專利名稱：自動控制的通氣系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種呼吸機，以及一種控制呼吸機以向患者提供預(yù)期目標體積的流體的方法，所述流體諸如為空氣或氧氣混合物。
背景技術(shù)：
可以使用常規(guī)的呼吸機在設(shè)定目標體積的通氣模式下向患者遞送諸如空氣或氧氣混合物的流體，在這種模式中，呼吸機嘗試在吸氣期間向患者提供預(yù)設(shè)體積的流體。為了調(diào)整在吸氣期間遞送至患者的流體的體積，以在每次吸氣期間都達到這一目標體積，呼吸機調(diào)整提供給患者的流體的壓力。例如，對于多個呼吸周期中給定的吸氣階段，提高或降低壓力將分別提高或降低遞送至患者的流體的體積。呼吸機可以工作于各種模式。例如，在設(shè)定目標體積的通氣(“VTV”)模式下工作的體積(volume )呼吸機監(jiān)測在吸氣期間遞送至患者的流體的實際體積，并根據(jù)需要提高或降低向患者遞送流體的壓力，以滿足流體的目標體積。使呼吸機工作于保證體積的壓力支持(“VAPS”)模式下也是已知的，在這種模式中，由呼吸機以某種方式控制壓力，從而確保在每次呼吸期間總是向患者遞送設(shè)定的最小體積。在體積通氣的這種模式下，如果在吸氣階段期間患者的吸入流(flow)不足以提供針對該呼吸設(shè)定的體積，那么呼吸機轉(zhuǎn)換至體積受控的工作模式，并提高流向患者的流體的壓力，以滿足這一設(shè)定的體積。這通常發(fā)生在吸氣階段的中間或接近末尾，這時呼吸機確定患者的吸氣驅(qū)動將不足以達到針對該呼吸的設(shè)定的體積。由于這一壓力提高通常發(fā)生在接近患者很可能想要呼氣的呼吸的末尾，因而對于自主呼吸的患者而言，這種通氣模式會是很不舒適的。一些呼吸機還可以工作于保證平均體積的壓力支持(AVAPS)模式下。AVAPS遞送達到潮氣量設(shè)定點的壓力支持通氣。其在數(shù)分鐘內(nèi)緩慢地調(diào)整壓力支持的量，以達到所述潮氣量設(shè)定點。潮氣量設(shè)定點是手動確定的并且被輸入到裝置中。通氣裝置的一些范例是連續(xù)正氣道壓力(CPAP)裝置、雙水平正氣道壓力裝置和自動伺服通氣(ASV)裝置。對于許多阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)患者而言，CPAP治療足以通過還原腫脹的鼻部通道并利用空氣壓力撐開上氣道來對OSA進行治療。一些自動控制的 CPAP裝置監(jiān)測患者的呼吸活動，并且然后選擇CPAP壓力的適當水平，以保持氣道開放。利用雙水平正氣道壓力裝置對總的OSA群體的子集進行處置，以提供睡眠期間的輔助通氣。 當CPAP的撐開固定壓力超過舒適水平時，或者當需要一定程度的固定通氣輔助時，可以使用雙水平正氣道壓力裝置?？梢允褂煤粑鼨C，諸如能夠提供雙水平正氣道壓力的那些呼吸機，來輔助患有肥胖性通氣不足綜合癥(OHS)的患者的通氣。OHS患者是呼吸具有快呼吸速率和潮氣量減少的組合的那些人。這些特征是由這些患者的腹部結(jié)構(gòu)大引起的，其降低了每次呼吸輸送的空氣的量。在實驗室中對所述壓力支持通氣進行滴定測定，以提高睡眠中的患者的潮氣量并降低其呼吸速率。在沒有壓力支持的情況下，這些患者可能以250ml的潮氣量驅(qū)動23次呼吸每分鐘。比較而言，大多數(shù)患者的最佳范圍處在11-16次呼吸每分鐘之間。另一種類型的呼吸機是自動伺服呼吸機，其為患有中樞性介導呼吸紊亂的患者提供輔助?？梢韵蚧加胁环€(wěn)定呼吸控制的患者、患有充血性心力衰竭的患者以及具有阻礙穩(wěn)定呼吸的其他狀況的患者提供輔助。這些裝置監(jiān)測患者的呼吸狀況，并在患者的呼吸努力低于例如在早前的呼吸期間監(jiān)測到的患者的呼吸努力時，以提高的吸氣壓力的形式提供通氣輔助。
