Cpap系统的制作方法

专利名称：Cpap系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及气道正压通气(Positive Airway Pressure, PAP)系统和为患者提供可吸入气体的气体输送管道。
背景技术：
科林 沙利文是第一个使用经鼻持续气道正压通气(Continuous Positive Airway Pressure, CPAP)治疗阻塞性睡眠呼吸暂停(Obstructive Sleep Apnea, OSA)的人，例如，参见美国专利4944310。一般通过空气输送管道和患者接口、例如全脸面罩、鼻罩或鼻塞，向患者提供由鼓风机产生的空气或可吸入气体来进行治疗。所说的空气或可吸入气体通常在3厘米至25厘米水柱压力下输送，且用作在睡眠期间保持气道畅通的夹板。CPAP疗法的患者依从性和接受性是该行业发展的主要动力。为了解决这个问题，重点放在减小CRAP系统的尺寸从而改进系统外观和患者对系统的感受。CPAP系统中有三个主要部件，即气流发生器，空气输送管道，以及患者接口。迄今为止，重点一直放在减小气流发生器的尺寸，以及研发侵入性更低的患者接口。然而，对作为气流发生器和患者接口之间连接件的空气输送管道的尺寸的关注却很少。例如，Kaerys KXS CPAP装置具有15毫米的管道。然而，该管道可能仅能用于最大15厘米水柱的压力。为有效地提高依从性，应当减小CPAP系统所有部件的尺寸，以实现更大范围压力的传送。另外，较小的CPAP系统其封装也较小。典型地用于CPAP疗法的空气输送管道是医用级导管，如医院中使用的外径22毫米、内直径19毫米的医用级导管。由于CPAP疗法一般是在家里进行的，这种医用导管使患者害怕接受治疗，因为这种医用导管与患者卧室的环境是格格不入的。另外，此种导管可能体积庞大、不便封装或整理，从而影响卧室的美观。此外，医用导管产生的声音如同是在刷擦亚麻布，而这种额外的物理干扰一旦传到患者接口会引起使用者一些不适。除外径22毫米的导管外，目前尚无在全流发生器压力范围内可与CPAP系统配套使用的标准ISO导管尺寸。此外，目前的导管只能传送气流而对传送电信号是限制的。目前，仅将外部绝缘物——例如以覆盖导管的外套或护套的形式，增加为导管的附件，以减少“漏水”，这种漏水因导管内加湿器所产生的水汇集而产生。使用较小孔径的导管的问题包括给患者接口提供想要的压力时管中的高阻抗。目前，一些气流发生器还不能为所需的全部压力范围提供足够的动力。另外，由于气流发生器不能对压力变化作出快速反应，所以会有大的压力波动。因此，本领域有必要解决这些问题。

发明内容
本发明的一方面涉及用于CPAP系统的空气输送管道，该空气输送管道尺寸较小，并在患者接口和气流发生器之间提供提供方便快捷的连接。这种装置将使整个CPAP系统更小、封装更紧凑。本发明的另一个方面涉及为患者提供外观及感官更舒适的CPAP系统。本发明的另一个方面涉及CPAP系统，该CPAP系统在空气输送管道中提供更少的热损失。与标准的22毫米外径的空气输送管道相比，该空气输送管道具有减小的总表面积。本发明的另一个方面涉及CPAP系统，该CPAP系统包括热空气输送管道，该热空气 输送管道需要更少的功率消耗。本发明的另一个方面涉及CPAP系统，该CPAP系统包括热空气输送管道，所述热空气输送管道提供更少的漏水以提高患者的舒适度。本发明的另一个方面涉及CPAP系统，该CPAP系统包括气流发生器、患者接口和空气输送管道，所述气流发生器包括鼓风机，所述鼓风机在压力下提供可吸入气体，所述空气输送管道使患者气流发生器和患者接口互连。该空气输送管道包括管道部分，所述管道部分具有小于22毫米的外径。本发明的另一个方面涉及CPAP系统，该CPAP系统包括气流发生器、患者接口和空气输送管道，所述气流发生器包括鼓风机，所述鼓风机在压力下提供可吸入气体，所述空气输送管道使患者气流发生器和患者接口互连。该空气输送管道包括管道部分，所述管道部分具有小于19毫米的内径。此外，本发明的另一个方面涉及CPAP系统的使用，所述CPAP系统包括气流发生器、患者接口、空气输送管道和控制器，所述气流发生器包括低惯性鼓风机，所述鼓风机在压力下提供可吸入气体，所述空气输送管道使气流发生器和患者接口互连，所述控制器适于控制输送至患者接口设备的压力，其中空气输送管道具有小于19毫米的内径，并且控制器包括前馈控制，以补偿系统内的压力扰动。