專利名稱：肥胖通氣不足綜合癥處置系統(tǒng)和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及向受試者輸送治療以處置呼吸障礙，在其中，自動(dòng)控制平均潮氣量、呼吸速率和/或呼氣末正壓。
背景技術(shù)：
肥胖通氣不足綜合癥是一種呼吸綜合癥，其中肥胖人士 (例如，具有>30kg/m2的身體質(zhì)量指標(biāo)的人士)患有由淺的或者不充分的呼吸導(dǎo)致的缺氧和血碳酸過多癥。其他綜合癥和/或病癥具有這些和/或其他癥狀。被配置為向這樣的受試者的氣道輸送加壓氣體以促進(jìn)呼吸的系統(tǒng)是已知的。這樣的系統(tǒng)包括被配置為保持治療呼吸速率和每次呼吸的平均潮氣量的系統(tǒng)。
在傳統(tǒng)系統(tǒng)中，治療呼吸速率可以是用戶(例如，受試者、護(hù)理人員、治療決策者、研究者和/或其他用戶)配置的設(shè)置。在這樣的系統(tǒng)中，治療呼吸速率可能沒有考慮對受試者的自主呼吸的測量。
通常，在保持平均潮氣量的系統(tǒng)中，將每次呼吸支持在相同的壓力水平上。這些系統(tǒng)一般不被配置為在不同壓力水平上支持自主和非自主呼吸。發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的目標(biāo)是提供一種克服傳統(tǒng)系統(tǒng)的缺點(diǎn)的治療系統(tǒng)。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，這一目標(biāo)是通過提供一種被配置為向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)的。在一個(gè)實(shí)施例中，所述系統(tǒng)包括壓力生成器、傳感器以及一個(gè)或多個(gè)處理器。所述壓力生成器被配置為生成用于向受試者的氣道輸送的加壓可呼吸氣體流。所述傳感器被配置為生成傳達(dá)與患者的呼吸努力相關(guān)的信息的輸出信號。所述一個(gè)或多個(gè)處理器被配置為執(zhí)行包括控制模塊、吸氣壓力模塊、速率確定模塊以及呼氣壓力模塊的計(jì)算機(jī)程序模塊。所述控制模塊被配置為根據(jù)治療方案控制所述壓力生成器，使得在受試者的呼吸過程中保持平均潮氣量，并且使得呼吸以呼吸速率進(jìn)行。所述吸氣壓力模塊被配置為確定保持平均潮氣量的吸氣壓力水平。所述速率確定模塊被配置為確定治療呼吸速率。所述呼氣壓力模塊被配置為確定呼氣 壓力水平。所述控制模塊還被配置為控制所述壓力生成器，使得受試者的呼吸保持在所述治療呼吸速率上，并且使得在吸氣過程中以由所述吸氣壓力模塊確定的吸氣壓力水平輸送加壓可呼吸氣體流，并且在呼氣過程中以所述呼氣壓力水平輸送加壓可呼吸氣體流。
本公開的另一方面涉及一種向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的方法。在一個(gè)實(shí)施例中，所述方法包括:生成用于向受試者的氣道輸送的加壓可呼吸氣體流；生成傳達(dá)與受試者的呼吸努力相關(guān)的信息的輸出信號；動(dòng)態(tài)地確定保持平均潮氣量的吸氣壓力水平；動(dòng)態(tài)地確定呼氣壓力水平；動(dòng)態(tài)地確定治療呼吸速率；以及根據(jù)治療方案控制加壓可呼吸氣體流的生成，使得受試者的呼吸以所述治療呼吸速率進(jìn)行，并且使得在吸氣過程中以所述吸氣壓力模塊確定的吸氣壓力水平輸送加壓可呼吸氣體流，并且在呼氣過程中，以所述呼氣壓力水平輸送加壓可呼吸氣體流。
本發(fā)明的又一方面涉及被配置為向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的系統(tǒng)。在一個(gè)實(shí)施例中，所述系統(tǒng)包括:用于生成用于向受試者的氣道輸送的加壓可呼吸氣體流的器件；用于生成傳達(dá)與受試者的呼吸努力相關(guān)的信息的輸出信號的器件；用于動(dòng)態(tài)地確定保持平均潮氣量的吸氣壓力水平的器件；用于動(dòng)態(tài)地確定呼氣壓力水平的器件；用于動(dòng)態(tài)地確定治療呼吸速率的器件；以及用于以下的器件:其用于根據(jù)治療方案控制加壓可呼吸氣體流的生成，使得受試者的呼吸以所述治療呼吸速率進(jìn)行，并且使得在吸氣過程中以所述吸氣壓力模塊確定的吸氣壓力水平輸送加壓可呼吸氣體流，并且在呼氣過程中，以所述呼氣壓力水平輸送加壓可呼吸氣體流。
參考附圖，考慮以下描述和所附權(quán)利要求，本發(fā)明的這些和其他目標(biāo)、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、各部分的組合以及制造的經(jīng)濟(jì)性將變得更加顯而易見，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(biāo)記表示對應(yīng)的部分。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中，按比例繪制在文中圖示的結(jié)構(gòu)部件。然而，顯然可以理解，附圖僅是為了圖示和描述的目的，而不是限制本發(fā)明。此外，應(yīng)當(dāng)認(rèn)識到，在文中的任何一個(gè)實(shí)施例中示出或描述的結(jié)構(gòu)特征也能夠用于其他實(shí)施例中。然而，顯然可以理解，附圖僅是為了圖示和描述的目的，而并非意在定義本發(fā)明的限制。


圖1圖示了被配置為向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的系統(tǒng)；
圖2圖示了在受試者的自主和非自主呼吸上取得的兩個(gè)繪圖3圖示了用于確定壓力的升高量的繪圖；以及
圖4圖示了向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的方法。
具體實(shí)施方式
如在文中使用的，單數(shù)形式“一”、“一個(gè)”以及“該”包括多個(gè)參考對象，除非上下文明確另行指定。如在文中使用的，兩個(gè)或更多部分或部件進(jìn)行“耦合”的表述應(yīng)當(dāng)意為所述部分直接或者間接地結(jié)合或一起運(yùn)行，即，通過一個(gè)或多個(gè)中間部分或部件，只要存在鏈接。如在文中使用的，“直接耦合”意為兩個(gè)元件直接相互接觸。如在文中使用的，“固定耦合”或者“固定的”意為兩個(gè)部件被耦合為作為一體移動(dòng)，同時(shí)保持相對于彼此的恒定取向。
