专利名称：压力支持系统中的感应系数补偿的制作方法
技术领域：
本发明总体上涉及一种为由于压力支持系统中的动态流造成的压降提供压力补偿的方法和装置。
背景技术：
诸如连续气道正压(CPAP)设备之类的提供呼吸辅助的设备中普遍使用正压通气操作模式。通常由医生对正压设备进行编程以提供指定的压力，并且常常提供不同的吸气压和呼气压。可替代地，可以在体积控制模式中使用正压设备，在该体积控制模式中，医生对在给定呼吸时将输送的体积进行编程。为了提供规定的压力或体积，压力计通常测量设备出口附近的压力和流量，并且然后对正提供给患者气道的压力和体积进行估计。患者回路管道具有影响输送给患者的压力和流量的特性。该设备通常对压力和流量上的如此影响进行估计以提供适当量的压力。用于患者管道的补偿对本领域的技术人员来说是已知的。例如，存在对患者回路管道的流阻进行补偿的设备，该设备例如使用“自动导管补偿”，其中患者回路上的压降被估计为与流速的平方和由用户输入定义的比例常数成比例。还存在对输送给患者的体积由于气动顺度(pneumatic compliance)导致的不足进行补偿的设备。对患者回路上的压降量进行估计，从而可以向患者提供精确或适当量的压力。规章标准要求正压设备满足动态流条件下的特定精度标准。尽管典型的压力支持设备可能能够提供对于患者而言充分舒适的水平下的压力，并能够在不对因动态流导致的压降进行补偿的情况下满足规章要求，但迄今为止通常使用的管道都具有相对大的直径。如果要使用较小直径的管道，则在较小管道中由动态流导致的压降会导致压力支持系统具有更不理想的压力“摆幅”。因此，提供给患者的压力可能较不舒适，并且可能不能满足规章标准。例如，导管中空气的感应系数(inductance) L被定义为L = pJi 1骑，等式 I. I
Am-E其中L是以CHiH2O/(升/sec2)为单位的导管感应系数，P s气是空气密度，克/升，I导管是以cm为单位的导管长度，A导管是导管的截面面积，cm2，以及g 是重力常数，98lcm/sec2。因此，对于用于非侵入性压力治疗的、长度为6ft并且内径为22mm的标准尺寸导管，标称的感应系数值可能是O. 0775cmH20/(升/sec2)。在正常呼吸期间，由感应效应(inductive effect)造成的总压力摆幅可能仅约为峰-峰O. 2-0. 3CmH2O0该小的瞬时误差对患者来说常常不足以检测到。如果六英尺管道的直径小到15mm、11mm，或者也许甚至更小，贝1J可能会导致问题。例如，在Ilmm管道的情况下，感应系数值可能高达O. 3IOcmH2O/(升/sec2)，并且峰-峰压力误差可能达到I. 2cmH20,这可能给患者带来不适。
发明内容
相应地，本发明的目的是提供一种克服常规压力支持系统的缺点的压力支持系统。根据本发明的一个实施例，这个目的是通过提供一种用于向患者气道输送气体流的压力支持系统t来实现的，该系统t包括产生气体流的气流发生器和患者回路。患者回路耦合到气流发生器并且包括适于向患者气道传送气体流的管。该系统还包括与气流发生器和/或患者回路相关联的传感器，该传感器被配置成测量患者回路中的气体流并且基于测量的流量产生流量信号。该系统还包括与气流发生器和传感器操作性连接的控制器。控制器被配置成对提供给患者的气体流的压力进行控制。控制器接收来自传感器的流量信号，并 且确定提供给患者的气体的流量中的变化率。如果提供给患者的气体的流量中的变化率超过阈值量，则该控制器对提供给患者的气体流的压力进行修改或补偿。另一方面提供一种向患者通气或输送气体流的方法。该方法包括从气体源经由患者回路向患者气道输送气体流。患者回路包括适于向患者气道传送气体流的管。该方法还包括测量气体流并基于对流量的测量来产生流量信号。该方法还包括通过如下方式控制提供给患者的气体流的压力1)接收流量信号并确定提供给患者的气体的流量中的变化率，以及2)如果提供给患者的气体的流量中的变化率超过阈值量，则对提供给患者的气体流的压力进行修改或补偿。另一方面提供了一种用于对患者进行通气的系统。该系统包括用于从气体源经由患者回路向患者气道输送气体流的模块。