就當前的設(shè)定目標體積的呼吸機而言，必須在受過訓練的醫(yī)務(wù)人員的指導下確定裝置設(shè)置。對呼吸機設(shè)置進行調(diào)整，以提供減少患者的呼吸功(work)的呼吸速率和潮氣量的組合。理想的解決方案是不對患者過度驅(qū)動以進入中樞性睡眠呼吸暫停，并且同時管理患者的呼吸速率，使之處于最佳范圍中。此外，當前自動伺服呼吸機并未被設(shè)計成針對以呼吸速率提高為標志的狀況做出任何響應(yīng)，所述狀況諸如是呼吸急促或呼吸困難。相反，它們被設(shè)計成在處在或接近患者的峰值流量或潮氣量的情況下提供穩(wěn)定的呼吸。假設(shè)患者未能發(fā)動呼吸，那么將實施機器呼吸。當前的自動伺服呼吸機不會識別患者的呼吸速率或者通過提供潮氣量更大的呼吸來嘗試對患者的呼吸速率進行優(yōu)化。一些算法使用Otis方程計算與最小呼吸功相關(guān)聯(lián)的呼吸速率。Otis方程示出了肺的阻抗性和順從性之間的關(guān)系以及總的呼吸功。具體而言，由于上氣道阻抗網(wǎng)絡(luò)的重復通氣，以高呼吸速率呼吸小潮氣量需要高呼吸功。另外，由于與肺順應(yīng)性的擠壓相關(guān)聯(lián)的功，以低呼吸速率呼吸大潮氣量也需要高呼吸功。下面示出了利用反映呼吸功、呼吸速率、 分鐘通氣量、死腔體積和肺順應(yīng)性的參數(shù)的Otis方程
「 ， y KDf+TK1Df1+Ar1K1D1 fV4 =———----；~；-—
JK ^ 4K"M1Df1其中“f”是通氣的頻率，“Va”是肺泡通氣量，“K”是肺順應(yīng)性因子，以及“D”是死腔體積。如下方程是由Otis方程導出的，并且其示出了與呼吸的最小工作相關(guān)聯(lián)的呼吸速率/二^_tlELl__
Ik2VdKu其中f是呼吸頻率，K，是肺彈性，K”是肺中的空氣粘滯系數(shù)，Vd是死腔體積，以及Vak 是肺泡通氣量(Vak=Va/60)。
在一些呼吸機裝置中利用了如下方程

其中“a”是取決于流量波形的因子(對于正弦流而言，“a”為2 π 2/60)，“RCe”是呼氣時間常數(shù)， “MinVol”是目標分鐘通氣量，“Vd”是通氣死腔，以及“f”是呼吸速率頻率。利用上述方程的裝置需要將理想體重輸入到該裝置中。所述裝置中的查找表將理想體重轉(zhuǎn)換成MinVol設(shè)定點。利用上述方程的裝置將MinVol、估計的死腔和呼氣時間常數(shù)代入到上述方程中，并執(zhí)行迭代計算，包括將f重新代入方程，直到多次迭代之間的差異小于O. 5次呼吸每分鐘為止。一旦確定了頻率，那么所述裝置通過將MinVol目標除以所述理想呼吸速率f來計算每次呼吸的潮氣量目標Vt。之后，所述裝置對遞送至患者的通氣加以控制，以達到呼吸速率=f，并使其具有充分的壓力支持，以遞送Vt (目標)潮氣量。然而，這些裝置需要預(yù)先確定理想體重，并將其從外部輸入到裝置中。這樣，當前的裝置無法基于不斷變化的呼吸特征或其他生理特征自動確定并提供遞送至患者的最佳目標潮氣量和壓力支持。

發(fā)明內(nèi)容
一個方面提供了一種用于控制和調(diào)節(jié)供應(yīng)給患者的呼吸氣體的系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括適于向患者提供呼吸氣體的壓力發(fā)生器系統(tǒng)，以及與所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)操作性地耦合，以向患者遞送呼吸氣體流的患者回路。所述系統(tǒng)還包括與所述患者回路操作性地耦合， 以將所述呼吸氣體流傳輸至患者的氣道的接口裝置。所述系統(tǒng)還包括與所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)、患者回路和接口裝置中的一個或多個操作性地耦合的傳感器。所述傳感器能夠用于檢測指示遞送至患者的呼吸氣體流的一個或多個參數(shù)。所述系統(tǒng)還包括與所述傳感器和所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)操作性地耦合的控制器。所述控制器確定患者的呼吸氣流的至少一個特征。所述控制器基于呼吸氣流的所述至少一個特征來計算患者的呼吸周期的至少一部分的基于時間的參數(shù)，并且還計算遞送至患者的基于呼吸幅度的目標參數(shù)。另一方面提供了一種用于控制和調(diào)節(jié)供應(yīng)給患者的呼吸氣體的方法。所述方法包括測量患者的呼吸氣流的至少一個特征，并基于患者呼吸氣流的所述至少一個特征來計算患者的呼吸周期的至少一部分的基于時間的參數(shù)。所述方法還包括基于患者的呼吸氣流的所述至少一個特征來計算基于呼吸幅度的目標參數(shù)。所述方法還包括向患者遞送計算出的基于呼吸幅度的目標參數(shù)。另一方面提供了一種用于控制和調(diào)節(jié)供應(yīng)給患者的呼吸氣體的系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括用于測量患者的呼吸氣流的至少一個特征的模塊以及用于基于患者的呼吸氣流的所述至少一個特征來計算患者的呼吸周期的至少一部分的基于時間的參數(shù)的模塊。所述系統(tǒng)還包括用于基于患者的呼吸氣流的所述至少一個特征來計算基于呼吸幅度的目標參數(shù)的模塊。所述系統(tǒng)還包括用于向患者遞送所計算出的基于呼吸幅度的目標參數(shù)的模塊。
