ES2683235T3 - Control de temperatura de cámara humidificadora para un control preciso de la humedad - Google Patents

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Jae Chul Han
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Abstract

Un sistema de asistencia respiratoria (1, 100, 200) para suministrar a un usuario una corriente de gases humidificados y calentados con fines terapéuticos, que comprende: una unidad humidificadora (5, 105, 205) que tiene un orificio de admisión (23, 123, 223) y un orificio de salida (9, 109, 209), estando dicha unidad humidificadora adaptada para recibir, en uso, un flujo de gases procedente de una fuente de gases (13, 113, 213) a través de dicho orificio de admisión, estando dicha unidad humidificadora adaptada además para contener y calentar un volumen de agua (20, 120, 220) en uso, pasando, en uso, dicho flujo de gases a través de dicha unidad humidificadora y calentándose y humidificándose, saliendo dichos gases humidificados y calentados de dicha unidad humidificadora a través de dicho orificio de salida de unidad humidificadora, un conducto de suministro (6, 106, 206) y una interfaz de usuario (7, 107, 207) configurados para recibir, en uso, dichos gases humidificados y calentados procedentes de dicho orificio de salida para suministrar a dicho usuario, teniendo dicho conducto de suministro un alambre calefactor (75) adaptado para calentar los gases dentro de dicho conducto, una sonda de flujo (61, 161, 261) adaptada para medir el caudal real de dicha corriente de gases a través de dicho sistema; un sensor de temperatura en el extremo de paciente (15, 115, 215) adaptado para medir la temperatura de dicho flujo de gases en o cerca de dicho paciente; y comprendiendo además dicho sistema de asistencia respiratoria un controlador (8, 108, 208) adaptado para recibir datos de dicho sensor de temperatura en el extremo de paciente (15, 115, 215) relacionados con la temperatura medida y datos de dicha sonda de flujo (61, 161, 261) relacionados con dicho caudal real, determinando dicho controlador (8, 108, 208) una salida de control en respuesta, en el que dicha salida de control está asociada a una temperatura diana en dicho sensor de temperatura en el extremo de paciente para un nivel de flujo dado, ajustando dicha salida de control la potencia a al menos dicho alambre calefactor (75) para mantener o cambiar la temperatura de dicho flujo de gases dentro de dicho conducto (6, 106, 206) para hacer coincidir dicha temperatura medida por dicho sensor de temperatura en el extremo de paciente (15, 115, 215) con dicha temperatura diana para obtener una temperatura en el extremo de paciente deseada en dicha interfaz de usuario (7, 107, 207).

Description

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DESCRIPCION
Control de temperatura de camara humidificadora para un control preciso de la humedad Campo de la invencion
Esta invencion se refiere a un aparato para controlar el nivel de humedad y el caudal de gases en un dispositivo que proporciona a un usuario una corriente de gases humidificados y calentados con fines terapeuticos. Esta invencion se refiere, en particular, a un aparato para controlar la humedad de una corriente de gases en dispositivos que proporcionan aire humidificado para: terapia respiratoria por humidificacion, oxigenoterapia de flujo elevado, terapia CPAP, terapia Bi-PAP, terapia OPAP, etc., o humidificacion de gases usados para insuflacion o cirugfa laparoscopica.
Antecedentes
Los dispositivos o sistemas para proporcionar a un paciente un flujo de gases humidificados con fines terapeuticos son muy conocidos en la tecnica. Los sistemas para proporcionar una terapia de este tipo (por ejemplo, respiratoria por humidificacion) tienen una estructura en la que se suministran gases a una camara humidificadora desde una fuente de gases. A medida que los gases pasan sobre el agua caliente, o a traves del aire humidificado y calentado en la camara humidificadora, se vuelven saturados con vapor de agua. Los gases humidificados y calentados son suministrados a continuacion a un usuario o paciente aguas abajo de la camara humidificadora, a traves de un conducto para gases y una interfaz de usuario. El sistema de suministro de gases puede ser un sistema modular que ha sido ensamblado a partir de unidades independientes, siendo la fuente de gases una unidad de respiracion asistida o unidad sopladora. Es decir, la camara humidificadora/calentadora y la unidad sopladora son elementos independientes (modulares). Los modulos estan, en uso, conectados en serie mediante conductos de conexion para permitir que los gases pasen de la unidad sopladora a la unidad humidificadora. Como alternativa, el aparato de asistencia respiratoria puede ser un sistema integrado, en el que la unidad sopladora y la unidad humidificadora estan contenidas dentro de la misma carcasa en uso. En sistemas tanto modulares como integrados, los gases proporcionados por la unidad sopladora proceden generalmente de la atmosfera circundante. Una tercera forma general de sistema de asistencia respiratoria, que se usa normalmente en hospitales, es una en la que el sistema de asistencia respiratoria recibe al menos una parte de los gases que usa desde una fuente de gases central, normalmente externa al area de uso (por ejemplo, una habitacion de hospital). Un conducto para gases o similar esta conectado entre una admision que esta montada, por ejemplo, en la pared de la habitacion de un paciente (o similar). El conducto para gases esta conectado directamente a la camara humidificadora en uso, o una unidad de control reductora o similar puede conectarse en serie entre la admision de gases y la camara humidificadora, si se requiere. Este tipo de sistema de asistencia respiratoria se usa generalmente donde un paciente o usuario puede requerir oxigenoterapia, con el oxfgeno suministrado desde la fuente de gases central. Es habitual que el oxfgeno puro procedente de la fuente de gases se mezcle con aire atmosferico antes del suministro al paciente o usuario, por ejemplo, usando un Venturi ubicado en la unidad de control reductora. En sistemas del tipo en el que al menos algunos de los gases son suministrados desde una fuente central, no hay necesidad de un generador de flujo o soplador independiente - los gases se suministran a partir de la admision a presion, con la unidad de control reductora cambiando la presion y el flujo al nivel requerido.
Un ejemplo de un tipo de sistema modular conocido de la tecnica anterior que usa gases atmosfericos solamente se muestra en la figura 1.
En sistemas integrados y modulares tfpicos, los gases atmosfericos son aspirados al interior o entran de otra manera en un “soplador” o unidad de respiracion asistida principal, que proporciona un flujo de gases en su descarga. La unidad sopladora y la unidad humidificadora estan emparejadas con o conectadas ngidamente de otro modo a la unidad sopladora. Por ejemplo, la unidad humidificadora se empareja con la unidad sopladora mediante una conexion deslizable o empujable, lo que garantiza que la unidad humidificadora este conectada ngidamente y sujeta firmemente en su lugar en la unidad sopladora principal. Un ejemplo de un sistema de este tipo es el sistema de camara de agua “deslizable” de Fisher and Paykel Healthcare mostrado y descrito en el documento US 7.111.624. Una variante de este diseno es un diseno deslizable o sujeto con pinza en el que la camara esta encerrada dentro de una parte de la unidad integrada en uso. Un ejemplo de este tipo de diseno se describe en el documento WO 2004/112873.
Uno de los problemas que se han planteado con sistemas que proporcionan un flujo de gases humidificados y calentados a un paciente a traves de un conducto para gases y una interfaz es el de controlar adecuadamente las caractensticas del gas. Claramente, es deseable suministrar el gas al paciente (es decir, tal como sale de la interfaz de usuario) con el gas exactamente a la temperatura, humedad, flujo y fraccion de oxfgeno correctos (si el paciente se esta sometiendo a oxigenoterapia) para proporcionar la terapia requerida. Un regimen de terapia puede volverse ineficaz si los gases no son suministrados al paciente con las caractensticas correctas o requeridas. A menudo, la situacion mas deseable es suministrar gases que esten completamente saturados con vapor de agua (es decir sustancialmente al 100% de humedad relativa) a un usuario, a un caudal constante. Otros tipos o variaciones de regimen de terapia pueden requerir menos del 100% de humedad relativa. Los circuitos respiratorios no son sistemas en estado de equilibrio y es diffcil garantizar que los gases sean suministrados a un usuario sustancialmente con las caractensticas correctas. Puede ser diffcil conseguir este resultado con un intervalo de temperaturas ambiente, niveles de humedad ambiente y un intervalo de flujos de gas en el punto de suministro. La temperatura, el caudal y la humedad de una corriente de gases son todas caractensticas interdependientes. Cuando una caractenstica cambia, las otras
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cambian tambien. Una serie de variables externas pueden afectar a los gases dentro de un circuito respiratorio y hacer difmil el suministro de los gases al usuario sustancialmente a la temperature, caudal y humedad correctos. A modo de ejemplo, el conducto de suministro entre el paciente o usuario y la descarga del humidificador estan expuestos a condiciones atmosfericas ambiente y puede producirse el enfriamiento de los gases humidificados y calentados dentro del conducto a medida que el gas se desplaza a lo largo del conducto entre el orificio de salida de camara humidificadora y la interfaz de usuario. Este enfriamiento puede causar “precipitacion” dentro del conducto (es decir, condensado que se forma en la superficie interna del conducto). La precipitacion es extremadamente indeseable por razones que se explican con detalle en el documento WO 01/13981.
