CN1901959B - 出现睡眠呼吸紊乱情况下的机械通气 - Google Patents

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Abstract

用于控制CPAP装置操作的方法。该装置具有鼓气机(2),患者接口(6),用于从鼓气机(2)向患者接口(6)传输空气的空气传输导管(8),用于测定在患者接口(6)中的压力的传感器(4p),和控制机构,其使以期望的压力向患者接口(6)传输空气,并且为了使该鼓气机的输出与患者努力同步,来检测患者的呼吸周期的吸入和呼出之间的转换。在一种形式中,根据具有至少一个根据睡眠呼吸紊乱的指征自动调整的波形的特征参数的双水平波形,该CPAP设备提供压力。该睡眠呼吸紊乱的指征可是打鼾、呼吸暂停、呼吸不足、和气流受限中的一个或多个。

Description

出现睡眠呼吸紊乱情况下的机械通气

[0001] 本申请要求2003年12月29日提交的申请号为60/533, 411的美国临时申请的优 先权。

1. 技术领域

[0002] 本发明涉及睡眠呼吸紊乱(SDB)的机械通气。

2. 背景技术

[0003] 机械通气的全面的背景讨论可见由Mart in J Tob in编辑的,由McGraw-Hi 11 有限公司出版的ISBN 0-07-064943-7的"Principles andPractice of Mechanical Ventilation(机械通气的原理和实践)"(1994) 一书。

[0004] 经鼻持续正压通气(CPAP)处理阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)由Colin Sullivan发 明,见美国专利号4, 944, 310。通常,这种处理涉及通过空气传输导管和患者接口为患者提 供来自鼓气机的空气或可呼吸气体的供应。虽然这种处理是有效的,但是一些患者感到不 舒适。提高患者的舒适度和顺应性是继续的挑战。

[0005] 提高舒适度的一种方法是提供更加舒适的患者接口。在这点上,ResMed MIRAGE™ 面罩已经在舒适度上提供了显著的改善。见美国专利号6, 112, 746 ;6, 357, 441 ;6, 581, 602 和6, 634, 358。最近的发展是ResMed MIRAGE ™ACTIVA "面罩系列。见国际专利申请 W02001/97893。

[0006] 在鼻CPAP系统用于处理OSA的早期,患者首先在临床观察中被滴定测量以测定最 佳的处理压力。滴定涉及临床睡眠整夜并由面罩和CPAP设备测试的患者。调整由CPAP设备 提供的处理压力直到消除呼吸暂停。处理压力通常在4-20厘米水柱范围内。设置设备至该 压力,并且患者将该设备带回家。随后的发展是患者可以带回家的自动调整设备。该自动调 整设备将基于阻塞性睡眠呼吸暂停的指征,例如打鼾,提高和/或降低处理压力。此类设备 一般称为自动正压通气(APAP)设备。见美国专利号5, 245, 995 ;6, 398, 739和6, 635, 021。 [0007] 另一种鼻CPAP设备提供在吸入过程中的第一压力(有时称作IPAP)和在呼出过 程中的第二较低的压力(有时称作EPAP)。此类例子包括ResMed VPApTM系列和Respironics BiPAP系列。双水平CPAP设备可用于不顺应单压力CPAP设备的患者。 一些患者感觉在至 少在他们清醒的情况下,呼出过程中的较低压力更加舒适。此类设备的难点在于决定怎样 设置IPAP和EPAP压力。如果该EPAP太低可能不足以阻止阻塞的发生,因此一些临床医生 可能将该EPAP压力设置为在睡眠观察中滴定测量的压力。在那些患者中,该IPAP压力,和 从而得到的平均压力将比消除呼吸暂停所需要的压力高。

[0008] 另一种形式的自动调整CPAP设备是ResMed AUTOSETTMSPIRIT™设备。在这种设备 中,CPAP压力根据气流(flow)受限的指征,例如气流扁平,打鼾,呼吸暂停和呼吸不足而自 动增加或减小。见美国专利号5, 704, 345 ;6, 029, 665 ;6, 138, 675和6, 363, 933。自动调整 系统的优势在于随着时间,所需的处理压力可以根据特定的病人而改变,并且正确运行的 自动系统排除了患者返回进行随后的睡眠观察的需要。这些专利还描述了用于辨别所谓的