參考附圖，考慮以下描述和權(quán)利要求書，本發(fā)明的這些和其他目的、特征和特性， 以及結(jié)構(gòu)的相關(guān)元件的操作方法和功能、部分的組合以及制造的經(jīng)濟性將變得更加顯見， 所有附圖形成本說明書的一部分，其中，在各圖中類似的附圖標記表示對應(yīng)的部分。在本發(fā)明的一個實施例中，可以認為這里示出的結(jié)構(gòu)部件是按照比例繪制的。然而，顯然可以理解，附圖僅是為了例示和描述的目的，而并非意在界定本發(fā)明的限定范圍。除非上下文明確地另行指出，否則說明書和權(quán)利要求中利用的單數(shù)形式的冠詞“一”或“一個”和“該”包括復數(shù)個論述的目標。


圖I圖示了通過回路和接口與患者連接的壓力支持系統(tǒng)或呼吸機的示意圖；圖2是圖示了患者流的吸氣和呼氣階段的波形；圖3是根據(jù)實施例的系統(tǒng)的操作的流程圖；圖4是圖示了患者流的呼氣時間的波形；以及圖5是圖示了患者流的呼氣拖尾時間的波形。
具體實施例方式圖I圖示了根據(jù)本發(fā)明的原理的壓力支持系統(tǒng)或呼吸機2的示范性實施例。本文所利用的“呼吸機”一詞是指以可變的壓力向患者遞送呼吸氣體流的任何裝置，而并非旨在僅使其局限于生命維持通氣系統(tǒng)。系統(tǒng)2測量患者的呼吸氣流的至少一個特征；基于所述至少一個測量的特征來計算或確定諸如理想呼吸速率的基于時間的目標參數(shù)；以及計算遞送至患者的諸如目標潮氣量的基于呼吸幅度的目標參數(shù)；并且然后向患者遞送計算出的基于呼吸幅度的目標參數(shù)。 圖2中示出了流量和潮氣量之間的關(guān)系。如圖2所示，正流量表示在吸氣期間進入到患者體內(nèi)的流量。負流量表示從患者體內(nèi)呼出的流量。可以通過對所述正流量積分來確定吸入潮氣量?？梢酝ㄟ^對所述負流量積分確定呼出潮氣量。返回參考圖I，系統(tǒng)2包括加壓流體源4和被連接以接收來自加壓流體源4的加壓流體的壓力調(diào)節(jié)器6。壓力調(diào)節(jié)器6調(diào)節(jié)供應(yīng)給患者回路8的加壓流體的壓力，患者回路8 將經(jīng)壓力調(diào)節(jié)的流體通過患者接口裝置12傳輸至患者10。傳感器14檢測與患者回路8或接口裝置12中的流體流相關(guān)聯(lián)的能夠用于確定從壓力調(diào)節(jié)器6提供給患者的流體量的參數(shù)，并將指示所述參數(shù)的信號提供給控制器16。在示范性實施例中,傳感器14是檢測患者回路8中的流體的流量的流量傳感器。 這一流量能夠用于確定提供給患者的流體的體積。然而，應(yīng)當理解，本發(fā)明想到了利用其他參數(shù)，諸如利用提供給鼓風機的功率或電流，來確定流量，并進而確定提供給患者的流體的體積。壓力傳感器18檢測患者回路8中的加壓流體的壓力，更具體而言，檢測患者接口 12 中的加壓流體的壓力，并將指示所檢測到的壓力的信號提供給控制器16。盡管將流量傳感器14測量流量以及壓力傳感器18測量壓力的點圖示為處于呼吸機2之內(nèi)，然而應(yīng)當理解， 獲取實際流量和壓力測量結(jié)果 的位置可以是沿患者回路8或患者接口 12的任何位置，只要能夠達到測量患者處的壓力和遞送至患者的流體量的目的即可。本發(fā)明還設(shè)想提供一個或多個患者監(jiān)測器19，以檢測患者的其他生理狀況?？梢岳眠@樣的生理狀況來監(jiān)測患者和/或控制呼吸機的操作。例如，本發(fā)明的一個實施例設(shè)想患者監(jiān)測器19是檢測在呼吸期間由膈肌產(chǎn)生的 EMG信號的膈肌電圖(“EMG”)檢測系統(tǒng)。適當?shù)幕颊弑O(jiān)測器的另一范例是努力(effort)檢測器，其檢測在呼吸期間患者的胸部的移動。將患者監(jiān)測器19與控制器16連接，例如，其對由患者監(jiān)測器19向其供應(yīng)的膈肌EMG或努力信號進行監(jiān)測，并且在一個實施例中，其使呼吸機2在呼吸周期的吸氣階段向患者10供應(yīng)流體，并在呼氣階段期間停止或減少向患者 10的流體供應(yīng)。