Para ayudar a conseguir el suministro de la corriente de gases teniendo los gases las caractensticas deseadas, los sistemas de la tecnica anterior han usado sensores (por ejemplo, sensores de temperatura y de humedad) ubicados en diversas posiciones en todo el circuito respiratorio. Generalmente se usan termistores como sensores de temperatura, dado que estos son fiables y economicos. Los sensores de humedad, tales como el descrito en el documento US 6.895.803, son adecuados para su uso con sistemas que suministran a un usuario gases humidificados y calentados con fines terapeuticos.
El documento WO2004/020031 describe el uso de sensores de temperatura ambiente y de caudal para determinar el punto de establecimiento de temperatura de placa calefactora o camara. El calentador de humidificador se controla para alcanzar el punto de establecimiento para obtener las caractensticas deseadas de los gases. Un calentador de conducto tambien se controla en funcion de la temperatura ambiente y el caudal medidos.
Para conseguir el suministro de los gases al paciente a la temperatura y humedad correctas, es necesario medir o detectar las caractensticas de los gases en el punto de suministro, o calcular o estimar las caractensticas de los gases en el punto de suministro a partir de mediciones tomadas en algun otro lugar en el sistema. Para medir directamente los parametros de los gases en el punto de suministro, deben estar ubicados sensores en o cerca del punto de suministro - en el extremo del conducto del paciente o dentro de la interfaz. Los sensores ubicados en o cerca del punto de suministro de los gases proporcionaran la indicacion mas precisa del estado de los gases. Sin embargo, un factor que hay que tener en cuenta cuando se disena un circuito respiratorio es asegurarse de que los componentes usados en el circuito respiratorio puedan conectarse y desconectarse unos a y de otros de manera repetida, con alta fiabilidad. Otro factor que hay que tener en cuenta es mantener el peso llevado por el paciente, en uso, en un mmimo y, por tanto, es deseable mantener el numero de sensores en el extremo de paciente del conducto en un mmimo o eliminar completamente la necesidad de estos. Tambien es deseable mantener el numero total de sensores en el sistema en un mmimo, para reducir costes y complejidad (por ejemplo, un numero incrementado de conexiones electricas y neumaticas).
Para superar o evitar el problema de un termino medio entre medicion precisa de las caractensticas de los gases frente a complejidad frente a coste frente a peso llevado por el paciente frente a fiabilidad, pueden ubicarse sensores en otros puntos diferentes dentro del sistema para medir los parametros del gas en esos puntos, y las lecturas de esos sensores pueden ser usadas por un controlador para estimar o calcular las caractensticas de los gases en el punto de suministro. En consecuencia, el controlador ajusta a continuacion los parametros de descarga del sistema (por ejemplo, velocidad del ventilador, potencia a la placa calefactora de la camara humidificadora, etc.). Un ejemplo de un sistema y un metodo donde este tipo de calculo se lleva a cabo se divulga en el documento WO 2001/13981, que describe un aparato en el que no hay sensores en el extremo de paciente del conducto. Un sensor de temperatura esta ubicado proximal a la placa calefactora para medir la temperatura de placa calefactora. El flujo de gases a traves de la camara humidificadora se estima, y el nivel de potencia adecuado para la placa calefactora es determinado entonces por un controlador central. El controlador estima el suministro de potencia a la placa humidificadora calefactora y la potencia requerida por el alambre calefactor de conducto para conseguir la temperatura y la humedad optimas de los gases suministrados a un paciente.
Una posible desventaja de sistemas y metodos que estiman las caractensticas de los gases (tales como el sistema y el metodo divulgados en el documento WO 2001/13981) es que las estimaciones y algoritmos usados no son tan precisos como es necesario. Existen muchos factores variables que pueden afectar negativamente a la precision de los algoritmos de calculo usados por el controlador. Estos factores pueden no haber sido tenidos en cuenta cuando se diseno el algoritmo. Por ejemplo, el aparato y, en particular, la camara humidificadora pueden estar sujetos a perdida de calor por conveccion (aspiracion o “draft”) que es creada por flujos de aire externos, particularmente en espacios ventilados. Las velocidades de flujo del aire vanan en magnitud, direccion y frecuencia de fluctuacion. Velocidades medias del aire desde por debajo de 0,05 m/s hasta 0,6 m/s, intensidades de turbulencia desde menos del 10% hasta el 70% y frecuencia de fluctuaciones de velocidad de hasta 2 Hz que aportan hasta el 90% de las desviaciones tfpicas medidas de velocidad fluctuante se han identificado en la zona ocupada de habitaciones - para un ejemplo, vease el Volumen 13, numero de 6 del artmulo de HVAC&R Research - titulado: “accuracy limitations for low velocity measurements and draft assessment in rooms”, de A Melikov, Z Popiolek y M.C.G. Silva.
Es improbable que el sistema divulgado en el documento WO 2001/13981 sea capaz de proporcionar la precision de control necesaria para controlar la humedad de forma precisa sin que se produzca una precipitacion sustancial. Un usuario o fabricante puede verse forzado a buscar un termino medio del suministro de gases a un nivel de humedad inferior, frente a una mayor posibilidad de precipitacion, frente al numero de sensores usados y su ubicacion en el circuito respiratorio. Por ejemplo, cuando el gas entrante suministrado a la camara humidificadora desde el compresor
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o soplador (en concreto en un sistema de asistencia respiratoria soplador/humidificador integrado) presenta una temperature incrementada, la temperatura de la camara debe ser compensada de forma precisa para conseguir el punto de rodo deseado. Si el aire que entra en la camara esta caliente y la temperatura del aire se incrementa con un incremento del flujo, entonces se incrementara la imprecision de un algoritmo de calculo establecido.
Debe observarse tambien que los sistemas de la tecnica anterior frecuentemente miden/calculan y visualizan la temperatura de descarga de camara humidificadora. Visualizar la lectura de temperatura es a menudo inadecuado para que un usuario tome una decision fundamentada, dado que la temperatura no siempre esta directamente relacionada con el estado de humedad de los gases. Esto se debe a una serie de factores, de los cuales los siguientes son ejemplos, aunque no una lista exhaustiva.
1. Temperatura elevada del gas entrante.
2. Caudal muy bajo o muy elevado.
3. Enfriamiento de la camara humidificadora por conveccion del aire ambiente alrededor de la camara de humidificacion.
4. Mezcla de gases salientes y entrantes dentro de la camara.
5. Condensacion de agua en la pared de la camara o en tubos de conexion particularmente en condiciones de temperatura ambiente baja.
6. Problemas con mediciones de temperatura precisas a humedad elevada (el efecto “bulbo humedo”).
7. Variaciones del nivel de la humedad del gas entrante.
Ademas, puede que un usuario no requiera siempre gases calentados a temperatura corporal y el 100% de humedad. Un regimen de terapia espedfico puede requerir un nivel de humedad elevado o del 100%, pero esto puede ser indeseable para usuarios que usan una mascarilla, dado que el gas acondicionado con humedad elevada puede resultar incomodo para la piel de un usuario.
Otro problema en un sistema de este tipo puede describirse de la siguiente manera: es normal en sistemas tales como los descritos anteriormente que la velocidad del ventilador (unidades modulares e integradas) o el nivel de presion/flujo (hospital, unidades fuente remotas) se establezcan a un nivel constante, con la suposicion de que esto proporcionara un caudal constante por todo el sistema (o como alternativa, si se usa una fuente de gases central en el sistema, se supone que el caudal de los gases entrantes desde la fuente remota permanece constante). Un caudal constante es deseable por razones identicas o similares a las descritas anteriormente. Un caudal constante tambien es muy deseable cuando se usa oxfgeno adicional o suplementario, mezclando este con gases atmosfericos. Un caudal constante ayudara a mantener la fraccion de oxfgeno al nivel deseado.
Dado que las caractensticas de los gases son interdependientes, un cambio en el caudal puede causar un cambio significativo en la humedad, temperatura o fraccion de oxfgeno de los gases suministrados a un usuario. Sin embargo, el flujo a traves del sistema puede verse afectado por una serie de diferentes variables interdependientes que son independientes de la fuente de gases (por ejemplo, la velocidad del ventilador). Estas pueden incluir una resistencia incrementada (o disminuida) al flujo causada por cambios en la posicion de la interfaz de usuario en un usuario, cambios, en uso, en el modo en el que se flexiona el conducto de suministro, etc. El caudal tambien cambiara si, por ejemplo, la interfaz se cambia a un tamano o forma de interfaz diferente o a un tipo de interfaz completamente diferente.
Existe, por tanto, una necesidad de un sistema y un metodo que proporcionen una mayor precision de control para controlar la humedad o la temperatura o ambas, del flujo de gases, mientras que al mismo tiempo se suministran gases a un paciente a la temperatura, humedad y presion correctas para una terapia eficaz. Tambien existe la necesidad de un sistema que compense los cambios en la resistencia al flujo a traves del sistema durante el uso para proporcionar un caudal sustancialmente constante al nivel deseado.
Sumario de la invencion
La invencion se define en el conjunto de reivindicaciones adjunto.
Es un objeto de la presente invencion proporcionar un sistema soplador/humidificador integrado que hasta cierto punto supere las desventajas anteriores o que proporcione a los usuarios una eleccion util.
La invencion proporciona un sistema de asistencia respiratoria tal como se reivindica.