如在文中使用的，詞語“單式的”意為將部件創(chuàng)建為單個(gè)零件或單元。即，包括單獨(dú)制造，之后一起耦合為單元的零件的部件不是“單式的”部件或主體。如在文中采用的，兩個(gè)或更多個(gè)部分或部件彼此“接合”的表述應(yīng)當(dāng)意為所述部分相對于彼此直接地或通過一個(gè)或多個(gè)中間部分或部件施加力。如在文中采用的，術(shù)語“數(shù)量”應(yīng)當(dāng)意為一或者大于一的整數(shù)(即，多個(gè))。在文中使用的方向短語，例如但不限于頂部、底部、左側(cè)、右側(cè)、上、下、前、后及其派生詞涉及附圖中所示的元件的取向，但其并不限制權(quán)利要求，除非其中給出了明確指出。
圖1圖示了被配置為根據(jù)治療方案向受試者12的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的系統(tǒng)10。可以將所述治療方案設(shè)計(jì)為處置呼吸病癥，諸如，肥胖通氣不足綜合癥(0HS)、阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)和/或其他呼吸病癥。所述治療方案要求保持平均潮氣量、保持呼吸速率和/或保持呼氣末正壓。系統(tǒng)10被配置為向受試者12提供治療，從而保證受試者12以治療呼吸速率呼吸?？梢曰谠谥委熎谠缙诘氖茉囌?2的呼吸和/或基于檢測到的受試者的清醒動(dòng)態(tài)地確定所述呼吸速率?？梢耘渲孟到y(tǒng)10從而可以在這樣的壓力下支持自主呼吸:所述壓力低于非自主呼吸的壓力，并且基于所述治療呼吸速率自動(dòng)觸發(fā)。在一個(gè)實(shí)施例中，系統(tǒng)10包括以下中的一個(gè)或多個(gè):壓力生成器14、電子存儲(chǔ)器16、用戶接口 18、一個(gè)或多個(gè)傳感器20、處理器24和/或其他部件。
在一個(gè)實(shí)施例中，壓力生成器14被配置為生成用于向受試者12的氣道輸送的加壓可呼吸氣體流。壓力生成器14可以針對治療目的或者針對其他目的控制加壓可呼吸氣體流的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)(例如，流量、壓力、體積、濕度、溫度、氣體組成等)?？梢愿鶕?jù)治療方案控制所述一個(gè)或多個(gè)參數(shù)(例如，如下文進(jìn)一步討論的)。所述治療方案可以被配置為維持和/或以其他方式改進(jìn)受試者12的生活質(zhì)量。通過非限制性例子，壓力生成器14可以被配置為控制加壓可呼吸氣體流的壓力，以便處置呼吸不足或者氣道阻塞綜合癥。所述壓力生成器可以包括被配置為向受試者12提供氣道正壓治療的正壓生成器。例如，在美國專利N0.6105575中描述了這樣的裝置，通過引用將其全文并入本文。
經(jīng)由接口 26向受試者12的氣道輸送加壓可呼吸氣體流。接口 26被配置為將壓力生成器14生成的加壓可呼吸氣體流傳送至受試者12的氣道。因此，接口 26包括管道28和接口器具30。管道將加壓可呼吸氣體流運(yùn)送至接口器具30，并且接口器具30將加壓可呼吸氣體流輸送至受試者12的氣道。接口器具30的一些例子可以包括，例如，氣管內(nèi)導(dǎo)管、鼻套管、鼻罩、鼻/ 口罩、全面罩、總面罩或者其他將氣體流與受試者的氣道連通的接口器具。本發(fā)明不局限于這些例子，并且考慮使用任何受試者接口向受試者12輸送加壓可呼吸氣體流。
盡管圖1將具有 接口 26的系統(tǒng)10的配置示為單支無源系統(tǒng)，但其并不意為限制。應(yīng)當(dāng)認(rèn)識到，本公開的范圍包括這樣的實(shí)施例:在其中將接口 26形成為雙支系統(tǒng)，所述雙支系統(tǒng)包括被配置為接收來自接口器具30的呼出的第二管道。所述第二管道可以將這樣的流體排放到大氣中，可以將這樣的流體運(yùn)送至過濾器，和/或?qū)⑦@樣的流體運(yùn)送至包括在系統(tǒng)10內(nèi)的部件的其他部件。
在一個(gè)實(shí)施例中，電子存儲(chǔ)器16包括以電子的方式存儲(chǔ)信息的電子存儲(chǔ)介質(zhì)。電子存儲(chǔ)器16的電子存儲(chǔ)介質(zhì)可以包括以下中的一種或兩種:與系統(tǒng)10作為一體提供的(即，與系統(tǒng)10本質(zhì)上不可移除的)系統(tǒng)存儲(chǔ)器和/或經(jīng)由，例如，端口(例如，USB端口、火線端口等)或驅(qū)動(dòng)器(例如，磁盤驅(qū)動(dòng)器等)以可移除方式連接至系統(tǒng)10的可移除存儲(chǔ)器。電子存儲(chǔ)器16可以包括以下中的一個(gè)或多個(gè):光學(xué)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)(例如，光盤等)、磁可讀存儲(chǔ)介質(zhì)(例如，磁帶、磁硬盤驅(qū)動(dòng)器、軟盤驅(qū)動(dòng)器等)、基于電荷的存儲(chǔ)介質(zhì)(例如，EEPR0M、RAM等)、固態(tài)存儲(chǔ)介質(zhì)(例如，閃存驅(qū)動(dòng)器等)和/或其他電子可讀存儲(chǔ)介質(zhì)。電子存儲(chǔ)器16可以存儲(chǔ)軟件算法、由處理器24確定的信息、經(jīng)由用戶接口 18接收的信息和/或使系統(tǒng)10適當(dāng)實(shí)現(xiàn)功能的其他信息。電子存儲(chǔ)器16可以(整個(gè)地或者部分地)是系統(tǒng)10內(nèi)的單獨(dú)部件，或者電子存儲(chǔ)器16可以(整個(gè)地或者部分地)與系統(tǒng)10的一個(gè)或多個(gè)其他部件(例如，生成器14、用戶接口 18、處理器24等)一體提供。
用戶接口 18被配置為在系統(tǒng)10和一個(gè)或多個(gè)用戶(例如，受試者12、護(hù)理人員、研究者、治療決策者等)之間提供接口，通過所述接口用戶可以向系統(tǒng)10提供信息以及從系統(tǒng)10接收信息。這使得被統(tǒng)稱為“信息”的數(shù)據(jù)、提示、結(jié)果、和/或指令以及任何其他以可通信項(xiàng)目能夠在用戶與壓力生成器14、電子存儲(chǔ)器16和/或處理器24中的一個(gè)或多個(gè)之間通信。適于包含在用戶接口 18中的接口裝置的例子包括小鍵盤、按鈕、開關(guān)、鍵盤、旋鈕、操作桿、顯示器屏幕、觸摸屏、揚(yáng)聲器、麥克風(fēng)、指示燈、音響警報(bào)器、打印機(jī)、觸覺反饋裝置和/或其他接口裝置。在一個(gè)實(shí)施例中，用戶接口 18包括多個(gè)單獨(dú)的接口。在一個(gè)實(shí)施例中，用戶接口 18包括與生成器14 一體提供的至少一個(gè)接口。用戶接口 18可以被配置為接收來自受試者12的輸入，以修改系統(tǒng)10的可調(diào)參數(shù)。例如，用戶接口 18可以被配置為接收來自受試者12的輸入，以修改或選擇呼吸狀態(tài)檢測的靈敏度或響應(yīng)時(shí)間(例如，可以通過有刻度的旋鈕或者顯示從I到10數(shù)字的數(shù)字接口，調(diào)整針對呼吸狀態(tài)轉(zhuǎn)變檢測的閾值水平，從而使得靈敏度升高或者降低)。
