CN103826681B - 上气道阻力测量设备 - Google Patents

Abstract

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。

Description

上气道阻力测量设备

相关申请的交叉引用

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No.61/537188的优先权，在此通过引用将其内容并入本文。

技术领域

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

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。

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（P_肌）相关的分量，其在通气的充气相期间连续变化。

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

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。

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。

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。

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。

附图说明

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；

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；

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

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

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。

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）。

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。

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“VolumeControl in a Medical Ventilator”的PCT公开文本No.WO2010/044038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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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56一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Q_测量到的，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（Q_患者）。

用于基于Q_测量到的计算Q_患者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_泄露并将这一确定结果用于基于Q_测量到的来计算Q_患者的过程中的任何已知或以后开发的技术。美国专利No.5,148,802、No.5,313,937、No.5,433,193、No.5,632,269、No.5,803,065、No.6,029,664、No.6,539,940、No.6,626,175和No.7,011,091教导了这样的技术的范例，通过引用将每个文献的内容并入到本发明中。

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56一致地插入压力传感器66。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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/cmH₂O。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。

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。

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（1）：

P_施加+P_肌肉=R·Q_p+E·V,

其中，P_施加是由机械呼吸机或CPAP装置（在范例性实施例中的压力支持系统50）施加的压力，P_肌肉是由横膈膜肌肉施加的压力，R是呼吸系统的集中阻力的线性近似，Q_p是患者流量，E是肺的倒电容，V是肺的体积。此外，在下列方程（2）中陈述V：

根据本发明的方面，在呼气相期间（通过范例性实施例中的压力支持系统50）被递送至患者的压力治疗上叠加振荡压力。在一个范例性非限制实施例中，所述振荡压力具有1到2cmH₂O的量值以及低于20Hz的频率。能够通过采取所施加的压力与所施加的流量的比率并将该比率表示为复数形式来估计方程（1）中的呼吸分量。在忽略肌肉压力的情况下，我们从呼气相期间的所施加的压力开始，其包括如在下述方程（3）中陈述的振荡：

P_施加(t)=PEEP+P_幅度sinωt,

其中，P_幅度是压力振荡的幅度，ω是振荡的角频率。该压力P_幅度能够被测量或估算并过滤，以去除PEEP（常数）项，结果为下述方程（4）：

P_{施加_经过滤}(t)=P_幅度sinωt

在呼气结束时（即，在患者流量返回零时），P_肌肉为零，并且由于患者流量也接近零，患者流量对上气道阻力的非线性效应已经消失。简单地通过在以下方程（5）中近似的肺分量给出对呼气暂停期间施加的振荡压力的所预计的流量响应（与方程（1）中一样的线性表示）：

其中，或s=jω。采取述施加的压力与流量的比率给出下述方程（6）：

存在各种数学技术，以收集一系列数据点并将它们表达为复数形式。方程（6）表明，如果估计所述比率的实部，则提供对气道阻力的良好指示。所述复数部分是肺顺应性的负逆（negative inverse）。如果所述算法唯独对气道阻力感兴趣，则呼气结束时所施加的压力和流量比率的实部是对气道阻力的良好估计。采用唯独利用对收缩气道的Starling电阻器模拟的该技术已经成功地利用实验室级仪表来提取气道阻力。图2示出了该测量技术的结果。

具体而言，图2示出了计算在受测试肺上在呼气相结束时所施加的振荡压力与流量的比率的结果。使用以Z=Acosωt+Bsinωt.的形式拟合仪表数据的线性最小二乘法对所述比率进行建模。所述估计的实部清楚地表明，随着柔性管通过增加的EPAP压力而扩张，阻力下降，直到达到临界压力（10cmH₂O），超过所述临界压力，所述阻力保持相对恒定。这是Starling电阻器模型的预期结果。该测试在具有恒定泄漏孔口而未考虑该孔口的情况下完成。

已经发现，在使用非理想的仪表时，结合上述实施例，出现若干复杂情况。首先，考虑压力和流量换能器（例如，压力支持系统50的流量传感器62和压力传感器66）具有非零响应时间。因此，通过非理想换能器测量时变信号将引入虚假的虚分量，这是因为所述信号之一或两者都具有相对于实际信号的相位延迟。

在离开实际机械部件测量压力时，出现其他复杂情况。测量结果与物理模型之间这一距离导致压力的传输延迟，所述延迟未由所述感测系统所指示。系统中的流体的不可压缩性质不会在流量信号中产生等效的传输延迟。这些非等效延迟在结果中产生其他虚假的相移，并且降低测量结果的准确性。

在出现可变泄漏时，如果需要准确性来校正肺机构模型，也许上述方法实施例会出现最为困难的复杂情况。泄漏不仅影响测量结果，还会由于泄漏部件通常从传感器上被物理地去除的事实，而使得流量信号中的相移混乱。

