CN1867370A - 用于治疗睡眠窒息的呼吸装置及其控制方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于治疗睡眠窒息的呼吸装置，其中可以通过分析在呼吸面罩内出现的交替压力来测量人的呼吸气流阻力Ros，尤其是在进行呼吸治疗期间。它既不需要使用额外的无阀门泵来产生参考气流，也不需要使用额外的导流管来将参考气流馈送到呼吸面罩中。为此所建议的用于治疗睡眠窒息的呼吸装置具有一个与呼吸管(5)相连接的呼吸面罩(6)，和一个通过电气方式以可变转数驱动的、用于产生与转数相关的治疗压力的风箱(1)，以及一个用于控制风箱转数的控制装置，尤其是一个计算机(3)，以及一个用于确定呼吸面罩(6)内产生的压力的压力传感器(10)，所述压力传感器(10)在工作时给出一个电压力测量信号(UM)，其特征是进行控制以利用恒定的、最好是处于人耳听不到的频率范围内的频率来周期性地改变风箱(1)的转数，并分析基于因周期性改变风箱(1)的转数而在其出气口处产生的压力波动、在电压力测量信号(UM)中包含的交流电压分量对治疗的影响，尤其是对治疗压力调节的影响。

Description

用于治疗睡眠窒息的呼吸装置及其控制方法
本发明涉及一种根据权利要求1的前序部分所述的用于治疗睡眠窒息的呼吸装置，尤其是一种自动CPAP(带有自行校正功能的CPAP)，适合于足够精确地测量人的呼吸道中的气流阻力或者这种气流阻力的改变。本发明还涉及一种用于控制这种呼吸装置的方法。
一种类似的实现CPAP治疗方法的呼吸装置及其控制方法在EP0705615A1中公开。
在CPAP(连续正气路压力)治疗中，患者在由CPAP产生的、其压力随自然环境连续提升的人造环境中呼吸。当肌肉组织在患者入睡后松弛时，提高的压力会阻碍患者虚弱的上呼吸道的崩溃。呼吸道及特别是通过咽喉的呼吸道保持所谓的气路张开，由此使得患者可以毫无阻碍地进行自然的自发呼吸。如果不使用CPAP，患有障碍性睡眠窒息疾病的患者就可能在一夜之间经历无数次(多达几百次)的呼吸休克。这样睡眠就不再是休息，相反将成为极大的负担。其直接后果是长期的日间疲倦。如果该病症得不到治疗，会使当事人的寿命大大缩短。
CPAP治疗的效果取决于能否保证治疗压力足够大同时又尽可能的小。因为身体的感觉会经历持续的变化，不变的恒定治疗压力并不是最佳的。即使在一夜之内，人经历了不同的睡眠阶段，分别相适应的、变化的压力也会比预设不变的治疗压力有效得多。过小的压力可能导致障碍性睡眠窒息的症状有所反复，而太大的压力则会导致不利的副作用，例如因为由外部作用到心室的压力而引起心跳容量减少。
当大脑中的呼吸调节中枢中断自发呼吸时，呼吸休克也可能在呼吸道完全通畅时出现。这种由中枢神经系统导致的呼吸休克被称为中枢睡眠窒息。中枢睡眠窒息发生的概率随CPAP压力的提高而增加。尤其是中枢睡眠窒息会由于压力升高而延长发作时间。只有在障碍性睡眠窒息时压力提高才会导致自发呼吸恢复正常。区分障碍性睡眠窒息与中枢睡眠窒息对于控制自动CPAP的算法具有重要意义。
呼吸道障碍或改道会导致通过自然呼吸道入口、即口或鼻进入肺的气流阻力变大。在中枢睡眠窒息时，自然呼吸道入口与肺之间的呼吸道是畅通的，其产生的呼吸道阻力也较小，只是需要患者更费力地呼吸。呼吸道阻力由此也成为区分障碍性睡眠窒息与中枢睡眠窒息有用的参数，有助于对自动CPAP进行自动的压力控制。
在OS2508 319中描述了一种方法和一种装置，其中患者可以通过一个与自然空气环境相通的参考管的管嘴进行呼吸。一个无阀门泵产生恒定频率的参考气流，它通过导流管被送入到管嘴中，其频率约为10Hz，总容量始终保持在约大约1.5cm3。在管嘴产生的交替压力由一个压力测量装置检测并显示出来。
参考管的长度和直径被如此调节，使得在低频率的自然呼吸时产生低阻抗，而在高频率的参考气流时产生高阻抗。因而参考气流可能不仅仅通过作为气动扼流圈的参考管泄漏到外部空气环境中。患者的呼吸道可能有一个大气流阻力或小气流阻力，不过都还会流入管嘴。