可选择地，鼓风机在3厘米至25厘米或至少3厘米至20厘米水柱的压力下(例如，适合CPAP系统治疗的全范围压力下)提供可吸入气体。此外，本发明的另一个方面涉及CPAP系统，该CPAP系统包括气流发生器、空气输送管道、气流发生器连接件和识别系统，所述气流发生器具有排气口，所述气流发生器连接件使空气输送管道的一端与气流发生器的排气口连接，所述识别系统用于识别或辨别连接至CPAP系统的空气输送管道的类型。本发明更多的方面将在权利要求书中陈述。结合附图，本发明的其他方面，特征和优点在以下的详细描述中将变得更明显，附图为本发明的一部分并通过实施例的方式说明本发明的原理。


附图促进对本发明的各种实施例的理解。这样的附图有图I为CPAP系统一个实施例的不意 图2为CPAP系统另一个实施例的示意 图3为CPAP系统另外一个实施例的不意 图4为根据本发明的实施例的带套囊的非加热的空气输送管道的透视 图5为根据本发明的实施例的带套囊的加热的空气输送管道的透视 图6为根据本发明的实施例的用于CPAP系统的压力控制系统的示意 图7为根据本发明的另一个实施例的压力控制器的示意图，该压力控制器包括电动机PID控制系统和PWM系统；以及
图8为根据本发明的实施例的气流前馈系统的示意图。
具体实施例方式CPAP系统通常包括气流发生器、空气输送管道以及患者接口。使用时，气流发生器产生加压的空气，该加压空气通过空气输送管道输送至患者，所述空气输送管道的一端连接至气流发生器的出口，另一端连接至患者接口。患者接口与患者脸部舒适地接合并密封。如本领域所知，患者接口可能具有任何合适的结构，例如，全脸面罩、鼻罩、口鼻罩、口罩、鼻塞等。并且，任何合适的头罩都可在患者面部适当位置恰如其分地支撑患者接口。如图I所示，PAP系统(例如，CPAP系统)通常包括PAP设备I、空气输送管道20(也称管或导管)和患者接口 50。使用时，PAP设备10产生加压空气，所述加压空气由空气输送管道20输送至患者，所述空气输送管道20的一端连接至PAP设备10的排气口，另一端连接至患者接口 50的进气口。患者接口舒适地接合至患者的脸部并提供密封。如本领域所知，患者接口或面罩可能具有任何合适的结构，例如，全脸面罩、鼻罩、口鼻罩、口罩、鼻塞等。并且，任何合适的头罩都可在患者面部适当位置恰如其分地支撑患者接口。在实施例中，PAP设备中可纳入加湿器，或与其一体式形成，或者作为PAP设备的下游设备。如图2所示，在这类实施例中，空气输送管道20可位于患者接口 50与加湿器15的排气口之间。应该意识到，空气输送管道可以其它适当方式沿着空气输送路径设置。例如，如图3所示，加湿器15可能是独立于PAP设备10的元件，以使得空气输送管道20(1)位于PAP设备10与加湿器15之间，而另一个空气输送管道20(2)位于加湿器15与患者接口 50之间。通常，使用加热型加湿器，向空气中提供足够的湿度和温度，以使患者感觉舒适。在这类实施例中，当向患者提供气体时，可加热空气输送管道，以加热气体，并防止管道内部“漏水”或形成冷凝。在这种设置中，空气输送管道可能包括一个或更多与加热相关的导线或传感器。如下所述，空气输送管道的每一端都包括套囊，该套囊设置成将管连接至患者接口、PAP设备和/或加湿器。非加热管和加热管的套囊是不同的，例如，加热管的套囊内有与供热相关的传感器或电子器件/导线。所述套囊可包括全文并入本申请的美国专利申请US12/ 461,967中所描述的任意套囊。本发明的一方面涉及位于气流发生器与患者接口之间的空气输送管道，该空气输送管道具有减小的直径，例如，其外径小于典型的22毫米医用级导管(或其内径小于19毫米)。优选地，空气输送管道的内径在大约10毫米至大约18毫米之间，更优选地为约12毫米至17毫米，或是大约15毫米。也可采用其它内径，比如11毫米、12毫米、13毫米、14毫米和16毫米。由于减小了导管的截面积和硬度，因此，减小直径后的空气输送管道将更加灵活。还可采用更小内径的导管以提供大于15厘米水柱压力的加压气体。图4示意了具有非加热型管的空气输送管道的实施例。如图所示，空气输送管道20包括导管25、第一套囊或连接件30 (I)和第二套囊30 (2)，所述第一套囊或连接件30 (I)设置在导管25的一端，用于与PAP设备或加湿器的排气口接合，所述第二套囊30(2)设置在导管25的另一端，用于与患者接口的进气口接合。在所述的实施例中，导管25具有相对平滑的内表面26和外表面27，所述外表面27设有柔性螺旋肋28。