咳およびクシャミなどの外乱に起因する検出流量Ｆの微分値変化を、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}の検出判断から除くためのマスク３００が設定される。これによって精度よく吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を判断することができる。

また同様にして、吸気終了時点Ｔ_{Ｏｆｆｓｅｔ}の検出は、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}が存在するであろう期間について行うことによって、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}の検出ミスを防ぐことができる。また患者が咳およびクシャミなどの外乱に起因する検出流量Ｆの微分値変化を、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}の検出判断から除くためのマスクが設定される。これによって精度よく吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を判断することができる。

また検出流量に基づいて求めるほか、患者の吸気開始時に変化する変化状態を検出する検出手段を用いて、患者呼吸状態監視手段２００を実現してもよい。たとえば圧力検出手段または横隔膜の動きを検出する位置センサを、カテーテルを用いて肺内に進入させて、肺内の圧力を直接求めることによって、患者の吸気開始時点を求めてもよい。このように肺内に進入可能な検出手段を用いて患者呼吸状態監視手段２００を実現してもよい。

図１３は、第１実施形態の変形例の実施形態の制御装置本体３３の演算部１０２の動作を示すフローチャートである。本発明の第１実施形態の変形例として、吸気支援動作の開始時期の判定に、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}とともに吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}を用いる。また吸気支援動作の終了時点の判定に、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}とともに呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}を用いる。変形例の演算部１０２の動作は、図１１に示す第１実施形態のフローチャートと類似した工程を有し、同様の工程については説明を省略する。

まずステップａ０で、上述するステップｓ０と同様の動作を行い、ステップａ１に進む。ステップａ１では、ステップｓ１と同様に吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出し、検出すると、ステップａ３に進む。また検出しないとステップａ２に進む。ステップａ２では、気道を流れる支援ガスの流量Ｆが０以上の予め定める吸気トリガ設定値Ｆ_{ｏｎｔｒｇ}を超えたか否かを判断し、設定値Ｆ_{ｏｎｔｒｇ}を超えた時点を吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}として判断する。たとえば前記吸気トリガ設定値は、１リットル／分に設定される。ステップａ２で、吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}に達したことを判断すると、ステップａ３に進む。

ステップａ３〜ステップａ７は、図１１に示すステップｓ２〜ｓ６と同様の動作を行う。ステップａ７で、演算部１０２は、支援ガスの流量を推定するとステップａ８に進む。ステップａ８では、演算部１０２は、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}であるか否かを判断する。患者の呼吸状態が吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}に達したと判断していないと、ステップａ９に進む。ステップａ９では、演算部１０２は、気道を流れる支援ガスの流量Ｆが予め定める呼気トリガ設定値Ｆ_{ｏｆｆｔｒｇ}よりも低下したか否かを判断し、呼気トリガ設定値Ｆ_{ｏｆｆｔｒｇ}を低下した時点を呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}として判断する。たとえば前記呼気トリガ設定値は、検出流量Ｆの最大値の１０％の値に設定される。ステップａ９で、呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}に達したことを判断すると、ステップａ１０に進む。

ステップａ１０では、ステップｓ８と同様の動作を行う。ステップａ１０の動作を終えると、ステップａ１に戻る。またステップａ１において、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出すると、ステップａ３に進む。またステップａ２において、吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出しないと、ステップａ１０に進む。またステップａ８において、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出すると、ステップａ１０に進む。またステップａ９において、呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出しないと、ステップａ４に戻る。

このように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する前に、吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}を検出した場合、制御量演算工程で、気道を流れる支援ガスの流量Ｆを検出し、検出した支援ガスの流量Ｆに基づいて、ガス供給サーボ機構から吐出する支援ガスの目標圧力Ｐｉｎを演算する。また吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}および呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}のいずれかに達したと判断すると、患者の吸気支援に関するガス供給サーボ機構の制御を終了する。

これによって吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}と吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}とのいずれか、早いタイミングで検出される時点から、吸気動作の支援を開始することができる。また吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}と呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}とのいずれか、早いタイミングで検出される時点から、吸気動作の支援を終了することができる。したがって仮に吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}または吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出できない場合であっても、吸気支援動作の開始時点を確実に決定することができ、人工呼吸器の安全性を高めることができる。