如果通向患者肺部的呼吸道由于障碍全部或部分地改道，则参考气流也可能不会进入到肺部。在这种情况下，参考气流会在管嘴中导致很高的交替压力。
如果患者的呼吸道是打开的，则送入管嘴中的参考气流会通过呼吸道进入到肺部，并在那里由身体组织所吸收。在这种情况下，管嘴中的参考气流只能产生一个很小的交替压力。
利用这种装置测量到的交替压力与借助于体积描记法测得的实际的呼吸道阻力有很好的关联性。为了标示出使用一个交流信号来获得测量值，得到的测量值一般都用“os”来标记，因此测量到的呼吸道阻力被标记为Ros(振荡测得的或者振荡的呼吸道阻力)。
目前还已知有这样自动的CPAP装置，其中的振荡呼吸阻力由OS 2508319所描述的、为此目的而集成到呼吸治疗装置中的装置来进行测量。这些装置利用呼吸管作为参考管，呼吸面罩作为管嘴。在呼吸面罩中测得的交替压力是一个代表呼吸道阻力大小和进行分析以影响CPAP压力的信号。一个此类的装置在前面已经提到的EP 0705615中做了描述。
其缺点在于，该装置要求使用无阀门泵，它会产生振荡的参考气流，并且这种泵成为了导致额外成本的负担。同样，缺点还在于，需要额外的导流管将参考气流导入管嘴。
本发明的任务在于提供一种用于治疗睡眠窒息的呼吸装置，其中可以通过分析在呼吸面罩内出现的交替压力来测量人的振荡性呼吸道阻力Ros，尤其是在呼吸治疗期间。同时，既不需要额外的无阀门泵来产生参考气流，也不需要使用额外的导流管将参考气流馈送到呼吸面罩中。本发明还给出了一种控制所述用于治疗睡眠窒息的呼吸装置的方法。
这一任务通过具有权利要求1所述特征的用于治疗睡眠窒息的呼吸装置来解决。该呼吸装置的具有优点的改进在从属权利要求2至5中给出。一种与上述权利要求相对应的控制所述用于治疗睡眠窒息的呼吸装置的方法在权利要求6中给出。
为了解决该任务，在每个不带自行校正功能的CPAP中，使用了如风箱呼吸面罩、呼吸管、压力测量管和压力传感器等现有元件，其中以一种新的配置为这些元件赋予了附加的功能。另外，必要的元件还可以通过电子功能级或者软件解决方案的方式加入到控制过程中。
所述呼吸装置允许对患者的呼吸道阻力Ros进行测量，尤其在借助自动CPAP的治疗期间，它包含通过电气方式驱动的风箱，当例如由控制装置或计算机产生的控制信号改变为风箱供电的供电直流电压幅值或者改变转流供电电压的频率时，风箱的转数可以被相应地改变，并产生一个与转数有关的压力，这个压力通过一根呼吸管传导到患者的呼吸面罩中，同时作用到呼吸面罩上的压力借助于一根测量管被传递到压力传感器，从而使所述压力传感器从中产生电信号。
本发明的特征在于，为了改变与分别所使用的供电电压类型相关的供电电压幅值或频率，采用了周期改变的控制信号。另外，这个控制信号被如此设计：使得风箱的转数、以及所产生的低幅值、恒定频率的压力产生波动，其中这个波动频率最好处于人耳不能听到的声波范围内。
由传感器产生的电信号包括与所产生的人造环境高度成正比的直流电压分量，由周期性压力波动产生的交流电压分量，以及可能由频率非常低或者频率非常高的压力变化，如打鼾噪音所导致的可能存在的电压部分。因此，符合目的的是借助于一个选择性放大器选出仅仅由周期性压力波动所导致的交流电压分量。这也是对患者的振荡性呼吸道阻力Ros的一个量度标准。
另外，符合目的的是借助一个整流器将由选择性放大器给出的信号映射成直流电压。借助于滤波单元可以产生一个平滑的信号电压，它可以为了压力控制的目的由控制装置或计算机进行处理，并且可以轻而易举地被显示出来。根据信号电压的幅值，计算机可以借助于输入的程序最好是自动地确定是否应该提高、减少或者不改变刚刚产生的用于处理睡眠窒息的治疗压力。
在已知的用于测量振荡呼吸道阻力的装置中，所有元件，无阀门振荡泵、参考管、肺呼吸道阻隔件、以及压力测量装置都毫无例外地并行设置在以管嘴为第一个节点、以外部气体环境为第二节点之间的区域内。而本发明的装置则与之相反，其中作为交替压力发生器的风箱与作为参考管的呼吸管和肺部呼吸道阻隔件顺序相连。压力测量装置测量存在于顺序连接的管道与呼吸道阻隔件的连接点和开放外部环境之间的交替压力。