應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明也考慮其他通信技術(shù)，或者硬連線的或者無線的，作為用戶接口18。例如，本發(fā)明考慮，用戶接口 18可以與由電子存儲(chǔ)器16提供的可移除存儲(chǔ)器接口集成。在這個(gè)例子中，可以將信息從可移除存儲(chǔ)器(例如，智能卡、閃存驅(qū)動(dòng)器、可移除磁盤等)加載到系統(tǒng)10中，從而使得用戶能夠定制系統(tǒng)10的實(shí)施。其他適合作為用戶接口 18與系統(tǒng)10 —起使用的示范性輸入裝置和技術(shù)包括，但不局限于，RS-232端口、RF鏈接、IR鏈接、調(diào)制解調(diào)器(電話、線纜或其他)。簡而言之，本發(fā)明將任何用于與系統(tǒng)10通信信息的技術(shù)考慮為用戶接口 18。
傳感器20被配置為生成傳達(dá)與受試者12的呼吸努力相關(guān)的信息的一個(gè)或多個(gè)輸出信號。在一個(gè)實(shí)施例中，傳感器20生成傳達(dá)與加壓可呼吸氣體流的一個(gè)或多個(gè)流體參數(shù)相關(guān)的信息的輸出信號。所述一個(gè)或多個(gè)參數(shù)可以包括以下中的一個(gè)或多個(gè):例如，流量、體積、壓力、組成(例如，一種或多種成分的濃度)、濕度、溫度、加速度、速度、聲學(xué)指標(biāo)、指示呼吸的參數(shù)的變化和/或其 他流體參數(shù)。在一個(gè)實(shí)施例中，傳感器20是流量傳感器和壓力傳感器。所述傳感器可以包括直接測量(例如，通過在壓力生成器14處或在受試者接口 26中的與加壓可呼吸氣體流的流體連通)這樣的參數(shù)的一個(gè)或多個(gè)傳感器。傳感器20可以包括間接生成與所述加壓可呼吸氣體流的一個(gè)或多個(gè)流體參數(shù)相關(guān)的輸出信號的一個(gè)或多個(gè)傳感器。例如，傳感器20的一個(gè)或多個(gè)可以基于壓力生成器14的運(yùn)行參數(shù)(例如，閥門驅(qū)動(dòng)器或電動(dòng)機(jī)電流、電壓、旋轉(zhuǎn)速度和/或其他運(yùn)行參數(shù))，和/或其他傳感器生成輸出。
考慮傳達(dá)與呼吸努力相關(guān)的信息的其他輸出信號。例如，傳感器20可以包括機(jī)械地檢測呼吸肌努力的傳感器(例如，佩戴在圍繞受試者12胸部的帶子上)、捕獲受試者12的圖像和/或測量受試者12的位置和/或運(yùn)動(dòng)(例如，速度或加速度)的光學(xué)傳感器。
盡管將傳感器20圖示為鄰近壓力生成器14設(shè)置的兩個(gè)單獨(dú)的傳感器，但其不意為限制。所述傳感器可以包括設(shè)置在單一位置上或者多個(gè)位置上的一個(gè)或多個(gè)傳感器，所述位置諸如，壓力生成器14內(nèi)、管道28內(nèi)(或與之連通)、接口器具30內(nèi)(或與之連通)和/或處于其他位置。
在一些實(shí)施方式中，可以將傳感器20中的一個(gè)或多個(gè)放置到系統(tǒng)10之外并且更加接近受試者12。在這樣的實(shí)施方式中，能夠通過有線和/或無線配置將由外部定位的傳感器20生成的輸出信號傳遞至處理器24。可以將獨(dú)立的用戶接口包含于外部定位的傳感器20,以接收傳感器20生成的輸出信號，處理實(shí)施文中描述的一些或所有技術(shù)的輸出信號，和/或顯示至少一些所確定的信息的輸出信號。
處理器24被配置為提供在系統(tǒng)10中的信息處理能力。因此，處理器24可以包括以下中的一個(gè)或多個(gè):數(shù)字處理器、模擬處理器、被設(shè)計(jì)為處理信息的數(shù)字電路、被設(shè)計(jì)為處理信息的模擬電路、狀態(tài)機(jī)和/或用于電子處理信息的其他機(jī)構(gòu)。盡管在圖1中將處理器24顯示為單個(gè)實(shí)體，但是僅用于說明的目的。在一些實(shí)施方式中，處理器24可以包括多個(gè)處理單元。這些處理單元可以物理地定位在同一裝置(例如，壓力生成器14)內(nèi)，或者處理器24可以表示多個(gè)協(xié)調(diào)運(yùn)行的裝置的處理功能。
一般而言，處理器24被配置為確定受試者12的呼吸狀態(tài)。處理器24還被配置為在加壓可呼吸氣體流的生成中控制壓力生成器14，從而使所述加壓可呼吸氣體流的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)根據(jù)治療方案而改變，所述治療方案將一個(gè)或多個(gè)參數(shù)定義為呼吸狀態(tài)的函數(shù)。為了檢測呼吸狀態(tài)，處理器24可以被配置為基于加壓可呼吸氣體流的流動(dòng)形狀(和/或其他流體參數(shù))識別呼吸狀態(tài)的轉(zhuǎn)變。呼吸狀態(tài)的轉(zhuǎn)變的識別可以與在受試者12的氣道處或者附近(例如，在接口器具30處)的流體參數(shù)的感測和/或估計(jì)無關(guān)。因此，可以不需要準(zhǔn)確的泄漏和/或損失估計(jì)。在一些實(shí)施方式中，處理器24可以被配置為基于流量的一階時(shí)間導(dǎo)數(shù)的變化識別呼吸狀態(tài)的轉(zhuǎn)變。
如圖1所示，處理器24可以被配置為執(zhí)行一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)程序模塊。所述一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)程序模塊可以包括以下中的一個(gè)或多個(gè):流體參數(shù)模塊32、控制模塊34、體積確定模塊36、吸氣壓力模塊37、自主呼吸模塊38、覺醒檢測模塊40、速率確定模塊42、升高確定模塊44、呼氣壓力模塊46和/或其他模塊。處理器24可以被配置為通過軟件；硬件；固件；軟件、硬件和/或固件的某種組合；和/或用于配置處理器24上的處理能力的其他機(jī)構(gòu)來執(zhí)行模塊32、34、36、37、38、40、42、44和/或46。