更具體而言，在本發(fā)明的這一實施例中，控制器16向壓力調(diào)節(jié)器6發(fā)送信號，從而在吸氣階段期間向患者10供應(yīng)加壓流體，并在呼氣階段期間抑制或減少向患者10 的加壓流體供應(yīng)?；蛘?，如控制器16和加壓流體源4之間的虛線25所示，控制器16能夠直接控制加壓流體源4，以在吸氣期間向患者10供應(yīng)加壓流體，并在呼氣期間抑制或減少來自患者10的加壓流體供應(yīng)，由此將壓力調(diào)節(jié)器6的功能有效地結(jié)合到加壓流體源4內(nèi)。盡管上文描述了利用膈肌EMG或努力信號作為觸發(fā)呼吸機的機制，但是也想到了可以利用適合于自主呼吸患者使用的任何常規(guī)的呼吸機觸發(fā)技術(shù)。例如，由患者接口 12和 /或患者回路8中的患者生成的壓力和/或流量能夠用于觸發(fā)呼吸機。另外，呼吸機2，并且更具體而言，控制器16,能夠包括定時備份(timed backup),從而如果患者停止呼吸的時間段超過了預(yù)定閾值，那么呼吸機自動啟動呼吸周期。加壓流體源4例如是諸如空氣、氧氣、氦-氧或其他氧氣混合物的壓縮氣體源。本發(fā)明還設(shè)想所述加壓流體源 為活塞、風箱或鼓風機，其接收來自環(huán)境空氣或壓縮氣體源的氣體供應(yīng)，并生成這樣的氣體的氣流。壓力調(diào)節(jié)器6是例如提動閥、螺線管、蝶形閥、旋轉(zhuǎn)閥、套管或適合用于控制遞送至患者的流體的流量和/或壓力的任何其他閥門或閥門組件。如上文指出的，控制器16能夠通過控制活塞、風箱或鼓風機的速度，由此直接，即，在不需要專用壓力控制閥的情況下控制來自加壓流體源4的流體的壓力和/或流量，從而將加壓流體源4和壓力調(diào)節(jié)器6的功能有效地組合成單個單元，如虛線27大體所示。出于本目的，將加壓流體源4和壓力調(diào)節(jié)器6的組合功能稱為“壓力發(fā)生器系統(tǒng)”。因而，如果能夠通過例如調(diào)節(jié)鼓風機速度來直接控制加壓流體源輸出的流體的流量/壓力，那么所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)將只包括加壓流體源，否則所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)包括加壓流體源4和壓力調(diào)節(jié)器 6的組合。在本發(fā)明的一個實施例中，患者回路8是連接于壓力調(diào)節(jié)器6和接口 12之間的單個管或?qū)Ч?0，通常被稱為單支回路。在這一實施例中，導管20和/或患者接口 12包括排氣組件22，其將呼出氣體排放到大氣中，并且因而其表示所述呼吸氣體遞送系統(tǒng)中的已知泄漏。無源排氣組件的范例是形成于導管20和/或接口 12中的孔或槽，其在不對來自所述系統(tǒng)的氣流進行有源控制的情況下，將所述導管或接口的內(nèi)部與大氣連通起來，由此提供來自所述患者回路和/或接口的排出氣體流。通常將所述孔的尺寸選擇為足以清除來自患者回路的呼出氣體。然而，應(yīng)當理解，想到了各種各樣的與本發(fā)明的呼吸機/壓力發(fā)生器系統(tǒng)結(jié)合使用的排氣裝置和構(gòu)造。例如，授予Zdrojkowski等人的美國專利No. 5685296公開了一種呼氣裝置和方法，其中，在患者回路的壓力范圍內(nèi)，流經(jīng)所述裝置的呼氣流速基本保持恒定。這種呼氣裝置通常被稱為平臺型呼氣閥或PEV，其適于與本發(fā)明的壓力支持系統(tǒng)結(jié)合使用。在本發(fā)明的另一實施例中，患者回路8包括由圖I中的虛線24所圖示的第二管或?qū)Ч?，其通常被稱為雙支回路。第二管或?qū)Ч?4將患者10呼出的氣體傳輸至呼吸機2，呼吸機2包括有源排氣組件，其監(jiān)測和/或控制排出流體向大氣的排放。有源排氣組件的范例是這樣一種閥門，其在向患者10供應(yīng)加壓流體時，即在吸氣階段，避免流體排向大氣，并在停止或減少向患者10的加壓流體供應(yīng)時，即在呼氣階段期間，允許氣體逸散到大氣中。通常，所述有源排氣組件控制向大氣的排放氣流，從而控制患者體內(nèi)的正呼氣終壓(“PEEP”)。 當然，所述有源排放未必設(shè)置于呼吸機的致動(actuation)外殼內(nèi)，如圖I中大體所示的那樣，但是，不管實際位置如何，所述有源排放總是受到呼吸機提供的信號控制或者以其為基礎(chǔ)。本發(fā)明想到了患者接口裝置12可以是適于將呼吸氣流從患者回路傳輸至患者的氣道的任何裝置，其可以是侵入性的，也可以是非侵入性的。適當?shù)幕颊呓涌谘b置的范例包