然而，内表面和外表面可能具有其它合适的结构，例如，平滑的外表面、具有圆盘状环形元件的外表面等。另外一个可选的实施例中，导管25可能由整片的纺织品制成。在一个实施例中，例如，螺旋或螺旋状肋28的宽度为约O. 5毫米至5毫米，优选地为I毫米至3毫米，例如I毫米、I. 5毫米、2毫米或2. 5毫米；其高度为约O. 5毫米至2毫米，例如I毫米、I. 5毫米或2毫米；其螺距为约4. 5毫米至5. 5毫米，例如5. 2毫米，以 获得最佳柔性，并最大程度地降低噪音和阻塞。导管25的内径小于19毫米，优选地在大约10毫米至18毫米之间，更优选地为大约12毫米至17毫米之间，或为15毫米。在这个实施例中，套囊结构30(1)和30(2)彼此类似。在另一个实施例中，导管可能不包括螺旋或螺旋状肋，但包括替代性结构单元，例如在头管内用三根电线作支撑结构。在这些实施例中，此电线可能比较厚，并由铝或其它这类导电元件制成。虽然仅展示了连接至套囊30 (I)和30 (2)的导管25的一部分，应该知道的是，如虚线部分所示，导管在套囊之间具有连续的长度。导管长度可能为I米、I. 8米、2米，、1980毫米或1829毫米，或任何有用的长度，例如与鼻罩相连的较短的导管。导管长度的多个部分也包含本发明范围内。如图所示，套囊30包括大致为圆柱形的第一末端部分32和大致为圆柱形的第二末端部分34。第一末端部分32设置于(例如，通过固定、共模等)导管25上，而第二末端部分34 (例如，其直径大于第一末端部分)可拆卸地连接至管状连接件，所述管状连接件设置在患者接口、PAP设备或加湿器上。在一个实施例中，套囊30由弹性橡胶类材料例如TPE模制而成或构成。所述套囊可连接至导管25或以其它合适的方式与导管25相通。例如，套囊可能与导管分开构成，并通过例如摩擦拟合、机械联锁、粘合剂等连接至导管。或者，套囊可与导管一体式地一次成型,例如通过成型、共模等。图5为带加热管的空气输送管道的实施例。如图所示，空气输送管道320包括管325、第一套囊或连接件330 (I)和第二套囊330 (2)，所述第一套囊330 (I)设置在管325的一端，并与PAP设备/加湿器的排气口接合。所述第二套囊330 (2)设置在管325的另一端，并与患者接口的进气口接合。在这个实施例中，管325长度的至少一部分用于传热。例如，所述管的螺旋肋328可用于支撑一个或更多个电热丝。此外，该管可用于支撑一个或更多个传感装置，例如流量传感器、温度传感器等。2007年11月8日提交的美国专利申请11/936,822公开了这种的管的更多细节，其内容在此被全部纳入作为引用。在所展示的实施例中，如下文所述，套囊330(1)，330(2)彼此间是不相同的。然而，每个套囊具有用于将该套囊连接、密封并固定至各自连接件的结构，例如，22毫米ISO-锥度连接件结构。虽然仅展示了连接至套囊330(1)和330(2)的管325的一部分，应该知道的是，如虚线部分所示，管325在套囊间具有连续的长度。该管长度可能为I米、1.8米、2米、1980晕米或1829晕米或任何有用的长度,例如与鼻罩相连的较短的导管。同时，由复合部段构成的管也包含在本发明的范围内，包括由加热部段和非加热部段构成的组合。如图4和图5所示，所示空气输送管道具有减小的内径，该空气输送管道比内径为19毫米标准的空气输送管具有更小的表面积。更小的表面积造成低水平的热损失，并因此降低空气输送管道内漏水的风险。另外，具有更小表面积的加热管需要更少的电能以加热空气输送管道。以下方程式摘自Incropera FP & Dewitt DP的Heat and Mass Transfer,1990年，第99页，这些方程式确定了沿空气输送管道的热损失的计算方法，所述热损失随着沿管道传输的气流束柱体的直径而变化。沿管道的温度变化为热传递(q)乘以管道热阻(R)。每一个元件的热阻(R)可使用下列方程式计算