Tambien puede decirse, en terminos generales, que esta invencion consiste en las partes, elementos y caractensticas mencionadas o indicadas en la memoria descriptiva de la solicitud, individual o colectivamente, y cualesquiera o todas las combinaciones de dos o mas cualesquiera de dichas partes, elementos o caractensticas, y donde se mencionan numeros enteros espedficos en el presente documento que tienen equivalentes conocidos en la tecnica a la que se refiere esta invencion, se considera que tales equivalentes conocidos estan incorporados en el presente documento como si se describieran individualmente.
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El termino “que comprende” tal como se usa en esta memoria descriptiva significa “que consiste al menos en parte en”, es decir, cuando se interpretan afirmaciones en esta memoria descriptiva que incluyen ese termino, es necesario que las caractensticas, precedidas por esa expresion en cada afirmacion, esten todas presentes, aunque otras caractensticas tambien pueden estar presentes.
Breve descripcion de los dibujos
Una forma preferida de la presente invencion se describira a continuacion con referencia a los dibujos adjuntos, en los que:
La figura 1 muestra una vista esquematica de un usuario que recibe aire humidificado procedente de un sistema de asistencia respiratoria soplador/humidificador modular de un tipo conocido de la tecnica anterior.
La figura 2a muestra una vista esquematica de un usuario que recibe aire humidificado procedente de una variante de
la presente invencion, llevando el usuario una mascarilla nasal y recibiendo aire procedente de un sistema de
asistencia respiratoria soplador/humidificador modular.
La figura 2b muestra una vista esquematica de un usuario que recibe aire humidificado procedente de otra variante de la presente invencion, llevando el usuario una canula nasal y recibiendo aire procedente de un sistema de asistencia respiratoria soplador/humidificador modular.
La figura 3 muestra una vista esquematica de un usuario que recibe aire humidificado procedente de otra variante de
la presente invencion, llevando el usuario una mascarilla nasal y recibiendo aire procedente de un sistema de
asistencia respiratoria soplador/humidificador integrado.
La figura 4 muestra una vista esquematica de un usuario que recibe aire humidificado procedente de otra variante de la presente invencion, donde el usuario lleva una canula nasal, recibiendo el sistema de asistencia respiratoria gases procedentes de una fuente central mediante una admision de pared y proporcionando estos a una unidad de control, que proporciona los gases a una camara humidificadora en lmea con y aguas abajo de la unidad de control.
La figura 5 muestra una representacion grafica de un conjunto de datos para usar con el sistema de asistencia respiratoria de las figuras 2 o 3, mostrando el grafico curvas representativas de siete caudales constantes diferentes en un intervalo de temperaturas atmosfericas ambiente y en un intervalo de temperaturas diana para un flujo y una temperatura ambiente dados, donde los datos estan cargados en el controlador de sistema en uso.
La figura 6 muestra una representacion grafica de un conjunto de datos alternativo para usar con el sistema de asistencia respiratoria de las figuras 2, 3 o 4, donde los datos alternativos son comparados con o usados junto con los datos equivalentes de la tabla mostrada graficamente en la figura 5, mostrando las lmeas del grafico curvas representativas de dos caudales en equilibrio diferentes para un intervalo de temperaturas atmosfericas ambiente con poco movimiento del aire ambiente y un intervalo de temperaturas diana para un flujo y una temperatura ambiente dados, y los mismos caudales en equilibrio mostrados a lo largo de un intervalo de temperaturas ambiente con perdida de calor por conveccion elevada desde la camara de humidificacion, donde los datos de la tabla de consulta estan cargados en el controlador del sistema en uso.
La figura 7 muestra una representacion esquematica de algunas de las conexiones entre un controlador adecuado para usar con el sistema de asistencia respiratoria de las figuras 2, 3 o 4 y otros componentes de la forma preferida del sistema de asistencia respiratoria tal como se muestra en la figura 2, 3 o 4.
La figura 8a muestra un grafico de datos experimentales medidos de flujo, punto de rocfo, temperatura de salida de camara o de descarga de camara en condiciones de temperatura ambiente elevada usando un sistema de asistencia respiratoria, tal como el mostrado en las figuras 2, 3 o 4.
La figura 8b muestra un grafico similar a la figura 8a, para condiciones de temperatura ambiente baja.
La figura 9 muestra una representacion esquematica de una parte de la programacion para un sistema de control que es usado por el sistema de asistencia respiratoria de la figura 2 o la figura 3 para ajustar el caudal a traves del sistema, de modo que este permanezca sustancialmente constante cuando la geometna del sistema cambie, conteniendo el mecanismo de control dos filtros de control P.I.D., uno para gran desviacion y uno para pequena desviacion del caudal establecido, conteniendo tambien el mecanismo de control un filtro promediador ubicado en una trayectoria de retroalimentacion para comparar el caudal medido con el caudal establecido.
La figura 10a muestra una representacion esquematica de parte de la programacion para un sistema de control que es usado por el sistema de asistencia respiratoria de la figura 2 o la figura 3 de modo que un flujo promedio e intrarrespiratorio pueda ser controlado con un filtro de paso bajo tambien incorporado como parte de la programacion y usarse para determinar si se usa control de flujo aproximado o preciso.
La figura 10b muestra una representacion esquematica de una parte de la programacion para un sistema de control que incorpora bucles de retroalimentacion doble para un control de flujo mejorado en el sistema de la figura 2 o la
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figura 3, permitiendo los bucles de retroalimentacion doble filtros de control independientes, de modo que un flujo promedio e intrarrespiratorio pueda estar controlado.
La figura 11 muestra un diagrama esquematico del sistema de la figura 10b, con la adicion de una trayectoria de retroalimentacion adicional desde el generador de flujo hasta el filtro de compensacion, para ayudar a compensar la naturaleza no lineal del sistema respiratorio mostrado en las figuras 2, 3 y 4.
La figura 12 muestra un grafico de velocidad de motor para una serie de interfaces ejemplares, que demuestra que la humedad puede ser controlada a un nivel adecuado para una mascarilla o una canula nasal (que requieren velocidades de motor diferentes, con el sistema permaneciendo estable y produciendo un nivel de humedad adecuado tanto a velocidad elevada como a velocidad baja).
Descripcion detallada de las realizaciones preferidas
Una vista esquematica de un usuario 2 que recibe aire procedente de una unidad de respiracion asistida modular y un sistema humidificador 1 de acuerdo con una primera variante o realizacion de la invencion se muestra en las figuras 2a y 2b. El sistema 1 proporciona al usuario 2 una corriente presurizada de gases humidificados y calentados con fines terapeuticos (por ejemplo, para reducir la incidencia de apnea obstructiva del sueno, para proporcionar terapia de CPAP, para proporcionar humidificacion con fines terapeuticos, o similar). El sistema 1 se describe con detalle a continuacion.
La unidad de respiracion asistida o unidad sopladora 3 tiene una unidad compresora interna, un generador de flujo o una unidad de ventilacion 13 - generalmente esto puede denominarse un mecanismo de control de flujo. El aire procedente de la atmosfera entra en la carcasa de la unidad sopladora 3 a traves de una admision atmosferica 40 y es arrastrado a traves de la unidad de ventilacion 13. La salida de la unidad de ventilacion 13 es ajustable - la velocidad de ventilador es variable. La corriente de gases presurizados sale de la unidad de ventilacion 13 y la unidad sopladora 3 y se desplaza a traves de un conducto de conexion 4 hasta una camara humidificadora 5, entrando en la camara humidificadora 5 a traves de un orificio de acceso u orificio de admision 23. La camara humidificadora 5, en uso, contiene un volumen de agua 20. En la realizacion preferida, en uso, la camara humidificadora 5 esta ubicada encima de una unidad de base de humidificador 21 que tiene una placa calefactora 12. La placa calefactora 12 es activada para calentar la base de la camara 5 y de este modo calentar el contenido de la camara 5. A medida que el agua en la camara 5 se calienta, se evapora, y los gases dentro de la camara humidificadora 5 (por encima de la superficie del agua 20) se calientan y se humidifican. La corriente de gases que entra en la camara humidificadora 5 a traves del orificio de admision 23 pasa sobre el agua calentada (o a traves de estos gases humidificados y calentados - aplicable para camara y caudales grandes) y se calienta y se humidifica a medida que lo hace. La corriente de gases sale a continuacion de la camara humidificadora 5 a traves de un orificio de salida u orificio de descarga 9 y entra en un conducto de suministro 6. Cuando se hace referencia a una “unidad humidificadora” en esta memoria descriptiva con referencia a la invencion, debe considerarse que esto significa al menos la camara 5 y, si fuera adecuado, la unidad de base 21 y la placa calefactora 12. Los gases humidificados y calentados atraviesan la longitud del conducto de suministro 6 y son proporcionados al paciente o usuario 2 a traves de una interfaz de usuario 7. El conducto 6 puede calentarse mediante un alambre calefactor (no mostrado) o similar para ayudar a prevenir la precipitacion. La interfaz de usuario 7 mostrada en la figura 2a es una mascarilla nasal que rodea y cubre la nariz del usuario 2. Sin embargo, debe observarse que una canula nasal (tal como se muestra en la figura 2b), mascarilla completa para el rostro, accesorio de traqueotoirna, o cualquier otra interfaz de usuario adecuada puede sustituir a la mascarilla nasal mostrada. Un controlador o sistema de control central 8 esta ubicado en la cubierta de soplador (controlador 8a) o la unidad de base de humidificador (controlador 8b). En sistemas modulares de este tipo, es preferible usar un controlador de soplador 8a y un controlador de humidificador 8b independientes, y lo mas preferido es que los controladores 8a, 8b esten conectados (por ejemplo, por cables o similares) de modo que se puedan comunicar entre sf en uso. El sistema de control 8 recibe senales introducidas por el usuario mediante controles de usuario 11 ubicados en la unidad de base de humidificador 21 o en la unidad sopladora 3 o en ambas. En las realizaciones preferidas, el controlador 8 tambien recibe entradas procedentes de sensores ubicados en diversos puntos en todo el sistema 1. La figura 7 muestra una representacion esquematica de algunas de las entradas y salidas a y desde el controlador 8. Debe observarse que no se muestran todas las posibles conexiones y entradas y salidas - la figura 7 es representativa de algunas de las conexiones y es un ejemplo representativo. Los sensores y sus ubicaciones se describiran con mas detalle a continuacion. En respuesta a la entrada de usuario desde los controles 11 y las senales recibidas de los sensores, el sistema de control 8 determina una salida de control que en la realizacion preferida envfa senales para ajustar la potencia a la placa calefactora de camara humidificadora 12 y la velocidad del ventilador 13. La programacion que establece como determina el controlador la salida de control se describira con mas detalle a continuacion.