括鼻罩、鼻罩/ 口罩、全面罩、氣管套管、氣管內(nèi)導管和鼻枕。在一個實施例中，系統(tǒng)2可以實施過程或算法300。在步驟302中，系統(tǒng)2可以測量或確定呼吸氣流的通氣參數(shù)和特征，諸如，例如，患者的分鐘通氣量，即患者在一分鐘的時間段內(nèi)交換的空氣的體積。在監(jiān)測分鐘通氣量時，可以利用具有其范圍在數(shù)秒鐘到數(shù)分鐘之間的時段的觀察窗口來監(jiān)測患者的通氣。然后，按照與窗口長度的比例對所述值進行換算，以反映出一分鐘的時間段內(nèi)交換的空氣的體積。在實施例中，一旦完成了第一次呼吸，過程300就監(jiān)測分鐘通氣量。在實施例中，過程300可以利用擴展觀察窗口，其開始于第一次呼吸持續(xù)時段，并且其最長擴展至4分鐘。利用所述分鐘通氣量可以計算出作為所監(jiān)測的通氣量的分數(shù)部分的目標分鐘通氣量(MinVol)值。可以通過各種方法計算所述分數(shù)分量。在一些實施例中， 患者或臨床醫(yī)師可以調(diào)整分鐘通氣量的百分比或分數(shù)的設(shè)置。系統(tǒng)2還可以設(shè)置所述百分比或分數(shù)。例如，在一個實施例中，可以將目標分鐘通氣量設(shè)置為測量的分鐘通氣量的90%。系統(tǒng)2還可以針對呼吸氣流的特征，諸如呼氣時間常數(shù)和呼氣拖尾時間常數(shù)，來測量或確定呼出氣流模式。可以將呼氣拖尾常數(shù)RCe計算為患者的總呼氣時間的1/4。如圖4所示，總呼氣時間是在被動呼氣期間肺完全排空所需的時間。換言之，所述呼氣時間是患者持續(xù)地使空氣發(fā)生流動離開肺部的時間的持續(xù)長度。如圖5所示，呼氣拖尾時間是患者氣流已經(jīng)達到O升每分種(Ipm)之后的持續(xù)時間。這是在下一呼吸開始以前存在的時間段。在獲得所述參數(shù)的值之后，過程300繼續(xù)至步驟304，在該步驟中，確定患者的呼吸周期的至少一部分的基于時間的參數(shù)，諸如理想呼吸速率。在一些實施例中，可以根據(jù)如下方法確定理想呼吸速率。所述系統(tǒng)可以利用步驟302中獲得的參數(shù)或特征的值來確定患者的呼吸周期的至少一部分的基于時間的參數(shù)，諸如理想呼吸速率?？梢愿鶕?jù)如下方程(方程I. 3)來確定理想呼吸速率f = #+ 2a X RCe x (MinVol - f x vd)/(vd]二I
a X RCe其中“a”是取決于流量波形的因子。對于正弦流而言，a為2π2/60，或者可以基于患者狀況對其進行優(yōu)化，
“RCe”是呼氣時間常數(shù)，“MinVol”是目標分鐘通氣量，
“Vd”是通氣死腔，以及“f”是呼吸速率頻率。在一些實施例中，可以利用通氣量的其他測度(measure),例如，利用比一次呼吸更長的通氣量測度，來代替實際分鐘通氣量。因此，在利用通氣量的其他測度來確定理想呼吸速率時要對方程I. 3進行重新?lián)Q算。通氣死腔是指每次呼吸當中僅抵達了肺但未發(fā)生有益氣體交換的部分的空氣的體積。例如，通氣死腔可以反映沒有抵達諸如肺泡的呼吸部分，而是留在患者的氣道(氣管、 支氣管等)內(nèi)的氣體的體積。可以利用各種方法確定適當?shù)耐馑狼恢?。在一個實施例中， 可以利用諸如150ml的恒定值，但是也想到了利用其他值。在另一實施例中，可以將適當?shù)闹灯ヅ涞綄φ账O(jiān)測的分鐘通氣量參考的表格中。在一些實施例中，所述表格中的值可以反映患者的身材(例如，體重)與通氣死腔值之間的關(guān)系。例如，可以使更高的分鐘通氣量值與更加高大的患者聯(lián)系起來，并且因而這樣的患者可能具有更大的通氣死腔值。可以將計算出的呼吸速率f重新代入到方程I. 3內(nèi)，從而迭代地運算該方程，直到 f在各個周期之間不存在顯著變化為止。在一個實施例中，可以將計算出的呼吸速率f重新代入到方程I. 3內(nèi)，從而迭代地運算該方程，直到周期之間的f的值的差異小于O. 5次呼吸每分鐘為止。f的初始值可以是當前的呼吸速率。在一個實施例中，當RCe為O. 5秒時,生成如下表格，以不出分鐘通氣量和所得到的理想呼吸速率f
目標分鐘通氣量 f理想 5Π