R=I/ τι T1L R = In (r2/r3) / 2 π kAL R = In (r3/r2) / 2 π kBL R = In (r4/r3) / 2 π kcL R=I/ h42 τι T4Lo其中Γι=管膜内半径；r2 =管膜外半径；r3 =管道螺旋外半径;r4 =r3或管道外膜外半径(若存在);ka =内膜的导热系数；kb =螺旋的(有效)导热系数；k。=外膜(若存在)的导热系数；hi =内层与内部空气之间的对流换热系数；h4 =外层与外部空气之间的对流换热系数；IV4 =各种接口的温度；L =管道长度；q =热传导速率(w);第η层与第n+1层之间的热传递(q)= (T(n) -T (n+1)) * R，其中R为上述方程式中每个元件的热阻。应当理解，本发明涉及一种具有加热型空气输送管道或非加热型空气输送管道的CPAP系统，所述空气输送管道具有减小的内径。因为所需材料更少，因此，更小的空气输送管道造价更低。在使用中，更小的空气输送管道可以使患者更舒适，例如，如果使用时管道是弯曲的，将会产生较低的压降。然而，更小的空气输送管道会导致系统内的阻抗增大。这种阻抗的增大也可能加剧系统的患者接口端的压力波动，并可能给患者带来不适。需确定并在系统内补偿所增大的阻抗，以便准确地向患者输送所需压力。患者接口端的压力值可以由下列的式子算出
P1 - P2 = K1Q2[方程式 I]
其中，P2是输送给病人的压力，P1是鼓风机产生的压力。Q是流量，K1是与空气输送管道的长度和直径有关的常数。这个常数可以通过长度/直径4确定或通过实验确定，实验显示该常数为二阶项系数。K1Q2表示气流的扰动；在这类空气输送管道及疗法中所使用的此范围直径和流速中，气流主要表现出这种扰动。空气输送管道的长度和直径影响系统的阻抗。K1随着空气输送管道的长度的增加而增加，随着空气输送管道直径的增加而降低。应用该算法可能会产生延迟，从而致使电动机应答滞后，导致错过患者呼吸治疗阶段。此外，更短的导管或直径更小的管道，系数K将变得更重要。K值约为导管或管道直径的4次方。例如，若将内径为15毫米的空气输送管道连接至气流发生器，而未调整为正确的算法，则该系统以内径为19毫米的标准空气输送管道进行操作，将产生大约(19/15 )4的误差，而这一误差大于临床治疗要求(允许误差为2厘米水柱压力)，且不满足最小数据集(MDS)的要求。在可替换的优选实施例中，患者接口端的压力可由下列的算法确定
P1 - P2 = K1Q2 + K2Q[方程式 2]
其中K1Q2模拟气流的扰动行为，如方程式I所述，K2Q模拟气流的层流行为。图6示意了如何控制压力以抵消空气输送管道造成的压降。Pset2为要输送的治 疗压力，该治疗压力由所选疗法确定，并通过CPAP系统进行输送。Psetl为补偿系统内的下降压力的压力设定值。Psetl的值等于治疗压力Pset2加上所计算出的压降，所述压降将沿空气输送管道产生，由上述方程式I或方程式2计算出。Psetl的值用于确定鼓风机的速度。Pl表不鼓风机排气口产生的压力。Pl和P2之间的箭头表不空气输送管或管道内产生的压降。P2为输送至患者或患者接口设备的压力。在优选的系统中，P2与理想压力Pset2大致相等。如上所述，K1由导管的长度除以直径的4次方确定。或者K1可通过实验确定，其为二阶项系数。K2—般由实验测得通过测量沿系统的一系列不同元件的压降，例如连接在鼓风机排气口与患者接口设备之间的AB过滤器、加湿器、空气输送管道、患者接口设备以及其组合。在一组不同的低流量水平范围下进行测量。可通过测量鼓风机排气口与输送至患者接口设备之间的压力差来确定压降。接着，将结果绘制成流量-压降图。K2和K1都可以从绘制的图中确定，其中拟合曲线与一个二阶二次方程式相符，并且这个方程式的二阶项为K1而一阶项为K2。因此，计算出的Κ2为多项式的线性部分或曲线的斜率。具体的K1和K2的值由各个系统结构决定。上述用于内径较小的空气输送管道的压力差算法[方程式2]的典型系数K1 & K2落在由导管的最终直径决定的预定范围内。下表列出了优选范围的例子
「ΓT
DeeMefI I mr, 2000mm 19mm iD182868
Μ ~ liliffiffSmrp IDll^8130β2 ——…
m __1980mm 15mm ID 加热__6795__-602
20.Oflrom 19rorn tD1B50750
ResMed 全脸面罩 _ _ T829mm iSmmfP WftM637 -968
.證_fDm 15.01Π ID 加热6142365
ResMed Miraoe 2000mm 11mm ID 非加热37 92
Swift n Sa1829mm j,5mm ID 非力通8070__-1097
_π j§._ ID 加热~7820-2100 ~
_ . 20'QOmmISmmID 非加热20565
a "16"j6779 ...........-363......
