CN102078655B - 用于改善cpap舒适性的装置 - Google Patents

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Abstract

一种低成本CPAP装置，其中一旦检测到从吸气转变到呼气，将送风机电动机断电使其惯性转动。当患者面具(或者使用任何其它的接口)中的压力在呼气过程中达到最小压力水平时，电动机再次通电并且控制其速度，从而将压力控制在适合呼气的水平。一旦检测到从呼气转变到吸气，增大电动机速度，从而在患者面具中提供适合吸气的更高压力。

Description

用于改善CPAP舒适性的装置
本申请是2004年6月18日提交的发明名称为“用于改善CPAP舒适性的方法和装置”的中国发明专利申请20480017028.0的分案申请。 
技术领域
本发明涉及一种在正压力作用下将供给的空气输送给患者从而治疗睡眠呼吸紊乱的方法和装置。特别地，本发明涉及一种可以提供平滑而舒适的压力-时间波形的方法和装置。 
背景技术
由于Sullivan发明了鼻部的持续呼吸道正压(鼻部CPAP)装置用以治疗梗阻性睡眠呼吸暂停(OSA)以及其他形式的睡眠呼吸紊乱(SDB)，如在美国专利号4,944,310中所讲的，引出许多的研究工作以改善该装置的舒适度。其中一个方面是提高患者接触面的舒适度，例如提供了由ResMed Limited制造的 
Figure BSA00000439906300011
和ULTRA 
Figure BSA00000439906300012
面具。提供更舒适患者接触面的另一个方面是使得在正压作用下由送风机所提供空气的波形更舒适。 
有些低成本的CPAP送风机装置，例如ResMed Limited的S7TM装置， 在患者的呼吸周期中始终是在大致固定的正压作用下提供空气，例如15cmH2O。送风机包括电动机和风扇，其构造可以将根据电动机旋转速度预先确定的特定压力输送到患者的接口，例如面具。当患者在这样的系统中吸入气体时，面具中的压力会有少量减小。当患者呼气气体时，面具中的压力会有少量增加。面具中压力的这种起伏被称为“振荡”。其他送风机在压力控制器中使用了反馈装置，用来平衡患者对面具压力的作用从而减少振荡。这样的装置在澳大利亚目前的零售价格为大约1000澳元。 
另外一组CPAP装置，例如ResMed的 
Figure BSA00000439906300021
SPIRITTM装置，可以监控患者并确定出输送给患者的适当的CPAP设置，其压力在整个夜晚的过程中都可以变化，例如，在患者睡眠的初始阶段输送15cmH2O，而在夜里较晚的时候增大到20cmH2O。要根据呼吸的具体情况和严重程度确定压力的变化，例如流动限制和打鼾。这样的装置在澳大利亚目前的零售价格为大约2000澳元。 
双水平的CPAP装置，例如ResMed 
Figure BSA00000439906300022
的产品，在呼吸周期的吸气过程中为患者的面具提供了较高的压力，例如10-20cmH2O，并在呼吸周期的呼气过程中为患者的面具提供了较低的压力，例如4-10cmH2O。装置控制周期和患者呼吸周期之间不相配会导致患者不舒适。当装置从较高压力向较低压力变换的时候，使电动机制动。当装置从较低压力向较高压力变换的时候，使电动机加速。根据装置的设定，可以要求装置在50-100ms的时间内压力变换5-18cmH2O。为了获得这种变化，峰值电力负载可以在60-90W的范围之内。由于 
Figure BSA00000439906300023
装置要求低惯性和峰值 负载，需要较大的并且成本较高的电源。这样的装置根据其特性设置在澳大利亚目前的零售价格为大约3,500-7,500澳元。 