这些复杂情况驱使本发明人考虑一种用于基于流量响应来估计上气道阻力测量结果的替代方法。下文将描述所述替代方法。

返回方程（5），R项被重新定义为如以下方程（7）陈述的呼吸阻力和泄漏孔口阻力的并联组合：

其中，R_等效是与泄漏阻力并联的气道的等效总阻力，并且R_泄露是以给定的压

力（即EPAP）下泄漏孔口外的泄漏流量的dQ的线性近似。在本文中的其他位置描述了用于计算R_泄露的范例性算法。通过以下方程（8）给出流量响应：

将方程（4）代入方程（1）并在P_肌肉=0（指定肺时间常数τ=R·C）的情况下求解方程（1），通过以下方程（9）给出呼气相期间方程（1）在时域内的解：

其中，并且

在最后的指数项消失之后的稳态下，通过以下方程（10）给出流量波形的幅度：

接下来，假设压力流量之间的相位角小，则以下方程（11）提供方程（8）：

其假设以下方程（12）为真：

能够通过检验一个范例性的非限制性实施例中的合理值来验证方程（12）的假设，如以下表格1-6中陈述的。

表1

表2

表3

表4

表5

表6

结果表明，在5Hz处，没有这些参数的任何合理的组合产生任何显著的相移。扩展方程（11）并假设频率和肺时间常数的乘积远大于1，意味着方程（11）能够被近似为以下方程（13）：

之后，进一步假设第一平方项和第二个括号内的第三项接近零，由此得到以下方程（14）：

从而表明，幅度的比率近似等于泄漏阻力（R_泄露）和气道阻力（R_肺）的并联组合。使用上述情形（表1-6）的这些近似表明，在5Hz处方程（14）合理地近似于方程（11），在肺具有低时间常数（<0.2秒）时出现小的误差。在下文的表7中示出这些结果。

表7

结果表明，如果气道阻力低（<5cmH₂O/lps）并且患者变为阻塞性的（C<0.02l/cmH₂O），则在忽略所述顺应性效应时会低估等效阻力。可以通过各种简单的方式考虑这些误差，包括：（i）提供顺应性补偿，并使用方程（11）；（ii）将振荡的频率提高到14Hz以上，以将所有情形中的百分数误差降至低于1%，以及（iii）在估计的肺阻力低时，在处理估计的肺阻力中提供鲁棒性。顺应性的忽略总是会引起对肺阻力的低估。

为了清楚起见，现在将重申上文建立的看起来似乎是矛盾的观点。上文的运用表明，在实际患者压力和包括泄漏的总流量之间不存在任何预计的相移。在使用方程（6）中描述的方法时，任何测量到的相移都是不完善的传感器的伪迹，并且这些误差导致阻力估计中的不准确性。由方程（14）描述的新方法不受这些类型的误差的影响。在所述鲁棒近似方法中，由感测延迟或压力波传播延迟建立的任何相移将不会影响仅基于幅度的阻力测量结果。

如本文中描述的，本实施例的气道阻力估计方法要求压力和流量信号的振荡幅度分量。应当认识到，在理论上提取压力和流量信号的振荡幅度全部所需为高通滤波器。然而，在范例性实施例中，实际上利用带通滤波器替代高通滤波器，以去除任何高频噪声。在范例性实施例中，所述带通滤波器是以5Hz为中心具有2Hz宽的通带的8阶Butterworth数字滤波器。通过传递函数来描述该滤波器。

A={1.0000 -7.3107 23.7252 -44.6168 53.1630 -41.096620.1293 -5.71340.7199}

B={0.00001329 0 -0.00005317 0 0.00007976 0 -0.00005317 00.00001329}

在图3中示出该范例性滤波器的频率响应。在F_s=100Hz并且期望频率为5Hz（0.1×奈奎斯特（Nyquist）频率）时，所述频率是适当的。将所述滤波器系数放大2^24倍，以进行整数运算。

在当前实施例中，通过采用呼气相结束时患者压力测量结果或估计的振荡分量的幅度与患者流量的振荡分量的幅度的比率来获得等效阻力测量结果R_等效。能够经由多种方法完成信号幅度的测量。范例性方法利用了均方根（rms）计算。在再次考虑所述信号可以具有相对于彼此的虚相移的情况下，重要的是在所述计算中仅使用一个周期（2π）的点（例如，针对以10微秒采样的5Hz信号的20个样本）。以下方程（15a）、（15b）和（16）分别示出了对患者压力的振荡分量（P_幅度）、患者流量的振荡分量（Q_幅度）和等效阻力（R_等效）的幅度的这样的均方根计算：

在当前实施例中，将来自方程（16）的测量结果（即，确定的R_等效）与方程（14）和R_泄露值（如本文中其他位置描述的）一起使用，以提取上气道阻力（R_肺）。

如本文中其他提到的，可以在很多不同的位置处测量提供给患者54的压力的幅度。例如，可以在患者54处直接感测/测量压力（近端压力感测），并在本文中描述的计算中使用所述压力。然而，在近端压力感测不可得时，必须从由（例如）压力传感器66测量到的出口压力幅度的测量结果中推导患者压力的幅度。在患者回路中存在两个显著的损耗项。第一是针对管及管道中的流由Pouiselle定律推导的限制性下降。第二损耗是由管的惯性导致的。所述限制性下降已经根据经验被确定为大约0.27cmH₂O/升每秒。通过以下方程（17）的公式给出所述惯性：