En la figura 3 se muestra una vista esquematica del usuario 2 que recibe aire procedente de un sistema soplador/humidificador integrado 100 de acuerdo con una segunda forma de la invencion. El sistema funciona de una manera muy similar al sistema modular 1 mostrado en la figura 2 y descrito anteriormente, excepto que la camara humidificadora 105 se ha integrado con la unidad sopladora 103 para formar una unidad integrada 110. Una corriente de gases presurizada es proporcionada por la unidad de ventilacion 113 ubicada dentro de la cubierta de la unidad integrada 110. El agua 120 en la camara humidificadora 105 es calentada por la placa calefactora 112 (que, en esta realizacion, es una parte integrante de la estructura de la unidad sopladora 103). El aire entra en la camara humidificadora 105 a traves de un orificio de acceso 123 y sale de la camara humidificadora 105 a traves de un orificio
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de salida 109. La corriente de gases es proporcionada al usuario 2 a traves de un conducto de suministro 106 y una interfaz 107. El controlador 108 esta contenido dentro de la envuelta externa de la unidad integrada 100. Los controles de usuario 111 estan ubicados en la superficie externa de la unidad 100.
Una vista esquematica del usuario 2 que recibe aire procedente de una forma adicional de sistema de asistencia respiratoria 200 se muestra en la figura 4. El sistema 200 puede caracterizarse, en general, como un sistema fuente remoto y recibe aire procedente de una fuente remota a traves de una admision de pared 1000. La admision de pared 1000 esta conectada a traves de un conducto de admision 201 a una unidad de control 202 que recibe los gases procedentes de la admision 1000. La unidad de control 202 tiene sensores 250, 260, 280, 261 que miden la humedad, la temperatura, la presion y el flujo, respectivamente, de la corriente de gases entrante. El flujo de gases se proporciona a continuacion a una camara humidificadora 205, con la corriente de gases calentada y humidificada y proporcionada a un usuario de una manera similar a la descrita anteriormente. Debe observarse que, cuando se hace referencia a una “unidad humidificadora” para un sistema fuente remoto tal como el sistema 200, debe considerarse que esta incorpora la unidad de control 202 - los gases procedentes de la fuente remota pueden estar conectados directamente a una admision o mediante la unidad de control 202 (para reducir la presion o similar), pero debe interpretarse que la unidad de control y la camara humidificadora pertenecen a una “unidad humidificadora” global. Si se requiere, el sistema 200 puede proporcionar O2 o una fraccion de O2 al usuario, teniendo la fuente central como una fuente de O2,
0 mezclando aire atmosferico con O2 entrante procedente de la fuente central mediante un Venturi 90 o similar ubicado en la unidad de control 202. Se prefiere que la unidad de control 202 tenga tambien una valvula o un mecanismo similar para actuar como mecanismo de control de flujo con el fin de ajustar el caudal de gases a traves del sistema 200.
Sensores
Los sistemas modulares e integrados 1, 100 y 200 mostrados en las figuras 2, 3 y 4 tienen sensores ubicados en puntos por todo el sistema. Estos se describiran a continuacion con relacion al sistema de asistencia respiratoria 1.
La forma preferida del sistema modular 1, tal como se muestra en la figura 2, tiene al menos los siguientes sensores en las siguientes ubicaciones preferidas:
1) Un sensor de temperatura ambiente 60 ubicado dentro de, cerca de, o en la cubierta de soplador, configurado o adaptado para medir la temperatura del aire entrante procedente de la atmosfera. Lo mas preferido es que el sensor de temperatura 60 este ubicado en la corriente de gases despues (aguas abajo) de la unidad de ventilacion 13 y lo mas cerca posible de la admision o acceso a la camara humidificadora.
2) Un sensor de temperatura de orificio de salida de unidad humidificadora 63 ubicado en el orificio de salida de camara 9 o ubicado en el extremo del aparato (opuesto al extremo de paciente) del conducto de suministro 6. El sensor de temperatura de descarga 63 esta configurado o adaptado para medir la temperatura de la corriente de gases a medida que sale de la camara 5 (en cualquier configuracion, puede considerarse que el sensor de temperatura de orificio de salida 63 es proximal al orificio de salida de camara 9).
Asimismo, los sensores estan dispuestos sustancialmente en las mismas ubicaciones en el sistema integrado 100 mostrado en la figura 3 y el sistema 200 de la figura 4. Por ejemplo, para el sistema integrado de la figura 3, un sensor de temperatura ambiente 160 esta ubicado dentro de la cubierta de soplador en la corriente de gases, justo antes (aguas arriba) del orificio de acceso de camara humidificadora 123. Un sensor de temperatura de orificio de salida de camara 163 esta ubicado en el orificio de salida de camara 109 y esta configurado para medir la temperatura de la corriente de gases a medida que sale de la camara 105 (en cualquier configuracion, puede considerarse que el sensor de temperatura de orificio de salida 163 es proximal al orificio de salida de camara 109). Como alternativa, este sensor puede estar ubicado en el extremo del aparato (opuesto al extremo de paciente) del conducto de suministro 106, para cualquier realizacion. Un sistema de numeracion similar se usa para el sistema de asistencia respiratoria mostrado en la figura 4 - sensor de temperatura ambiente 260, unidad de ventilacion 213, sensor de temperatura de orificio de salida de camara 263 ubicado en el orificio de salida de camara 209, etc.
Tambien se prefiere que el sistema de asistencia respiratoria 1 (y 100, 200) tenga ademas un sensor de temperatura de placa calefactora 62 ubicado adyacente a la placa calefactora 12, configurado para medir la temperatura de placa calefactora. Se prefiere que el sistema o sistemas de asistencia respiratoria tengan un sensor de temperatura de placa calefactora, dado que este proporciona una indicacion inmediata del estado de la placa calefactora. Sin embargo, no es absolutamente necesario que el sistema o sistemas tengan el sensor de temperatura de placa calefactora para llevar la invencion a la practica.
Es tambien lo mas preferido que los sistemas tengan tambien una sonda de flujo - la sonda de flujo 61 en el sistema
1 - ubicada aguas arriba de la unidad de ventilacion 13 y configurada para medir el flujo de gases. La ubicacion preferida para la sonda de flujo es aguas arriba de la unidad de ventilacion, aunque la sonda de flujo puede estar ubicada aguas abajo del ventilador o en cualquier otro lugar adecuado. De nuevo, se prefiere que una sonda de flujo forme parte del sistema, aunque no es absolutamente necesario que una sonda de flujo forme parte del sistema para llevar la invencion a la practica.
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La configuracion y el funcionamiento del sistema de asistencia respiratoria 1 se describiran a continuacion en detalle. El funcionamiento y la configuracion de los sistemas 100 y 200 son sustancialmente los mismos y no se describiran en detalle excepto cuando sea necesario.
Para el sistema de asistencia respiratoria 1, las lecturas procedentes de todos los sensores son retroalimentadas al sistema de control 8. El sistema de control 8 tambien recibe entradas procedentes de los controles de usuario 11.
Mas sensores adicionales alternativos y su configuracion se describiran con mas detalle mas adelante.
Metodo de control de humedad
En la realizacion mas preferida, el sistema de control 8 tiene al menos un conjunto de datos cargados previamente en el controlador. Los datos que forman el conjunto de datos se miden previamente o se calculan previamente en condiciones controladas (por ejemplo, en un area de prueba o laboratorio) para una configuracion de sistema espedfica con componentes espedficos (por ejemplo, sistema 1 o sistema 100 o sistema 200, con una unidad sopladora y unidad humidificadora particulares, espedficas, usadas para recopilar los datos). Los datos se recopilan en una serie de intervalos de condicion que se encontraran normalmente en uso, con los datos medidos previamente (establecidos previamente) siendo cargados a continuacion como software o hardware integral en el controlador 8 para los sistemas de produccion o como datos para usar, por ejemplo, en un algoritmo de logica difusa para el control de humedad.