~613
~14
16
~917
~10 18或者或此外，系統(tǒng)2可以利用下述方法來計算理想呼吸速率。在一些情況下，可能未得到睡眠當中的患者的呼出流量。這種情況可能發(fā)生在睡眠當中的患者通過鼻部通道吸氣，但是通過口呼氣時。對于這種方法而言，可以利用目標分鐘通氣量和通氣死腔Vd參數(shù)來計算理想呼吸速率。當使通氣死腔與總通氣量的比值保持恒定值時，例如，在保持30%這一臨床實踐中可接受的數(shù)值時，可以計算出這一速率。利用這一第二種方法，可以使得死腔分鐘通氣量和總分鐘通氣量(又稱為目標分鐘通氣量)為
死腔分鐘通氣量/目標分鐘通氣量=30%,其中，死腔分鐘通氣量=死腔容量*f。如上所述，通氣死腔的死腔體積可以具有150ml的值。這樣，可以利用如下方程 (方程I. 4)來確定理想的呼吸速率f 理想呼吸速率f = . 3* (目標分鐘通氣量)/. 150。通過將步驟302中獲得的目標分鐘通氣量代入到方程I. 4中，可以獲得如下理想呼吸速率f的值
權(quán)利要求
1.一種用于控制和調(diào)節(jié)供應(yīng)給患者的呼吸氣體的系統(tǒng)(2)，包括 壓力發(fā)生器系統(tǒng)(4、6)，其適于向患者提供呼吸氣體； 患者回路(6)，其與所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)操作性地耦合，以向所述患者遞送呼吸氣體流； 接口裝置(12)，其與所述患者回路操作性地耦合，以將所述呼吸氣體流傳輸至所述患者的氣道； 傳感器(14、18)，其與所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)、所述患者回路和所述接口裝置中的一個或多個操作性地耦合，所述傳感器能夠用于檢測指示遞送至所述患者的呼吸氣體流的一個或多個參數(shù)；以及 控制器(16)，其與所述傳感器和所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)操作性地耦合，其中，所述控制器確定患者的呼吸氣流的至少一個特征，并基于所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征來計算所述患者的呼吸周期的至少一部分的基于時間的目標參數(shù)，以及計算要遞送至所述患者的基于呼吸幅度的目標參數(shù)。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征包括實際患者分鐘通氣量。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器通過利用通氣死腔值和所述目標分鐘通氣量值來計算理想呼吸速率。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，其中，利用所述通氣死腔值與所述目標分鐘通氣量值的比值來計算所述理想呼吸速率。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的系統(tǒng)，其中，所述比值等于0.3。
6.根據(jù)權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其中，計算作為所述患者的實際分鐘通氣量的分數(shù)或百分比的所述目標分鐘通氣量。
7.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征包括處于比一次呼吸更長的時間過程內(nèi)的患者通氣量的測度。
8.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述基于時間的目標參數(shù)包括理想呼吸速率或理想吸氣時間。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器通過迭代地計算所述理想呼吸速率，直到在每次迭代中所計算出的理想呼吸速率之間的差小于特定閾值量為止，來確定所述理想呼吸速率。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其中，所述閾值量為0.5次呼吸每分鐘。
11.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述基于呼吸幅度的目標參數(shù)包括潮氣量、峰值流量或平均吸氣流量。