4"中枢性"和阻塞性呼吸暂停的方法和装置。所有的上述专利的内容以交叉引用的方式合并 在说明书中。

[0009] 另一种用于处理如Cheyne-Stokes呼吸(CSR)的特定类型的睡眠呼吸紊乱的设 备是ResMed AutoCSTM设备。不同于其他设备,该设备提供了空气或可呼吸气体的供应,具 备平滑舒适的波形,患者的呼吸状态的完善跟踪,和患者通气的伺服控制。见美国专利号 6, 484, 719 ;6, 532, 957和6, 575, 163 ( "AutoVPAP"专利)。还可见美国专利号6, 532, 959。 这些专利的内容以交叉引用的方式合并在说明书中。

[0010] —些0SA患者感到用以上的设备处理不舒适,并且他们变得不顺应该疗法。其他 患者,例如充血性心力衰竭的心血管病患者,REM肺换气不足的患者和呼吸功能不全的患 者,也能够得益于一种更加舒适和/或更加有效的疗法。

3. 发明内容

[0011] 根据本发明的第一方面,提供一种具有双水平(bi-level)波形和自动调整平均 压力的机械呼吸机。

[0012] 根据本发明的另一方面,提供根据气道开放自动调整呼气末压的机械呼吸机。 [0013] 在一种形式中,本发明还包括具有自动调整IPAP的双水平CPAP设备。 [0014] 本发明的另一方面提供根据呼吸暂停的指征调整EPAP和根据气流受限的指征调 整IPAP的双水平CPAP设备。

[0015] 根据本发明的另一方面,当发生口部漏气时提供用于测定的方法和装置。

[0016] 根据本发明的另一方面,提供根据漏气自动调整呼气末压的机械呼吸机。

[0017] 在本发明的一种形式中,连续测定在患者的整个呼吸周期中所占的比例,该在整

个呼吸周期中所占的比例用于换算压力-时间模板的时间长度,按照(following)模板的

形状但是有适合患者需要的摆动给患者传输压力。

[0018] 本发明的另外方面于此更加详细地描述。

4. 附图说明

[0019] 图1描绘了用于实现本发明的方法的优选呼吸机装置的结构;

[0020] 图2A-2D示出根据本发明的多种实施例传输的一些示例性波形;

[0021] 图3是为相位变量的函数的压力波形模板;

[0022] 图4是图3的曲线波形的吸气部分(0-0. 5)的吸气表;

[0023] 图5是图3的曲线波形的呼气部分(0. 5-1)的呼气表;

[0024] 图6是根据本发明的设备的一个实施例的框图;

[0025] 图7是示出压力在本发明的呼吸机中的应用的另一框图;

[0026] 图8A和8B是作为自动SDB压力测定过程功能的控制摆动的示例性功能;

[0027] 图9是通过自动SDB压力检测过程示出中值压力控制的曲线;禾口

[0028] 图10是示出口部漏气检测的曲线。

5. 具体实施方式 [0029] 5. 1硬件[0030] 根据本发明实施例的设备包括鼓气机和鼓气机控制器。该鼓气机可通过空气传输 导管以2-40厘米水柱的正压向患者传输空气供应,但是通常在4-25厘米水柱范围内。该 设备还包括用于测量沿导管的空气气流的气流传感器,和用于测量在鼓气机出口处的空气 压力的压力变换器。在一种形式中,该设备可替换地包括用于检测患者接口中的压力的附 加压力变换器。

[0031] 例如,本发明的一个优选实施例如图1所示。该呼吸机设备可包括伺服控制鼓气 机2,气流传感器4f ,压力变换器4p,面罩6,和用于在鼓气机2和面罩6之间连接的空气 传输导管8。通过排气装置13排出废气。可以通过例如呼吸速度描记器和差压变换器的 气流传感器测量面罩气流,以导出气流信号F(t)。可替换地,该呼吸速度描记器可由与来 自鼓气机的气流平行排列的一束小管替代,其中通过由横过该束小管的差压变换器来测量 压力差。优选用压力变换器在测压孔测量面罩压力以导出压力信号P^k(t)。由于可以理 解本领域技术人员将明白怎样测量气流和压力,压力传感器4p和气流传感器4f仅在图1 中象征性地示出。传送气流信号F(t)和压力信号P^k(t)至控制器或微处理器15以导出 压力请求信号P一ud (t)。配置控制器或处理器并使得其适合执行于此更详细描述的方法。 该控制器或处理器可包括实现控制方法的集成芯片,存储器和/或其他指令或数据存储介 质。例如,该控制方法的程序指令或者在设备的存储器中的集成芯片上编码或者作为软件 装载。本领域技术人员可以认识到,模拟器件也可以在该控制装置中实施。图l中的装置 包括其他传感器,通信接口和显示器,伺服系统等等,功能块的细节对理解本发明不是必需 的。