Un conjunto de datos particularmente adecuado para usar con el sistema 1 se muestra como un grafico en la figura 5. El eje X muestra un intervalo de temperaturas ambiente, desde 18 °C hasta 35 °C. En uso, la temperatura ambiente de los gases en el sistema de asistencia respiratoria antes o aguas arriba de la camara 5 es medida por el sensor de temperatura ambiente 60 y los datos de temperatura ambiente son transmitidos al controlador 8. Lo mas preferido es que el sensor de temperatura 60 mida la temperatura ambiente de los gases, justo antes de que los gases entren en la camara 5. Para crear el conjunto de datos, un sistema tfpico 1 se coloca en un entorno donde la temperatura ambiente pueda mantenerse a un nivel conocido, constante en un intervalo de temperaturas.
En la forma preferida en uso, un usuario selecciona un caudal ajustando los controles 11. El controlador 8 recibe la entrada procedente de los controles de usuario 11 y ajusta la velocidad de ventilador para que coincida sustancialmente con este caudal requerido (cambiando la velocidad del ventilador a una velocidad que se sabe que corresponde sustancialmente al flujo requerido para la configuracion de circuito respiratorio particular o midiendo el flujo usando la sonda de flujo 61 y usando un mecanismo de retroalimentacion mediante el controlador 8 para ajustar el caudal al nivel requerido o solicitado). Se muestran siete caudales constantes diferentes en el grafico de la figura 5 para siete velocidades de ventilador constantes diferentes. Las lmeas 70-76 corresponden a diferentes caudales de la siguiente manera: Lmea 70 - un caudal de 15 litros/minuto. Lmea 71 - un caudal de 20 litros/minuto. Lmea 72 - un caudal de 25 litros/minuto. Lmea 73 - un caudal de 30 litros/minuto. Lmea 74 - un caudal de 35 litros/minuto. Lmea 75 - un caudal de 40 litros/minuto. Lmea 76 - un caudal de 45 litros/minuto.
El eje Y muestra un intervalo de temperaturas de camara diana. Es decir, para cualquier velocidad de ventilador dada (caudal y presion) y cualquier temperatura ambiente dada, existe una temperatura de descarga diana “mejor” o “ideal” para los gases en la camara 5 por encima del agua 20 - la temperatura de descarga diana, tal como se muestra en el eje Y. Esta temperatura “ideal” es la temperatura de punto de rodo para un flujo constante y la temperatura ambiente constante dadas. Es decir, la temperatura a la que los gases pueden salir de la camara 5 a la saturacion requerida (nivel de humedad requerido) y a continuacion ser suministrados al usuario 2 a la temperatura y presion correctas para una terapia eficaz. A medida que los gases salen de la camara 5, la temperatura de los gases es medida por el sensor de temperatura de orificio de salida de camara 63. El controlador 8 esta adaptado para recibir los datos de temperatura medidos por el sensor de temperatura de salida de camara 63 y los datos relacionados con la temperatura de los gases que entran en la camara 5 (tal como son medidos por el sensor de temperatura ambiente 60). El caudal se ha establecido previamente a un valor constante, tal como se ha descrito anteriormente, de modo que el controlador 8 ya “conoce” el caudal constante. Como el controlador 8 “conoce” tanto el caudal como la temperatura ambiente, puede, por ejemplo, consultar la temperatura de descarga diana “ideal” a partir del intervalo incorporado en el conjunto de datos cargados previamente (por ejemplo, los datos mostrados graficamente en la figura 5). El controlador 8 compara a continuacion el valor medido de temperatura de salida de camara con la temperatura de camara diana “ideal” para el caudal y la temperatura ambiente conocidos dados. Si el valor medido de temperatura diana no coincide con el valor diana “ideal”, el controlador 8 genera o determina una salida de control adecuada y ajusta la potencia a la placa calefactora en consecuencia, incrementando la potencia para incrementar la temperatura de los gases dentro de la camara 5 o disminuyendo la potencia para disminuir la temperatura de los gases. El controlador 8 ajusta la potencia de esta manera para hacer coincidir la temperatura medida en el orificio de descarga o de salida con la temperatura diana requerida. En la realizacion preferida, el mecanismo mediante el cual el controlador 8 ajusta las caractensticas de descarga es mediante un controlador Proporcional-Integral-Derivativo (controlador P.I.D.) o uno cualquiera de una serie de mecanismos similares que se conocen en la tecnica.
El controlador tambien puede generar o determinar una salida de control adecuada usando, por ejemplo, un algoritmo de control de logica difusa cargado en el controlador 8 o formulas matematicas que utilizan los datos de temperatura y flujo medidos como variables en las ecuaciones.
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Ejemplos de formulas matematicas se muestran a continuacion. Estas corresponden en general a los datos mostrados graficamente en la figura 5 para el intervalo de caudales de 15 a 45 litros/min.
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Tcs = -0,0005Tamb4 + 0,055Tamb3 - 2,1234Tamb2 + 35,785Tamb - 186,31
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Tcs = -0,0005Tamb4 + 0,0578Tamb3 - 2,2311Tamh2 + 37,554Tamb - 196,98
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Tcs = -0,0006Tamb4 + 0,0625Tamb3 - 2,4283Tamb2 + 41,178Tamb - 221,29
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Tcs = -0,0006Tamb4 + 0,0669Tamb3 - 2,6156Tamb2 + 44,613Tamb - 244,25
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Tr.s = -0,0006Tamb4 + 0,0696Tamb3 - 2,7315Tamh2 + 46,76Tamb - 258,75
20
Tcs = -0,0007Tamh4 + 0,0736Tamb3 - 2,8942Tamb2 + 49,651Tamb - 277,53
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Tcs = -0,0007Tamb4 + 0,0776Tamb3 - 3,0612Tamb2 + 52,611Tamb - 296,71
Ejemplo: el regimen de terapia de un usuario 2 especifica un caudal y una presion determinados, por ejemplo, un flujo de 45 litros/min. La velocidad del soplador o unidad de ventilacion 13 se establece (mediante los controles 11) para suministrar gases a este caudal. Si una sonda de flujo 61 forma parte del sistema, este caudal puede ajustarse de forma dinamica retroalimentando una lectura de flujo en tiempo real procedente del sensor de flujo o la sonda de flujo 61 al controlador 8, con el controlador 8 ajustando la velocidad del ventilador segun sea necesario. Esto puede realizarse mediante un controlador P.I.D. que comprende parte de los controles 8 tal como se describe con detalle a continuacion, o similar. Se prefiere que el caudal se ajuste y monitorice de forma dinamica. Sin embargo, si una sonda de flujo no forma parte del sistema, entonces el caudal se supone o se calcula a partir de la velocidad de ventilador, y se supone que es constante para un nivel de potencia de ventilador constante. El caudal de 45 litros/minuto se muestra mediante la lmea 76 en el grafico de la figura 5. En este ejemplo, el usuario 2 esta durmiendo en un dormitorio que tiene una temperatura ambiente de sustancialmente 30 °C. Aire a 30 °C entra en el aparato de asistencia respiratoria y, a medida que pasa a traves del ventilador y conductos de conexion dentro de la cubierta, se calienta ligeramente. La temperatura del aire justo antes de que entre en la camara humidificadora es medida por el sensor de temperatura ambiente 60. Dado que la temperatura ambiente y el caudal se conocen, el controlador 8 puede calcular la temperatura diana requerida, tal como se muestra en el eje Y del grafico de la figura 5. Para este ejemplo particular, puede verse que la temperatura diana de camara es de 42 °C. El sensor de temperatura de salida de camara63 mide la temperatura de los gases a medida que salen de la camara 5 (la temperatura de los gases en el punto de salida sera sustancialmente la misma temperatura que la de los gases en el espacio por encima del contenido de camara 20). Si la temperatura de los gases, segun lo medido por el sensor de temperatura de salida de camara 63 no es de 42 °C, entonces el controlador 8 determina y genera una salida de control adecuada que cambia, en consecuencia, la potencia a la placa calefactora 12. Al igual que anteriormente, si la temperatura ambiente segun lo medido por el sensor de temperatura ambiente 60 cambia, esta puede ser retroalimentada al controlador 8 y las salidas cambiarse, segun sea adecuado, usando un algoritmo de control P.I.D. o similar.
Una de las ventajas de este sistema con respecto a los sistemas divulgados en la tecnica anterior es la siguiente: en los sistemas de la tecnica anterior, a medida que las temperaturas ambiente se acercan a la temperatura de punto de rodo diana, la placa calefactora consumira menos potencia y no elevara tanto la temperatura del agua en la camara humidificadora. Por tanto, los gases tenderan a no estar completamente saturados a medida que salen de la camara. El metodo descrito anteriormente supera este problema usando valores de temperatura ambiente o, mas preferiblemente, temperatura de admision a la camara, temperatura de salida de camara y caudal para un sistema de una configuracion conocida, con el fin de producir una temperatura de salida de camara diana que se considera que es sustancialmente la temperatura mejor o “ideal” para saturacion y suministro de gases a un usuario para un caudal establecido y una temperatura ambiente particular.
Otra ventaja es que el sistema 1 puede controlar con precision el nivel de humedad sin necesidad de un sensor de humedad preciso.