_ 198Qmm 15mm ID 加热—65141942
2000mm iD 非加热35 441iillmm llmmiD 非M叛8141^1006___I — IiiqmmlIrMTI ID"IiM" I7 8 [ 339应当认识到，上述1和K2的值仅仅是一些例子，还可以采用其它值，这是公认。通常，在使用直径为10毫米至18毫米之间(或小于19毫米)的管时，优选的K1的范围可能为1850至10000 ;优选的K2的范围可能为-5000至3000。图7示意了外部PI (比例和积分)压力控制器回路和内部PI电流控制回路。图7所示的压力控制器是比例积分微分(PID)控制器，其基于测得的压力和电动机电流来校正预设压力和电动机电流。压力控制回路接受压力设定命令Pset，并将测得的输出压力作为输入电流，在内部电流控制回路产生电流命令。电流控制回路接收电流命令并把测得的电动机电流作为输入电流，为电动机电路产生PWM值。&和Ki值为压力控制器的比例和积分部分的系数。图7中的内部PI电流控制回路接受压力控制回路产生的电流命令，并将测得的电动机电流作为输入电流，为电动机电路产生脉冲宽度调制(PWM)值。电流用Imeasure表示并和设定的电流Iset相比较，从而保持电流在适当的Iset水平。P和I是与电流控制器的比例和积分部分的系数。 在实施例中，内径较小的管道使用低惯性的电动机和鼓风机，如国际专利申请PCT/AU2006/001617 (公布号为 WO 2007/ 048206)和 PCT/AU2007/000719 (公布号为 WO2007/134405)，以及美国专利申请12/155，58 (公布号为US 2008/0304986)中所描述的，其内容在此被全部纳入作为引用。低惯性电动机和鼓风机的响应时间更快，并消耗更少的电能。这种低惯性设计可使压力升幅更大、下降时间更长。应该认为低惯性鼓风机具有低于5000 g. mm2的惯性，优选低于3000 g. mm2,更优选地低于2000 g. mm2，例如大约为1500g. mm2 或 1130 g.mm2。在实施例中，较小内径的管道使用两象限电流电动机驱动器。两象限电流电动机驱动器优选地坐落于CPU上。现有技术中的电流控制范围为正值电流至O。两象限电流控制器能够控制从正值到负值的、范围更大的电流。一些控制器只能提供(源)电流来驱动电动机。这些都是“单象限”控制器。其它控制器，如两象限控制器，当电机运行速度大于控制器设定的速度时，两象限控制器也能减弱电动机产生的电流。四象限控制器与两象限控制器类似，但四象限控制器可使电动机倒转，从而产生额外的象限。可减弱电流以及电源电流的控制器将产生再生制动。当制动能量回反馈至电动机驱动系统时，导致再生制动。这种能量在某些应用中也可用作电池充电。本发明的CPAP系统最好使用两象限控制器。在这样的系统中，控制器为发动机提供电压以驱动发动机，然后电动机将产生反电动势(EMF)ο电动机的反电动势与电动机的速度成正比，并通常抵消了驱动电压。如果电动机运行更快，则其反电动势上升，而电流(由控制器的输出电压和电动机的反电动势之差引起)下降。如果电动机的旋转速度足够快，则电动机电流由于反电动势下降至零，接着等于控制器的输出。因此，当电动机的旋转速度更快时，由于反电动势大于控制器的输出电压，因此，电流变为负值(反馈至控制器)。如果控制器接受这种反馈至其中的电流，则开始产生制动。控制器须对该电流进行处理。在本发明的实施例中，电流以电阻热的方式损耗掉。选择性地，更高效的设计是将电流反馈给电池。由于外部干扰或电流设定值的突然变化，电动机可旋转得更快。如果电流设定值因新的(较低压力)设置而突然下降，则施加在电动机绕组上的有效电压将降至反电动势以下。因此，电流方向发生改变。反电动势变成电流源。电流方向的反转意味着电动机的磁场的反转，电动机磁场的反转试图使电动机反转，这最终对电动机产生电制动。然而，由于反电动势源的制动作用，随着电动机放慢速度，反电动势源也开始减小。因此制动程度或制动引起的控制取决于反电动势而不是独立电压源。在实施例中，较小内径的管道使用一种改进的电动机，该电动机的电流由PI回路软件控制。例如，电动机电流控制软件将电流控制在50kHz，减少电动机的响应延误并使控制更精确。在实施例中，CPAP系统包括低惯性鼓风机、内径较小的空气输送管道和患者接口，其中，如方程式I所述，使用合适的K1系数计算系统中的压力补偿。应当认为，低惯性鼓风机的惯性低于5000 g. mm2，优选地低于3000 g. mm2，更优选地低于2000 g.mm2，例如，大约为1500 g.mm2或1130 g.mm2。选择性地，系统也可以使用两象限电流控制器、改进的电流控制软件如PI环，和/或如下文所述的高带宽流量传感器，和/或其任意组合，以补偿因采用内径较小的空气输送管道而引起的增大的压力波动和/或阻抗。在实施例中，CPAP系统包括低惯性鼓风机，内径较小的空气输送管道和患者接口， 其中如上面方程式2中所述，使用合适的K1和K2系数计算系统中的补偿电源。选择性地，该系统也可以使用两象限电流控制器，改进的电流控制软件如IP环，和/或如下文所述的高带宽流量传感器和/或能够对增加的压力波动进行补偿的任何组合，和/或采用内径较小的空气输送管道产生的阻抗。两象限控制器提高紧急制动作用，例如由高速转变到低速时，两象限控制器能够使用反向电流使电动机更快停止。