患者回路包括适于向患者气道传送气体流的管。该系统还包括用于测量流速并基于所测量的患者回路中气体流量产生流量信号的模块。该系统还包括通过如下方式控制提供给患者的气体流的压力的模块I)接收流量信号并且确定提供给患者的气体的流量中的变化率，以及2)如果提供给患者的气体的流量中的变化率超过阈值量，则对提供给所述患者的气体流的压力进行修改或补偿。参考附图考虑以下描述和所附权利要求之后，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，以及部分的组合和制造的经济性，将变得更加清楚，所有附图都形成本说明书的一部分，其中在各幅图中类似的附图标记指示对应的部分。在本发明的一个实施例中，可以认为本文例示的结构部件是按比例绘制的。不过应当清楚理解的是，附图仅仅为了例示和描述的目的，而并非意在作为对本发明界限的限定。如说明书和权利要求中所用的那样，单数形式的“一个” “一种”和“该”包括多个指示物，除非上下文明确地另有说明。
图I是适于实施根据本发明原理的压力支持治疗的正气道压力支持系统的功能框图2A-2D是根据实施例的患者回路管道的流量、压降、流量微分和压降估计误差的波形；图3A-3D是根据实施例的患者回路管道的流量、压降、流量微分和压降估计误差的波形；以及图4为流程图，该流程图示出了用于实施本发明的压力支持模式的过程的一部分。
具体实施例方式图I示意性示出了根据本发明原理的适于向患者提供改进的可变正气道压力模式的压力支持的气道压力支持系统10。通过输送管56，向任何已知构造的呼吸面罩或患者接口 58输送来自气体流量/压力发生器52、总的由箭头D表示的加压气体流，该呼吸面罩或患者接口 58通常由患者54佩戴或以其他方式附着于患者54，以向该患者的气道传送气体流。输送管56也通常被称为患者回路。在一些实施例中，输送管56可以包括柔性管道·100。在一些实施例中，患者回路的管道100直径为15mm或更小。如上所述，管道100具有可能影响提供给患者的气体的压力和流量的特性。例如，管道可能引起影响提供给患者的气体压力或流量的流阻和感应系数。为了向患者提供适当量的气体压力或流量，系统10对从动态气体流量导致的患者回路中的压降进行补偿。压力支持系统10基于对患者管道的影响，来修改或补偿提供给患者的气体流的压力。具体而言，压力支持系统确定提供给患者的气体流量的变化率，并且如果提供给患者的气体流量的变化率超过阈值量，则对提供给患者的气体流的压力进行修改或补偿。图2A-2D示出了直径为22mm并且长度为6英尺的患者管道100的患者流量、压降、流量微分(flow differential)和压降估计误差的示例性波形。作为对比，图3A-3D示出了直径为15mm并且长度为6英尺的患者管道100的患者流量、压降、流量微分和压降估计误差的示例性波形。如图2A和图2D以及图3A和图3D所示，在不补偿感应性压降的情况下的压降的估计误差在吸气开始时并且从吸气到呼气随着流量下降，迅速上升(spike)。如图2D和图3D所示，在直径为15mm的患者管道100 (参见图3D)中，在不补偿感应性效应的情况下的压降估计误差比在直径为22mm的患者管道(参见图2D)中的更大。因此，系统10能够补偿动态流的感应效应。可以将这用于任何直径或长度的管道，但对于直径较小或长度较大的管道(其中经历更多感应)可能是特别有益的。再参考图1，压力支持系统10包括气体流量/压力发生器52，气体流量/压力发生器52例如是常规CPAP或双水平压力支持设备中使用的风机，活塞，波纹管(bellow)，压缩机，或接收来自任何适当的来源的总体由箭头C表示的气体的任何其他设备，该任何适当来源例如是氧气或空气的加压罐、环境大气或其组合。气体流量/压力发生器52产生气体流(该气体例如是空气、氧气或其混合物)用于以相对较高和较低压力输送给患者54的气道。系统10可以被配置成根据一种或多种模式产生可呼吸气体的加压流。一种这样的模式的非限制性示例是连续正气道压力(CPAP)。CPAP已经被使用了很多年，并且已经被证明在促进规则呼吸方面很有帮助。压力支持治疗的另一种模式是双水平治疗。