應(yīng)當(dāng)認(rèn)識到 ，盡管在圖1中將模塊32、34、36、37、38、40、42、44和46圖示為共同定位在單個(gè)處理單元內(nèi)，但是在處理器24包括多個(gè)處理單元的實(shí)施方式中，模塊32、34、36、37、38、40、42、44和/或46中的一個(gè)或多個(gè)可以遠(yuǎn)離其他模塊定位。對由下文中描述的不同的模塊32、34、36、37、38、40、42、44和/或46提供的功能的描述用于說明的目的，且并不意為限制，因?yàn)橄啾容^于所描述的，模塊32、34、36、37、38、40、42、44和/或46中的任何模塊都可以提供更多或更少的功能。例如，可以去除模塊32、34、36、37、38、40、42、44和/或46中的一個(gè)或多個(gè)，并且其功能的一些或全部可以通過模塊32、34、36、37、38、40、42、44和/或46中的其他模塊提供。作為另一個(gè)例子，處理器24可以被配置為執(zhí)行一個(gè)或多個(gè)額外的模塊，所述一個(gè)或多個(gè)額外的模塊可以執(zhí)行以下屬于模塊32、34、36、37、38、40、42、44和/或46之一的功能中的一些或全部。
流體參數(shù)模塊32可以被配置為確定加壓可呼吸氣體流的一個(gè)或多個(gè)流體參數(shù)。流體參數(shù)模塊32基于傳感器20生成的輸出信號確定加壓可呼吸氣體流的一個(gè)或多個(gè)流體參數(shù)。呼吸參數(shù)模塊32確定的一個(gè)或多個(gè)流體參數(shù)可以包括流量、體積、壓力、組成(例如，一種或多種成分的濃度)、濕度、溫度、加速度、速度、聲學(xué)指標(biāo)、指示呼吸的參數(shù)的變化和/或其他流體參數(shù)。
控制模塊34被配置為控制壓力生成器14，從而根據(jù)治療方案調(diào)整加壓可呼吸氣體流的參數(shù)。所述治療方案向受試者12的氣道提供加壓可呼吸氣體流，從而保持受試者12的平均呼吸潮氣量，可以保持受試者的呼吸速率，和/或可以保持受試者的呼氣末正壓。所述治療方案可以包括和/或涉及AVAPS、ACV和/或其他體積治療。這類治療不同于壓力支持治療，例如，氣道正壓(PAP)治療，在所述氣道正壓(PAP)治療中，支持受試者12的氣道，但是不保持潮氣量和/或呼吸速率。反而，PAP治療通常只控制壓力以將氣道的結(jié)構(gòu)能力(competence)保持在規(guī)定的水平上，而不考慮潮氣量和/或呼吸速率。
控制模塊34提供的治療方案為雙水平治療。在這種治療方案中，在呼氣過程中的加壓可呼吸氣體流的壓力水平保持在呼氣水平(已知為呼氣氣道正壓或EPAP)上。在吸氣過程中，增加加壓可呼吸氣體流的壓力水平，從而確保受試者12將吸入足夠的氣體來保持平均潮氣量。根據(jù)呼吸速率觸發(fā)吸氣氣道正壓(IPAP)和EPAP之間的變化。根據(jù)所述呼吸速率采取的呼吸包括自主呼吸(例如，受試者12在吸氣過程中自主地向肺中吸入氣體和/或在呼氣過程中自主地將氣體從肺里排出的呼吸)和非自主呼吸(例如，氣體的運(yùn)動(dòng)完全(或者基本上完全)歸因于加壓可呼吸氣體流的壓力水平變化的呼吸)。
體積確定模塊36被配置為監(jiān)測在向受試者12輸送加壓可呼吸氣體流的過程中呼吸的潮氣量。這可以包括確定各次呼吸的潮氣量，確定許多呼吸的平均潮氣量，確定滑動(dòng)時(shí)間窗口的平均潮氣量和/或確定其他潮氣量。可以基于流體參數(shù)模塊32確定的一個(gè)或多個(gè)流體參數(shù)和/或傳感器20輸出的(一個(gè)或多個(gè))輸出信號做出潮氣量的(一個(gè)或多個(gè))確定。
吸氣壓力模塊37被配置為確定IPAP的基線水平。所述吸氣壓力模塊被配置為確定IPAP的基線水平，從而使受試者12的呼吸的平均潮氣量保持在目標(biāo)平均潮氣量上。可以基于來自受試者12、護(hù)理人員、治療決策者、研究者和/或其他用戶對系統(tǒng)10的輸入確定所述目標(biāo)平均潮氣量。在一個(gè)實(shí)施例中，IPAP基線水平的變化受到最大變化率的限制。所述最大變化率可以大于或等于大約3cm H20/分鐘。這可以比傳統(tǒng)的AVAPS和/或ACV治療系統(tǒng)更快。這種對IPAP的基線水平更為動(dòng)態(tài)的控制可以通過對由受試者12移動(dòng)其身體位置造成的呼吸變化做出更快的調(diào)整而提高受試者12的舒適度。
自主呼吸模塊38被配置為識別受試者12做出的自主呼吸。自主呼吸的識別基于傳感器20生成的輸出信號。在一個(gè)實(shí)施例中，這樣的識別基于流體參數(shù)模塊32從傳感器20生成的(一個(gè)或多個(gè))輸出信號確定的一個(gè)或多個(gè)流體參數(shù)。
覺醒檢測模塊40被配置為在治療期過程中檢測受試者12的覺醒。在一個(gè)實(shí)施例中，基于自主呼吸模塊38對自主呼吸的識別來確定受試者12的覺醒。在睡眠過程中，受試者12將傾向于具有較少的自主呼吸。因而，覺醒檢測模塊40可以基于自主呼吸的增加檢測覺醒?？梢酝ㄟ^將自主呼吸發(fā)生的速率與閾值水平進(jìn)行比較，通過將滑動(dòng)時(shí)間窗口過程中自主呼吸的量與閾值量進(jìn)行比較，和/或通過另一技術(shù)，識別自主呼吸的增加。在一個(gè)實(shí)施例中，傳感器20包括傳達(dá)關(guān)于受試者12的移動(dòng)信息的一個(gè)或多個(gè)傳感器。覺醒檢測模塊40可以被配置為基于由用戶接口 20指示的受試者12的移動(dòng)來檢測覺醒?？紤]用于檢測覺醒的其他機(jī)制。速率確定模塊42被配置為確定用于觸發(fā)IPAP和EPAP之間的轉(zhuǎn)變的治療呼吸速率。在傳統(tǒng)的AVAPS和/或ACV治療系統(tǒng)中，可以主要基于或者僅基于由受試者12、護(hù)理人員、治療決策者、研究者和/或其他用戶輸入的速率確定所述呼吸速率。相形之下，速率確定模塊42被配置為基于受試者12的自主呼吸確定所述呼吸速率。速率確定模塊42在治療期早期(例如，在晚上開始時(shí))評估受試者12的呼吸速率，并在整個(gè)治療期適當(dāng)?shù)乇３炙龊粑俾?。通過動(dòng)態(tài)地確定控制潮氣量的呼吸速率(例如，通過吸氣壓力模塊39確定的IPAP水平)，可以間接維持受試者12的每分通氣量。
在呼氣結(jié)束時(shí)，存在可能持續(xù)長達(dá)一個(gè)完整的呼吸周期的高度可變的時(shí)間段，此時(shí)在受試者12的氣道中觀察到接近零的流量并且肺保持恒定的容量。心理學(xué)家和醫(yī)生都研究過這種時(shí)間段，有時(shí)被稱為呼氣暫停。其作為呼吸系統(tǒng)中的肌肉的休止時(shí)段，其避免了過多氧氣的累積，并且還允許在左心室填充的同時(shí)使動(dòng)脈血壓穩(wěn)定。由于系統(tǒng)10提供的機(jī)械通氣支持減少了受試者12的呼吸功，因此延長的休止時(shí)段不再必要。此外，當(dāng)受試者12的正常的不受輔助的氣體交換率不足以適當(dāng)?shù)亟档脱髦械腃O2水平時(shí)，通過縮短呼氣末暫停而調(diào)整睡眠過程中的呼吸速率是可以存在一些益處的。實(shí)質(zhì)上，將系統(tǒng)10編程為通過先于中樞神經(jīng)系統(tǒng)引發(fā)呼吸而引導(dǎo)在血碳酸過多的受試者12中的化學(xué)感受機(jī)制。