Otra ventaja es que, cuando se suministra gas a la camara humidificadora desde el compresor o soplador, y este gas entrante tiene una temperatura incrementada, la temperatura de la camara puede compensarse de forma precisa para alcanzar el punto de rocfo deseado. Esto es particularmente ventajoso si el aire o los gases que entran en la camara estan calientes, y tambien en situaciones en las que la temperatura se incrementa a medida que el flujo se incrementa. En funcionamiento, cualquier generador de flujo causa un incremento de la temperatura del aire entre la admision desde la atmosfera y la descarga. Este cambio de temperatura puede ser mas pronunciado en algunos tipos de generador de flujo. La temperatura de los componentes del sistema puede cambiar entre el momento en el que el sistema es activado en primer lugar y algun tiempo despues (por ejemplo, durante un periodo de tiempo razonablemente prolongado tal como 1-2 horas). Es decir, los componentes del sistema se pueden calentar mientras el sistema esta funcionando, con el sistema requiriendo cierto tiempo para alcanzar un estado de funcionamiento en equilibrio. Si estos componentes estan ubicados en o son adyacentes a la trayectoria de aire entre el punto en el que el aire entra en el sistema y el punto en el que el aire entra en la camara, entonces la temperatura de estos gases va a cambiar - habra cierta transferencia de calor desde estos componentes a los gases a medida que los gases se
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desplazan a lo largo de esta trayectoria. Puede verse, por tanto, que medir la temperatura de los gases a medida que entran en la camara reduce la probabilidad de introducir un error de medicion de temperatura en los calculos de control, dado que la temperatura de los gases en el punto de acceso al sistema cuando el sistema ha alcanzado un estado de funcionamiento en equilibrio puede ser diferente de la temperatura de los gases en el punto de acceso a la camara. Sin embargo, se ha descubierto en general que, aunque lo mas preferible es medir la temperatura de los gases en el punto de acceso a la camara, tambien es aceptable en la mayona de las circunstancias medir la temperatura de los gases atmosfericos.
El metodo descrito anteriormente es sustancialmente similar para el aparato integrado 100 o el aparato 200, aunque los valores establecidos previamente o medidos previamente y cargados previamente en la tabla de consulta pueden diferir dado que el aparato tiene una configuracion ligeramente diferente. En otras formas, el usuario puede seleccionar una presion (y el conjunto de datos se modificaran para valores de presion en lugar de valores de flujo).
Se ha descubierto que el aparato y el metodo descritos anteriormente proporcionan un control mejorado de las caractensticas de los gases en el punto de suministro al usuario 2 con respecto a sistemas y metodos conocidos en la tecnica anterior. El sistema y el metodo descritos anteriormente superan en cierta medida los problemas de metodos y aparatos de la tecnica anterior. El sistema y el metodo descritos anteriormente controlan las caractensticas de descarga con el objeto de producir gases en la salida de camara que esten completamente saturados - es decir, los gases que salen de la camara estan en el punto de rodo o muy cerca del punto de rodo para una temperatura dada. Las caractensticas de descarga de sistema se modifican para la temperatura de punto de rodo diana, en lugar de la temperatura de salida de camara.
Si el sistema tiene una pantalla de usuario, el punto de rodo (o como alternativa, la humedad absoluta, o tanto el punto de rodo como la humedad absoluta) puede visualizarse en lugar de la temperatura de descarga de camara. Tal como se ha descrito anteriormente, la temperatura de descarga de camara puede ser una indicacion imprecisa del nivel de humedad de los gases que salen de la camara humidificadora. Esto se ha verificado experimentalmente con un sistema modular sustancialmente similar al de la figura 2. Se midieron datos en un intervalo completo de caudales, de aproximadamente 15 litros/minuto a aproximadamente 45 litros/minuto. La temperatura de descarga de camara y el punto de rodo en la descarga de camara formaban parte de los datos medidos. Los datos se midieron para una temperatura ambiente sustancialmente constante (aunque esto tambien se midio durante toda la prueba para eliminar la incertidumbre). Los datos recogidos se muestran graficamente en la figura 8a y la figura 8b, que muestran el caudal en el eje Y frente al tiempo en el eje X. En el grafico de la figura 8a, se recopilaron los datos para condiciones de temperatura ambiente elevada. Los caudales medidos se muestran en el grafico mediante los puntos 801. La lmea 802 muestra la temperatura ambiente. La lmea 803 muestra la temperatura de descarga de camara medida. La lmea 804a muestra el punto de rodo medido (Td medida). La lmea 805a muestra el punto de rodo visualizado (Td visualizada). Tal como puede observarse, la temperatura ambiente sigue siendo sustancialmente la misma (se incrementa ligeramente con el tiempo). La temperatura de descarga de camara cambia de 39 °C a 41 °C. El punto de rodo de descarga medido real fluctua alrededor de un nivel sustancialmente constante. Sin embargo, estas fluctuaciones o variaciones se producen en su mayona durante transiciones de flujo. El punto de rodo visualizado permanece constante para todo el intervalo de flujo.
La figura 8b muestra un grafico similar al de la figura 8a, aunque para condiciones de temperatura ambiente baja (es decir, 18 - 20 °C) y caudales en el intervalo de 45 -15 litros/min. La temperatura de descarga de camara no se visualiza dado que es muy cercana al punto de rodo. Debe observarse que, en la forma preferida, el punto de rodo se visualiza solo cuando la temperatura alcanza los 30 °C. Los pacientes no deben usar el humidificador cuando la humedad es demasiado baja. Puede verse que las oscilaciones de temperatura ambiente han hecho que aparezca un comportamiento transitorio en el punto de rodo medido. Sin embargo, a pesar de esto, puede verse que el punto de rodo visualizado (Td visualizada) tal como se muestra mediante la lmea 805b esta “siguiendo” el punto de rodo real (Td medida tal como se muestra mediante la lmea 804b) de forma muy constante. Debe observarse que, a los 12 minutos, el caudal se cambio brevemente de 45 litros/min a 15 litros/min, causando un pequeno sobreimpulso, tal como puede verse en el grafico de la figura 8b. Con flujos elevados de 45 - 40 litros/min, la placa calefactora no podfa mantener la temperatura diana y la descarga de humedad era menor que Td 37 °C. Esto se refleja en el punto de rodo visualizado.
A continuacion, se describiran variaciones y realizaciones preferidas adicionales, que se anaden al control mejorado de las caractensticas de los gases.
Configuraciones de sensor alternativas adicionales
En una variante del aparato y el metodo descritos anteriormente, el sistema (sistema 1 o sistema 100 o sistema 200) tiene tambien sensores adicionales tal como se indica a continuacion.
1) Un sensor de temperatura en el extremo de paciente 15 (o 115 o 215) esta ubicado en el extremo de paciente del conducto de suministro 6 (o, como alternativa, en o sobre la interfaz 7). Es decir, en o cerca del paciente o el punto de suministro. Cuando se lee en esta memoria descriptiva, “extremo de paciente” o “extremo de usuario” debe considerarse que significa cerca del extremo de usuario del conducto de suministro (por ejemplo, el conducto de suministro 6) o en o sobre la interfaz de paciente 7. Esto se aplica, a menos que se indique de otro modo una ubicacion espedfica. En cualquier configuracion, puede considerarse que el sensor de temperatura en el extremo de paciente
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15 esta en o cerca del usuario o paciente 2. La lectura del sensor de temperatura en el extremo de paciente 15 es retroalimentada al controlador 8 y se usa para garantizar que la temperatura de los gases en el punto de suministro coincida sustancialmente con la temperatura de paciente diana de los gases en la salida de camara (la temperatura de paciente diana es la temperatura de punto de rodo diana en la salida de camara). Si la lectura procedente del sensor de temperatura en el extremo de paciente 15 indica que la temperatura de los gases va cayendo a medida que se desplaza por la longitud del conducto de suministro 6, entonces el controlador 8 puede incrementar la potencia al alambre calefactor de conducto (mostrado como el alambre 75 en la figura 2a - no mostrado aunque presente en las formas preferidas alternativas del sistema de asistencia respiratoria 100 y 200 mostradas en las figuras 3 y 4 y en el sistema mostrado en la figura 2b) para mantener la temperatura de los gases. Si la potencia disponible para el alambre calefactor de conducto 75 no es capaz de permitir que los gases en el punto de suministro igualen la temperatura de punto de rodo en la salida de camara 9, entonces el controlador 8 baja la temperatura de salida de camara diana (para bajar la temperatura de punto de rodo). El controlador 8 baja la temperatura de salida de camara a un nivel en o cerca de la temperatura maxima de los gases que el alambre calefactor de conducto es capaz de suministrar al paciente, segun lo medido por el sensor de temperatura en el extremo de paciente 15. El controlador 8 es cargado con un conjunto de datos predeterminados y ajusta la potencia de la placa calefactora, o del alambre calefactor de conducto, o de ambos, usando estos datos (que son similares a los mostrados en forma grafica en la figura 5). Para un nivel de flujo constante y para una temperatura ambiente medida, segun lo medido por el sensor de temperatura ambiente 60 (que puede cambiar), existe una temperatura en el extremo de paciente ideal. El controlador 8 ajusta la salida o salidas de potencia de la placa calefactora y el conducto para hacer coincidir la temperatura en el extremo de paciente del conducto (segun lo medido por el sensor de temperatura 15) con esta temperatura ideal.