上述特征所带来的结果是，空气输送管道可能更小、侵扰更少、更易被患者接受。此外，上述特征能增加患者对空气输送管道的依从性。使用直径较小的空气输送管道，例如，10毫米至18毫米的内径，或12毫米至17毫米的内径，或12毫米至15毫米的内径，气流发生器的压力输出需能够快速响应，以提供足够的压力输出。因此，气流发生器的性能对提供适当的CPAP治疗至关重要。因此，对于气流发生器，应当清楚的是，使用直径较小的空气输送管道能够确保其发挥准确性能。因此，本发明一个方面涉及到CPAP系统的识别系统，该识别系统用于向气流发生器发送所连接的空气输送管道的类型(例如，大小，长度等)的信号。这使得气流发生器能够识别或辨别患者所选择的空气输送管道，从而选择(例如自动选择)适当的气流发生器的运行参数，以与选定的空气输送管道配合使用。由于气流发生器能够为选定的空气输送管道选择最优化的运行参数，因此，气流发生器能够更有效地运作。在实施例中，识别系统包括位于加热空气输送管道内的热敏电阻，该热敏电阻具有能够被系统内的空气输送控制系统识别的不同的阻值，如2009年7月31日提交、同时待决的美国申请US 61/230，128所述，其内容在此被全部纳入作为引用。系统中使用的每种类型的导管的阻值不应该有重叠，所述阻值是通过在加热管的特定操作温度范围内使用不同热敏电阻而得到的，所述温度范围例如在0° C到45° C之间、优选在-5° C到50° C之间。例如，内径为15毫米的加热管可能包括带阻值为IOK的热敏电阻的温度传感器，而内径为17毫米的加热管可能包括带阻值为100K的热敏电阻的温度传感器。这使得热敏电阻的电阻值(或感应电压)可用于检测系统中使用的加热管的类型。因此，如果需要，能为各种类型的管自动调节(无需用户介入)对空气通道的性能的任何补偿。在实施例中，该系统可能适合自动识别连接到气流发生器的空气输送管道。所述气流发生器随后自动调整运行参数，以确保使用特定的空气输送管道的系统具有最佳性倉泛。在本发明的另一个实施例中，可通过预测沿着管道的压力扰动并基于所预测的扰动值调整输出压力，；来补偿因使用直径较小的空气输送管道而产生的影响。。压力扰动是在患者接口的压力波动，其会使用户或患者不舒服。这种系统适于先行一步预测因各种扰动所造成的压力变化。PAP系统内有几种干扰源，例如患者的气流变化；气流发生器内的气流变化，如在Bilevel CPAP系统中由IPAP到EPAP压力水平的变化，或是响应呼气泄压；由于使用直径较小的管道而导致的剧烈压降；以及随不同的压力和其它类似参数而剧烈变化的管道参数。这些气流干扰可以通过在反馈控制中使用软管压降补偿来抵消。由于反馈是依赖于系统的，因此，任何反馈系统中都固有存在系统应答的延迟。软管压降补偿反馈亦是如此；这是因为系统中存在识别新设定压力的延迟，以及随软管补偿增大而增大的延迟。反馈控制系统中发生的压力变化需检测并进行补偿。因此，当使用直径较小的管道时，由于管道的高阻抗而增大压力补偿水平，致使获得所需的设定压力的延迟增加。 已经发现测得的气流可用作于预测干扰的输入电流，然后根据预测的干扰水平对压力输出做出调整。申请者称这个过程为控制气流的前馈控制。增益系数或前馈比例因子Kf用于计算气流的变化，从而计算用于调整压力输出的前馈输出。增益系数或前馈比例因子Kf是基于系统的表征，决定系统的每个部件在不同的气流水平下产生的压力扰动水平。根据气流方向的变化，测得的前馈输出可能是正值或负值，因此前馈输出可以增加或减少设定的压力，引起更快的补偿从而减少压力扰动。气流前馈控制以先取式方法估计气流干扰并比反馈控制系统更快地抵消这些干扰。因此，由于其本身的性质，前馈控制提供更快的响应。前馈和反馈系统并行工作来调节设定的压力水平。前馈控制是基于扰动(流量)从而估计干扰对压力的影响并根据估计来改变压力。反馈控制系统基于实际的压力测量值，并在调整前馈压力从而补偿任何与所需的压力要求的差值后，对根据需要对设定的压力做进一步调整，一般是较小的调整。因此，首先，前馈控制器监视气流扰动，从而改变压力，然后反馈控制器调整使设定的压力更精确。最后的压力调整是前馈输出和反馈输出的总和。因此，系统采用气流前馈控制和反馈控制相结合的方式使输送指定压力至患者过程中压力扰动最小化。气流前馈控制是适于克服固有延迟的控制系统，而反馈补偿用于降低沿着导管的压力，气流前馈控制对于包括直接较小的导管并因此造成高阻抗的系统而言尤其重要，例如,管道内径小于19毫米的导管，例如13毫米、14毫米、15毫米、16毫米或17毫米。气流前馈控制是通过监测系统内测得的气流的变化并根据测得的气流变化水平估计输出压力的变化的方式工作。通过坐落于气流发生器上的流量传感器来测量气流。可替代地，气流量传感器也可以坐落于患者接口或空气输送管道内。流量传感器优选高带宽流量传感器。气流前馈系统比反馈系统更早响应从而抵消系统响应延迟。将得到的前馈补偿水平值加到控制器的输出端，而不是加到反馈系统控制器的输入端。结果输出命令接近预先设定的压力水平，从而减少潜在的无效或延迟时间。可在生产制造时通过调整增益、直到观测到压力波动减至足够小，以在系统校准步骤时便确定Kf的值。图8是本发明的实施例中的前馈控制的原理图。流量传感器测量气流，并根据气流的干扰，前馈输出压力调整通过气流变化乘以Kf算出。