在一個(gè)實(shí)施例中，由速率確定模塊42實(shí)施以確定治療呼吸速率的算法將受試者12的早期的最快的自主呼吸速率實(shí)施為種子。將自主呼吸時(shí)間的滾動(dòng)窗口保持在存儲(chǔ)器(例如，電子存儲(chǔ)器16)中。所述窗口可以包括12到50次之間的呼吸。在一個(gè)實(shí)施例中，所述窗口包括大約30次呼吸。如果呼吸時(shí)間合格，那么可以將其輸入到所述窗口中。如果(I)呼吸以自主地將裝置從呼氣階段觸發(fā)到吸氣階段的患者努力開始和結(jié)束，并且(2)在呼吸過程中輸送的潮氣量接近典型的潮氣量(例如，在預(yù)定量之內(nèi))，那么速率確定模塊42認(rèn)為該呼吸“合格”。第二條合格因素避免了快速的淺恢復(fù)呼吸將治療呼吸速率人為地設(shè)置得過高。使用典型的潮氣量(而不是設(shè)定的平均氣量)來考慮最大或最小IPAP壓力設(shè)置不適合氣量設(shè)置時(shí)的情況。這種合格要求也允許確定并輸送適當(dāng)?shù)腎PAP水平，從而使其優(yōu)先于自動(dòng)備份算法。
速率確定模塊42被配置為從存儲(chǔ)窗口中的呼吸時(shí)間確定當(dāng)前平均自主呼吸時(shí)間。(A)如果當(dāng)前平均自主呼吸時(shí)間處于或大于最小值(例如，預(yù)定的、可由用戶配置的、制造時(shí)確定的、動(dòng)態(tài)確定的和/或通過其他方式確定的最小值)，以及(B)如果所述呼吸中至少有閾值百分比的呼吸是自主呼吸，那么將清醒呼吸時(shí)間設(shè)置為等于當(dāng)前平均自主呼吸時(shí)間。所述閾值百分比可以是靜態(tài)百分比，或者其可以在治療期過程上變化。例如，在治療期開始時(shí)，所述閾值百分比可以是相對高的值(例如，100%)，因?yàn)槭茉囌?2應(yīng)當(dāng)是清醒的并且是相對警覺的。隨著治療期的繼續(xù)(和/或受試者的清醒和/或注意力的減弱)，可以將閾值百分比降低至較低值，例如，諸如大約70%。閾值百分比的降低可以包括漸降、坡降、從高值至低值的切換和/或其他值降低技術(shù)。
速率確定模塊42被配置為基于清醒呼吸時(shí)間設(shè)置治療呼吸時(shí)間。在一個(gè)實(shí)施例中，通過速率確定模塊42將所述治療呼吸時(shí)間設(shè)置為以下中較小者:清醒呼吸速率的1.14倍，或者與所述清醒呼吸時(shí)間相 比每分鐘少兩次呼吸。通過下述關(guān)系說明用于確定所述治療呼吸時(shí)間的這種實(shí)施例:f \
(I) 7ΒΓ =較小者 l.U*WBT,r 60、~ ； IWBT) J
其中，TBT表示所述治療呼吸時(shí)間，并且WBT表示所述清醒呼吸時(shí)間。
針對給定呼吸，總呼吸時(shí)間是吸氣時(shí)間(例如，所述治療呼吸時(shí)間)和呼氣時(shí)間的和?？梢詫⑵浔硎緸?
(2) TRT=TBT+ET;
其中，TRT表示總治療呼吸時(shí)間；ET表示呼氣時(shí)間。治療呼吸速率是總治療呼吸時(shí)間的倒數(shù)。
在一個(gè)實(shí)施例中，速率確定模塊42被配置為動(dòng)態(tài)地確定所述呼氣時(shí)間。例如，所述速率確定模塊42可以根據(jù)下述關(guān)系確定所述呼氣時(shí)間:
(3) ET=VT.(Ι-m);
其中，VT是可變時(shí)間，m是過去呼吸的滑動(dòng)窗口上的非自主呼吸的比例(S卩，從O到I)。在一個(gè)實(shí)施例中，所述過去呼吸的滑動(dòng)窗口大約為12次。速率確定模塊42被配置為確定與所述治療呼吸時(shí)間成比例的可變時(shí)間。例如，速率確定模塊42可以將所述可變時(shí)間確定為:
(4) VT=0.12.TBT.
應(yīng)當(dāng)認(rèn)識到，如果用于確定m的所述過去呼吸的滑動(dòng)窗口為12次，那么當(dāng)受試者12進(jìn)入睡眠狀態(tài)并降低了其呼吸速率時(shí)，系統(tǒng)10將在少至12次呼吸內(nèi)就使其呼吸速率提高到清醒呼吸率的大約90%。所述可變時(shí)間基于非自主呼吸的次數(shù)將治療呼吸速率從患者清醒時(shí)患者速率的大約75%調(diào)整到患者速率的90%。這為受試者12提供了許多舒適特征，包括在受試者12入睡，并且系統(tǒng)10開始控制呼吸速率時(shí)的平穩(wěn)過渡，并且還允許受試者12在從熟睡中覺醒之后自主地呼吸。
在治療期過程中，在受試者12入睡之后，在受試者12經(jīng)歷覺醒時(shí)，所述治療呼吸速率可能讓受試者12感受到人為地高。這可以令受試者12感到不適，并且可以令受試者12完全清醒和/或難以重新入睡。為了避免這種不適，和/或?yàn)榱似渌?，除了調(diào)整上述變量m和/或作為調(diào)整上 述變量m的替代，速率確定模塊42可以被配置為在覺醒過程中降低所述治療呼吸速率。這涉及在覺醒檢測模塊40的檢測到覺醒過程中降低所述治療呼吸速率(例如，降低特定量、降低預(yù)定量，以漸降方式降低和/或以其他方式降低所述速率)。
在控制壓力生成器14以使加壓可呼吸氣體流的壓力水平在IPAP和EPAP之間轉(zhuǎn)變中，控制模塊34被配置為依賴自主呼吸模塊38和速率確定模塊42。例如，在呼吸的末尾(例如，在呼氣過程中)，控制模塊34被配置為或者響應(yīng)于自主呼吸模塊38檢測到自主吸氣，或者響應(yīng)于從與沒有檢測到自主吸氣的治療呼吸速率相對應(yīng)的呼吸事件(例如，從上一次吸氣開始，從上一次吸氣結(jié)束和/或其他時(shí)間)經(jīng)過的一段時(shí)間量，觸發(fā)壓力生成器14，從而將壓力水平從EPAP調(diào)整至IPAP。控制模塊34響應(yīng)于這些現(xiàn)象中的任一者控制壓力生成器14，從而使壓力水平從IPAP提高至EPAP。
控制模塊34還被配置為響應(yīng)于自主呼吸修改壓力。這包括在根據(jù)所述治療呼吸速率觸發(fā)的非自主呼吸的過程中修改壓力。響應(yīng)于自主呼吸模塊38識別與非自主呼吸對立的自主呼吸，控制模塊34被配置為控制壓力生成器14，從而修改壓力以支持自主呼吸，而不是繼續(xù)支持非自主呼吸。通過非限制性例子，響應(yīng)于自主呼吸模塊38檢測到非自主呼吸的吸氣過程中的自主呼氣努力，控制模塊34可以被配置為控制壓力生成器14以從IPAP切換至EPAP，即使非自主呼吸的吸氣尚未完成。這可以提高系統(tǒng)10對于受試者12而言的舒適性，因?yàn)槭茉囌?2將無須通過升高的IPAP壓力呼氣。