美国专利No.6,345,619(Finn)叙述了一种CPAP，它在装置控制周期的吸气和呼气之间变换过程中所提供的空气压力是在IPAP(吸气呼吸道正压)和EPAP(呼气呼吸道正压)压力的中间。美国专利No.6,484,719(Berthon-Jones)和6,532,957(Berthon-Jones)叙述的装置提供了根据波形模板的静压支撑装置。美国专利No.6,553,992(Berthon-Jones et al.)叙述了一种通风器，其伺服控制器通过调整压力波形和压力调制振幅的曲线而调整支撑的程度，当伺服控制器通过增大压力调制振幅而增大支撑的程度时，会逐渐产生更多矩形的并使之更有效的压力波形；当伺服控制器通过降低压力调制振幅而降低支撑的程度时，会逐渐产生更多平滑的并使之更舒适的压力波形。所有这些专利的内容都在这里结合作为参考。 
CPAP和VPAP装置是机械通风器。通风器已经被分为(Chatburn，Principles and Practice of Mechanical Ventilation，MJ Tobin、McGraw Hill编辑，1994，CH.2)压力、容量或流量控制器中的任何一种。每种情况下，通风器控制着输送给患者的空气压力随时间变化、空气容量随时间变化、或者空气流量随时间变化。许多种这样的装置可以被编程从而输送不同的波形，例如脉冲(矩形)的、指数的、斜坡的和正弦曲线的。对实际输送给患者的波形形状产生影响的，是患者呼吸系统的柔顺性和抵抗性，还有他呼吸的作用力，以及机构的限制，例如送风机的动量和传播延迟等。 
西门子伺服通风器900B是靠压缩空气产生动力的通风器，使用类似剪刀的阀控制吸气流动的方式(McPherson&Spearman，RespiratoryTherapy Equipment，The C.V.Mosby Company，1985，第469-474页)。 
通风器的构造是当压力、容量、流量或时间中的某一项达到预定值的时候，就输送吸气波形。将感兴趣的变量当作是初始的或启动的变量。时间和压力启动也一样。Puritan Bennett 7200a通风器是流量启动。 
Figure BSA00000439906300041
 Babylog通风器是容量启动。Infrasonics Star Sync模块可以靠胸壁运动将Infant Star通风器启动。通风器的吸气周期结束是由于有些变量达到了预定值。进行测量并用来结束吸气的变量被称为周期变量。以时间和容量作为周期变量的通风器也是已知的。 
许多通风器提供了呼气结束正压(PEEP)。这些通风器中有些使用了阀(PEEP阀)使得PEEP可以变化。有些装置，例如Ernst et al.在美国专利No.3,961,627中所讲的，在一个呼吸循环中提供了压力和流量控制相结合。控制周期被分作四个相位I，II，III和IV。呼吸周期和控制周期在时间上没必要一起下落；然而，控制周期的相位I和II大致对应着吸气，而控制周期的相位III和IV大致对应着呼气。相位I，III和IV是压力调节，而相位II是流量调节。医生可以靠三个控制元素选择压力过程，靠呼气压力减小、拐点、以及最终的呼气压力。在相位III中，压力从相位II结束测量的压力值开始根据固定的压力减小率dP/dt继续变化。当在相位III中测量的压力达到拐点时，压力接下来线性变化为固定的最终的呼气压力。呼气部分从拐点到呼吸周期结束表示为相位IV。在呼气中压力的线性变化过程表示一个优选的实施例，但是也可以用其 他的压力曲线过程取代，例如指数曲线。 
自发呼吸的患者至少会产生一些作用力进行呼吸，但是并不充分。患者的呼吸周期和通风器的呼吸周期之间缺乏同步性会导致患者不舒适。 
在成比例辅助通风(PAV)中，如Magdy Younes所述的，通风器产生的压力与患者的作用力成比例；患者的牵引越多，机器产生的压力越高。通风器只起到放大患者作用力的作用，而没有向目标强加任何通风或压力。可以理解PAV的目的是使患者可以舒适地获得他或她的控制系统认为适合的任何的通风和呼吸方式。在美国专利No.5,044,362、5,107,830、5,540,222和5,884,662中也叙述了PAV系统。 
在美国专利No.5,044,362中，Younes叙述了如下方式工作的系统： 
(a)吸气的流量：当管路中的速度传感器输出部分的高频组件进行滤波时，留下的信号与在呼吸道中独立测量的流量非常相符。因此线路中的速度信号通过了低通滤波器，而最后的信号被用作通风器的指令信号，直到产成的压力与吸气流量成比例，这被称为提供了阻力辅助。增益控制可以选择辅助的大小。在实践中，流量信号永久连接着加法放大器，并且设定了最小增益以补偿线路中的阻力。当需要较大辅助来补偿患者自身的阻力时，就加大增益。 