确定的前馈输出被送到PID控制器，例如在图7中所描述的，从而补偿系统内的干扰，此干扰预计会影响输送至患者的压力输出P2。在优选的实施例中，该系统也包括高通滤波器，在图10中的用虚线框表示。在该实施例中，测得的气流信号在确定前馈输出之前先通过高通滤波器过滤。高通滤波器能够消除测得流量中的直流分量。可替代地，可以使用滤除直流分量和有效范围外的高频率的带通滤波器。可替代地，前馈输出可能基于总气流量。在另一个实施例中，高分辨率的流量传感器可用于改善前馈输出的精确度。在另一个可选的实施例中，可基于压力和电机速度来估算流量，如美国同时待决申请12/294，957所述，其内容在此被全部纳入作为引用。在另一个实施例中，Bilevel PAP设备的前馈控制系统可允许压力产生较大变动，该压力变动是由于在EPAP和IPAP压力之间的切换(例如，循环或触发)造成的。但是，前馈可以补偿发生在IPAP和/或的EPAP呼吸阶段的流量扰动，从而防止压力波动。在这种设 置中，当触发或循环时发生时，控制器向前馈控制发送信号，以防止对这些时刻所探测到的流量扰动进行任何补偿，而控制器按需对相位改变进行压力调整。对于反馈控制系统，输送的压力经过测量或确定。压力传感器坐落于气流发生器中，用于测量从气流发生器出来的气体压力并确定输送压力。另一种可替代的设置是，压力传感器可能坐落于患者接口从而直接测量输送压力或位于空气输送管道，例如在空气输送管道的患者接口末端附近。反馈系统比较实际的输送压力，即测得的压力，并把实际输送压力和设定的压力值进行比较来确保系统输送所需的设定压力值。虽然本发明已经描述了目前被认为是最实用和最优选的实施例，应该认为本发明不局限于披露的实施例，但是相反的是，本发明旨在涵盖本发明的精神和范围内的各种修改和同等的设置。同样，上述的各种实施例可结合其他实施例一同实现，例如一个实施例的内容可以结合另一个实施的内容，从而另外了解其它的实施例。此外，本发明对OSA患者有特别的应用，应该意识到患有其它疾病(如充血性心力衰竭，糖尿病，病态肥胖，中风，月巴胖手术等)的患者能从上述的教导获得好处。而且，上述的教导在非医疗应用上对患者和非患者都有适用性。
权利要求
1.一种持续气道正压通气(CPAP)系统，包括 气流发生器，所述气流发生器包括低惯性鼓风机，所述低惯性鼓风机在压力下提供可吸入气体； 患者接口 ； 空气输送管道，所述空气输送管道连接气流发生器与患者接口，该空气输送管道包括内直径小于19毫米的管道部分；以及 控制器，所述控制器适于根据鼓风机速度和压力补偿计算结果来控制输送至患者接口的压力，其中，所述压力补偿是基于方程式P1-P2 =K1Q2, 其中K1为与空气输送管道的直径和长度相关的常量，Q为流量。
2.根据权利要求I所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述鼓风机在3厘米至25厘米的水柱压力下提供可吸入气体。
3.根据权利要求2所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述鼓风机在3厘米至20厘米的水柱压力下提供可吸入气体。
4.根据权利要求I所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，K1为由导管长度/导管直径4确定。
5.根据权利要求I所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，通过实验确定K1为流量压降图的二阶多项式的系数。
6.根据权利要求I至5中任何一项所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述控制器包括两象限控制器。
7.据权利要求I至6中任何一项所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述压力补偿基于方程式 P1-P2 =K1Q2 + K2Q, 其中K1为与空气输送管道的长度和直径相关的常量，K2为基于流量压降图的常量，而Q为流量。
8.根据权利要求7所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，K2为气流压降图多项式的线性部分的系数。
9.根据权利要求I至8中任何一项所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述管道部分的内径在大约10毫米至大约18毫米之间。
10.根据权利要求I至8中任何一项所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述管道部分的内径在大约13毫米至大约16毫米之间。
11.根据权利要求I至8中任何一项所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述管道部分的内径为大约15毫米。
12.根据权利要求I至10中任何一项所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述控制器进一步包括气流前馈控制系统，从而预测发生在系统内的压力扰动。