El metodo anterior puede afinarse adicionalmente para una mayor precision si se conocen otras condiciones de los gases en el sistema - las condiciones de los gases. Por ejemplo, si se conoce el nivel de humedad de los gases entrantes al soplador o la presion de los gases de los gases entrantes. Para conseguir esto, las realizaciones alternativas de los sistemas 1, 100 y 200 descritos anteriormente tambien pueden tener un sensor de estado de gases ubicado en la trayectoria de gas entrante (por ejemplo, un sensor de humedad o un sensor de presion). Para el sistema modular 1, se muestra un sensor de humedad 50 ubicado proximal a la admision atmosferica 40. Para el sistema integrado 100, esto se muestra como el sensor de humedad 150 (y asf sucesivamente). De una manera similar a los metodos de control descritos anteriormente, el controlador 8 es precargado con un conjunto de datos del nivel de humedad. Para un caudal constante y un nivel conocido de humedad ambiente o externa, hay una temperatura de gases ideal en la salida de camara (o en el punto de suministro a un usuario). El conjunto de datos contiene estos valores ideales para un intervalo de humedades ambiente y caudales, similares a los valores mostrados en forma grafica en la figura 5. El controlador 8 ajusta la salida de potencia de la placa calefactora o del alambre calefactor o de ambos, para hacer coincidir la temperatura de salida de camara (o temperatura en el extremo de paciente) medida con la temperatura “ideal” recuperada del conjunto de datos en la memoria del controlador). De una manera similar, el metodo anterior puede afinarse para una mayor precision si se conoce el nivel de presion de los gases entrantes al soplador de camara de humidificacion, ubicando un sensor de presion en la trayectoria de gas entrante a la camara de humidificacion (sensor de presion 80 mostrado en la trayectoria de gases entrantes en la figura 2 para el sistema modular. El sensor de presion 180 se muestra en la trayectoria de gases entrantes en la figura 3 para el sistema integrado. El sensor de presion 280 se muestra en la trayectoria de gases entrantes en la figura 4 para el sistema de fuente de gases central). Debe observarse que, si los datos para el conjunto de datos se representan graficamente para condiciones de flujo constante, temperatura ambiente y otra condicion de gases (por ejemplo, humedad o presion), se requerira que los graficos se representen en tres ejes - X, Y y Z - los graficos seran “tridimensionales” cuando se representen.
Una variacion adicional en la configuracion o construccion del sistema de asistencia respiratoria es tal como se indica a continuacion:
Se pretende en algunas realizaciones que los gases salgan de la camara a 41 °C. A medida que los gases pasan a lo largo del tubo o conducto de suministro principal hacia la interfaz, se calientan desde 41 °C en la salida de camara hasta 44 °C en el extremo de la manguera de suministro principal 6. Al final de la manguera de suministro principal, los gases entran en una manguera de suministro secundaria sin calentar, mas pequena - por ejemplo 6a tal como se muestra en la figura 2b. A medida que pasan a traves de la manguera secundaria 6a, los gases se enfnan desde una temperatura de 44 °C hasta 37 °C a medida que entran en la interfaz de usuario 7. Se considera que 37 °C es la temperatura de suministro optima para el paciente.
Un afinado adicional del metodo descrito anteriormente, con o sin los sensores adicionales, se describira a continuacion.
Compensacion de perdida de calor por conveccion y ganancia de calor de generadores de flujo
Tal como se indica en la seccion de la tecnica anterior, un problema que se conoce en la tecnica es el de controlar de forma precisa las caractensticas de descarga de un sistema cuando hay gran numero de variables que pueden afectar a las caractensticas de descarga. Se ha descubierto que una de las variables que tiene un efecto sobre las caractensticas de descarga de los gases es la perdida de calor por conveccion desde la camara humidificadora 5. Esta conveccion puede ser causada por factores naturales tales como gradientes de temperatura en la habitacion - “conveccion natural o libre” o mediante movimiento forzado de aire - “conveccion forzada”. La conveccion forzada
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puede ser causada, por ejemplo, por un ventilador o un acondicionador de aire. La refrigeracion por conveccion de la camara humidificadora puede afectar sustancialmente a la temperatura de punto de rodo en la descarga de camara humidificadora. Un flujo de aire sobre las superficies externas de la camara humidificadora - por ejemplo, la camara 5 del sistema 1 - hara que la temperatura dentro de la camara caiga. Para compensar esto, se requiere mas potencia en la placa calefactora para incrementar la temperatura del contenido de la camara 5. La temperatura de salida en la descarga de camara es medida por el sensor de temperatura de descarga 63 y la perdida de temperatura sera “vista” por el controlador 8 dado que registra una cafda de temperatura en la descarga de camara. El controlador 8 incrementara la potencia a la placa calefactora 12 para compensar esto (con un correspondiente incremento de temperatura de placa calefactora medido por el sensor de temperatura de placa calefactora 62). El efecto de este incremento de potencia es incrementar la relacion de transferencia de calor de agua a gas y la presion parcial de agua del gas dentro de la camara y, en consecuencia, existe un incremento de la temperatura de punto de rodo.
La evaporacion del agua no en ebullicion esta regida por la Teona de velocidad de transferencia de masa baja y la transferencia de masa (agua) relacionada directamente con la transferencia de calor. Asf que la evaporacion depende de la temperatura del gas entrante (y menos de su humedad), la temperatura del agua, el flujo y la presion. El flujo determina no solamente el flujo de gas sobre el agua sino tambien el movimiento de agua. Por ejemplo, la agitacion (conveccion forzada) de agua incrementara la evaporacion. La tasa de evaporacion es mayor durante un modo de transicion de un controlador de placa calefactora. El modo de transicion se caracteriza por oscilaciones mas grandes de temperatura en la placa calefactora y probablemente causa una turbulencia incrementada (conveccion libre) en agua elevando el numero de Nusselt y su analogo de transferencia de masa, el numero de Sherwood. Esto es mas perceptible a temperatura ambiente elevada o, mas en concreto, en condiciones en las que los gases que entran en el humidificador estan a una temperatura elevada y cuando la temperatura del gas de descarga de camara es significativamente mas elevada que el punto de rodo. La perdida de calor por conveccion hace que el punto de rodo se incremente cerca de la temperatura del gas.
La temperatura de descarga de camara elevada por encima del punto de rodo causa inestabilidad en el sistema de control. Cualesquiera fluctuaciones de flujo o perdida de calor por conveccion causaran un rapido incremento de transferencia de masa (agua) y posteriormente humedad del gas. Esta inestabilidad se ilustra en la figura 8a donde el punto de rodo medido (804) del aire a una temperatura ambiente elevada es dclico mientras que la temperatura medida en la descarga de camara (803) permanece relativamente estable.
Este es un problema tfpico de control de salida de humedad en dispositivos de soporte respiratorio que tienen incorporados tanto un generador de flujo como un humidificador (tales como soplador de CPAP, ventiladores BiPAP o no invasivos etc.- veanse, por ejemplo, las figuras 1, 2 y 3) y tienen normalmente un punto de rodo diana a 31 - 32 grados, en vez de un punto de rodo cercano a la temperatura corporal de 37 °C (una humedad elevada con punto de rodo a 37 °C se usa normalmente en terapia de flujo elevado y ventilacion invasiva). El generador de flujo hara que la temperatura en la admision de la camara se incremente por encima de la temperatura ambiente habitual (22 - 24 °C) en varios grados. La temperatura de admision se acercara mucho a o incluso superara 31 - 32 °C. La temperatura ambiente (atmosferica) incrementada agrava significativamente el problema. La temperatura de admision a la camara incrementada requiere que el aire se caliente a aproximadamente 36 - 41 °Co incluso aun mas (dependiendo del caudal) para conseguir un punto de rodo de 31 - 32 °C. La respiracion fisiologica o ventilacion mecanica de los pacientes tambien puede afectar al flujo en la camara de humidificacion y, como resultado, al tiempo de exposicion de aire en la camara. Todas estas condiciones se combinan para producir una salida de humedad variable en la descarga de camara. Si la camara de humidificacion se expone al entorno, lo cual es habitualmente el caso practico, la perdida de calor por conveccion tambien puede cambiar significativamente la salida de humedad.
La perdida de calor por conveccion (aspiracion o “draft”) es creada por flujos de aire sobre y alrededor del equipo de ventilacion, y particularmente la camara humidificadora. Esto puede ser particularmente significativo en disenos en los que la camara esta al menos parcialmente expuesta, particularmente en espacios ventilados. Las velocidades de flujo del aire vanan en magnitud, direccion y frecuencia de fluctuacion. Velocidades medias del aire desde por debajo de 0,05 m/s hasta 0, 6 m/s, intensidades de turbulencia desde menos del 10% hasta el 70% y frecuencia de fluctuaciones de velocidad de hasta 2 Hz que aportan hasta el 90% de las desviaciones tfpicas medidas de velocidad fluctuante han sido identificadas en la zona ocupada de las habitaciones.
La perdida de calor por conveccion tambien puede estimarse midiendo la intensidad de flujo o intensidad de turbulencia (o ambas) sobre la camara. Esto puede conseguirse usando anemometna termica, laser o sonica, con sensores montados en el equipo (por ejemplo, en la unidad de base de humidificador 21) para medir el flujo o la intensidad de turbulencia en o cerca de la camara humidificadora 5.
Para un control de humedad con precision, es deseable la compensacion de la perdida de calor por conveccion. Esta compensacion se facilita si el controlador 8 tiene la ventaja de un conjunto o conjuntos de datos de “compensacion de conveccion” de los que depender, o si el controlador tiene la ventaja de un metodo alternativo de “compensacion de conveccion”. El controlador puede estar programado con un sistema basado en normas de tipo logica difusa.