(b)吸气的容量：可以结合与吸气流量相关的信号从而测量吸气容量。将与压力成比例的信号减去从而使得活塞室压缩。根据波义耳法则，被减去的压力信号的大小由系统的气体容量作用。当最终的信号选择路径通向加法放大器时，通风器单元与吸气量成比例地增大压力。再 次获得的辅助的大小可以由增益装置控制。 
(c)斜坡产生器：这个工作模式可以让通风器单元起作用而不需考虑患者的作用力，并且提供了被控制的通风器。要启动该功能可以靠操作者转动开关从而将该功能的产生器置入电路之中。或者，可以准备好斜坡产生器，如果在某段时间患者自发呼吸失败就自动选择路径通向加法放大器。 
(d)D.C.输出：由偏差放大器提供的可调节的DC输出也选择路径通向加法放大器，从而最终产生连续的压力。 
美国专利No.5,535,738(Estes et al.)叙述了另一中PAV装置。 
例如Puritan-Bennett7200a的支持生命的通风器可以非常精确的控制输送给患者的空气的压力、容量和流量比率。然而这种支持的生命通风器对于家庭用于治疗睡眠呼吸紊乱太过昂贵，成本的范围为50,000到100,000澳元。 
发明内容
根据本发明的一个方面，提供一种低成本的CPAP装置，它提供了用于治疗睡眠呼吸紊乱的更舒适空气波形。 
根据本发明的另一个方面，提供一种低成本的用于治疗睡眠呼吸紊乱的CPAP装置，它在呼气过程中提供降低的气压。 
根据本发明的另一个方面，提供一种低成本的用于治疗睡眠呼吸紊乱的CPAP装置，它在呼气过程中将气压从第一水平降低到第二水平，第二水平不低于预定限值。 
根据本发明的另一个方面，提供一种控制由电动机驱动的送风机形 成的压力的方法，包括的步骤有：当送风机形成的压力超出临界值时使电动机惯性转动。 
根据本发明的另一个方面，提供一种CPAP装置，它在装置控制周期的吸气部分过程中提供第一正压力的空气，在装置控制周期的呼气部分过程中提供第二正压力的空气，并且提供在控制循环的吸气与呼气部分之间平稳变化的压力波形。 
根据本发明的另一个方面，提供一种CPAP装置，包括电动机、电动机速度控制器、叶轮(如在本文中使用的，叶轮是靠电动机驱动从而进行送气的旋转机构)、蜗壳、流量传感器、控制器、空气输送管和患者接触面，其中： 
(i)在控制循环的吸气部分中，CPAP装置适合于在患者接触面中提供第一正压力的空气； 
(ii)流量传感器适合于测量通过空气输送管的空气流动率； 
(iii)压力传感器适合于测量患者接触面中的空气压力； 
(iv)控制器适合于检测来自流量传感器的表示患者呼吸周期呼气部分开始的信号； 
(v)一旦检测到呼吸周期的呼气部分开始，控制器适合于指示电动机速度控制器使电动机惯性转动，直到患者接触面中的压力降到预定水平，其后控制器指示电动机控制器控制电动机的速度，以输送第二正压力的空气；并且 
(vi)一旦检测到呼吸暂停或者患者呼吸周期的吸气部分开始，控制器适合于指示电动机速度控制器将电动机加速，直到患者接触面中的 压力达到患者接触面的第一正压力。 
本发明的另一个方面是提供一种具有低惯性电动机的CPAP装置。根据这一方面，电动机的惯性要足够低，使得电动机可以从输送第一压力水平的第一速度惯性转动，直到呼气周期结束前达到第二预定压力水平。根据这一方面，电动机的惯性要足够低，使得到第二预定压力水平的减速率相对于典型的呼气周期更快。优选地，电动机和/或叶轮的惯性小于13,600g·mm2。最终结果是制造用于治疗睡眠呼吸紊乱的低成本的CPAP装置，通过电动机驱动的送风机向患者的呼吸道提供所需压力的空气，其中在呼气过程中通过使电动机惯性转动而使压力从高水平降低到低水平。 
在本发明的另一方面，第一压力水平是根据诸如美国专利No.5,704,345所述的自动算法而确定。 
本发明的另一方面是提供CPAP装置，具有可以输送更舒适空气波形的电动机。 
本发明的另一方面是提供一种具有最大压降的CPAP舒适模式。 
