上气道阻力测量设备的制作方法

上气道阻力测量设备的制作方法
【专利摘要】一种用于使用气体递送系统来估计患者的上气道阻力的方法，包括：通过所述气体递送系统的患者回路向患者递送呼吸气体流；在患者的呼气相期间的呼吸气体流上叠加振荡压力；确定在呼气相结束时提供给患者的气体压力的振荡分量的第一幅度；确定在呼气相结束时提供给患者的气体流量的振荡分量的第二幅度；基于所述第一幅度和第二幅度的比率确定第一阻力值；以及，基于所述第一阻力值确定上气道阻力值。
【专利说明】上气道阻力测量设备
[0001]相关申请的交叉引用
[0002]本专利申请依据35U.S.C.§ 119 (e)主张享有2011年9月21日提交的美国临时申请N0.61/537188的优先权，在此通过引用将其内容并入本文。
【技术领域】
[0003]本发明涉及气体递送系统，诸如，压力支持系统以及其他通气机(有创或无创)系统，并且更具体而言，涉及一种用于使用所述气体递送系统估计来治疗对象的上气道阻力的方法，以及采用这样的方法的气体递送系统。
【背景技术】
[0004]如本领域中众所周知的，在很多情况下有必要或者希望以非侵入的方式向患者气道递送呼吸气体流，即，不对患者插管或不通过手术将气管套管插入到其食道内。这样的治疗通常被称为非侵入式通气(NIV)治疗。例如，已知以非侵入性方式递送连续气道正压(CPAP)或者随患者呼吸周期变化的可变气道压力来治疗医学性机能失调，诸如，睡眠呼吸暂停综合征，尤其是阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)或充血性心力衰竭。NIV治疗涉及将包括面罩部件的患者接口装置放置到患者的面部，其中，所述患者接口装置使呼吸机或压力支持装置与患者的气道连接。如本领域中还已知的，还有很多情况有必要或者希望以侵入方式向患者气道递送呼吸气体流，即，其中，患者被插管或具有通过手术插入的气管套管。
[0005]在向患者提供通气辅助的过程中，诸如，在上文描述的各种通气治疗中，能够获得患者的上气道阻力的估计往往是有帮助的和/或是必须的。然而，估计具有自发呼吸作用的接受机械通气的患者的上气道阻力是相当复杂的，这主要是由于需要知道施加至呼吸系统的力的事实以及这样的事实:在具有自发呼吸作用的通气患者中，所述力包括与呼吸肌生成的压力(Pm)相关的分量`，其在通气的充气相期间连续变化。
[0006]尽管存在很多用于用户患者气道阻力测量/估算的已知方法，包括众所周知的断续器和强迫振荡技术，但是这样的方法都具有其缺点和限制。具体而言，这样的已知方法会受到患者回路中的非理想仪表和/或泄漏的负面影响。因而，在患者气道阻力测量/估计领域中还存在改进的余地，而且需要一种用于有效估计不受非理想仪表和/或流泄漏的负面影响的气道阻力的系统和方法。

【发明内容】

[0007]因此，本发明的目的在于提供一种使用气体递送系统来估计患者的上气道阻力的方法，其克服了常规估计方法的缺点，诸如，由非理想仪表测量和/或流泄漏带来的那些缺点。
[0008]在一个实施例中，该方法包括:通过所述气体递送系统的患者回路向患者递送呼吸气体流；在患者的呼气相期间在呼吸气体流上叠加振荡压力；确定在所述呼气相结束时向患者提供的气体压力的振荡分量的第一幅度；确定在所述呼气相结束时向患者提供的气体流量的振荡分量的第二幅度；基于所述第一幅度与第二幅度的比率确定第一阻力值；以及，基于所述第一阻力值确定上气道阻力值。
[0009]在另一实施例中，提供一种气体递送系统，其包括:压力或流量生成系统，其适于产生呼吸气体流；患者回路，其被操作耦合至所述压力或流量生成系统，并且被构造为向患者递送呼吸气体流；以及，控制器，其被操作耦合至所述压力或流量生成系统，其中，所述控制器被构造/编程为通过实施刚刚描述的方法来估计患者的上气道阻力。
[0010]参考附图，考虑以下描述和权利要求书，本发明的这些和其他目的、特征和特性，以及相关结构元件的操作方法和功能，以及各部分的组合和制造的经济性，将变得更加显而易见，所有附图形成本说明书的一部分，其中，在各个附图中类似的参考标记指代对应部分。然而，要明确理解，附图仅出于图示和描述的目的，并非意在作为对本发明的限制的定义。【专利附图】

【附图说明】
[0011]图1是根据一个具体的非限制性实施例的压力支持系统的示意图，其中，可以实施本发明的上气道阻力估计方法；