在双水平正气压模式中，向患者供应两个或更多水平的正气压。本发明还预期提供一种自动滴定式(auto-titration)的连续或双水平治疗,其中压力基于所监测的变量(例如患者是否正经历呼吸暂停)而改变。在一实施例中，正气道压力支持系统10实质上充当双水平压力支持系统，并且因此，包括在这样的系统中所必要的所有能力，以便向患者提供独立的IPAP水平和EPAP水平。这包括通过输入命令、信号、指令或信息来接收必要的参数以用于提供双水平压力，该参数例如是最大和最小的IPAP设置和EPAP设置。还向压力支持过程提供来自流量传感器62的流量信号Q3w，该压力支持过程控制压力控制器以输出期望的吸入波形和呼出波形。典型地，执行压力支持操作包括基于流量信号Q3w来估计或确定实际患者流量1 #，判断患者是处于呼吸周期的吸入阶段还是呼出阶段并且提供表示患者呼吸状态的Ι/E状态信号，并且触发压力支持系统并使压力支持系统循环工作。图I中所示的压力支持系统10是单支(single-limb)系统,这意味着患者回路仅包括将患者连接到压力支持设备的输送管56。这样一来，在输送管中提供排气孔57，以用于如箭头E所示从系统排出呼出的气体。应当注意的是，可以在输送管之外的其他位置或 替代输送管来提供排气孔，例如在患者接口设备中。还应当理解的是，根据要从压力支持系统排出气体的期望方式，排气孔可以具有各种这样的配置。本发明还预期了可变正气道压力支持系统可以是双支(two-limb)系统，该双支系统具有连接到患者的输送管和排气管。在图示的示例性实施例中，患者接口 58是鼻/ 口面罩。不过,要理解的是,患者接口 58可以包括鼻面罩、鼻枕、气管导管、气管内导管或提供气流传送功能的任何其他设备。而且，出于本发明的目的，短语“患者接口”可以包括输送管56和将加压气体源连接到患者的任何其他结构。可以在患者回路中设置各种部件或将各种部件耦合到患者回路。例如，可以将滤菌器、压力控制阀、流量控制阀、传感器、仪表、压力过滤器、增湿器和/或加热器设置于患者回路中或附着于患者回路。同样地，可以在气体流量/压力发生器52的入口或阀门60的出口处设置诸如消音器和过滤器之类的其他部件。在图示的实施例中，可变正气道压力支持系统10包括设置于输送管56中的形式为阀门60的压力控制器。阀门60控制从气体流量/压力发生器52输送给患者的气体流的压力。出于当前目的，将气体流量/压力发生器52和阀门60统称为“压力发生系统”，这是因为它们协调行动以控制输送给患者的气体的压力和/或流量。应当清楚的是，本发明预期了用于控制由气体流量/压力发生器输送给患者的压力的其他技术，该其他技术例如是单独地或者与压力控制阀组合地改变风机速度。因此，根据用于控制输送给患者的气体流的压力的技术，阀门60是可选的。如果去掉阀门60，压力发生系统单独对应于气体流量/压力发生器52，并且，例如通过控制气体流量/压力发生器52的电机转速来控制患者回路中的气体压力。压力支持系统10还包括流量传感器62,流量传感器62测量输送管56之内的气体流量。根据图I中所示的实施例，将流量传感器62置于输送管56中，例如阀门60的下游。压力支持系统10还可以包括用于测量从系统输送的气体压力的压力传感器63。如图I所示，也可以将压力传感器63置于输送管56的回路中，例如阀门60的下游。不过，所预期的是，传感器62、63可以位于系统10中的任何适当位置。在一些实施例中，压力传感器34位于气体出口处或附近。可以定位压力传感器63以测量进入管56的气体流压力。本发明预期了用于测量患者的患者流量的其他技术。所预期的是，可以在沿输送管56的其他位置测量流量。而且，已知的是通过监测流量/压力发生器52的操作来测量压力和/或流量。设置用户接口 66用于设置由压力支持系统10使用的各种参数，还用于向用户(例如临床医师或护理人员)显示和输出信息和数据。这使得能够在患者和系统10之间传送数据、结果和/或指令和任何其他可传送的项目(统称为“信息”)。适于包括在用户接口 66的接口设备的示例包括小型键盘、按钮、开关、键盘、旋钮、手柄、显示屏、触摸屏、扬声器、麦克风、指示灯、可听警报、打印机和/或其他接口设备。