附图说明
图1示出了根据本发明实施例的CPAP装置； 
图2示出了根据本发明实施例的装置的特性曲线，其中使用了惯性转动减慢电动机； 
图3示出了根据本发明实施例的装置的特性曲线，其中使用了制动和惯性转动的结合； 
图4示出了根据本发明实施例的装置的特性曲线，其中33％工作周 期使用了制动； 
图5示出了根据本发明实施例的装置的特性曲线，其中使用了负峰值检测以确定增大压力的时间； 
图6a-d示出了适于与根据本发明实施例的装置一起使用的下蜗壳的不同视图； 
图7a-f示出了适于与根据本发明实施例的装置一起使用的上蜗壳的不同视图； 
图8a-d示出了适于与根据本发明实施例的装置一起使用的上蜗壳的另外视图； 
图9a-c示出了适于用在根据本发明实施例的装置中的电动机和叶片组件； 
图10示出了根据本发明实施例的装置的特性曲线，其中CPAP压力设定为15cm H2O，而减少的水平为3cm H2O，上面的曲线表示流量，下面的曲线表示压力，每个水平栅格对应大约1秒；以及 
图11具有与图10的水平和垂直刻度相同，表示与图10类似的视图，但是CPAP压力设定为10cm H2O。 
具体实施方式
图1示出了根据我们发明的一个实施例的装置。无刷电动机10具有安装在其上的叶轮12。叶轮12驻留在蜗壳36中。电动机10受电动机控制器24(适合的控制器包括TMS320LC2402或者MC33035IC)控制。电动机包括传感器32、34，分别提供表示电动机旋转速度和电流的信号。当给电动机绕组通电的时候，叶轮旋转。空气通过叶轮的入口吸入并获 得动量。当空气离开叶轮进入蜗壳时，它改变速度并增大压力。空气离开蜗壳，分别经过流量和压力传感器28、30(例如SMI5652-003流量传感器和SMI5652-003或MPX2010压力传感器)到达空气输送管道16(例如，由Smooth-bor Plastics制造的)，该管道接下来连接着患者接触面18，在图中所示实施例中是鼻部面具，例如ResMed Limited制造的 
Figure BSA00000439906300101
和ULTRA 
Figure BSA00000439906300102
面具。也可以使用其他形式的患者接触面，例如整个脸部的面具、鼻叉和鼻垫。 
流量和压力传感器28、30向微控制器14提供数据。适合的控制器包括HITACHI SH 7032/34的32位RISC装置，具有2-20MHz的时钟频率，8比10位的A-D转换器和不同输入输出特征。微处理器14使用了Accelerated Technologies Incorporated的Nucleus Plus实时操作系统(RTOS)。本发明的一种形式，装置输送预定的CPAP压力；这种装置是ResMed Limited的S7ELITE。在本发明的另一种形式，根据美国专利No.5,704,345(Berthon-Jones)，将微控制器14被编程从而输送CPAP治疗，该专利的方法和装置用于检测呼吸系统中的呼吸暂停和呼吸道阻塞。美国专利No.5,704,345的内容在此作为参考引入。 
微控制器14被编程用以检测在患者呼吸周期中患者在吸气和呼气部分之间的转换。有许多种方式完成这种检测。一种方式是监控流向和流出患者的空气流量。当呼吸流量信号穿过零点时(零交叉)，就完成了在吸气和呼气之间的转换。作为替换或者附加，也可以监控面具的压力。当面具压力下降到低于第一临界值的时候，就是发生了吸气。当面具压力上升到高于第二临界值的时候，就发生了呼气。作为替换或者附 加，可以在患者上使用努力传感器，例如，确定胸壁的运动、前胸骨的运动或者患者其它的运动(例如美国专利No.6,445,942中所述的)。可以将测量技术与呼吸时间的同步估算相结合。例如，可以测量患者的平均呼吸率，当通过流量、压力或努力传感器检测到吸气的时候，就可根据测量到的平均呼吸率假定在一段时间后发生呼气。 
该装置包括显示器22，例如2线路16字符的LCD或者更小的显示装置。该装置包括键盘26，例如使用逆光硅酮开关的键盘。该装置还包括电源，由SKYNET制造的II类绝缘可在24V提供40W电能。该装置可以包括能与外部装置连通的接口20。例如，适合的接口芯片有MAXIM的MAX3130/MAX3131。这些芯片同时提供了IrDA和RS-232连通。 