[0032] 5. 2同步:触发,循环和相位的测定

[0033] 在贯穿患者的呼吸周期改变处理压力的设备中,如果设备与患者的努力(effort) 同步改变压力,对患者来说感觉更舒适。如图6中所示,根据本发明的原理构造的整体设 备64包括测定处理SDB的处理压力分量(component)的自动疗法的处理压力分量测定 模块60,和用于设置或选择波形(方波,圆形波,平滑波,等等)的波形模块62或处理过 程(process),该波形用于协同患者的呼吸周期调制压力。通常,该设备将包括用于测定患 者的呼吸周期内的状态或相位的同步或触发模块68(由模糊逻辑,压力,患者努力等等控 制)。可选择地,可包括中枢性呼吸暂停检测仪66。

[0034] 在传输压力过程中,为了使鼓气机的输出和患者的努力同步,触发模块监护病人 以测定患者的呼吸状态。在一种形式中,测定患者正在吸入或正在呼出(离散变化)。在 另一种形式中,测定在患者的整个呼吸周期中所占的比例(周期变化)。可以通过结合压 力、气流和努力传感器测定状态。例如,在一种形式中,当面罩压力降低低于一阈值时,使 得发生向吸入的转换,并且相应地,当面罩的压力增加高于一阈值时,使得发生向呼出的转 换。在另一种形式中,当患者呼吸气流超过一阈值时,使吸入开始,并且当患者呼吸气流降 低低于一阈值时,使呼出开始。在另一种形式中,从分析呼吸气流曲线的形状并作出关于是 吸气早期、吸气中期、吸气晚期、呼出早期、呼出中期和呼出晚期的多种测定,测定患者呼吸 相位。见美国专利号6,484,718 ;6, 532, 957和6, 575, 163。 一旦测定了相位,将要被传输 的波形形状就被确定。

[0035] 在一个实施例中,可以基于相对于该周期的特定部分的预测总时间的周期的特定 部分(吸气或呼气)的消逝时间测定相位。例如,呼吸周期的相位测定为消逝时间对预计的总时间的比。由于当前周期的总时间还未知,通过使用从多个以前的呼吸中获得的、优选 从患者的以前五次呼吸中获得的平均时间预测该周期的总时间。在本优选实施例中,将不 规则呼吸排除在平均之外。因此,排除低于150毫秒表现出咳嗽或打嗝的呼吸。本领域技 术人员可以理解怎样从气流信号测定如此的五次呼吸的平均。

[0036] 随着连续相位的测定和利用波形模块62,利用可优选存储在表或阵列中的吸气和 呼气的压力波形模板,然后实现平滑压力变化。通常,该表存储预定呼吸长度的多个比例因 子,当顺次乘以压力幅值时,其将产生由这些比例因子表现的压力波形。这些表的型式在图 4和图5中基于图3的平滑波形而示出。如本领域技术人员所知,该表可由数学等式替代而 不依靠查找操作。此外,尽管示出的是正弦上升/指数衰减曲线,但是该模板可表现任何波 形形状,例如图3中的虚线所示的方形波。相位变量的使用确保在患者的呼吸周期中的恰 当时间利用表的每一个比例因子(SF),从而压縮或者扩展模板的时间长度。这样,使用测定 的相位变量(整个预计时间的消逝时间)以换算模板的时间长度。

[0037] 为这些目的,利用此类相位和吸气表或阵列返回压力调制函数(Ins—Waveform) 的查找操作可以实现如下:

[0038] Ins—Waveform = Inspiratory_Table(I-Location) [0039] 其中:

[0040] Inspiratory—Table是一个从表或阵列返回比例因子的函数,该比例因子在由I_ Location函数确定的特定位置;

[0041] I-Location是一个函数,其实质上识别患者当前吸气过程中的吸气相位变量(也 就是消逝吸气时间对预计总吸气时间的比)与从表中选择恰当的比例因子有关,该比例因 子将允许被调制传输的压力如同在患者的当前预测吸气时间标度内的正常吸气的压力那 样。