在一个实施例中，用户接口 66包括多个独立接口。在一个实施例中，用户接口 66包括与包含压力支持系统部件的外壳整体设置的至少一个接口。还预期了，可以设置输入/输出终端，以便能够远程监测和控制由压力支持系统收集的操作信息和数据。 控制器64可以是处理器或微处理器，如下文详细所述的那样，该处理器或微处理器能够实施和执行用于监测患者呼吸特性并且在此基础上控制气体流量的例程。这样一来，控制器可以包括数字处理器、模拟处理器、被设计成处理信息的数字电路、被设计成处理信息的模拟电路、状态机和/或其他用于以电子方式处理信息的机构中的一种或多种。此外，控制器64包括存储器65或存储器阵列，用于存储和缓存实施在此讨论的技术所必需的信息。应当理解的是，控制器64可以是单个处理部件，或者可以由协同工作以实施在此所讨论的技术的多个部件(存储器、处理器、阵列、逻辑电路等)构成。控制器64可以被配置成通过软件；硬件；固件；软件、硬件和/或固件的某种组合；和/或用于在处理器24上构造处理能力的其他机构来实施图4中所示并将稍后详细描述的过程400。在实施例中，控制器64控制气体流量/压力发生器52、阀门60或两者，以向患者54的气道输送压力波形。在本发明的示例性实施例中，压力波形实质上是在IPAP水平和EPAP水平之间交替的双水平压力波形。在一些实施例中，如下所讨论的那样，IPAP水平是处于控制器64操纵下的变量。从用户通过输入设备66向控制器提供最大和最小的IPAP水平(IPAPmax、IPAPmin)。可替代地或附加地，EPAP水平是处于控制器64操纵下的变量。在这样的实施例中，从用户通过输入设备66向控制器提供最大和最小的IPAP水平(EPAPmax、EPAPmin)。应当理解的是，最大和最小的IPAP/EPAP水平也可以是预先建立并且存储在控制器中作为默认参数或代替来自系统操作员的输入参数。控制器64可以包括存储阵列和缓存，以实时计算参数并且存储活动窗口中的结果。控制器64可以确定要在吸气期间提供给患者的压力量。控制器可以确定由于患者管道100的阻性效应(resistive effect)和感应效应(inductive effect)导致的总压降。然后将总压降加到在下次吸气期间提供给患者的压力。图4为流程图，该流程图示出了在一些实施例中系统10用于补偿患者回路管道100的效应的过程或算法400。在步骤402中，系统10获得流量传感器62的输出。在一些实施例中，以诸如100个样本/秒之类的采样速率对该输出进行采样。过程400然后前进到步骤404和步骤412。在步骤404中，可以利用滤波器67对步骤402中获得的流量信号进行滤波以减少或消除流量信号中的噪声。可能需要对流量信号进行滤波以使系统10能够提供更精确的压力补偿。滤波器67可以是低通滤波器、高通滤波器或带通滤波器中的一个或组合。在一些实施例中，滤波器67可以包括数据存储能力，以存储流量信号的历史。在一些实施例中，可以使流量信号通过低通滤波器，低通滤波器衰减高频噪声并在输出上产生干净的总空气流量信号。来自滤波器的所得输出可以是噪声减小的患者流量信号。过程400然后前进到步骤406。在步骤406中，系统10区分先前的样本与当前样本以获得微分流量或流量的变化率。在该步骤406中可以使用高通滤波器。在一个实施例中，可以利用带通滤波器来执行步骤404和步骤406。可以任选地在控制器64中进行比较。可以在存储器65或任何其他存储设备中存储差分流量值。也可以在存储器65或任何其他存储设备中存储反映滤波后的流量信号的流量值。在步骤408中，将步骤406中获得的差分流量与低阈值和高阈值进行比较。可以在控制器64中实施该比较。系统10可以任选地包括AD转换器，以转换流量信号，供控制 器64处理。在一些实施例中，可以使用阈值对差分流量值进行“调理”。即使信号已经被滤波，流量信号和差分流量信号仍然可能有噪声。然而，增加更多滤波器可能导致延迟。因此，可以使用阈值(多个阈值)来防止系统提供假的压力补偿量并且没有增大的延迟。在步骤408中，过程400基于差分流量值是否高于低阈值和/或低于高阈值来判断是否利用差分流量值进行补偿。