図１４は、本発明の第２実施形態の全体の系１４を具体的に示すブロック線図である。図１４に示す第２実施形態における制御装置本体は、補償流量値Ｆ_Ｈに予め定める流量ゲインＫ_ＦＧを乗算した流量設定値（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_Ｈ）と、前記補償流量値Ｆ_Ｈの積分値Ｖ_Ｈに予め定める体積ゲインＫ_ＶＧを乗算した体積設定値（Ｋ_ＶＧ・Ｖ_Ｈ）とを加算した合計値（（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_Ｈ）＋（Ｋ_ＶＧ・Ｖ_Ｈ））を前記目標圧力Ｐｉｎとして演算する。この場合、図１に示す人工呼吸器に対して、推定手段５１および偏差演算手段５２が取除かれた構成であって、制御量演算手段５３の構成が異なる。制御量演算手段５３は、第１実施形態と同様にして、流量項補償流量Ｆ_ＨＦと、体積項補償流量Ｆ_ＨＶとを求める。

制御量演算手段５３は、流量項補償流量Ｆ_ＨＦに予め設定される係数である流量ゲインＫ_ＦＧを乗算した第１演算値（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_ＨＦ）と、支援ガス供給開始時点から体積項補償償流量Ｆ_ＨＶを順次積算した値Ｆ_ＨＶ／ｓに予め設定される係数である体積ゲインＫ_ＶＧを乗算した第２演算値（Ｋ_ＶＧ・Ｆ_ＨＶ／ｓ）とを求め、第１演算値（Ｋ_ＦＧ・ΔＦ_ＨＦ）および第２演算値（Ｋ_ＶＧ・ΔＦ_ＨＶ／ｓ）を加算して支援圧力Ｐｖｅｎｔに関連する目標圧力Ｐｉｎを演算する。したがって目標圧力Ｐｉｎを示す式は、以下の（９）式で表される。
Ｐｉｎ＝Ｋ_ＦＧ・Ｆ_ＨＦ＋Ｋ_ＶＧ・Ｆ_ＨＶ／ｓ …（９）

ここで、上式に示す記号について同様の意味を表わす。たとえば流量ゲインＫ_ＦＧは、推定した気道抵抗＾Ｒに予め定める流量増幅ゲインα_ＦＧを乗算した値（＾Ｒ・α_ＦＧ）に設定され、体積ゲインＫ_ＶＧは、推定した肺のエラスタンス＾Ｅに予め定める体積増幅ゲインα_ＶＧを乗算した値（＾Ｅ・α_ＶＧ）に設定される。前記流量増幅ゲインα_ＦＧと、体積増幅ゲインα_ＶＧとを同じ値に設定した場合には、それらを単に増幅ゲインαと称する。さらに＾Ｒ＝Ｒであって＾Ｅ＝Ｅである場合の増幅ゲインαをＡで表わす。この場合、ガス供給機構２０と遅れ補償部５５との伝達関数が互いに等しいと考えた場合、支援圧力Ｐｖｅｎｔは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化に応じて、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの約１／（１−Ａ）倍の増幅率で増幅される。

図１４に示す実施形態では、本発明の人工呼吸器１７と患者とを含む全体の系１４は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを入力値とし、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと支援圧力Ｐｖｅｎｔとの加算値を出力値とすると、その伝達関数Ｇ（ｓ）_１４は、予め定める式によって表わされる。

本実施の形態では、補償流量値Ｆ_Ｈを用いて目標圧力値Ｐｉｎを求めることで、吸気支援動作の遅れを補償した目標圧力Ｐｉｎを演算することができ、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}での患者の肺に向かって流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}が、ゼロ以下であっても、患者の呼吸努力に対応する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを比例増幅した圧力の支援ガスを患者に供給するように、ガス供給サーボ機構の制御を開始することができる。また患者の吸気期間と、人工呼吸器による吸気支援期間とを同期させることができる。