[0042] 为了实现此目的,该函数返回吸气表的一个指标作为如下量的函数:(a)吸气的 当前消逝时间(t_SWitch), (b)波形模板的波形中的吸气部分的时间长度,其可以是在其 上将波形模板吸气部分记录在表中的表或阵列条目的数量(total—entries);和(c)呼吸 周期的吸气部分的预测时间,也就是平均吸气时间(aVe_inSp_time)。该指标可由如下公式 导出:

[0043] 指标=round (t_switch*total_entries/ave_insp_time)

[0044] 同样地,在呼气表或阵列中的查找操作(Exp_Waveform)可以实现如下函数:

[0045] Exp_Waveform = Expiratory—Table(E_location)

[0046] 其中:

[0047] E邓iratory—Table是从呼气表或阵列返回比例因子的函数,该比例因子在由E_ location函数确定的特定位置。

[0048] 如同上述的I-location函数,E_location实质上是识别患者当前呼气过程中的 呼气相位变量(即消逝呼气时间对预计总呼气时间的比)的函数,其目的是从表中选择恰 当的比例因子,该比例因子将允许被调制传输的压力如同在患者的当前预测呼气时间内的 正常呼气的压力那样。

[0049] 为了实现此目的,该函数将呼气表的指标识别为如下的函数:(a)呼气的当前消 逝时间(t_SWitch), (b)波形模板的波形中的呼气部分的时间长度,其可以是在其上将波形模板的呼气部分记录在表中的表或阵列条目的数量(total—entries);和(c)呼吸周期 的吸气部分的预测时间,也就是平均吸气时间(aVe_e^_time)。该指标可由如下公式导 出:

[0050] 指标=round (t_switch*total_entries/ave_exp_time)

[0051] 本领域技术人员将可以利用其他公式调制该通气压力,例如在IPAP和EPAP之间

的更简单的循环和触发。

[0052] 5. 3睡眠呼吸紊乱(SDB)的指征

[0053] 有多种指征可用于检测睡眠呼吸紊乱,包括打鼾,呼吸暂停,呼吸不足和吸气气

流-时间曲线的形状。

[0054] 5. 3. 1打鼾

[0055] 打鼾可以用本领域内公知的多种技术检测到。例如,美国专利 5, 245, 995 (Sullivan等)和5, 704, 345 (Berthon-Jones)。例如,可在30-300赫兹频率范 围内带通滤波气流信号和测定得到的信号的强度。

[0056] 已经检测到打鼾,可如以上专利所述计算打鼾指标。该指标可基于打鼾的强度、频 率和持续时间。"预防打鼾压力"可定义为防止打鼾所需的最小CPAP压力。 [0057] 5. 3. 2呼吸暂停和呼吸不足

[0058] 呼吸暂停可以用本领域内的公知多种技术检领"例如,美国专利 5, 704, 345 (Berthon-Jones)描述了一种呼吸暂停检测仪如下:在一移动时间窗上计算的 平均气流信号变量由电平检测仪与阈值对比,以产生"气流中止"触发。这就启动了计时 器。如果该触发持续超过10秒,比较器宣布出现呼吸暂停。该阈值可以是固定值,典型地 为0. 11/sec,或者可以是前几分钟(典型地为5分钟)的平均通气量的选定的百分比(典 型地为10%或20% )。为了方便起见,可以将该阈值取平方并直接和该变量对比,而不是对 比该阈值和该变量的平方根。

[0059] 相反地,如果气流在10秒过去之前恢复,该计时器被重置并且宣布没有呼吸暂停。

[0060] 在一种形式中,根据呼吸暂停的检测,该设备增加压力直到呼吸暂停停止,或者到 达预先确定的阈值。这样该压力不会超过安全水平。压力增加的量可根据发生呼吸暂停的 压力和呼吸暂停的持续时间改变。见美国专利6, 367, 474(Berthon-Jones等)。 [0061] 呼吸不足可类似地检测到,然而用一较高的阈值,例如平均通气量的50%。 [0062] 5. 3. 3气流受限

[0063] 气流受限可以用本领域内公知的多种技术检测。例如见美国专利 5, 704, 345 (Berthon-Jones),其描述使用多种气流扁平的指标,例如基于吸气气流-时间 曲线的中部。已知其它的气流扁平指标,见美国专利6,814,073(Wickham)。预防气流受限 压力可定义为防止气流受限所需的最小CPAP压力。该压力不是预定的,而是结合多种气流 扁平指标连续计算的。压力增加直到这些指标指示消除了气流扁平。获得其指标指示消除 了气流扁平的压力水平,作为当前的"预防气流受限压力"。在本发明的一种形式中,该当前 "预防气流受限压力"自动随时间减小,除非检测到气流受限的指征。 [0064] 5. 4波形形状