[0012]图2是示出了接受测试的肺上的呼气相结束时所施加的振荡压力与流量的比率的计算结果的图示；
[0013]图3提供了示出可以在本发明的实施方式中采用的范例性带通滤波器的频率响应的两幅绘图；以及
[0014]图4是图示如在图1的压力支持系统中实施的本发明的上气道阻力估计的方法的范例性实施例的流程图。
【具体实施方式】
[0015]如在本文中所使用的，单数形式的“一”、“一个”或“该”包括复数引用，除非上下文明确指示的。如在本文中所使用的，两个或更多部分或部件被“耦合”的表述将意味着，只要发生链接，这些部分直接地，或者间接地，即通过一个或多个中间部分或部件，接合或共同操作。如在本文中所使用的，“直接耦合”意味着两个元件直接地彼此接触。如在本文中所使用的，“固定耦合”或“固定的”意味着两个部件被耦合以便在保持相对彼此的恒定取向的情况下作为一个整体进行移动。
[0016]如在本文中所使用的，“整体”一词意味着创建为单个工件或单元的部件。亦即，包括分别创建并且之后耦合在一起作为一单元的工件的部件不是“整体”部件或实体。如在本文中所采用的，两个或更多部分或部件一个接一个“啮合”的表述意味着多个部件直接地或通过一个或多个中间部分或部件向另一个施加力。如在本文中所采用的，术语“数个”意味着一或大于一的整数(即，多个)。
[0017]在本文中所使用的方位短语，诸如，例如并不限于，顶部、底部、左侧、右侧、上部、下部、前部、后部及其衍生物，涉及附图所示的元件的取向，并不限制权利要求书，除非在文中明确地记载。
[0018]图1是根据一个具体的非限制性实施例的压力支持系统50的示意图，其中，可以实施本发明的上气道阻力估计方法。应当理解，出于图示和描述本发明的目的，作为NIV系统的压力支持系统50意为是范例性的，并且可以在其他类型的气体递送系统中实现和采用本发明，诸如，但不限于，侵入式呼吸机系统。在转让给本发明的受让人的发明名称为“Volume Control in a Medical Ventilator” 的 PCT 公开文本 N0.W02010/044038 中描述了一种这样的备选气体递送系统，通过引用将其公开内容引入本文。因而，可以在有必要或期望估计患者的上气道阻力的任何类型的气体递送系统中采用本发明。
[0019]参考图1，压力支持系统50包括气体流量/压力发生器52，诸如，活塞、风箱、压缩机、在常规CPAP或双水平压力支持装置中采用的鼓风机或者大致如箭头C所示的从任何适当的来源(例如，氧气或空气的加压罐、环境大气或其组合)接收呼吸气体的任何其他装置。气体流量/压力发生器52生成呼吸气体流，诸如空气、氧气或其混合物，以在相对较高和相对较低的压力下(即，大致等于或高于环境大气压)向患者54的气道进行递送。
[0020]大致由箭头D指示的来自气体流量/压力发生器52的经加压的呼吸气体流经由递送导管56被递送至具有任何已知构造的呼吸面具或患者接口 58，所述呼吸面具或患者接口通常由患者54佩戴，或者被附着至患者54，以将呼吸气体流连通至患者的气道。递送导管56和患者接口装置58通常被统称为患者回路。
[0021]尽管图1中未示出，但是本发明还预期单独或与来自大气的主气体流(箭头C)组合地提供副气体流。例如，能够在气体流量/压力发生器52的上游或气体流发生器的下游(例如，在患者回路中或患者接口装置处)提供来自任何适当来源(诸如，氧浓缩器或氧存储装置(液体或气体))的氧气流，以控制向患者递送的吸入氧分数。
[0022]图1中示出的压力支持系统50是单肢系统，指的是所述患者回路只包括将患者连接至压力支持装置的递送导管56。在递送导管56中提供排气孔57，以如箭头E指示的将呼出的气体(例如，CO2)从所述系统排到大气中。在范例性实施例中，患者回路是无源回路，并且排气孔57是固定孔口。应当注意，除了递送导管56之外或作为递送导管56的替代，能够在其他位置处提供排气孔57，诸如，在患者接口装置58中。还应当理解，根据期望的从压力支持系统排出气体的方式，排气孔57能够具有多种多样的配置。
[0023]在图示的本发明的范例性实施例中`，患者接口 58是鼻/ 口罩。然而，应当理解，患者接口 58能够包括鼻罩、鼻枕、气管套管、气管内导管或提供气体流连通功能的任何其他装置。而且，为了达到本发明的目的，短语“患者接口”能够包括递送导管56以及将经加压的呼吸气体源连接至患者的任何其他结构。