在一些实施例中，仅仅作为示例，低阈值可以是30(L/min) /sec。在一些实施例中,仅仅作为示例，高阈值可以是200 (L/min) /sec。可替代地或附加地，可以对差分流量信号进行附加滤波。如果差分流量值超过低阈值并低于高阈值，则过程400前进到步骤410。在一些实施例中，如果差分流量低于低阈值，则过程400可以前进到步骤414，并且将差分流量设置为零，从而可以仅利用阻性压降来确定总压降。如果差分流量超过高阈值，则过程400可以前进到步骤414，并且将差分流量设置为高阈值的值，使得总压降是高阈值的值的函数。在将差分流量与阈值进行比较时，可以使用差分流量的绝对值。此外，低阈值和高阈值的值可以是正的和负的。例如，在低阈值为30(L/min) /sec的一个实施例中，如果差分流量介于-30 (L/min) /sec和30 (L/min) /sec之间，则将差分流量设置为O。在一个实施例中，如果差分流量低于-200(L/min)/sec (高阈值的值)，则将差分流量设置为-200 (L/min) /sec。在步骤410中，控制器64将步骤408中获得的差分流量值乘以感应系数。可以将系数C定义为管道100的直径、管道100的长度和气体的密度的函数。在一些实施例中，可以由用户设置系数C的值。可以在存储器65中或在任何其他存储设备中存储C。在步骤412中，系统10确定阻性压降。可以利用已知的方法，例如根据以下等式来确定阻性压降Pdrop=A · Q2+B · Q, 等式 I. 2其中A是紊流阻力系数，B是层流阻力系数，而Q被定义为流速。可以由用户输入来定义系数A和B。可替代地，也可以利用邻近患者的压力传感器来自动确定A常数和B常数。在一些实施例中，可以针对给定患者管道100，凭借经验来确定系数A、B和C或可以基于压力反馈来确定系数A、B和C。在一些实施例中，可以执行校准测试以确定A、B和C的值。可以将A、B和C的值存储在存储器65、RFID (射频识别)设备或其他存储设备中。在步骤414中，系统10计算并补偿患者回路上由于动态流导致的总压降，例如由于变化的流量导致的压降。在该步骤中，控制器64将步骤410中获得的感应压降的值加到步骤412中获得的阻性压降的值上。因此，可以将管道上的压降估计为P— = 3· 2+方等式 1.3其中A是紊流阻力系数，B是层流阻力系数，C是感应系数，Q被定义为流速一是流量变化率的近似，或也称为流量微分。控制器64可以在压力补偿期间使用等式L 3来补偿由于通过管道100的动态流的阻性效应和感应效应导致的压降。在吸气开始时控制器64可以基于步骤414中计算的压降来提供压力补偿。在一些实施例中，替代如上文所讨论的对流量信号进行微分或除了如上文所讨论的对流量信号进行微分之外，可以将固定值用作流量微分。例如，在一些实施例中，系统10判断流速何时增大并且在压力补偿期间提供固定值用作流量微分。系统10还可以判断流速何时减小并且在压力补偿期间提供另一固定值用作流量微分。如果系统10判定流速相·对稳定，则系统10可以在压力补偿期间提供第三固定值用作流量微分。固定值可以由用户设置或可以由系统确定。尽管提供的压力补偿量可能不如利用通过过程400获得的流量微分那样精确，但是利用固定值仍然可以有效补偿由于动态流导致的感应压降。也可以使用流量微分(如利用图4所示算法来确定的)来补偿压力支持系统10的感测系统和控制系统中的延迟。流量传感器可以具有固有延迟和信号调节。对来自流量传感器的信号进行处理的电子设备可能增加额外的延迟。因此，这种延迟可能导致对电路上压降的估计的误差。可以通过利用如上所述获得的微分流量值提供补偿来消除这些误差中的一些。当向患者提供规定的压力时，控制器64可以使用在步骤414中计算的总压降。可以用总压降减去测量的压力来估计正提供给患者的实际压力。控制器64可以判断其是否处于呼吸周期的吸气阶段。这可以利用在吸气和呼气之间进行区分的任何常规技术来完成。在一实施例中，每当患者处于吸气时，就设置标记。