[0065] 因此,鼓气机可传输大体上为方形的波形,相似于由ResMedVPApTM系列提供的,或

8更圆的波形,相似于ResMed AUT0SET CS"产品(见美国专利号6, 532, 959)提供的,例如, 具有正弦上升和指数衰减。此外,该鼓气机可在方形波和更圆的波形之间调整波形的形状 以在舒适和有效之间取得平衡(见美国专利号6, 553, 992)。在一种形式中,例如,当传输大 体上为方形的波形时,设备在患者的呼吸周期的吸气部分期间(IPAP)提供较高的压力,并 且在患者的呼吸周期的呼气部分期间(EPAP)提供较低的压力。在另一种形式中,例如,当 传输更圆的波形时,测定SWING和压力设置。SWING是在传输给患者的最高和最低压力之间 的差值。压力设置可以是在一种形式中的基础压力或在另一种形式中的峰值压力。 [0066] 5. 5本发明的一些实施例 [0067] 5. 5. 1第一实施例:自动IPAP

[0068] 根据本发明的第一实施例,设备适合提供大致上为方形的波形,可以相似于 ResMed的VPAPIII设备的方式设置IPAP和EPAP。该设备具有对于IPAP和EPAP之间的 差值AP(有时称为摆动)的临床医师可设定的压力设置。该设备监护患者气流并且用与 ResMed的AUT0SET SPIRIT设备相同的算法测定处理压力。见美国专利5, 704, 345。如上 描述的,当检测到吸气的开始时,该设备提供在处理压力的空气供应(IPAP =处理压力)并 且在患者呼吸周期的整个吸气部分保持该压力。当检测到呼出的开始时,该设备减小供应 的压力至比处理压力小AP的位置。

[0069] 这样,自动调整CPAP算法的优势被引入双水平CPAP设备。 [0070] 5. 5. 2第二实施例:自动EPAP或EEP

[(Km] 除了可自动调整呼气末压(EEP)或EPAP压力,并且IPAP大于EPAP固定A压力

之外,本发明的第二实施例与第一实施例相似。

[OO72] 5. 5. 3第三实施例:自动平均压力

[OO73] 除了可自动调整平均压力或中值压力,并且在IPAP和EPAP之间有一固定A压力

之外,本发明的第三实施例与第一实施例相似。

[0074] 5. 5. 4第四实施例:自动摆动控制

[0075] 根据本发明的另一方面,该疗法处理压力用于控制在IPAP和EPAP之间的压力差 值,或"摆动"。例如,当该设备测定该处理压力较小时,例如,5厘米水柱,那么该摆动设置 为小值,例如,O或1厘米水柱,并且当该处理压力大时,例如15厘米水柱,该摆动设置为较 大值,例如,3或4厘米水柱。这样,可控制根据本发明的设备以确保该压力不会下降低于阈 值,例如,4或5厘米水柱。此类控制形式由图8A中的函数示出,其中该摆动设置为检测到 的疗法处理压力(APAP处理压力)的函数。 一种可替换的函数在图8B中示出,其中该摆动 限制为不能下降低于一最小值,例如1厘米水柱。

[0076] 如图7所示,如果检测到中枢性呼吸暂停,摆动可能基于几种情况增加或减小。例

如,如果检测到部分阻塞,其可能降低。可替换地,如果基于由该设备进行的气流数据的历

史分析或由临床医生预设的分类,该当前患者为肺换气不足患者(有肺换气不足经历),该

摆动可增加,例如,通过以预定量递升摆动。可替换地,如果基于由设备进行的气流数据的

历史分析或临床医生预设的分类,该当前患者为换气过度或CV患者,该摆动可减小,例如,

通过以预定量递减摆动。

[0077] 5. 5. 5第五实施例:"鱼鳍"波形

[0078] 除了如图2D,3,4,5中所示的该波形是"鱼鳍"形状,而不是提供大体上为方形的

9压力_时间波形之外,本发明的第五实施例与实施例一至三相同。 [0079] 5. 5. 6第六实施例:自动IPAP和EPAP

[0080] 根据本发明的第六实施例,IPAP和EPAP可分别自动调整。在本发明的一种形式 中,自动计算两种压力水平。第一压力是防止呼吸暂停和呼吸不足所需的最小压力。第二 压力是防止气流扁平所需的最小压力。将EEP或EPAP设置为第一压力,并且将IPAP设置 为第二压力。