[0024]应当理解，可以在所述患者回路内提供各种部件，或者将各种部件耦合至所述患者回路。例如，能够在患者回路内提供或向患者回路附接滤菌器、压力控制阀、流量控制阀、传感器、计量器、压滤器、加湿器和/或加热器。类似地，能够在气体流量/压力发生器52的入口处以及在阀门60 (下文所述的)的出口处提供其他部件，诸如，消声器和过滤器。
[0025]在图示的实施例中，压力支持系统50包括以在递送导管56中提供的阀门60为形式的压力控制器或流量控制器。阀门60控制来自被递送至患者54的气体流量/压力发生器52的呼吸气体的压力或流量。为了达到当前目的，所述气体流量/压力发生器52和阀门60被统称为“压力生成系统”，这是因为它们协同活动，以控制被递送至患者的气体的压力和/或流量。
[0026]显然，本发明预见到用于控制由气体流量/压力发生器递送给患者的压力或流量的其他技术，例如，单独或与压力控制阀组合来改变鼓风机速度。因而，根据用于控制被递送至患者的呼吸气体流的压力的技术，阀门60是任选的。如果去除阀门60，则所述压力生成系统只对应于气体流量/压力发生器52，并且例如通过控制所述气体流量/压力发生器的电动机速度来控制患者回路中的气体的压力。
[0027]压力支持系统50还包括测量递送导管56内的呼吸气体的流量的流量传感器62。在图1中示出的具体实施例中，与递送导管56 —致地插入流量传感器62，最优选为阀门60的下游。流量传感器62生成流量信号Q3wsw，其被提供至控制器64并且由控制器64用于确定患者54处的气体的流量(Qs；&)。
[0028]用于基于Q3wsw计算的技术是众所周知的，并且考虑到患者回路的压降、来自所述系统的已知泄漏，即，如图1中的箭头E指示的来自所述回路故意排气，以及所述系统的未知泄漏，诸如，罩/患者接口处的泄漏。本发明预期使用用于计算泄漏流量Q#?并将这一确定结果用于基于Q3wsw来计算Q.fj的过程中的任何已知或以后开发的技术。美国专利 N0.5，148，802、N0.5，313，937、N0.5，433，193、N0.5，632，269、N0.5，803，065、N0.6，029，664、N0.6，539，940、N0.6，626，175 和 N0.7，011，091 教导了这样的技术的范例，通过弓丨用将每个文献的内容并入到本发明中。 [0029]压力支持系统50还包括测量递送导管56内的呼吸气体的压力的压力传感器66。在图1示出的具体实施例中，与递送导管56 —致地插入压力传感器66。
[0030]当然，本发明预期用于测量患者54的呼吸流量以及被递送至患者54的气体的压力的其他技术，诸如但不限于，直接测量患者54处或沿递送导管56的其他位置处的流量和/或压力，基于流量发生器52的运行来测量患者流量和/或压力，以及使用阀门60上游的传感器来测量患者流量和/或压力。
[0031]控制器64包括可以是例如微处理器、微控制器或某种其他适当的处理装置的处理部分，以及可以内置于所述处理部分或被操作耦合至所述处理部分的存储部分，并且所述存储部分为数据和由所述处理部分可执行的软件提供存储介质，以控制压力支持系统50的操作，所述操作包括本文中将详细描述的估计上呼吸道阻力。
[0032]提供输入/输出装置68，用于设置由所述可变正气道压力支持系统使用的各种参数，以及用于向诸如临床医生或护理人员的用户显示并输出信息及数据。应当理解，本发明预期提供输入/输出终端，从而能够远程监测和控制由所述压力支持系统收集的操作信息和数据。
[0033]在一个范例性实施例中，本发明提供用于估计被连接至具有无源回路的机械呼吸机(诸如，压力支持系统50)的患者的上气道阻力的改进的方法，所述方法基于次声波激励(即，低于20Hz的频率)。出于图示的目的，所述改进的方法将被描述为在压力支持系统50中实施。然而，应当理解，这仅意为范例性的，并且所述改进方法可以在其他适当的气体递送系统中实施。