13.根据权利要求12所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述气流前馈包括传感器，所述传感器适于测量和检测气流变化，当检测到气流变化时，所述控制器调整鼓风机的压力输出，从而降低输送至患者接口的压力扰动水平。
14.根据权利要求13所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，通过前馈输出调整所述压力输出，所述前馈输出等于流量变化乘以系数Kf。
15.根据权利要求12至14中任何一项所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，该系统进一步包括反馈控制系统，所述反馈控制系统适于基于测得的压力进一步调整压力输出。
16.根据权利要求15所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述压力输出是前馈输出与反馈输出的总和。
17.一种气道正压通气(PAP)系统，包括 气流发生器，所述气流发生器包括鼓风机，所述鼓风机在压力下提供可吸入气体； 患者接口 ； 空气输送管道，所述空气输送管道连接气流发生器与患者接口，该空气输送管道包括 内直径小于19毫米的管道部分； 流量传感器；和 控制器，所述控制器适于基于鼓风机和测得的流量控制输送至患者接口的压力，所述控制器包括前馈控制系统，所述前馈控制系统用于减少压力波动。
18.根据权利要求17所述的气道正压通气系统，其特征在于，所述鼓风机在3厘米至25厘米的水柱压力下提供所述可吸入气体。
19.根据权利要求18所述的气道正压通气系统，其特征在于，所述鼓风机在3厘米至20厘米的水柱压力下提供所述可吸入气体。
20.根据权利要求17所述的气道正压通气系统，其特征在于，所述前馈控制系统基于流量传感器测得的流量来监控流量变化，并通过计算前馈输出以及依据计算出的前馈输出来调整压力输出，从而预测响应流量的任意变化而预期产生的压力扰动。
21.根据权利要求20所述的气道正压通气系统，其特征在于，通过将流量变化乘以增益系数Kf计算出所述前馈输出。
22.根据权利要求21所述的气道正压通气系统，其特征在于，所述系统进一步包括高通滤波器，以在计算前馈输出之前过滤测得的流量信号。
23.根据权利要求20至22中任何一项所述的气道正压通气系统，其特征在于，所述前馈输出被送入比例积分微分(PID)控制器，以调整压力输出。
24.根据权利要求17至23中任何一项所述的气道正压通气系统，其特征在于，所述流量传感器是高分辨率流量传感器。
25.根据权利17至24中任何一项所述的气道正压通气系统，其特征在于，所述控制器进一步包括反馈控制系统，所述反馈控制系统适于协助维持准确的压力输出。
26.根据权利要求25所述的气道正压通气系统，其特征在于，所述反馈控制系统包括压力传感器，所述压力传感器用于测量输送的压力，并将测得压力与设定压力进行比较。
27.一种持续气道正压通气(CPAP)系统，包括 气流发生器，所述气流发生器包括鼓风机，所述鼓风机在一定压力下提供可吸入气体； 患者接口 ； 空气输送管道，所述空气输送管道连接气流发生器与患者接口，所述空气输送管道包括内直径小于19毫米的管道部分。
28.根据权利要求27所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述鼓风机在3厘米至25厘米的水柱压力下提供所述可吸入气体。
29.根据权利要求28所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述鼓风机在3厘米至20厘米的水柱压力下提供所述可吸入气体。
30.根据权利要求27所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述管道部分的内径在大约10毫米至18毫米之间。
31.根据权利要求30所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述管道部分的内径在大约13毫米至大约16毫米之间。
32.根据权利要求30所述的持续气道正压通气系统，其特征在于，所述管道部分的内径为大约15毫米。
33.一种持续气道正压通气系统,包括 气流发生器，所述气流发生器具有排气口 ； 空气输送管道，其内径小于19毫米； 气流发生器连接件，所述气流发生器连接件将空气输送管道的一端连接至气流发生器的排气口 ；以及 识别系统，所述识别系统用于识别或辨别连接至CPAP系统的空气输送管道的类型。
全文摘要
一种持续气道正压通气(CPAP)系统，包括气流发生器(10)、患者接口(50)和空气输送管道(20)，所述空气输送管道(20)连接所述气流发生器和所述患者接口，其中所述空气输送管道的内径小于19毫米。优选地，所述空气输送管道的内径在大约10毫米到大约18毫米之间。所述持续气道正压通气系统还可包括控制器，所述控制器用于补偿系统内的压力波动和/或增加的阻抗。优选地，鼓风机包括低惯性鼓风机。
文档编号A61M16/00GK102762247SQ201080060498
公开日2012年10月31日 申请日期2010年11月3日 优先权日2009年11月3日
发明者亚历山大·威尔, 南森·约翰·罗, 巴顿·约翰·凯尼恩, 格雷姆·斯蒂芬·卡特克利夫, 约翰·D·奥茨, 西姆·塔卡克西 申请人:雷斯梅德有限公司