図１５は、第２実施形態での制御装置本体３３の演算部１０２の動作を示すフローチャートである。第２実施形態の演算部１０２に動作は、図１１に示す第１実施形態のフローチャートと類似した工程を有し、同様の工程については説明を省略する。

まずステップｂ０で、上述するステップｓ０と同様の動作を行い、ステップｂ１に進む。ステップｂ１では、ステップｓ１と同様に吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出し、検出すると、ステップｂ２に進む。ステップｂ２，ｂ３は、図１１に示すステップｓ３，ｓ４と同様の動作を行う。ステップｂ３で補償流量を生成すると、ステップｂ４に進む。

ステップｂ４では、上述した演算式に従って目標圧力Ｐｉｎを推定する。のように制御量として目標圧力Ｐｉｎを演算すると、目標圧力Ｐｉｎを表わす信号をガス供給機構２０に与えて、ステップｂ５に進む。ステップｂ５，ステップｂ６では、ステップｓ７，ｓ８と同様の動作を行う。第１実施形態とは制御系が異なる第２実施形態などであっても、検出流量Ｆに基づいて制御量が決定される場合は、第１実施形態と同様の効果を得ることができる。このように検出流量に基づいて人工呼吸器を制御する制御方法全般に本発明を用いることができ、検出流量に代えて上述した補償流量を用いて、人工呼吸器を制御することで吸気支援が過剰となることを防いで、吸気支援遅れを防止することができる。

図１６は、補正値Ｈの他の例を示す図である。上述した本実施の形態では、補償値Ｈは、不完全微分演算結果によって求められるとしたがこれに限定されない。補償値Ｈは、患者の吸期期間Ｗ_ｉｎよりも短く設定される初期期間Ｗ_Ｈにおける値が大きく、初期期間Ｗ_Ｈを経過した後の値が小さければ、その波形は、図１６（１）〜図１６（４）に示すように、どのような波形であってもよい。

たとえば補償値Ｈは、図１６（１）に示すように、時間変化が、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過とともに一次関数的に減衰するいわゆるのこぎり波形であってもよい。また図１６（２）に示すように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から減衰する減衰量は、一定でなくてもよく、二次関数的変化、指数関数変化など他の関数にしたがって時間経過とともに減衰してもよい。また補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で最大値となることが好ましいが、図１６（３）に示すように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間が経過した時点で最大値となってもよい。また図１６（４）に示すように、補償値Ｈは、その時間変化波形が矩形波となってもよい。これら補償値Ｈは、患者の吸期期間Ｗ_ｉｎよりも短く設定される初期期間Ｗ_Ｈで大きい値を示し、初期期間Ｗ_Ｈを過ぎると初期期間Ｗ_Ｈでの大きさに比べて低下する値に設定される。図１６（１）〜図１６（４）に示す各補償値Ｈは、初期期間Ｗ_Ｈを経過すると、ゼロの値を示すが、これに限定されない。たとえば補償値Ｈは、時間経過とともに徐々に低下し、初期期間Ｗ_Ｈを経過した後でもゼロ以上の値に設定されてもよい。

また補償値Ｈは、図１６（１）〜図１６（３）に示すように、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で予め定める最大値となり、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなってなめらかに減少する値に設定されることが好ましい。これによって患者の肺に向けて供給される支援ガスの圧力値が短時間に急激に変化することを防ぐことができ、吸気支援動作される患者の負担を低減することができる。また図１６（１）〜（４）以外に示される補償値Ｈを用いてもよい。

図１７は、本発明の他の実施の形態である人工呼吸器を示すブロック図である。図１７に示すように、人工呼吸器は、入力手段を介して患者の吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}および吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出する患者呼吸状態監視装置２００から吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}および吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を示す信号が与えられてもよい。これによって第１および第２実施形態と同様の効果を得ることができる。