[0034]基于以下原理发现本发明的次声波激励的方法:在基于上气道阻塞程度利用固定幅度的振荡压力进行激励时，对象的上气道将表现出各种幅度的振荡流量(即，气体流量的速率)。如文中其他位置指出的，压力支持系统50的无源回路含有用于CO2移除的多种尺寸泄露的固定孔(排气孔57)。如文中还指出的，患者接口 58将有可能还含有处于患者罩处的可变的泄漏。泄漏的变化在对振荡压力的流量响应中产生变化。如果不加以考虑，泄漏的该响应影响上气道阻力的计算。[0035]本发明的上气道阻力估计方法预料到，在利用主要基于上气道阻力的振荡压力波进行激励时，患者气道和肺将具有预测流量响应。该方法不仅包含一种用于基于来自位于压力支持系统50内的传感器的输入来近似流量响应的鲁棒方法，而且提供了一种在存在可变泄漏的情况下基于上气道阻力的估计的方法。所述上气道阻力的估计提供了睡眠呼吸失调(诸如，阻塞性呼吸暂停)中固有的患者阻塞的定量程度。该阻力测量结果可用于诊断或处置上气道塌陷。就处置而言，能够在自动EPAP或CPAP机器中(诸如，压力支持系统50)使用该估计，以规定随着在睡眠期间气道开放性的变化而可调整的压力。
[0036]在详细描述本发明的方法之前，将提供对选定的相关呼吸机构原理的简要描述。用于人类对象的肺部机构的电模拟是简单的RC串联电路。应当认识到，在人类呼吸中，阻力项往往是非线性并且是流量相关的，而且其在很多方面与线性电阻器非常不同。对上气道阻力的线性近似仅在准静态压力和流量条件下是合理的。由于上气道的壁由包括悬雍垂和包围气道的咽部肌肉的软组织构成的事实，因此上气道通常被描述为柔性管。Starling电阻器已经成为用于模拟和测试上气道机构的有效实验模型。
[0037]已经表明，CPAP是紧缩处于开放或低阻力状态的上气道的有效工具。CPAP的正压力将避免并处置上气道的塌陷。较低的支气管提供一定的额外气道阻力，并引入在所述RC模型中忽略的小的惯性项。在具有高的吸气流量或呼气流量的周期内，所述惯性将变得很重要，并且由于如在文中其他位置中描述的，本发明的方法仅涉及在患者流量为零或接近零时(在呼气相结束时)实施测量，因而在本发明的方法中可以忽略所述惯性。
[0038]此外，所述RC模型中的电容项与肺本身的倒电容相关联。经实验表明，该倒电容项在正常呼吸模式的范围内接近恒定，并且在健康个体中其约为50ml/cmH20。最后，存在吸气开始时通过横膈膜的收缩而施加在肺的外表面上的外力。该收缩在肺腔中产生了负内压，所述负内压将来自上气道的流量引入肺。
[0039]睡眠期间的呼气通常是被动的。在肺的弹性反冲提高肺内气体的压力(由于容积降低)并产生离开 身 体的富含CO2的气体的流量时，实现了呼气流量。而且，考虑在呼气最终结束时处于呼气暂停或呼吸的宁静相期间的流量允许本发明的方法忽略由患者肌肉的外力引入的压力。
[0040]因此，出于本发明的方法的目的的呼吸模型被较好地描述为以下一阶微分方程Cl):
【权利要求】
1.一种使用气体递送系统(50)来估计患者(54)的上气道阻力的方法，包括: 通过所述气体递送系统的患者回路(56、58)向所述患者递送呼吸气体流； 在所述患者的呼气相期间在所述呼吸气体流上叠加振荡压力； 确定在所述呼气相的结束时提供给所述患者的气体压力的振荡分量的第一幅度； 确定在所述呼气相的所述结束时提供给所述患者的气体流量的振荡分量的第二幅度； 基于所述第一幅度与所述第二幅度的比率来确定第一阻力值；并且 基于所述第一阻力值确定上气道阻力值。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述第一阻力值是等效阻力值，所述等效阻力值表示在所述呼气相的所述结束时所述患者的上气道阻力与能够归因于所述患者回路的泄漏孔口阻力的并联组合。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述的基于所述第一阻力值确定上气道阻力值包括:确定所述泄漏孔口阻力，并且使用所述第一阻力值和所述泄漏孔口阻力来确定所述上气道阻力值。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，所述的使用所述第一阻力值和所述泄漏孔口阻
力来确定所述上气道阻力值基于