在吸气期间设置标记的实施例中，如果患者处于呼吸周期的吸气阶段中，则控制器64使得气体流量/压力发生器开始向患者输送吸气压力，该吸气压力补偿在过程400的步骤414中计算的总压降。控制器然后可以控制在呼吸周期期间或之内输送给患者的压力。控制器判断输送给患者的压力支持是否足够。该系统可以连续实施过程400以确保向患者提供适当且精确的压力量。在一些实施例中，可以在单次吸气或呼气阶段之内的不同时间实施该过程，从而能够在单个呼吸周期中计算气体流量的变化率。例如，可以在硬件、固件、软件或其各种组合中进行本发明的实施例(例如控制器、微处理器或处理器)。也可以将本发明实施为机器可读介质上存储的指令，可以利用一个或多个处理设备读取并执行该指令。在一个实施例中，机器可读介质可以包括用于以可以由机器(例如计算设备)读取的形式存储和/或传输信息的各种机构。例如，机器可读存储介质可以包括只读存储器、随机存取存储器、磁盘存储介质、光存储介质、闪存设备和用于存储信息的其他介质，并且机器可读传输介质可以包括传播信号(包括载波)、红外信号、数字信号和用于传输信息的其他介质的形式。尽管可以在以上公开中依照执行特定动作的具体示例性方面和实施例来描述固件、软件、例程或指令，但显然这样的描述仅仅是为了方便，并且这样的动作实际上来自计算设备、处理设备、处理器、控制器或执行固件、软件、例程或指令的其他设备或机器。可以明白的是，实施例不限于上述具体时间周期、百分数和常数。相反，只要维持本发明的一般原理，可以使用这些量的其他值。此外，这些量未必是固定的。反而，可以由控制器64基于监测的患者状况来动态改变它们。例如，如果患者不对当前处置方法做出响应，可以这样做以更积极地治疗他们，反之亦然。尽管出于例示的目的基于当前被认为是最实际的实施例详细描述了本发明，但应当理解的是，这样的细节仅仅是为了该目的，并且本发明不限于所公开的实施例，而是相反，本发明意在涵盖处于所附权利要求的精神和范围之内的变型和等同布置。例如，应当理 解的是，本发明预期了，在可能的范围内，可以将任何实施例的一个或多个特征与任何其他实施例的一个或多个特征组合。
权利要求
1.一种用于向患者的气道输送气体流的系统(10)，所述系统包括 产生气体流的气流发生器(52)； 患者回路(56)，其耦合到所述气流发生器，并且所述患者回路(56)包括适于向患者的气道传送所述气体流的管(100)； 传感器(62)，其与所述气流发生器和/或所述患者回路相关联，并且所述传感器(62)被配置成测量所述气体流的速率并且基于所测量的流的速率产生流量信号；以及 控制器(64)，其与所述气流发生器和所述传感器操作性连接，所述控制器被配置成对提供给所述患者的所述气体流的压力进行控制，其中，所述控制器接收来自所述传感器的所述流量信号并且确定提供给所述患者的所述气体的所述流量的变化率，并且其中，所述控制器根据所述气体的所述流量的所述变化率来对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行修改或补偿。
2.根据权利要求I所述的系统，其中，根据所述气体流的所述变化率对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行修改或补偿包括确定 (a)提供给所述患者的所述气体流的所述变化率是否超过阈值量，或者 (b)提供给所述患者的所述气体流的所述变化率是否低于高阈值量。
3.根据权利要求I所述的系统，还包括滤波器，所述滤波器接收来自所述传感器的所述流量信号并且所述滤波器被配置成对所述信号进行滤波以供所述控制器处理。
4.根据权利要求3所述的系统，其中，所述滤波器是低通滤波器、高通滤波器或带通滤波器。
5.根据权利要求I所述的系统，其中，所述管包括直径小于15mm的导管。
6.根据权利要求I所述的系统，其中，对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行补偿包括补偿所述患者回路的阻性效应或所述患者回路的感应效应。
7.根据权利要求I所述的系统，其中，确定所述气体流的所述变化率包括确定当前流量值和先前流量值之间的差异。