惯性是指如果物体静止时保持其静止的趋势，或者，如果物体移动，使其继续向相同方向移动除非有某种外力作用其上。适合本发明所使用的电动机和叶轮应当是足够低的惯性。在使用CPAP装置时，电动机通常以每分钟几千转(RPM)进行工作。如果不再向运转的电动机供电，它减慢下来所需要的时间是电动机和叶轮的惯性以及通过叶轮的空气流动速率的函数。给定的电动机、叶轮和蜗壳结合将在较低的旋转速度产生较低的压力。在本发明的一个优选形式中，惯性小于13,000至14,000g·mm2，最好小于13,600g·mm2。图6-8中示出了蜗壳外壳的一种适合形式，而图9中示出了电动机和叶轮的一种适合形式。适合于构建叶轮的材料是填充了例如GE LEXAN 3412R聚碳酸酯的玻璃。在ResMedLimited的S7TMELITE中会找到这样的蜗壳和叶轮。 
惯性或者惯性矩是对于旋转惯性的术语，是线性运动的质量的旋转 模拟。惯性矩是相对于特定的旋转轴被限定，在我们的情形中，是相对于电动机心轴的轴线被限定。点质量相对于轴线的惯性矩被定义为质量和到轴线距离的平方的乘积。任何延伸物体的惯性矩都是在这个基本定义上建立的。 
复杂物品的惯性可以用计算机程序包进行计算，例如用SolidWorks。该程序包考虑了转子、心轴、叶轮和进行旋转的其它任何物体，将它们都分解成为几百万个质量块，并将所有这些单个的惯性都加到一起(J.L.Meriam和L.G.Kraige，EngineeringMechanics-Dynamics，John Wiley&Sons，Inc.，1998，第665-682页)。 
或者，也可以根据基本原理计算惯性矩。可以将转子分解为简单形状，例如圆盘、圆柱、球形等。对于这些形状，可以分析计算出惯性值，然后将它们加到一起得出总的惯性矩。 
例如由ResMed Limited制造的S7ELITE的CPAP装置可以改造包括本发明。通常，根据本发明实施例的CPAP装置的控制器被编程，从而输送范围在4到25cm H2O的CPAP压力。在该装置的自动调节形式中，例如AutoSet SPIRIT以及在上述美国专利No.5,704,345中所讲的，CPAP装置被编程以增加CPAP压力，从而克服或防止部分或完全的呼吸道阻塞，其表现为出现鼾声、呼吸暂停或流动平缓。 
控制器14被编程，根据患者医生所建议的治疗压力在患者呼吸周期的呼气阶段中轻微地降低患者接触面中输送给患者的气压。降低的量一种形式是通过CPAP装置上的开关26进行可取的设置而确定。例如， 控制器可以被编程从而提供呼气过程中的四种不同水平的压力降低量，每一水平都导致压力另外降低1cm H2O(舒适模式)。例如，当在吸气过程中CPAP压力设定为以15cm H2O的压力向患者接触面输送空气并且舒适模式被设定为第2水平，在呼气过程中压力将会降低到13cm H2O。 
在我们发明的另一种形式中，降低的量是大约2.5、3和3.5cm H2O；在本发明又一形式中，降低的量是大约1、2和3.5cm H2O，以及1、2和3cm H2O。 
在我们发明的一个优选形式中，压力降低的最大量靠水平设定进行固定，在呼气过程中压力不会落至低于预定的量。最好的，面具压力不会落至低于4cm H2O。 
在我们发明的一种形式中，当监控呼吸流量的流量信号表明患者呼吸周期的呼气部分开始时，会根据水平设定使得压力由CPAP压力降低设定量。压力保持在较低的水平，一直到检测到吸气开始的时候，这时压力将返回到CPAP压力。 
在我们发明的另一种形式中，当监控呼吸流量的流量信号表明患者呼吸周期的呼气部分开始时，会根据水平设定使得压力由CPAP压力降低设定量。压力保持在较低的水平，一直到检测到吸气开始的时候，或者检测到呼吸暂停，这时压力将返回到CPAP压力。 
一旦检测到呼吸暂停，在吸气和呼气的过程中压力可保持在较高的水平。另外，一旦检测到呼吸暂停结束(即恢复正常呼吸)或者持续预定时间的呼气，可将呼气模式中降低的压力恢复。 