由于在自主吸氣過程中，氣體進(jìn)入肺部中的移動(dòng)受到受試者12的呼吸努力以及加壓可呼吸氣體流的壓力的輔助。相形之下，在非自主吸氣過程中，氣體進(jìn)入肺部中的移動(dòng)僅憑借或者主要憑借加壓可呼吸氣體流的壓力完成。為了適應(yīng)這種差異，控制模塊34可以被配置為控制壓力生成器14從而使針對自主呼吸(由自主呼吸模塊38識別)的IPAP不同于針對非自主呼吸(由所述治療呼吸速率觸發(fā)的呼吸)的IPAP。通過非限制性例子，在一個(gè)實(shí)施例中，控制模塊34控制壓力生成器14，從而響應(yīng)于給定呼吸為自主呼吸，在基線水平處提供IPAP。響應(yīng)于給定呼吸為非自主呼吸，在高于基線水平的升高水平處提供IPAP。較高的升高水平有助于在缺少受試者12的呼吸努力的情況下保持平均潮氣量。
通過圖示，圖2包括描繪IPAP的基線水平和IPAP的升高水平的實(shí)施方式的兩個(gè)繪圖。具體而言，圖2包括壓力圖48和潮氣量圖50。壓力圖48針對兩次自主呼吸52和兩次非自主呼吸54根據(jù)時(shí)間示出了壓力。潮氣量圖50針對自主呼吸52和非自主呼吸54根據(jù)時(shí)間示出了潮氣量。如從壓力圖48中可以看出的，針對非自主呼吸54的IPAP比針對自主呼吸52的IPAP大約高3cm H20。然而，如從潮氣量圖50中所示，在自主呼吸52和非自主呼吸54之間，潮氣量穩(wěn)定保持在大約600mL。
返回圖1，在一個(gè)實(shí)施例中，將IPAP的升高水平設(shè)置為IPAP的基線水平和壓力升高量之和。升高確定模塊44被配置為確定針對受試者12的壓力升高量。升高確定模塊44可以被配置為使升高量的確定基于受試者12的呼吸、基于用戶向系統(tǒng)10的輸入和/或基于其他標(biāo)準(zhǔn)。例如，所述升高量可以基于傳感器20生成的(一個(gè)或多個(gè))輸出信號，和/或受試者12的呼吸的其他度量。
通過圖示，圖3描繪了一種用于確定所述升高量的潛在技術(shù)。圖3示出了對應(yīng)于各次呼吸的點(diǎn)的繪圖56。針對所述各次呼吸中的每個(gè)所繪的度量是呼吸的IPAP和EPAP之間差異與該呼吸的目標(biāo)潮氣量和實(shí)際潮氣量之間的差異。將兩條線擬合至所述點(diǎn)，一條用于對應(yīng)于自主呼吸的點(diǎn)，并且一條用于對應(yīng)于非自主呼吸的點(diǎn)。將這兩條線的沿y軸的差實(shí)施為所述升高量?？梢詫⒀豂軸的差確定為沿I軸的平均差、y截距的差和/或其他差。
返回圖1，控制模塊34被配置為實(shí)施升高確定模塊44確定的升高量以及吸氣壓力模塊37確定的針對IPAP的基線水平，從而確定針對IPAP的升高的水平。呼氣壓力模塊46被配置為確定適當(dāng)?shù)腅PAP壓力水平。呼氣壓力模塊46對EPAP壓力水平的確定在治療期過程中可以是持續(xù)的和/或是動(dòng)態(tài)的。在一個(gè)實(shí)施例中，呼氣壓力模塊46被配置為實(shí)施美國專利N0.7267122中描述的確定EPAP的技術(shù)，在此通過引用將其全文并入本公開。這并不意為限制，因?yàn)楹魵鈮毫δK46可以實(shí)施任何用于確定將保持針對受試者12的呼氣末正壓的EPAP壓力水平的技術(shù)。所述呼氣末正壓水平可以動(dòng)態(tài)地確定，和/或可以為固定值。所述呼氣末正壓水平的保持可以在呼氣結(jié)束時(shí)保持氣道的結(jié)構(gòu)完整性，從而減少呼吸暫停和/或氣道阻塞。類似地，所述呼氣末正壓水平的保持可以減少受試者12開始下一次自主呼吸所需的努力。因此，呼氣壓力模塊46對適當(dāng)?shù)腅PAP水平的確定可以提高舒適度，增加自主呼吸，提高氣道完整性和/或提高治療的其他方面。
圖4圖示了用于向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的方法58。下文介紹的方法58的操作意為說明性的。在一些實(shí)施例中，可以通過一個(gè)或多個(gè)未描述的操作和/或在不需要一個(gè)或多個(gè)所討論的操作的情況下完成方法58。此外，圖4圖示的以及下文所述的方法58的操作的順序并不意為限制。
在一些實(shí)施例中，可以在一個(gè)或多個(gè)處理裝置(例如，數(shù)字處理器、模擬處理器、被設(shè)計(jì)為處理信息的數(shù)字電路、被設(shè)計(jì)為處理信息的模擬電路、狀態(tài)機(jī)和/或用于電子處理信息的其他機(jī)構(gòu))中實(shí)施方法58的一些或所有操作。所述一個(gè)或多個(gè)處理裝置可以包括響應(yīng)于以電子的方式存儲(chǔ)在電子存儲(chǔ)介質(zhì)上的指令以執(zhí)行方法58的一些或所有操作的一個(gè)或多個(gè)裝置。所述一個(gè)或多個(gè)處理裝置可以包括一個(gè)或多個(gè)裝置，所述一個(gè)或多個(gè)裝置通過被特定地設(shè)計(jì)為執(zhí)行方法58的一個(gè)或多個(gè)操作的硬件、固件和/或軟件配置。
在操作60中，生成用于向受試者的氣道輸送的加壓可呼吸氣體流。在一個(gè)實(shí)施例中，在與控制模塊34 (如圖1所示及上文所述的)類似或相同的控制模塊的控制下通過與壓力生成器14 (如圖1所示及上文所述的)類似或相同的壓力生成器執(zhí)行操作60。
在操作62中，通過一個(gè)或多個(gè)傳感器生成一個(gè)或多個(gè)輸出信號。所述一個(gè)或多個(gè)輸出信號傳達(dá)與受試者的呼吸努力、加壓可呼吸氣體流的一個(gè)或多個(gè)流體參數(shù)、受試者12的一個(gè)或多個(gè)呼吸參數(shù)相關(guān)的信息和/或其他信息。在一個(gè)實(shí)施例中，通過與傳感器20(如圖1所示及上文所述的)相似或相同的一個(gè)或多個(gè)傳感器執(zhí)行操作62。
在操作64中，確定治療呼吸速率?？梢栽谥委熎陂_始處或在治療期開始附近處基于受試者的自主呼吸確定所述治療呼吸速率。所述呼吸速率的確定可以在治療期過程中是持續(xù)的，并且可以被調(diào)整以適應(yīng)，例如，受試者的覺醒?？梢栽诓僮?6中檢測覺醒。響應(yīng)于操作66中的覺醒的檢測，可以降低針對覺醒時(shí)段的呼吸速率。在一個(gè)實(shí)施例中，通過與速率確定模塊42 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的速率確定模塊執(zhí)行操作64。在一個(gè)實(shí)施例中，通過與覺醒 檢測模塊40 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的覺醒檢測模塊執(zhí)行操作66。