上述した本実施の形態は、発明の例示に過ぎず、発明の範囲内で構成を変更することができる。たとえば図２、図１４に示すブロック線図は、本発明の例示に過ぎず、同様の効果を得ることができるならば構成を変更してもよい。たとえば本実施の形態では、ベース補償値Ｈ_ｄと、流量補償値Ｈ_Ｆと、体積補償値Ｈ_Ｖとを用いたが、いずれか１つを用いてもよい。たとえばベース補償値Ｈ_ｄのみ、または流量補償値Ｈ_Ｆと、体積補償値Ｈ_Ｖとのみを補償値として用いてもよい。また本実施の形態では、流量調整ゲインＫ_ＦＨと、体積調整ゲインＫ_ＶＨとを分けて用いたが、共通の調整ゲインを用いてもよい。上述した実施形態では、ＰＡＶ法に用いた場合について説明したが、ＰＡＶ法以外であって、検出流量に基づいてガス供給サーボ機構を制御する制御方法全般について、本発明を適用することができる。

また補償流量生成以外の構成についても適宜変更可能である。たとえば本実施の形態では、遅れ補償部５５の伝達関数を、ガス供給機構の伝達関数を模擬するような関数としてもよく、ガス供給機構の伝達関数と異なる伝達関数を用いてもよい。

また推定気道抵抗＾Ｒおよび推定エラスタンス＾Ｅは、予め設定される値が用いられてもよいが、気道抵抗ＲおよびエラスタンスＥを測定し、測定した値に基づいて、それらを決定してもよい。また特表平１１−５０２７５５公報に開示される技術に基づいて求めた気道抵抗ＲおよびエラスタンスＥを、制御装置に入力してもよい。

また表２〜表４に示す各パラメータは、入力手段によって変更可能に構成されることが好ましい。また表示手段に、現在のパラメータ値、推定自発呼吸圧力＾Ｐｍｕｓ、検出流量、補償流量などが表示されてもよい。

人工呼吸器１７と患者１８とを示すブロック図である。 本発明の実施の一形態の全体の系１４を具体的に示すブロック線図である。 補償流量生成手段２０１で生成される信号を説明するためのタイミングチャートである。 自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと気道を流れる支援ガスの流量Ｆとの時間変化を示すグラフである。 単位時間あたりの呼吸数が少ない場合のシミュレーション結果を示す図である。 肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。 肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。 肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。 肺が動的過膨張となる状態を模擬したシミュレーション結果を示す図である。 人工呼吸器１７の一例を示すブロック図である。 制御装置本体３３の演算部１０２の動作を示すフローチャートである。 吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を求めるための原理を示すグラフである。 第１実施形態の変形例の実施形態の制御装置本体３３の演算部１０２の動作を示すフローチャートである。 本発明の第２実施形態の全体の系１４を具体的に示すブロック線図である。 第２実施形態での制御装置本体３３の演算部１０２の動作を示すフローチャートである。 補正値Ｈの他の例を示す図である。 本発明の他の実施の形態である人工呼吸器を示すブロック図である。 単位時間あたりの呼吸数が少ない場合のシミュレーション結果を示す図である。 単位時間あたりの呼吸数が多い場合のシミュレーション結果を示す図である。 自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと気道を流れる支援ガスの流量Ｆとの時間変化を模式的に示すグラフである。

自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと気道を流れる支援ガスの流量Ｆとの時間変化を模式的に示すグラフである。

符号の説明

１４ 全体の系
１７ 人工呼吸器
２０ ガス供給機構
２１ 制御装置
５０ 流量検出手段
５１ 流量推定手段
５２ 偏差演算手段
５３ 制御量演算手段
２００ 患者呼吸状態監視手段
２０１ 補償流量生成手段
Ｐｍｕｓ 自発呼吸圧力
＾Ｐｍｕｓ 推定自発呼吸圧力

Claims (17)