12.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征包括所述患者的呼氣時間、所述患者的呼吸阻抗或所述患者的肺順應(yīng)性。
13.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征包括所述患者的呼氣時間，其中，所述控制器確定呼氣時間常數(shù)，并且其中，所述呼氣時間常數(shù)是用于計算基于時間的參數(shù)的所述呼氣時間的分數(shù)或百分比。
14.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器向患者遞送所計算出的基于呼吸幅度的目標參數(shù)a)其利用了閉環(huán)壓力支持， b)將其作為利用閉環(huán)壓力支持的通氣治療的ー個構(gòu)成，或者 c)將其作為利用閉環(huán)壓力支持的整個通氣治療。
15.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器基于所計算出的基于呼吸幅度的目標參數(shù)來計算要遞送至所述患者的基線壓カ支持值。
16.根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器能夠調(diào)節(jié)所述基線壓カ支持值。
17.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述至少一個傳感器包括流量傳感器。
18.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，實際分鐘通氣量被用于計算目標分鐘通氣量值。
19.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器利用反映通氣死腔的值來計算理想呼吸速率。
20.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，呼吸氣流的所述至少一個特征包括呼氣拖尾時間，并且其中，所述控制器調(diào)整目標潮氣量，從而使所述呼氣拖尾時間處于特定閾值量之上。
21.根據(jù)權(quán)利要求20所述的系統(tǒng)，其中，所述閾值量為O.5秒。
22.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，基于計算出的所述基于呼吸幅度的目標參數(shù)來計算所述基于時間的目標參數(shù)。
23.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，基于所述基于時間的目標參數(shù)來計算所述基于呼吸幅度的目標參數(shù)。
24.ー種用于控制和調(diào)節(jié)供應(yīng)給患者的呼吸氣體的方法，包括 確定患者的呼吸氣流的至少ー個特征； 基于所述患者的呼吸氣流的所述至少ー個特征來計算所述患者的呼吸周期的至少ー部分的基于時間的參數(shù)； 基于所述患者的呼吸氣流的所述至少ー個特征來計算基于呼吸幅度的目標參數(shù)；以及 向患者遞送所計算出的所述基于呼吸幅度的目標參數(shù)。
25.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征包括實際患者分鐘通氣量。
26.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征包括處于比一次呼吸更長的時間過程內(nèi)的患者通氣量的測度。
27.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，所述基于時間的目標參數(shù)包括理想呼吸速率或理想吸氣時間。
28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，其中，確定所述理想呼吸速率包括利用呼氣時間常數(shù)，并且其中，所述呼氣時間常數(shù)是用于計算基于時間的參數(shù)的所述呼氣時間的分數(shù)或百分比。
29.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，其中，確定所述理想呼吸速率包括迭代地計算所述理想呼吸速率，直到在每次迭代中所計算出的理想呼吸速率之間的差小于特定閾值量為止。
30.根據(jù)權(quán)利要求29所述的方法，其中，所述閾值量為O.5次呼吸毎分鐘。