其优点在于，本发明所述的配置不需要额外的高成本组件。该装置仅使用已经在CPAP中存在的元件，并且只增加了这个唯一的附加功能。即风箱除了产生直流压力外还要产生额外的交流压力。例如在每种现代CPAP中都有一个可以电控的风箱。风箱为了额外产生交替压力所需的控制信号可以借助于同样已有的控制计算机的软件来提供。
例如在CPAP中存在的压力传感器必须还要附带地测量交替压力。呼吸管并不只是帮助患者通气，同时本身还作为参考阻隔件或者气动预置阻隔件，它将风箱的参考气流中的交替压力转换到患者的呼吸面罩中。此外，该设计只需要低成本的电子功能级、选择性放大器、整流器和滤波单元；并且这些功能级还可以通过软件低成本地实现。
本发明将在后面通过一个实施例得到更为详细的说明。在附图中示出了：
图1：本发明所述装置的简要示图；
图2：气动元件的等效电路图；
图3：呼吸面罩中的压力信号轨迹。
在这个例子中，采用了一个带有直流电源的电机2，由风箱1产生的压力取决于电机2的工作电压的大小。电机2的工作电压源由两个串联连接并由计算机3控制的元件UCPAP和UWS构成。由此电机2得到了一个与较小的供电交流电压叠加的供电直流电压。结果由风箱1产生的人造环境压力也包括一个时间上恒定的、与治疗有关的直流压力分量，它与交流压力分量相叠加。交流电压源UWS的幅值应当选择得尽可能的小，使得患者感觉不到存在周期性的压力波动。当然这种产生压力的方法只有在使用特别高的动力的电机2时才起作用。
由风箱部分的气流阻隔件和CPAP的内部呼吸系统中的通道所形成的内部阻力Ri产生后，风箱1产生的压力被传导到呼吸管5。呼吸管5和内部阻力Ri的气流阻力对从风箱1出来的交替气流分量而言是一种阻抗。这个阻抗基于压力振荡的恒定频率和管与CPAP及风箱1的内部构造的固定的预定几何形状保持恒定，从而使测量装置的参考阻抗也恒定。呼吸管5一般长度为1.7米，在例如20Hz频率时具有很高的阻抗。对于患者通常的呼吸频率大约0.2Hz到1Hz而言，管阻抗很小，不会阻碍自发呼吸。
通过呼吸管5导入的空气会继续传导到呼吸面罩6，并从这里开始继续通过咽喉的上呼吸道7到达肺部8。呼吸道阻力RAW是开放或者改道的上呼吸道7和肺部的支呼吸管中顺序连接的气流阻力的总和。严格来说，这种呼吸道阻力也和频率有关，因而也是一种阻抗。
在呼吸面罩6内部的空气压力PM可以通过将它借助一个测量管9导入压力传感器10来进行测量。压力传感器10在其输出端给出一个与压力成比例的电信号UM，它由一个与治疗相关的直流信号和一个20Hz的交流电压信号UOS组成。其中很小的交流电压分量可以借助一个被调节为与交流压力的频率相一致的选择性放大器11来放大，紧接着通过一个整流器12转换成直流电压。在用滤波单元13进行平滑之后，得到了电压UOS。这个电压UOS表示患者的振荡呼吸道阻力ROS，它与按照其它医学方法(体积描记法、中断方法)测得的呼吸道阻力RAW有良好的相关性。优选用于治疗睡眠窒息的呼吸装置是CPAP装置。呼吸道阻力ROS只有在上呼吸道7的横截面面积随着障碍程度改变时才会发生变化。
电压UOS可以传送到计算机3，从而它可以借助于其程序算法为提高治疗效果而对治疗压力的恒定压力部分进行优化。但该电压也可以可选地或者附带地借助一个显示器14显示出来。为了导出含有CO2的呼出气体，CPAP系统带有横截面面积约为12mm2的出气孔15，通常只有直接位于呼吸面罩上的4mm的孔。这个出气孔15有恒定阻力，与呼吸道阻力并行连接。