在操作68中，確定針對IPAP的基線壓力水平。所述基線水平的確定可以基于針對治療期的目標(biāo)潮氣量?？梢源_定所述基線壓力水平以確保在受試者的自主呼吸過程中保持目標(biāo)潮氣量。在一個(gè)實(shí)施例中，通過與吸氣壓力模塊37 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的吸氣壓力模塊執(zhí)行操作68。
在操作70中，確定壓力的升高量。所述壓力的升高量是在非自主呼吸過程中增加在針對IPAP的基線水平上的壓力量。在一個(gè)實(shí)施例中，通過與升高確定模塊44(如圖1所示及上文所述的)相似或相同的升高確定模塊執(zhí)行操作70。
在操作72中，確定受試者是否已經(jīng)開始了自主呼吸。在一個(gè)實(shí)施例中，通過與自主呼吸模塊38 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的自主呼吸模塊執(zhí)行操作72。響應(yīng)于受試者尚未開始自主呼吸的確定，方法58前進(jìn)至操作74。
在操作74中，確定是否應(yīng)當(dāng)開始非自主呼吸。做出這種確定是基于先前呼吸事件(例如，先前呼吸的開始、先前呼氣的開始、先前吸氣的結(jié)束和/或其他呼吸事件)的時(shí)間和所述治療呼吸速率的，從而確保所述治療呼吸速率的保持。響應(yīng)于不應(yīng)開始非自主呼吸的確定，方法58返回至操作72。在一個(gè)實(shí)施例中，通過與控制模塊34 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的控制模塊執(zhí)行操作74。
響應(yīng)于操作72中的已經(jīng)開始了自主呼吸的確定，或者操作74中的應(yīng)當(dāng)開始非自主呼吸的確定，方法58轉(zhuǎn)到操作76。在操作76中，使加壓可呼吸氣體流的壓力水平保持在IPAP壓力水平上。響應(yīng)于操作72中的已經(jīng)開始了自主呼吸的確定，將在操作76中的IPAP壓力水平設(shè)置到在操作68中確定的基線水平上。響應(yīng)于操作74中應(yīng)當(dāng)開始非自主呼吸的確定，將在操作76中的IPAP壓力水平設(shè)置為高于所述基線水平的升高水平。所述升高水平可以是所述基線水平和所述升高壓力量之和。在操作76中，響應(yīng)于對受試者的自主呼氣的檢測，可以中斷以所述IPAP壓力水平的加壓可呼吸氣體流的輸送。在一個(gè)實(shí)施例中，在與控制模塊34 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的控制模塊的控制下通過與壓力生成器14 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的壓力生成器執(zhí)行操作76。
在操作78中，將加壓可呼吸氣體流的壓力調(diào)整至針對受試者呼氣的EPAP水平。在一個(gè)實(shí)施例中，在與控制模塊34 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的控制模塊的控制下通過與壓力生成器14 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的壓力生成器執(zhí)行操作78。
在操作80中，確定針對加壓可呼吸氣體流的EPAP水平。在一個(gè)實(shí)施例中，通過與呼氣壓力模塊46 (如圖1所示及上文所述的)相似或相同的呼氣壓力模塊執(zhí)行操作80。
在權(quán)利要求中，不應(yīng)當(dāng)將任何放置在括號內(nèi)的附圖標(biāo)記解釋為限制所述權(quán)利要求。詞語“包含”或“包括”不排除權(quán)利要求中列舉的元件或步驟以外的元件或步驟的存在。在枚舉了若干器件的裝置權(quán)利要求中，可以通過一件且相同的硬件項(xiàng)目體現(xiàn)這些器件中的若干。元件前的詞語“一”或“一個(gè)”不排除存在多個(gè)這樣的元件。在枚舉了若干器件的任何裝置權(quán)利要求中，可以通過一件且相同的硬件項(xiàng)目體現(xiàn)這些器件中的若干。事實(shí)是，在互不相同的從屬權(quán)利要求中陳述特定元件不表示不能將這些元件結(jié)合使用。
盡管基于當(dāng)前認(rèn)為最為實(shí)際和優(yōu)選的實(shí)施例出于說明的目的詳細(xì)描述了本發(fā)明，但是應(yīng)當(dāng)理解這樣的細(xì)節(jié)僅用于那個(gè)目的，并且本發(fā)明不限于所公開的實(shí)施例，而是相反，本發(fā)明旨在涵蓋處于所附 權(quán)利要求的精神和范圍內(nèi)的修改和等價(jià)布置。例如，應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明考慮，在可能的程度上，任何實(shí)施例的一個(gè)或多個(gè)特征能夠與任何其他實(shí)施例的一個(gè)或多個(gè)特征結(jié)合。
權(quán)利要求
1.一種被配置為向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括: 壓力生成器(14)，其被配置為生成用于向受試者(12)的氣道輸送的加壓可呼吸氣體流； 傳感器(20)，其被配置為生成傳達(dá)與所述受試者的呼吸努力相關(guān)的信息的輸出信號； 一個(gè)或多個(gè)處理器(24)，其被配置為執(zhí)行計(jì)算機(jī)程序模塊，所述計(jì)算機(jī)程序模塊包括: 控制模塊(34)，其被配置為根據(jù)治療方案控制所述壓力生成器，使得在所述受試者的呼吸過程中保持平均潮氣量，并且使得所述呼吸以呼吸速率進(jìn)行； 吸氣壓力模塊(39)，其被配置為確定保持平均潮氣量的吸氣壓力水平； 速率確定模塊(42)，其被配置為確定治療呼吸速率；以及 呼氣壓力模塊(46)，其被配置為確定呼氣壓力水平， 其中，所述控制模塊被配置為控制所述壓力生成器，使得所述受試者的呼吸保持在所述治療呼吸速率上，并且使得在吸氣過程中以由所述吸氣壓力模塊確定的所述吸氣壓力水平輸送所述加壓可呼吸氣體流，并且在呼氣過程中以所述呼氣壓力水平輸送所述加壓可呼吸氣體流。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述吸氣壓力模塊被配置為確定基線壓力水平，其中，所述計(jì)算機(jī) 程序模塊還包括自主呼吸模塊(38)，所述自主呼吸模塊(38)被配置為基于所述傳感器生成的所述輸出信號識別所述受試者做出的自主呼吸，并且其中，所述控制模塊還被配置為使得: (a)響應(yīng)于給定呼吸被所述自主呼吸模塊識別為自主呼吸，使所述給定呼吸的吸氣過程中的所述加壓可呼吸氣體流的壓力保持在所述基線水平上，并且 (b)響應(yīng)于所述給定呼吸未被所述自主呼吸模塊識別為自主呼吸，使所述給定呼吸的吸氣過程中的所述加壓可呼吸氣體流的壓力保持在比所述基線水平更高的升高水平上。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述速率確定模塊被配置為基于在治療期開始處或者治療期開始附近監(jiān)測到的所述受試者的自主呼吸來確定所述呼吸速率，在所述治療期內(nèi)，所述控制模塊控制所述壓力生成器從而根據(jù)所述治療方案生成所述加壓可呼吸氣體流。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，還包括覺醒檢測模塊(40)，所述覺醒檢測模塊(40)被配置為在所述治療期過程中檢測所述受試者的覺醒，并且其中，所述速率確定模塊被配置為在所檢測到的覺醒的過程中降低所述呼吸速率。