根据本发明的一个特征，压力降低是靠电动机的“惯性转动”而实 现。就是说，当检测到呼气的时候，暂时停止给电动机绕组供电，使得转子最终减慢下来并导致输送到患者接触面的空气压力降低。这种方法使压力逐渐减小从而特别舒适。监测患者接触面中的压力，当患者接触面压力降低到可接受的水平(被设置为“舒适”水平)时，恢复给电动机绕组供电而处于足以将患者接触面的压力保持在较低水平的低速。如果流量信号表示检测到吸气开始，就增加电动机速度从而输送所需CPAP压力。 
通常，按顺序进行三个步骤： 
(i)一旦检测到从吸气转变到呼气，就将电动机断电使其惯性转动。 
(ii)当患者面具(或者使用任何其它的接触面)中的压力在呼气过程中达到最小压力水平时，电动机再次通电并且控制其速度从而将压力控制在适合呼气的水平。 
(iii)一旦检测到从呼气转变到吸气，就增大电动机速度从而在患者面具中提供适合吸气的更高压力。 
图2为示波器的屏幕，示出的两个迹线是根据本发明实施例的装置用呼吸机进行测试时输送呼吸容量为500ml且每分钟15次呼吸的正弦式呼吸。上面的迹线表示压力信号。下面的迹线表示流量信号。用流量信号检测至少一个转变。流量信号由正值转变为负值(零交叉)可以定义为呼气开始。流量信号由负值转变为正值(零交叉)可以定义为吸气开始。当流量信号小于临界值的时候，就表示已发生零交叉。临界值具有调整压力和流量曲线之间相位延迟的效应。临界值越大，就越可以相 信零交叉检测的可靠性。然而在转变发生时，潜在地导致相位延迟和同步性降低的不确定性会增加。将吸气流量定义为正值，从吸气到呼气转变的临界值为0到5l/min，最好是1l/min。从呼气到吸气转变的临界值为-4到-1l/min，最好是-1l/min。 
本发明的另一种形式中，从吸气到呼气转变的临界值范围为-4到-1l/min，最好是-1l/min，而从呼气到吸气转变的临界值范围为0到5l/min，最好是1l/min。这种方法的优点是，如果在呼气到吸气的流量曲线中具有平坦的区域，正如有时会发生的那样，不会太早引发吸气。 
本发明的又一方式中，结合了流量计算容积。当容积为负时就认为发生了呼气，而当容积为正时就认为发生了吸气。 
通常，在本发明的装置中，循环/引发临界值的特性得益于灵敏度。 
“惯性转动”的结果表明呼气过程中在大约1.7秒的时间内从大约3到4cm H2O缓慢下降到新设定的压力，而一旦开始吸气就形成快速的上升时间(大约300至800ms)。上升时间是包括电力供应和惯性的多种因素的函数。下降时间长的原因是因为电动机的惯性和没有有效断开。 
在我们发明的其他形式中，至少在惯性转动的某些时候电动机的制动会影响压力的降低。制动可以通过缩短绕组来实现。本发明的一种形式中，压力和流量都通过相应的压力和流量传感器进行检测。在本发明的其他形式中，压力是从电动机速度进行估算。 
图3示出了与图2相同的一组曲线。但是在图3中，紧随着从吸气到呼气的零交叉，施加了制动使得压力在240ms内降到大约2.7cm H2O。 所使用的制动时间是误差即在测量的压力与目标压力之间差值的函数。误差越大，制动历时越久。误差减小，制动所使用的时间越短。因此制动时间的持续是误差的函数。在图2中，使用了50ms开/关、30ms开/关和10ms开/关的制动持续时间。因此所产生的压力降低是惯性转动和电动机制动相结合的结果。 
一种形式中，施加了制动并且不释放直到传感器上的压力与新设定的呼气循环的压力相同。如果当吸气开始时(即呼吸流量，Rf＞HTH)制动开始作用，随后制动被释放并且设定的压力返回到CPAP治疗压力。 
使用状态机以在开/关循环中施加制动，当达到设定压力时使其周期更快。 
考虑到制动的大小压降，还可以进一步改善转换制动的施加。 
实现压力下降的算法如下： 
1)检测零交叉。 
2)设定目标压力＝(治疗压力-选择的下降压力)。 
3)计算压力误差＝目前压力-目标压力。 
4)当压力误差＞＝邻接值，以优选的工作循环制动电动机。 