其中，ρ是流经管的空气的密度，l是管的长度，并且A是管的横截面积。假设空气密度是1.2kg/m^3，通过以下方程（18）给出6’、22mm管的惯性（I）：

测量出口压力并且测量出口流量。为了补偿回路中的下降，实时地从出口压力中减去来自Poiseusille定律的压力下降和来自惯性的压力下降，以估计如以下方程（19）所示的患者压力：

其中，R_回路是由Poiseusille定律导致的通过所述回路的dP/dQ的线性近似，并且Q_经滤波是流量信号的5Hz分量。

如上文描述的，本范例性实施例采用与变化泄漏（R_泄露）相关联的阻力参数，它是作为变化的泄漏流量的函数的线性压降的表示。在考虑将确实存在从机器出口到处于管的患者末端的传输延迟的情况下，重要的是泄漏估计不使用5Hz的幅度，而是采用较慢的过程。不管方法如何，所述过程都表示作为压力的函数的泄漏流量。在所述范例性实施例中，为了将该函数转化为对于泄漏阻力而言有意义的值，使用以下方程（20）中提供的公式来确定R_泄露：

其中，60要将升/分钟转化为升/秒，但是R_泄露应当被表示为cmH₂O/(升/秒)的单位。

最后，如文中其他位置所陈述的，本发明的方法的目标在于为气道坍塌的诊断和治疗估计上气道阻力。在已经估计患者压力的幅度之后，并且在考虑通过出口的流量是泄漏和患者流量的组合流量的情况下，通过使方程（14）等于从方程（16）获得的测量结果来估计上气道阻力（R_肺－肺阻力）。所述结果是下述方程（21）：

现在参考图4，其提供了流程图，图示了在本文中详细描述的本发明的上气道阻力估计方法的范例性实施例，所述实施例实施于压力支持系统50内，并且尤其是通过在控制器64中编程的一个或多个例程中实施的。所述方法开始于步骤100，其中，控制器64使压力支持系统50的压力生成系统将振荡压力（例如，次声波）叠加到在呼气相期间通过患者回路被递送到患者54的呼吸气体流上。接下来，在步骤102中，通过压力传感器66和流量传感器62分别测量呼气相期间的患者压力和患者流量（气体流的速率）。该数据被提供至控制器64。之后，在步骤104中，控制器64确定：（i）如文中其他位置描述的，在呼气相的结束时提供给患者54的压力的振荡分量（即，由叠加的振荡压力得到的分量）的幅度（P_幅度）以及（ii）如文中其他位置描述的，在呼气相的结束时提供给患者54的流量的振荡分量（即，由叠加的振荡压力得到的分量）的幅度（Q_幅度）。

在范例性实施例中，采用如文中其他位置详细描述的均方根计算来确定P_幅度和Q_幅度（参考方程15a和15b）。接下来，在步骤106中，控制器64确定表示上气道（呼吸）阻力和泄漏孔口阻力的并联组合的等效阻力值（R_等效），其中，所述泄漏孔口阻力是在既定压力下压力支持系统50的患者回路的泄漏孔口流出的泄漏流量的线性近似。基于P_幅度与Q_幅度的比率来确定所述等效阻力值（R_等效）（在范例性实施例中，R_等效=P_幅度/Q_幅度）。接下来，在步骤108中，使用适当的技术，诸如，在文中联系方程（20）描述的技术，确定呼气相结束时的当前泄漏孔口阻力（R_泄露）。最后，在步骤110中，基于R_等效和R_泄露来确定（估计）上气道阻力（R_肺）。在范例性实施例中，采用方程（21）执行步骤110。

在权利要求中，置于括号之间的任何附图标记都不应被解释为限制权利要求。“包括”或“包含”一词不排除权利要求中列举的元件或步骤以外的元件或步骤的存在。在列举了若干模块的装置权利要求中，这些模块中的一些可以由同一项硬件来实现。元件前面的“一”或“一个”一词不排除存在多个这样的元件。在列举了若干模块的装置权利要求中，这些模块中的一些可以由同一项硬件来实现。在互不相同的从属权利要求中陈述某些元件不表示不能将这些元件结合使用。

尽管出于图示的目的基于当前认为是最实际和优选的实施例，详细描述了本发明，但要理解，这样的细节仅仅是为了该目的，并且本发明不限于公开的实施例，而是相反，意在涵盖在所附权利要求的精神和范围之内的修改和等效布置。例如，要理解，本发明考虑到在可能的范围内，能够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进行组合。

Claims (11)

1.一种气体递送系统(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。

2.根据权利要求1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。

3.根据权利要求2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。

4.根据权利要求3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其中，R_肺是所述上气道阻力值，R_等效是第一阻力值，并且R_泄露是泄漏孔口阻力。

5.根据权利要求1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，并且对所述患者流量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。

7.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。

8.根据权利要求5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。

9.根据权利要求1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。

10.根据权利要求1所述的气体递送系统，其中，所述振荡压力是次声波。

11.根据权利要求1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。