1. 自発呼吸動作を行う患者に対して、吸気管路を介して酸素を含む支援ガスを患者の気道に供給するガス供給サーボ機構を制御する制御方法であって、
   患者の呼吸筋が吸気動作を開始する吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する吸気開始時点検出工程と、
   吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、時間経過とともに低下する補償値Ｈを演算する補償値演算工程と、
   吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、患者の気道を流れる支援ガスの流量Ｆを検出し、検出した支援ガスの検出流量Ｆに前記補償値Ｈを加算した補償流量値Ｆ_Ｈを生成する補償流量値生成工程と、
   吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、補償流量値Ｆ_Ｈに基づいて、ガス供給サーボ機構から吸気管路に吐出すべき支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する制御量演算工程と、
   制御量演算工程によって演算された目標圧力値Ｐｉｎで、支援ガスを吸気管路に向けて吐出するように、ガス供給サーボ機構に指令を与える制御指令工程とを含むことを特徴とするのガス供給サーボ機構の制御方法。
2. 補償値演算工程で演算する補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}で予め定める最大値となり、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過にともなってなめらかに減少する値に設定されることを特徴とする請求項１記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
3. 補償値演算工程で演算する補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から前記最大値を不完全微分した過渡応答値に設定されることを特徴とする請求項２記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
4. 補償値演算工程で演算する補償値Ｈの過渡変化は、患者の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの過渡変化に基づいて設定されることを特徴とする請求項２または３記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
5. 補償値演算工程で演算する補償値Ｈの最大値は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、気道を流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の大きさに対応した値に設定されることを特徴とする請求項２〜４のいずれか１つに記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
6. 補償値演算工程で演算する補償値Ｈの最大値は、患者の呼吸筋が吸気動作を開始してから、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化が生じるまでの流量変化遅れを補償するための規定値Ｈ０に設定されることを特徴とする請求項２〜４のいずれか１つに記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
7. 補償値演算工程で演算する補償値Ｈは、第１補償値Ｈ１と第２補償値Ｈ２と合わせた値であり、
   第１補償値Ｈ１は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}において、気道を流れる支援ガスの流量Ｆ_{ｏｎｓｅｔ}の大きさに対応した値を不完全微分した過渡応答値に設定され、
   第２補償値Ｈ２は、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、吸気動作に応じた支援ガスの流量変化が生じるまでの流量変化遅れを補償するための規定値Ｈ０を不完全微分した過渡応答値に設定されることを特徴とする請求項１記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
8. 制御量演算工程では、
   前記補償流量値Ｆ_Ｈに予め定める流量ゲインＫ_ＦＧを乗算した流量設定値（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_Ｈ）と、前記補償流量値Ｆ_Ｈの積分値Ｖ_Ｈに予め定める体積ゲインＫ_ＶＧを乗算した体積設定値（Ｋ_ＶＧ・Ｖ_Ｈ）とを加算した合計値（（Ｋ_ＦＧ・Ｆ_Ｈ）＋（Ｋ_ＶＧ・Ｖ_Ｈ））を前記目標圧力Ｐｉｎとして演算することを特徴とする請求項１〜７のいずれか１つに記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
9. 制御量演算工程では、
   患者の呼吸器官をモデル化した流量推定手段を用いて、目標圧力Ｐｉｎを入力として、予め定める調整用伝達関数に従った出力を遅れ補償圧力Ｐｍとして演算し、遅れ補償圧力＾Ｐｍの支援ガスが供給された場合に、患者の気道に供給されるべき支援ガスの流量＾Ｆを推定する流量推定段階と、
   前記補償流量Ｆ_Ｈと前記推定された流量＾Ｆとの流量偏差ΔＦ_Ｈを演算する偏差演算段階と、