8.根据权利要求I所述的系统，其中，对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行补偿包括确定感应系数，所述感应系数是导管的直径、气体密度、导管长度或其任意组合的函数。
9.一种对患者进行通气的方法，包括 从气体源经由患者回路向患者的气道输送气体流，所述患者回路包括适于向所述患者的所述气道传送所述气体流的管； 测量所述气体流的速率并且基于所测量的流的速率产生流量信号； 通过如下方式来控制提供给所述患者的所述气体流的压力1)接收所述流量信号并且确定所述气体的所述流量的变化率，以及2)根据所述气体的所述流量的所述变化率来对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行修改或补偿。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，根据所述气体流的所述变化率对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行修改或补偿包括判断(a)提供给所述患者的所述气体流的所述变化率是否超过阈值量，或者(b)提供给所述患者的所述气体流的所述变化率是否低于高阈值量。
11.根据权利要求9所述的方法，还包括对所述信号进行滤波以供所述控制器处理。
12.根据权利要求9所述的方法，其中，由低通滤波器、高通滤波器或带通滤波器来执行 所述滤波。
13.根据权利要求9所述的方法，还包括对反映所述流量信号的流量值求微分以确定所述气体流的所述变化率。
14.根据权利要求9所述的方法，其中，所述管包括导管，并且其中，对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行补偿包括确定感应系数，所述感应系数是所述导管的直径、气体密度、导管长度或其任意组合的函数。
15.根据权利要求9所述的方法，其中，确定所述气体流的所述变化率包括确定当前流量值与先前流量值之间的差异。
16.根据权利要求9所述的方法，其中，对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行补偿包括补偿所述患者回路的阻性效应或所述患者回路的感应效应。
17.—种用于对患者通气的系统(10),包括 用于从气体源经由患者回路(56、58)向患者的气道输送气体流的模块(52)，所述患者回路包括适于向所述患者的所述气道传送所述气体流的管(100)； 用于测量所述气体流的速率并且基于对流的速率的所述测量产生流量信号的模块(62)； 用于通过如下方式对提供给所述患者的所述气体流的压力进行控制的模块(64):1)接收所述流量信号并且确定所述气体的所述流量中的变化率，以及2)根据所述气体流中的所述变化率对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行修改或补偿。
18.根据权利要求17所述的系统，其中，根据所述气体流的所述变化率对提供给所述患者的所述气体流的所述压力进行修改或补偿包括确定提供给所述患者的所述气体流的所述变化率是否超过阈值量。
全文摘要
一种用于向患者(54)的气道输送气体流的系统和方法。该系统包括气流发生器(52)和患者回路(56)，患者回路(56)包括向患者传送气体流的管(100)。传感器(62)被配置成测量气体流的速率并基于测量的流的速率产生流量信号。控制器(64)与气流发生器(52)和传感器(62)操作性连接并且被配置成控制提供给患者的气体流的压力。控制器(64)从传感器(62)接收流量信号，确定气体流中的变化率，并且如果提供给患者的气体流中的变化率超过阈值量，则对提供给患者的气体流的压力进行修改或补偿。
文档编号A61M16/00GK102892449SQ201180023283
公开日2013年1月23日 申请日期2011年4月26日 优先权日2010年5月11日
发明者B·I·谢利, P·查特吉, P·D·希尔 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司