肺シミュレーターの自発呼吸の問題

はじめに

何十年もの間、肺シミュレーターは自発呼吸を正弦波または半正弦波の筋圧曲線でモデル化してきました。実際の呼吸筋の緊張はその形状ではありません。この投稿では、そのギャップが臨床トレーニング、非同期研究、人工呼吸器開発に何を意味するか、そしてより現実的なモデルが何を提供すべきかを解説します。

正弦波の起源

現代のプログラム可能な肺シミュレーターは、IECおよびISO規格に基づく人工呼吸器の認証に使用されます。これらのベンチは再現可能な吸気努力を必要とします。半正弦波や正弦波は自然な選択肢でした：滑らかで、振幅、周期、タイミングの割合で完全に記述できるからです。

シミュレーターがトレーニングセンターや換気研究ラボに導入されると、正弦波も一緒に持ち込まれました。操作員は呼吸サイクルの割合として吸気または呼気の上昇、保持、下降を設定し、吸気筋圧（PMus）をピーク振幅として調整することを学びました。この形状は元々の問題、すなわち人工呼吸器がトリガーするか、目標の一回換気量を供給するか、定義された負荷を処理するかをテストするのに適していました。そしてそれは今も使われ続けています。

問題は、シミュレーターがテストベンチや従来のシミュレーターが設計されていなかったことを行う必要があるときに始まります：臨床医の患者-人工呼吸器相互作用のトレーニング、リアルタイムで自発努力を検出するアルゴリズムの開発、または実際のICU患者で見られる特定の非同期表現型の再現などです。その時点で、半正弦波や正弦波が便利だった単純化が問題となります。

図1 — 図解：従来の正弦波PMus（上）と呼吸ごとに変動する非対称指数関数PMus（下）。

実際の自発呼吸と正弦波の違い

文献には、実際の吸気筋活動の4つの特徴が記録されています。正弦波のPMusジェネレーターはそれらを一般的に再現できません。

1. 呼吸の曲率は正弦波的ではない

これは正確に理解する価値があります。なぜなら、正弦波はしばしば「対称的」と表現されますが、それが正確に問題ではないからです。

上昇、保持、下降の各期間が別々に設定できる正弦波ベースのジェネレーターは、必ずしも対称的ではありません。上昇と下降は呼吸サイクルの異なる割合に設定でき、全体の波形は非対称にタイミングを調整できます。正弦波ができないのは、曲率の非対称性です。上昇がサイクルのどの割合を占めていても、その部分の形状は正弦曲線に従います：ゆっくり始まり、中間は速く、ピークに近づくにつれて再びゆっくりになります。下降時も同様です。

実際の呼吸筋活動はそのようには振る舞いません。横隔膜の能動的収縮はおおよそ1次RC回路の動態に従い、ピークに近づくにつれて減速する急速な開始を示します。弛緩も指数関数的で遅く、健康な筋肉では弛緩時定数は収縮時定数の約2倍です（Easton et al., 1999）。2014年に発表されたFresnel、Muir、Letellierモデルはこの挙動を捉えるために特に導入されました。正弦波は上昇と下降の時間を変えられますが、基礎となる曲率は変えられません。

実際の患者のPes記録に同じ周期と振幅の正弦曲線を重ねると、ピークは常に一致しますが、その間の形状は一致しません。

2. 短い吸気後保持がある

上昇と下降の間に、実際の吸気努力には短いプラトー—吸気後吸気活動（PIIA）—があります。横隔膜はピーク後も短時間収縮を続け、肺の初期の虚脱を遅らせます。臨床医はこれを「呼気ブレーキ」と呼ぶことがあり、これは呼気終末肺容量を維持する身体の防御機構の一部です（Easton et al., 1999）。

既存のシミュレーターは吸気波形に加えて吸気保持率を提供しています。実際の患者ではこれは任意の数値ではありません。重度の呼吸困難ではほぼゼロ、成人の安静呼吸では短く、睡眠中や深い鎮静中では長くなります。その範囲を名前付きの臨床シナリオに対応させることで、インストラクターは患者プロファイルに応じた呼吸パターンを選択できます。

3. 呼気はしばしば能動的である

COPDの呼気流制限、重度の喘息、運動中、呼吸困難時には腹部および補助呼気筋が動員されます（Vaporidi et al., 2020）。したがって、そのような場合には呼気側に実際に測定可能なPMusがあります。

これはよく知られています。多くの肺シミュレーターは長年にわたり呼気時PMusパラメータを提供してきました。より深い問題はモデルのパラダイムです。自発呼吸エンジンが呼気を吸気波形への付加的要素として扱う場合—同じ形状で符号が逆—モデルは構造的に吸気中心です。吸気と呼気の努力をそれぞれ独自の曲率とタイミングを持つ対の要素として扱う場合、モデルは実際の呼吸筋活動の働きを反映します。