[0081] 用上述的呼吸暂停和打鼾检测仪计算第一压力。从上述的气流扁平或圆度 (roundness)指标计算第二压力。控制第二压力使得至少等于第一压力,优选地比第一压力 大l-2厘米水柱。另外在第一和第二压力之间有一预定的最大差值。

[0082] 在一种形式中,缺少呼吸暂停或呼吸不足的指征,EPAP压力减小。同样地在一种 形式中,缺少气流扁平的指征IPAP压力减小。 [0083] 5. 5. 7其他实施例

[0084] 协同通过自动算法计算的压力Pth^,ti。和从IPAP和EPAP之间的预期A压力计算 的幅值A,可自动控制传输给患者的最小压力P。。关于以上示出的优选压力传输公式P (t), 可通过以如下可替换的方法设置P。完成此类执行。

P —A

p A

p —KA

[0086] 第一式中,以上讨论的产生于SDB常规检测的疗法调整施加于呼气末压或基线

压。第二式中,疗法调整施加于峰值或吸气末压。第三式中,疗法调整施加于平均值。本领

域技术人员可以理解前三个公式中的每一个可由第四个公式适当地设置调整变量K而得

到。在一种形式中,如图3所示(或者是实线平滑波形或者是虚线方波),为了施加疗法调

整于基线、峰值或中值,可通过调整模板的y轴分别从0到1、 -1到0、或-0. 5到0. 5变化

来修改波形模板函数。在此类实施例中,可直接通过疗法压力测定过程调整P。。

[0087] 同样地,如图7中的流程图所示,具备IPAP和EPAP的双水平设备的实施例,该装

置可作为在呼吸暂停检测仪74中测定的呼吸暂停持续时间的函数增加EPAP压力。

[0088] 由根据本发明的多种实施例的设备产生的作为结果的波形的几个例子在图2A-2D

中示出。在图2A中基于固定的摆动产生方波。通气压力调制的平均值逐渐增加并且然后

作为疗法压力自动检测的结果随时间下降,该疗法压力可像前面讨论的一样施加于基线、

峰值或中值。

[0089] 在图2B中,该疗法压力施加于峰值压力或方波的摆动,同时基线保持固定,导致 逐渐增加并然后减小的摆动或峰值。这可通过作为疗法压力的函数改变或控制峰值和/或 摆动,同时保持基线压力固定来实现。

[0090] 在图2C中,该自动检测疗法压力施加于方波的基线压力或摆动。这可通过作为疗

法压力的函数改变或控制基线和/或摆动,同时保持峰值压力固定来实现。

[0091] 在图2D中,参考图2A描述的该自动控制由一较平滑的波形函数示出。本领域技

10术人员可以理解在图2A至图2C中描述的该控制还可被施加于图2D所示的平滑波形函数, 结果分别与图2A至2C相似。 [0092] 5. 6其#>方面 [0093] 5. 6. l口部漏气检测

[0094] 在一种形式中,该装置包括口部漏气检测装置,尤其用于使用面罩时的口部漏气 的检测。在此类处理过程中,当患者张开嘴的时候,典型地发生在呼出过程中,被传输至鼻 罩的空气可经过口部、经过鼻腔,并且如果口部是张开的可从口部漏出。这在图io的曲线 图中示出。因此,该装置可包括一模块,例如软件模块或处理过程,其从面罩接收表示总漏 气的信号,还接收表示患者正在吸入或呼出的信号。此外或可替换地,该软件模块接收包括 指示触发和循环时间点的标记的信号。该口部漏气检测软件模块分析总漏气信号并测定是 否存在口部漏气,或在呼出同时漏气增加时测定口部是否张开。可对这种张开或口部漏气 的测定进行计数,并且随着发生一定数量可被记录的此类事件,来自设备的指示或警告可 通知用户或患者使用全面罩。可替换地,如图7中所示,在有漏气的情况下,可降低EPAP压 力或呼气末压以降低口部漏气或任何其他检测到的面罩漏气。在一种形式中,该软件模块 积分在吸入过程的该总漏气气流以计算总吸入漏气体积。进行相似的计算测定总呼出漏气 体积。如果该呼出漏气体积比吸入漏气体积大一个阈值,那么该软件模块测定出现口部漏 气,或测定口部是张开的或在呼出过程中张开。可用如下方程:

t = cycle

[0095] LVi = avg xhreaths ( J"Leakdt )

t= trigger t = trigger

[0096] LVe 二 avg>airealhs ( !Leakdt)

t = cycle

[0097] if LVe > LV,LV thresh。ld then 口腔漏气

[0098] —旦检测到漏气气流,该结果可通过产生例如可听见的或可看见的警告被标记,

或在数据日志中记录该事件。

[0099] 5. 6. 2本发明的优势

[0100] 本发明的优势很多。很多患者感到高水平正压的传输不舒适,并且可能打扰睡眠 质量。现有技术设备传输的正压可导致面罩漏气、口部漏气、上气道症状、吞气和呼气困难。 处理的原理是传输最小的可能有效压力。将APAP设备设计为传输该最小的可能有效压力, 该压力可在一个夜晚内和不同夜晚之间变化。双水平设备已经用于降低呼出过程的压力。 根据本发明的一个实施例的装置结合了 APAP和双水平通气的特征,从而降低了平均压力 并增加了舒适度。

[0101] 用于提供OSA舒适疗法的双水平呼吸机例如BiPAP的缺点,是从呼出向吸入转换 并从吸入向呼出转换的压力变化速度。根据本发明实施例的设备在呼吸过程中利用压力传 输更加缓和的变化,并且模仿了在正常平静呼吸过程中观测的气流速度。 [0102] 5. 6. 3呼吸功(WOB)

[0103] 对肺部顺应性差的患者,呼吸功是一个显著的能量消耗。在一些疾病状态中,OSA 与肺顺应性降低共存,显著地是充血性心力衰竭(CHF),其中50-65X的患者呈现SDB。在 CHF中,CPAP已经被证明可通过多种机制改善心脏功能。但CPAP在这个群体中是缺乏耐受的。根据本发明的一个实施例的设备提供CPAP的优势加上降低WOB的能力。根据本发明 的一个实施例的设备使用的该双水平波形降低了通气所需的肌肉做功。根据本发明的一个 实施例的设备可用于降低代谢速率并且因此降低左心室上的负荷。

[0104] 中枢性呼吸暂停是充血性心力衰竭恶化的一个特征,并且可能需要不同的正压通 气(PAP)疗法,例如,由以上讨论的AUTOSET CSTM设备提供。根据本发明的一个实施例的设 备可监护中枢性呼吸暂停的频率并且为患者或临床医生提供指示不同处理形式的警告。 [0105] 由于增加的胸内压力阻止静脉回流并且降低收縮压,通常的CPAP可能难以应用 于CHF。仅在需要时由根据本发明实施例的设备使用的该双水平波形和峰值平均压力将导 致PAP在CHF中的副作用的降低。

[0106] 非侵入性呼吸机通常设置一种使整晚通气正常的压力。在快速动眼(REM)睡眠 中,对比其他睡眠状态,在呼吸动力、呼吸肌紧张性和上气道紧张性中的生理变化倾向于增 加通气的降低。在其他睡眠状态过程中所需的通气可能相当地少。在根据本发明的一个实 施例的设备中,该EPAP压力在非REM睡眠中较低。

[0107] 在一些患者中,尤其那些肥胖性肺换气不足和其他原因的高碳酸性呼吸衰竭患 者,在REM中遇到的该增加的上气道(UA)阻力在通气中观察到的降低中是一个重要因素。 在根据本发明实施例的设备中,为了计算改变的UA阻力可能对通气的影B向,响应于气流扁 平而提高EEP。因此,在根据本发明实施例的设备中,通过使用保持上气道开放所需的最小 需要的EEP,降低平均压力从而增加舒适度。

[0108] 顺应性是一些情况中疗法的低容忍率的问题,例如肌萎縮性侧索硬化和阻塞性通 气疾病。 一个重要因素是呼气压力。根据本发明实施例的设备提供呼气压力的逐渐提高, 和疗法过程中的最低的可能平均压力。

[0109] 许多现有技术的呼吸机用非生理波形。对于一些患者快速的上升时间是重要的, 对其他患者具有舒适的波形是更重要的。因此根据本发明实施例的设备为例如慢下降压力 提供一个包括更圆、生理成形波形的波形范围。该慢下降压力可能尤其用于慢性阻塞性肺 疾病(C0PD)。