一种形式，使用抖动制动，就是说，在很短的时间内将电动机制动，例如工作循环(例如10ms加上制动，20ms解除制动)的25％-50％，最好是33％。得到要求的压力降低所需要的工作循环的大小是惯性的函数。通过如上所述的电动机和叶轮的结合，使用更短的工作循环-假定10％-不足以在理想的时间内减慢电动机而获得所需压力。然而，使用较低惯性的电动机和叶轮，可以通过10％工作循环获得理想压力。另外，尽管 用优选的电动机和叶轮使用大于约50％的工作循环可以产生压力峰值，而当使用其他电动机和叶轮时，可以使用大于50％的工作循环。图4示出了当制动具有33％工作循环时装置的特性曲线。 
临界值的大小取决于用来使电动机制动的工作循环。对于33％的工作循环，临界值设定为0.5-0.9cm H2O，最好为0.5cm H2O。对于25％的工作循环，可使用的临界值范围为0.2-0.7cm H2O，而对于50％的工作循环，可使用的临界值范围为0.8-1.4cm H2O。 
由于电动机从低速加速到足以提供治疗压力的速度要花费一定的时间，压力从较低的“舒适”压力增加到治疗压力也需要一定的时间。时间延迟会导致患者和送风机之间同步性降低。在本发明的这种形式中，并不是在检测到吸气开始前(例如，流量信号从负的变为正信号)一直等待着，而是尝试着预测吸气发生的时间并且调整压力的增大以保持同步性。 
在我们发明的一种形式中，使用了负峰值检测器使得在呼气循环的顶点时压力开始斜坡上升，从而使得在吸气循环开始前稳定地输送治疗压力，如图5所示。这种方法使用了前述的下临界值，而上临界值被负峰值检测器代替。 
在我们发明的另一种形式中，我们使用了后面的方法以试图消除错误的负峰值。从间隔10ms的三个点计算出流量的动态平均值。滞后的临界值会与该移动平均值一致。可以通过改变临界值峰值检测算法或者改变寻找负峰值所采用的方法(例如，筛选和计算微分值)从而改进这个实施例。检测负峰值也可以使用最小检测的技术，例如“Minimization or Maximization of Functions”第10章，Numerical Recipes，W.H.Press et al.，1986，剑桥大学出版社，ISBN 0 521 30811 9。 
可以使用其它的技术来预测吸气将要发生时间，调整压力的增长并保持同步性。例如，在本发明的另一种形式中，平均的呼气周期持续时间，td，由流量的连续零交叉以及压力从较低的“舒适”压力增长到治疗压力所必须的时间，tp，而计算得出。一旦检测到呼气，计时器te就从呼气开始起记录时间。当te＝td-tp时，启动电动机从较低速度到较高速度的加速。 
在惯性转动过程中压力降低率取决于惯性转动刚开始前的吸气压力。例如从15cmH2O的吸气压力，在大约1秒内压力可以降低3cm H2O。见图10。不同的是，从10cmH2O的呼气压力，在大约2秒内压力可以降低3cm H2O。见图11。因此根据本发明的一个实施例，提供了一种装置用于获得呼气压力减轻的调节率。 
本发明中发生的压力降低被可调节量限制的优点是该限制确保了充分的CO2清除和/或保持呼吸道打开。例如，在呼气压力降低完全取决于呼气流量的CPAP系统中，呼气过程中的CPAP压力会下降到低于确保充分CO2清除的压力，通常是4cmH2O。因此，可以对装置进行改进，例如美国专利No.5,535,738或者Respironics Inc.的带有C-Flex模式的BiPAP通风器那样，其中在呼吸周期的呼气部分，压力会遵照呼吸流动率，但是只可以降到临界值。因此，患者接触面的压力永远不会降到能保证充分的CO2清除和/或保持呼吸道打开的压力以下。 
对目前已经使用在重复治疗周期管理过程中的本发明的惯性转动 技术已经进行了叙述。然而，该技术至少还有其他的两个用途。一个是在斜坡相位过程中，可在许多CPAP治疗机上获得的特征，在该机器中当患者想要睡着的时候，在斜坡相位过程中产生面具压力并达到治疗压力。参见美国专利No.5,199,424、5,522,382和6,705,351。例如，在斜坡相位(ramp phase)过程中，可以在循环的过程中使得吸气压力恒定(尽管从一个循环到另一个循环增大)，但是也可以使呼气压力由一个循环到另一个循环增大而且靠本发明所讲的电动机或送风机转子惯性转动进行控制。在斜坡相位结束时，即一旦达到治疗压力时，也可以停用惯性转动技术。还可以考虑适当地逐渐减小惯性转动技术斜坡相位端部，从而平稳地变换到治疗的CPAP压力的水平。通过逐步降低连续呼吸中呼气与吸气之间的压力差获得这种逐渐减小的效果。最好地，这在斜坡相位的最后一分钟发生，并且等于大约15次的平均呼吸。这种逐渐减小是想要减少对患者的干扰并增加患者的舒适度。 