5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述的确定所述第一幅度包括接收对应于所述呼气相的所述结束的患者压力数据，并且对所述患者压力数据执行第一均方根计算，以计算所述第一幅度，并且其中，所述的确定所述第二幅度包括接收对应于所述呼气相的所述结束的患者流量数据，并且对所述患者压力数据执行第二均方根计算，以计算所述第二幅度。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，在所述第一均方根计算中，使用仅来自所述振荡压力的单个周期的患者压力数据，并且其中，在所述第二均方根计算中，使用仅来自所述振荡压力的所述单个周期的患者流量数据。
7.根据权利要求5所述的方法，其中，所述患者压力数据是从所述气体递送系统的压力生成部的出口处测量到的患者压力信号中导出的，所述患者回路被耦合到所述气体递送系统的所述压力生成部的所述出口。
8.根据权利要求5所述的方法，其中，所述患者压力数据表示通过对基于所述气体递送系统的压力传感器(66)的输出的患者压力信号进行滤波而获得的所述气体压力的所述振荡分量，并且其中，所述患者流量数据表示通过对基于所述气体递送系统的流量传感器(62)的输出的患者流量信号进行滤波而获得的所述气体流量的所述振荡分量。
9.根据权利要求1所述的方法，其中，忽略泄漏，并且所述上气道阻力值被确定为所述第一阻力值。
10.根据权利要求1所述的方法，其中，所述振荡压力是次声波。
11.一种气体递送系统(50),包括: 压力或流量生成系统(52、60)，其适于产生呼吸气体流；患者回路(56、58)，其被操作耦合至所述压力或流量生成系统，并且被构造为向所述患者递送所述呼吸气体流；以及 控制器(64)，其被操作耦合至所述压力或流量生成系统，所述控制器被构造为通过下述方式估计患者(54)的上气道阻力: 使所述压力或流量生成系统在所述患者的呼气相期间在所述呼吸气体流上叠加振荡压力； 确定在所述呼气相的结束时提供给所述患者的气体压力的振荡分量的第一幅度； 确定在所述呼气相的所述结束时提供给所述患者的气体流量的振荡分量的第二幅度； 基于所述第一幅度与第二幅度的比率确定第一阻力值；并且 基于所述第一阻力值确定上气道阻力值。
12.根据权利要求11所述的气体递送系统，其中，所述第一阻力值是等效阻力值，所述等效阻力值表示在所述呼气相的所述结束时所述患者的上气道阻力与能够归因于所述患者回路的泄漏孔口阻力的并联组合。
13.根据权利要求12所述的气体递送系统，其中，所述的基于所述第一阻力值确定上气道阻力值包括:确定所述泄漏孔口阻力，并且使用所述第一阻力值和所述泄漏孔口阻力来确定所述上气道阻力值。
14.根据权利要求13所述的气体递送系统，其中，所述的使用所述第一阻力值和所述泄漏孔口阻力来确定所述上气道阻力值基于
15.根据权利要求11所述的气体递送系统，其中，所述的确定所述第一幅度包括接收对应于所述呼气相的所述结束的患者压力数据，并且对所述患者压力数据执行第一均方根计算，以计算所述第一幅度，并且其中，所述的确定所述第二幅度包括接收对应于所述呼气相的所述结束的患者流量数据，并且对所述患者压力数据执行第二均方根计算，以计算所述第二幅度。
16.根据权利要求15所述的气体递送系统，其中，在所述第一均方根计算中，使用仅来自所述振荡压力的单个周期的患者压力数据，并且其中，在所述第二均方根计算中，使用仅来自所述振荡压力的所述单个周期的患者流量数据。
17.根据权利要求5所述的气体递送系统，其中，所述患者压力数据是从在所述压力或流量生成系统的出口处测量到的患者压力信号中导出的。
18.根据权利要求15所述的气体递送系统，还包括压力传感器(66)和流量传感器(62)，其中，所述患者压力数据表示通过对基于所述压力传感器的输出的患者压力信号进行滤波而获得的所述气体压力的所述振荡分量，并且其中，所述患者流量数据表示通过对基于所述流量传感器的输出的患者流量信号进行滤波而获得的所述气体流量的所述振荡分量。
19.根据权利要求11所述的气体递送系统，其中，忽略泄漏，并且所述上气道阻力值被确定为所述第一阻力值。
20.根据权利要求11所述的气体递送系统，其中，所述振荡压力是次声波。
21.根据权利要求11所述的气体递送系统，其中，所述气体递送系统是正压力支持系 统。`
【文档编号】A61M16/00GK103826681SQ201280046089
【公开日】2014年5月28日 申请日期:2012年9月11日 优先权日:2011年9月21日
【发明者】W·A·特鲁什切尔, A·莫哈德凡 申请人:皇家飞利浦有限公司