5.根據(jù)權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其中，所述升高的壓力水平等于所述基線水平與升高量的和，并且其中，計(jì)算機(jī)程序模塊還包括升高確定模塊，所述升高確定模塊被配置為基于所述受試者的呼吸確定所述升高量。
6.一種向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的方法，所述方法包括: 生成(60)用于向受試者(12)的氣道輸送的加壓可呼吸氣體流； 生成(62)傳達(dá)與所述受試者的呼吸努力相關(guān)的信息的輸出信號； 動(dòng)態(tài)地確定(68)保持平均潮氣量的吸氣壓力水平； 動(dòng)態(tài)地確定(80)呼氣壓力水平； 動(dòng)態(tài)地確定(64)治療呼吸速率；以及根據(jù)治療方案控制(76)所述加壓可呼吸氣體流的生成，使得所述受試者的呼吸以所述治療呼吸速率進(jìn)行，并且使得在吸氣過程中以所述吸氣壓力模塊確定的所述吸氣壓力水平輸送所述加壓可呼吸氣體流，并且在呼氣過程中以所述呼氣壓力水平輸送所述加壓可呼吸氣體流。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，動(dòng)態(tài)地確定的所述吸氣壓力水平是基線壓力水平，其中，所述方法還包括基于所述輸出信號識別(72)所述受試者做出的自主呼吸，并且其中，控制所述加壓可呼吸氣體流的生成包括: (a)響應(yīng)于給定呼吸被識別為自主呼吸，將在所述給定呼吸的吸氣過程中的所述加壓可呼吸氣體流的壓力保持在基線水平上，并且 (b)響應(yīng)于所述給定呼吸未被識別為自主呼吸，將在所述給定呼吸的吸氣過程中的所述加壓可呼吸氣體流的壓力保持在比所述基線水平更高的升高水平上。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，所述治療呼吸速率的確定基于在治療期開始處或者治療期開始附近監(jiān)測到的所述受試者的自主呼吸，在所述治療期內(nèi)，根據(jù)所述治療方案控制所述加壓可呼吸氣體流的生成。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，還包括: 在所述治療期過程中檢測(66)所述受試者的覺醒；并且 在所檢測到的覺醒的過程中降低(64)所述呼吸速率。
10.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，所述升高的壓力水平等于所述基線水平與升高量的和，并且其中，所述方法還包括基于所述受試者的呼吸確定所述升高量。
11.一種被配置為向受試者的氣道輸送加壓可呼吸氣體流的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括: 用于生成用于向受試者(12)的氣道輸送的加壓可呼吸氣體流的器件(14)； 用于生成傳達(dá)與所述受試者的呼吸努力相關(guān)的信息的輸出信號的器件(20); 用于動(dòng)態(tài)地確定保持平均潮氣量的吸氣壓力水平的器件(39)； 用于動(dòng)態(tài)地確定呼氣壓力水平的器件(46)； 用于動(dòng)態(tài)地確定治療呼吸速率的器件(42);以及 用于以下的器件(34):其用于根據(jù)治療方案控制所述加壓可呼吸氣體流的生成，使得所述受試者的呼吸以所述治療呼吸速率進(jìn)行，并且使得在吸氣過程中以所述吸氣壓力模塊確定的所述吸氣壓力水平輸送所述加壓可呼吸氣體流，并且在呼氣過程中以所述呼氣壓力水平輸送所述加壓可呼吸 氣體流。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中，動(dòng)態(tài)地確定的所述吸氣壓力水平是基線壓力水平，其中，所述系統(tǒng)還包括用于識別所述受試者做出的自主呼吸的器件(40)，并且其中，所述用于控制所述加壓可呼吸氣體流的生成的器件被配置為使得: (a)響應(yīng)于給定呼吸被所述自主呼吸模塊識別為自主呼吸，將在所述給定呼吸的吸氣過程中的所述加壓可呼吸氣體流的壓力保持在基線水平上，并且 (b)響應(yīng)于所述給定呼吸未被所述自主呼吸模塊識別為自主呼吸，將在所述給定呼吸的吸氣過程中的所述加壓可呼吸氣體流的壓力保持在比所述基線水平更高的升高水平上。
13.根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中，所述治療呼吸速率的確定基于在治療期開始處或者治療期開始附近監(jiān)測到的所述受試者的自主呼吸，在所述治療期內(nèi)，根據(jù)所述治療方案控制所述加壓可呼吸氣體流的生成。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，還包括: 用于在所述治療期過程中檢測所述受試者的覺醒的器件(40);以及 用于在所檢測到的覺醒的過程中降低所述呼吸速率的器件(42)。
15.根據(jù)權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中，所述升高的壓力水平等于所述基線水平與升高量的和，并且其中 ，所述系統(tǒng)還包括用于基于所述受試者的呼吸確定所述升高量的器件。
全文摘要
根據(jù)治療方案將加壓可呼吸氣體流輸送至受試者的氣道。所述治療方案要求保持平均潮氣量。所述治療確保受試者以治療呼吸速率呼吸?？梢曰谠谥委熎谠缙诘氖茉囌叩暮粑?或基于檢測到的受試者的清醒動(dòng)態(tài)地確定所述呼吸速率。可以在不同的水平上支持自主呼吸和非自主呼吸的吸氣。所述治療方案還保持有利的呼氣末正壓，從而減少呼吸阻塞和/或用于其他目的。
文檔編號A61M16/10GK103221086SQ201180056324
公開日2013年7月24日 申請日期2011年11月15日 優(yōu)先權(quán)日2010年11月23日
發(fā)明者W·A·特魯什切爾, C·A·普羅齊克, M·C·馬德麥, A·莫哈德凡 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司