现在假设患者4的上呼吸道7通畅并且直到肺部8是开放的。在这种情况下，由风箱1产生的交替压力分量通过参考阻抗和患者4的呼吸道阻力RAW的顺序连接而产生参考气流。其中的参考阻抗通过选择频率来确定，使得它与健康的呼吸道阻力相比足够大，因而使总的由风箱1产生的交替压力不断积累形成比较大的参考阻抗。而患者的小呼吸道阻力RAW还不能形成交替压力。出气孔15的气流阻力也不是很大，但它与小呼吸道阻力相比足够大。在呼吸面罩6中的交替压力借助于测量管9被传导到压力传感器10。在经过选择性放大器1的放大、整流器12的整流、以及滤波单元13的滤波之后，得到了一个代表呼吸道阻力ROS的电压UOS。由于呼吸道是通畅的，即呼吸道阻力很小，所以电压uOS或UOS也很小。电压UOS还被送入计算机3，以进行进一步的处理，此外还可以借助于显示器14显示出来。
现在应该假设患者4的上呼吸道7发生完全障碍性阻塞。在这种状态下，呼吸道阻力RAW变得无限大。由风箱1产生的交替压力分量现在引起一个参考气流，它可以在克服参考阻抗后通过出气孔15变成自由气流。这样在呼吸面罩中会出现作为出气孔15的气流阻抗处的压力降的尽可能最大的交替压力，它经过测量、放大、滤波和整流后在滤波器13的输出端处得到尽可能最大的电压UOSMAX。
在实际工作中，滤波元件13的输出端处的电压会根据障碍的程度在近似为0和UOSMAX之间取不同的值，并由计算机3进行监控。此外，将压力传感器3的输出电压UM送至计算机3。在此之前，这个电压借助于低通滤波器6从交流电压分量中分离出来。计算机3需要这个电压来监控根据现有的程序算法计算出的最佳治疗压力。这个最佳治疗压力会由计算机3根据振荡呼吸道阻力ROS的变化及电压UOS的大小变化来进行调节。
附图标记列表
1风箱
2电机
3计算机
4患者
5呼吸管
6呼吸面罩
7上呼吸道
8肺部
9测量管
10压力传感器
11选择性放大器
12整流器
13滤波元件
14显示器
15出气孔
16低通滤波器
UCPAP供电直流电压
uWS供电交流电压
Ri CPAP内部阻力
PM呼吸面罩压力
RAW呼吸道阻力
ROS振荡呼吸道阻力
uM呼吸面罩压力的电信号
uOS振荡呼吸道阻力的电信号
UOS电压uOS经整流、滤波之后的电压
UOSmax电压UOS的最大可能值

Claims (6)

1.用于治疗睡眠窒息的呼吸装置，具有与呼吸管(5)相连接的呼吸面罩(6)，通过电气方式以可变转数驱动的、用于产生与转数相关的压力的风箱(1)，和用于控制风箱转数的控制装置，尤其是计算机(3)，以及用于确定呼吸面罩(6)上出现的压力的压力传感器(10)，该压力传感器(10)在工作时给出一个电压力测量信号(uM)，其特征在于，进行控制以利用恒定的、最好是处于人耳不能听到的频率范围内的频率周期性地改变风箱(1)的转数，并分析基于因周期性改变风箱(1)的转数而在其出气口处产生的压力波动、在电压力测量信号(uM)中包含的交流电压分量对治疗的影响，尤其是对治疗压力调节的影响。
2.根据权利要求1的呼吸装置，其特征在于，风箱可通过选择供电电压(UCPAP，UWS)的幅值来改变它的转数。
3.根据权利要求1的呼吸装置，其特征在于，风箱可通过选择交流或转流供电电压的频率来改变它的转数。
4.根据上述权利要求之一的呼吸装置，其特征在于，还具有一个被调节为与转数变化的频率相一致的选择性放大器(11)，由压力传感器(10)给出的电压力测量信号(uM)借助于这个放大器被放大，从而去除信号中含有的直流电压分量和由于缓慢的或频率较高的压力变化而产生的信号分量。
5.根据权利要求4的呼吸装置，其特征在于，还具有一个整流器(12)，在选择性放大器(11)的输出端给出的信号借助于这个整流器映射成直流电压或直流电流。
6.控制用于治疗睡眠窒息的呼吸装置的方法，其中在呼吸装置的一个呼吸面罩中连续地产生具有预先给定的频率的交替压力幅值，并通过在呼吸面罩中的压力测量确定患者的呼吸阻力，其中相对于一个作为患者的呼吸阻力的单独基值提高所测得的呼吸阻力，在提高治疗压力的情况下向患者输送呼吸气体，并且当呼吸阻力再次接近达到所述基值时使治疗压力减小或者保持不变，其特征在于，为了产生振荡的压力幅值，使用了一个通过电气方式驱动的风箱，并利用它来产生治疗压力。
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