[0110] 尽管参考上述多种实施例描述了本发明,可以理解这些实施例仅仅是示例性地示 出本发明的多种原理的应用。除于此讨论的本发明的示例性的实施例之外,可不脱离本发 明的精神和范围进行许多修改,并且设计其他的配置。

[0111] 例如,其他自动CPAP算法可用于测定处理压力,例如P^t(例如,像美国专利号 5, 645, 053 (Remmers等)中描述的)。

12

Claims (19)

  1. 一种CPAP装置,包括:(i)鼓气机,(ii)用于患者的患者接口,(iii)用于从该鼓气机向该患者接口传输空气的空气传输导管,(iv)用于测定该患者接口中的压力的压力传感器以及用于测定给该患者的空气气流的气流传感器,其中,自动从该压力或气流传感器测定指示存在睡眠呼吸紊乱的第一指标,使得根据该第一指标自动测定第一处理压力,(v)同步模块,被设置为从至少一个传感器来测定患者呼吸周期的吸气和呼气之间的转换,和(vi)控制机构,被设置为根据压力-时间波形、与该同步模块测定的该患者的呼吸周期同步,在患者的呼吸周期的呼气部分期间传输第一正压的空气供应,并在该患者的呼吸周期的吸气部分期间传输第二正压的空气供应,其中,基于所述第一处理压力来设置所述第一正压和第二正压中的至少一个。
  2. 2. 根据权利要求1所述的装置,其中指示存在睡眠呼吸紊乱的该第一指标是在该患者的吸气气流-时间曲线中示出的气流扁平、打鼾、呼吸暂停和呼吸不足中的一个或多个的函数。
  3. 3. 根据权利要求1所述的装置,其中所述压力_时间波形是方波或鱼鳍形波。
  4. 4. 根据权利要求1所述的装置,其中所述第一正压是EPAP,且所述第二正压是IPAP。
  5. 5. 根据权利要求1所述的装置,其中所述第一正压是呼气末压。
  6. 6. 根据权利要求1所述的装置,其中所述呼吸周期的所述压力_时间波形具有最小和最大压力值。
  7. 7. 根据权利要求1所述的装置,其中向该患者传输的所述第一正压具有最小值。
  8. 8. 根据权利要求7所述的装置,其中向该患者传输的最小压力大约为4厘米水柱。
  9. 9. 根据权利要求1所述的装置,其中所述第二正压大于所述第一正压。
  10. 10. 根据权利要求1所述的装置,其中所述压力_时间波形具有固定的摆动。
  11. 11. 根据权利要求l所述的装置,其中当该第一处理压力低时所述压力-时间波形具有小摆动。
  12. 12. 根据权利要求1所述的装置,所述装置适于测定睡眠呼吸紊乱的第二指标。
  13. 13. 根据权利要求12所述的装置,其中所述第一指标指示呼吸暂停,并且所述第二指标指示气流扁平。
  14. 14. 根据权利要求13所述的装置,所述装置适于根据睡眠呼吸紊乱的所述第二指标测定第二处理压力。
  15. 15. 根据权利要求14所述的装置,所述装置适于设置所述压力_时间波形的所述第二正压为所述第二处理压力。
  16. 16. 根据权利要求15所述的装置,所述装置适于设置EPAP为所述第一处理压力并设置IPAP为所述第二处理压力。
  17. 17. 根据权利要求1所述的装置,其中所述压力_时间波形存储在查找表或阵列中。
  18. 18. —种CPAP装置,包括:鼓气机,用于以正压提供空气供应;鼻部患者接口;空气传输管道,用于将该鼓气机连接到该患者接口 ;气流传感器,用于监护沿该空气传输管道给患者的空气气流;其中,从该气流传感器测定该患者的呼吸周期的吸气部分期间的漏气气流和该患者的呼吸周期的呼气部分期间的漏气气流;微处理器;其中,基于该患者的呼吸周期的吸气部分期间的漏气气流计算吸气过程中的漏气体积,并基于该患者的呼吸周期的呼气部分期间的漏气气流计算呼气过程中的漏气体积;并且当呼气过程中的漏气体积超过吸气过程中的漏气体积一个阈值量时,得到已经发生了口部漏气的肯定确定结果。
  19. 19.根据权利要求18所述的装置,其中,通过对该患者的呼吸周期的吸气部分期间的漏气气流进行积分来计算所述吸气过程中的漏气体积,并通过对该患者的呼吸周期的呼气部分期间的漏气气流进行积分来计算所述呼气过程中的漏气体积。
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