図2 — 図式：吸気時のPMusのみ（上）対吸気＋能動的呼気時のPMus（下）。

4. 実際の呼吸は変動的である

患者は一定の呼吸率や一定の努力で呼吸を繰り返すわけではありません。呼吸率、1回換気量、駆動振幅の変動があり、これはあらゆる公開されている自発呼吸データセットで明らかです。多くの波形データベースやPEEP研究コホートでは、被験者間で変動指標の広い分布が示され、ゼロの単一ポイントは決してありません。

固定速度の正弦波ジェネレーターは、構造上、変動係数がゼロです。従来の対処法は、定常正弦波に呼吸ごとのノイズを注入する変動パラメーターを追加することです。基盤となるエンジンは依然としてノイズが加えられた定常ジェネレーターであり、変動性を原始とするモデルではありません。この違いは、シナリオの目的が苦痛や不安定な患者で見られる不規則な駆動を再現することである場合に重要です。不規則性は臨床像の一部であり、単なる装飾的な追加ではないからです。

図3 — 図解：定常正弦波の8呼吸（上、CV = 0）と現実的な変動を持つ非対称PMusの8呼吸（下）。

5. 第五のギャップ：言語

この問題はしばしばモデルの数学ではなく、オペレーターが使う言語に存在します。

患者の神経的吸気時間—脳幹が吸気筋に活発な駆動信号を送っている期間—は、人工呼吸器が表示する吸気時間の数値とは異なります。人工呼吸器は流量または圧力トリガーで吸気開始を検出し、タイマーの終了または吸気流量が閾値を下回ると吸気を終了します。患者は通常、人工呼吸器が検出できない神経活動で駆動しています（Parthasarathyら、2000年）。

TiNeuralと人工呼吸器のTInspの不一致は、サイクリング非同期の根本原因として文書化されています。神経的Tiを名前付きで別々に設定可能なパラメーターとして示さないシミュレーターは、そのギャップを教えるのが難しくなります。

なぜこれが臨床的に重要なのか

患者-人工呼吸器の非同期性は、非同期指数（AI）が10％を超えるものと定義され、Thilleらによる2006年の原著の有病率研究で人工呼吸管理患者の24％に報告されました。同じ研究は、高い非同期負荷がICU滞在期間の延長や予後不良と関連していることを示しています（Blanchら、2015年）。これらを引き起こす表現型—逆トリガー呼吸（Akoumianakiら、2013年）、二重トリガー、無効トリガー、隠れたペンデリュフト、そして自発的努力による患者自己誘発肺損傷（Yoshidaら、2013年）—はすべて吸気努力の形状とタイミングに依存しています。

これらの現象を認識するために臨床医を訓練するシミュレーターと、それらを検出するために設計されたアルゴリズムの背後にあるベンチセットアップは、正確に再現しなければなりません。正弦曲線、吸気中心、固定速度のジェネレーターに変動性や呼気の後付けを加えれば、十分なオペレーターの努力で見た目は正しく見せられます。しかし、それは正しいこととは異なります。

より正直なモデルが必要とするもの

すべての要件は文献に明示されています：

1. 正弦波ではなく指数関数的な曲率。 オペレーターが設定した割合ではなく、生理学に基づく明確な収縮および弛緩の動態。Fresnel 2014 RCの定式化は公開されている選択肢の一つです。
2. 正式な位相構造。 収縮、保持、弛緩、休止 — 吸気と呼気の両方に対応。
3. 臨床に基づくプリセット。 ホールド時間、努力の振幅、呼吸率の範囲は特定の患者プロファイルにマッピングされており、インストラクターはスライダーではなく名前でシナリオを選択します。
4. 変動性を原始的要素として。 呼吸ごとの変動は定常信号の上に注入されるのではなく、モデルに組み込まれています。
5. 神経性吸気時間の公開。 TiNeuralは名前付きで設定可能な量であり、人工呼吸器のTInspではないことを明確にしています。

このリストから正弦波は消えません。定常的な正弦波入力がベンチに正確に必要な使用例が存在します。重要なのは、それが慣性で引き継がれるデフォルトではなく、いくつかの選択肢の一つになるということです。

Christian Remus
製品管理ディレクター
IMT Analytics AG

参考文献

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• Vaporidi K, Akoumianaki E, Telias I, Goligher EC, Brochard L, Georgopoulos D (2020). 重症患者の呼吸駆動：病態生理と臨床的意義。 AJRCCM 201(1):20–32. doi:10.1164/rccm.201903-0596SO
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