   前記流量偏差ΔＦ_Ｈに予め定める流量ゲインＫ_ＦＧを乗算した流量設定値（Ｋ_ＦＧ・ΔＦ_Ｈ）と、前記補償流量ΔＦ_Ｈの積分値ΔＶ_Ｈに予め定める体積ゲインＫ_ＶＧを乗算した体積設定値（Ｋ_ＶＧ・ΔＶ_Ｈ）とを加算した合計値（（Ｋ_ＦＧ・ΔＦ_Ｈ）＋（Ｋ_ＶＧ・ΔＶ_Ｈ））を前記目標圧力Ｐｉｎとする目標圧力演算段階とを含むことを特徴とする請求項１〜７のいずれか１つに記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
10. 補償値演算工程で演算する補償値Ｈは、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から時間経過とともに低下し、互いに異なる流量補償値Ｈ_Ｆおよび体積補償値Ｈ_Ｖを含み、
    補償流量値生成工程では、
    制御量演算工程で前記流量設定値を求めるために用いられる補償流量値Ｆ_ＨＦには、前記流量補償値Ｈ_Ｆを用いて補償流量値Ｆ_ＨＦを生成し、
    制御量演算工程で前記体積設定値を求めるために用いられる補償流量値Ｆ_ＨＶには、前記体積補償値Ｈ_Ｖを用いて補償流量値Ｆ_ＨＶを生成することを特徴とする請求項８または９記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
11. 吸気開始時点検出工程は、支援ガスの流量の時間変化を微分した微分値が予め定めるしきい値よりも増加した時点を、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}として検出することを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１つに記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
12. 気道を流れる支援ガスの流量Ｆが、予め定める吸気開始しきい値を超える吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}を検出する吸気トリガ検出工程をさらに含み、
    吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する前に、吸気トリガ時点Ｔ_{ｏｎｔｒｇ}を検出した場合、制御量演算工程で、気道を流れる支援ガスの流量Ｆを検出し、検出した支援ガスの流量Ｆに基づいて、ガス供給サーボ機構から吐出する支援ガスの目標圧力Ｐｉｎを演算することを特徴とする請求項１〜１１のいずれか１つに記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
13. 患者の呼吸筋が吸気動作を終了する吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}を検出する吸気終了時点検出工程と、
    気道を流れる支援ガスの流量Ｆが、予め定める吸気終了しきい値未満となる呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}を検出する呼気トリガ検出工程とをさらに含み、
    制御指令工程は、吸気終了時点Ｔ_{ｏｆｆｓｅｔ}および呼気トリガ時点Ｔ_{ｏｆｆｔｒｇ}のいずれかに達したと判断すると、患者の吸気支援に関するガス供給サーボ機構の制御を終了することを特徴とする請求項１〜１２のいずれか１つに記載のガス供給サーボ機構の制御方法。
14. 請求項１〜１３のいずれか１つに記載のガス供給サーボ機構の制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラム。
15. 自発呼吸動作を行う患者に対して、吸気管路を介して酸素を含む支援ガスを患者の気道に供給するガス供給サーボ機構を制御する制御装置であって、
    患者の呼吸筋が吸気動作を開始する吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する吸気開始時点検出手段と、
    吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、時間経過とともに低下する補償値Ｈを示す補償信号Ｈ_ｓｉｇを発生する補償信号発生手段と、
    吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}から、気道を流れる支援ガスの流量Ｆを検出し、検出した支援ガスの流量Ｆを示す流量信号Ｆ_ｓｉｇに前記補償信号Ｈ_ｓｉｇを重畳して、検出した流量Ｆに前記補償値Ｈを加算した補償流量Ｆ_Ｈを示す補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇを生成する補償流量信号生成手段と、
    吸気開始時点_{Ｔｏｎｓｅｔ}から、補償流量信号Ｆ_Ｈｓｉｇで示される補償流量Ｆ_Ｈに基づいて、ガス供給サーボ機構から吐出する支援ガスの目標圧力値Ｐｉｎを演算する制御量演算手段と、
    制御量演算手段によって演算された目標圧力値Ｐｉｎで、目標圧力Ｐｉｎの支援ガスを患者の気道に向けて吐出するように、ガス供給サーボ機構に指令を与える制御指令手段とを含むことを特徴とするガス供給サーボ機構の制御装置。
16. 請求項１５記載の構成において前記吸気開始時点検出手段に代えて、患者の呼吸筋が吸気動作を開始する吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を検出する検出装置から、吸気開始時点Ｔ_{ｏｎｓｅｔ}を示す信号が入力される入力手段を含むことを特徴とするガス供給サーボ機構の制御装置。
17. 自発呼吸動作を行う患者に対して、吸気管路を介して酸素を含む支援ガスを患者の気道に供給するガス供給サーボ機構と、
    請求項１５または１６記載のガス供給サーボ機構の制御装置とを含むことを特徴とする人工呼吸器。

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