通过在斜坡相位结束时停用惯性转动技术，当患者想要入睡的时候(即在斜坡相位的过程中)为患者提供了最大的舒适度，而没有让惯性转动技术干扰睡眠过程中(在治疗相位中)临床确定的治疗压力。同样的，可以在自动滴定呼吸道正压(APAP)的“稳定时间”的相位过程中使用本发明的惯性转动技术，例如可用在ResMed 
Figure BSA00000439906300191
SPIRIT CPAP装置中。在“稳定时间”的过程中，提供了恒定的但是较低的面具压力，从而使得患者可以不知不觉地进入睡眠。在“稳定时间”结束时，APAP为患者提供了由治疗算法确定的适当的可变的治疗处理压力。通过只在“稳定时间”的过程中使用本发明的惯性转动技术，可以在转变到睡眠 的过程中增强患者的舒适度而不包含实际的治疗。当然，如果在临床上不想让患者接触面的压力降低到低于“稳定时间”相位所设定的低压，那么在该相位过程中不结合惯性转动技术会比较合适。或者，稳定时间的相位压力可以设定在足以进行惯性转动技术、但是在呼气的过程中又不会使压力水平降低到低于临床预定可接受水平的水平。在CPAP的斜坡相位结束时或者在APAP的“稳定时间”结束时停用惯性转动技术，避免了在治疗过程中由于存在惯性转动而造成压力供给不足或者CO2清除不充分。 
尽管已经参考附图叙述了本发明的特别实施例，但是应当理解这些实施例只是用来表示本发明原理的应用。可以在其中进行许多改变，并且可以设计出其它的布置而不背离本发明的精髓和范围。例如在所示的实施例中，使用了流量信号以确定吸气和呼气之间的变换，但是也可以使用其它的信号，例如压力信号。还可以使用信号的结合，例如流量和努力信号结合，而且可以使用惯性转动来控制或减少患者接触面的压力波动。 

Claims (8)

1.一种用于控制输送到患者的空气的压力的装置，包括：
电动机驱动的叶轮，所述叶轮用于将空气通过空气输送管输送到患者接触面；
用于检测所述患者接触面中的压力的压力传感器；
用于测量通过所述空气输送管的空气流量的流量传感器；以及
控制器，所述控制器（1）控制输送到所述患者接触面的空气的压力以及（2）检测各个相位、各个相位之间的转变和患者呼吸周期的阻塞；
其中，所述控制器基于以下所述控制输送到患者的空气的压力：
（i）在没有阻塞的情况下，一旦检测到吸气或者从呼气向吸气的转变，通过驱动所述叶轮以第一压力水平输送加压空气；
（ii）在没有阻塞的情况下，一旦检测到从吸气向呼气的转变，停止驱动所述叶轮使所述叶轮惯性转动直到所述患者接触面中的压力逐渐减小到第二压力水平，以及随后通过驱动所述叶轮以所述第二压力水平输送加压空气；以及
（iii）一旦检测到患者呼吸周期的阻塞，增大输送的加压空气的压力。
2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，检测到的阻塞是呼吸暂停的结果。
3.如权利要求1所述的装置，其特征在于，检测到的阻塞是打鼾的结果。
4.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述阻塞导致流动平缓。
5.如权利要求1所述的装置，其特征在于，检测到从吸气向呼气或者从呼气向吸气的转变包括如下子步骤：
（iv）所述控制器确定流向患者的呼吸空气流量；以及
（v）通过确定所述呼吸空气流量超过临界值而检测到转变。
6.如权利要求5所述的装置，其特征在于，所述临界值是可调节的。
7.如权利要求6所述的装置，其特征在于，所述第二压力水平是可调节的。
8.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述第二压力水平是可调节的。
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