31.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，所述基于呼吸幅度的目標參數(shù)包括峰值流量、潮氣量或平均吸氣流量。
32.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征包括所述患者的呼氣時間、所述患者的呼吸阻抗或所述患者的肺順應(yīng)性。
33.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，向所述患者遞送所計算出的基于呼吸幅度的目標參數(shù)包括利用閉環(huán)壓力支持。
34.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，向所述患者遞送所計算出的基于呼吸幅度的參數(shù)包括基于所計算出的目標潮氣量來計算要遞送至所述患者的基線壓力支持值。
35.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，還包括調(diào)整所述基線壓力支持值。
36.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，其中，實際分鐘通氣量被用于計算目標分鐘通氣量 值，并且其中，確定所述理想呼吸速率包括利用通氣死腔值和所述目標分鐘通氣量值。
37.根據(jù)權(quán)利要求36所述的方法，其中，計算作為所述患者的所述實際分鐘通氣量的分數(shù)或百分比的所述目標分鐘通氣量。
38.根據(jù)權(quán)利要求36所述的方法，其中，利用通氣死腔的所述值與所述目標分鐘通氣量值的比值來計算所述理想呼吸速率。
39.根據(jù)權(quán)利要求38所述的方法，其中，所述比值等于0.3。
40.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，計算所述理想呼吸速率包括利用反映通氣死腔的值。
41.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，呼吸氣流的所述至少一個特征包括呼氣拖尾時間，并且其中，所速控制器調(diào)整所述目標潮氣量，從而使所述呼氣拖尾時間處于特定閾值量之上。
42.根據(jù)權(quán)利要求41所述的方法，其中，所述閾值量為0.5秒。
43.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，基于所計算出的所述基于呼吸幅度的目標參數(shù)來計算所述基于時間的目標參數(shù)。
44.根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中，基于所述基于時間的目標參數(shù)來計算所述基于呼吸幅度的目標參數(shù)。
45.一種用于控制和調(diào)節(jié)供應(yīng)給患者的呼吸氣體的系統(tǒng)，包括 用于確定患者的呼吸氣流的至少一個特征的模塊； 用于基于所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征來計算所述患者的呼吸周期的至少一部分的基于時間的參數(shù)的模塊； 用于基于所述患者的呼吸氣流的所述至少一個特征來計算基于呼吸幅度的目標參數(shù)的模塊；以及 用于向所述患者遞送所計算出的基于呼吸幅度的目標參數(shù)的模塊。
全文摘要
一種用于控制和調(diào)節(jié)提供給患者的呼吸氣體的系統(tǒng)，包括向患者提供呼吸氣體的壓力發(fā)生器系統(tǒng)和用于向患者遞送呼吸氣體的患者回路。所述系統(tǒng)包括與所述患者回路耦合，從而將氣體流傳輸至患者的氣道的接口裝置。傳感器探測指示遞送至患者的呼吸氣體流的參數(shù)。與所述傳感器和所述壓力發(fā)生器系統(tǒng)耦合的控制器測量患者的呼吸氣流的至少一個特征，并基于所述的患者呼吸氣流的至少一個特征來計算要遞送至患者的基于呼吸幅度的目標參數(shù)和患者呼吸周期的至少一部分的基于時間的目標參數(shù)。
文檔編號A61M16/00GK102711889SQ201080061852
公開日2012年10月3日 申請日期2010年12月17日 優(yōu)先權(quán)日2010年1月22日
發(fā)明者B·I·謝利, M·T·凱恩 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司