El conjunto de datos mostrado graficamente en la figura 5 se calcula en condiciones en las que hay poca o ninguna perdida de calor por conveccion. Estos datos son adecuados para usaren condiciones en las que hay poco movimiento del aire ambiente. En formas o variantes alternativas del aparato y el metodo descritos anteriormente, el controlador 8
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cambiara al uso de datos alternativos como entrada cuando la perdida de calor por conveccion alcance determinado nivel - por ejemplo, si el controlador 8 nota un gran cambio drastico en la temperatura de placa calefactora, segun lo medido por el sensor de temperatura de placa calefactora 62. Por ejemplo, los datos se usaran como entrada para un algoritmo de control de logica difusa, una formula o varias formulas matematicas, o similar.
La figura 6 muestra parte de los datos para usar si, o cuando, las condiciones ambiente cambian durante el uso a una condicion de “conveccion elevada” - si durante el uso hay un flujo de aire sobre el aparato, y en particular la camara humidificadora, y como consecuencia hay un cambio desde una condicion de baja perdida de calor por conveccion a una condicion de elevada perdida de calor por conveccion. Los datos alternativos de la figura 6 se crean de la misma manera que en la tabla mostrada en la figura 5, aunque las condiciones medidas previamente y cargadas previamente (flujo y temperatura ambiente) son para un sistema en el que al menos la camara 5 (o 105 o 205) esta experimentando un elevado nivel de perdida de calor por conveccion. La temperatura diana cambia en consecuencia. En la figura 6, se muestra parte de los datos alternativos para usar en una condicion de “elevada perdida de calor por conveccion”. Se muestran dos curvas 501 y 502, representativas de un caudal en equilibrio de 15 litros/minuto (501) y 45 litros/minuto (502). Un intervalo de temperaturas ambiente (eje X) y un intervalo de temperaturas de salida de camara diana para un caudal en equilibrio y temperatura ambiente dados se muestran (ejes Y) de una manera similar a los datos mostrados en la figura 5. Con fines de comparacion, las dos lmeas de flujo en equilibrio equivalentes (15 litros/minuto y 45 litros/minuto) de la figura 5 tambien se muestran en el grafico como lmeas 503 (15 litros/minuto) y 504 (45 litros/minuto). Puede verse que, cuando el aparato es sometido a una condicion de “flujo ligero”, la temperatura de descarga de camara diana, tal como se muestra en el eje Y es menor que cuando el aparato es sometido a una condicion de aspiracion “draft baja” o nivel bajo de perdida de calor por conveccion.
Asimismo, conjuntos de reglas alternativos pueden calcularse y cargarse previamente en el controlador 8. El controlador puede cambiar entre conjuntos de reglas de logica difusa alternativos dependiendo de las condiciones ambiente, segun lo medido o evaluado mediante el o los metodos descritos anteriormente - por ejemplo, cuando la perdida de calor por conveccion alcanza cierto nivel evaluado por el controlador 8 que nota un gran cambio drastico en la temperatura de placa calefactora, segun lo medido por el sensor de temperatura de placa calefactora 62.
Para que el controlador 8 valore si se deben usar datos representativos de baja perdida de calor por conveccion o elevada perdida de calor por conveccion, se requiere una evaluacion de la perdida de calor. En la realizacion preferida, esto se calcula a partir de la potencia requerida en la placa calefactora 12 para mantener la correcta temperatura de salida de camara. El controlador 8 se carga previamente con valores de datos de potencia de placa calefactora para temperaturas ambiente y caudales conocidos (como alternativa, el controlador utiliza conjuntos de reglas de logica difusa). El controlador 8 evalua si la camara humidificadora esta funcionando en una condicion de elevada perdida de calor por conveccion o una condicion de baja perdida de calor por conveccion y ajusta o cambia su salida de control en consecuencia (por ejemplo, utilizando los conjuntos de reglas de logica difusa para cambiar la condicion operativa). La condicion de “perdida de calor por conveccion mas elevada” se define como la condicion (aire que se mueve rapido) en la que la temperatura de descarga de camara controlada esta cerca del punto de rodo y la refrigeracion adicional de la camara no incrementa la humedad. “Baja perdida de calor por conveccion” se define como la condicion (aire inmovil) en la que la temperatura de descarga de camara controlada se eleva por encima de la temperatura de punto de rodo. Esto se explica adicionalmente a continuacion:
Normalmente el controlador 8 usa un algoritmo o conjunto de reglas de “baja perdida de calor por conveccion” (aire inmovil o baja perdida de calor por conveccion). Cuando la camara 5 se refrigera desde el exterior por conveccion (“elevada perdida de calor por conveccion”) la cantidad producida de humedad se incrementara. La temperatura de descarga de camara diana para el metodo descrito anteriormente (es decir, usando los datos mostrados en la figura 5) usa datos de la tabla de consulta (o un conjunto de reglas) que se corresponden con un intervalo de temperaturas de placa calefactora y/o ciclo de trabajo de placa calefactora. El controlador 8 cambiara a datos representativos de “elevada perdida de calor por conveccion” si se alcanza un valor diana de la temperatura de descarga de gas de la camara y la temperatura de placa calefactora correspondiente es mayor que un lfmite establecido durante un periodo de tiempo dado (este cambio tambien puede incorporarse como una de las reglas en un conjunto de reglas de logica difusa). Debe observarse que, si se usa un sistema que no tiene un sensor de temperatura de placa calefactora, el ciclo de trabajo de potencia de placa calefactora puede usarse en lugar de la temperatura de placa calefactora para calcular el punto de transicion - es decir, si se alcanza una temperatura de descarga de gas de camara diana y la potencia consumida por dicha placa calefactora es mas elevada que un valor establecido durante un periodo de tiempo dado.
El controlador 8 disminuira la temperatura de descarga de gas de camara diana en un valor adecuado.
Ejemplo: En la realizacion preferida, para el sistema 100 de la figura 3, si se alcanza un valor diana de 39,5 °C de la temperatura de descarga de gas de camara y la temperatura de placa calefactora (o potencia calculada) correspondiente es superior a 60 - 65 °C durante cinco minutos, el controlador 8 determinara una salida de control que disminuya la temperatura de descarga de gas de camara diana en 0,25 °C.
Este nuevo valor tambien tiene una nueva temperatura de placa calefactora y/o ciclo de trabajo correspondiente (es decir, temperatura de descarga de gas de camara de 38,4 °C y temperatura de placa calentada de 87 °C). De este modo, la temperatura de punto de rodo diana se valora cuantitativamente hasta que tiene una temperatura de placa
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calentada correspondiente adecuada (mediante un algoritmo de logica difusa en el controlador 8). Si la temperatura de placa calefactora es significativamente mas elevada que la temperatura de descarga de gas de camara correspondiente, entonces se acerca mas rapidamente al nuevo valor diana. Por ejemplo, si la temperatura de placa calefactora es mas de 10 °C mas elevada, entonces el nuevo valor diana se alcanza en menos tiempo (es decir, 0,5 °C mas bajo), etc. Esta cafda de la temperatura de descarga de gas de camara diana puede variar de acuerdo con el flujo y/o la temperatura de admision a la camara de gas/ambiente. Por ejemplo, a un caudal de 45 litros/minuto y una temperatura ambiente de 23 °C esta cafda puede ser de 0,1 °C por cada 5 °C de la temperatura de placa calefactora. A una temperatura ambiente de 30 °C puede ser de 0,7 °C por cada 5 °C de la temperatura de placa calefactora. Ademas, la cafda de la temperatura diana puede ser no lineal.
En realizaciones alternativas, la temperatura de placa calefactora, el ciclo de trabajo de placa calefactora, la potencia de placa calefactora, el ciclo de trabajo del tubo calentado o la potencia de tubo calentado pueden usarse para estimar las perdidas de calor por conveccion. El tubo calentado tiene un area superficial mas grande y, por tanto, reaccionara mas rapido a los cambios de conveccion.
El mismo principio, tal como se ha descrito anteriormente, se aplica a la inversa cuando la perdida de calor por conveccion disminuye despues de que se ha incrementado. Los lfmites de tiempo y las etapas de incremento o disminucion de temperatura de descarga de gas de camara pueden variar.
El punto de rodo visualizado puede corregirse de una manera que siga al actual punto de rocfo durante el tiempo de transicion.
En otras realizaciones alternativas, pueden usarse multiples conjuntos de datos para diferentes niveles de perdida de calor por conveccion, con el controlador 8 usando uno, algunos o todos los conjuntos de datos para determinar la salida de control para diferentes intervalos de perdida de calor por conveccion, por ejemplo, usando algoritmos de control de logica difusa, formulas matematicas o similares.
En otra realizacion alternativa mas, el uso de multiples conjuntos de datos puede evitarse usando un unico conjunto de datos y modificando las temperaturas de descarga de camara diana de la siguiente manera. Si se conocen el caudal, la temperatura ambiente y el uso de potencia de placa calefactora o la temperatura de placa calefactora, la temperatura de descarga de camara diana puede modificarse de acuerdo con el nivel (conocido y cambiante) de potencia (o temperatura) de la placa calefactora para cualquier temperatura ambiente y caudal dados. De esta manera, el nivel de aspiracion (“draft”) o perdida de calor por conveccion, por ejemplo, puede calcularse a partir de la potencia usada por la placa calefactora. La temperatura de descarga de camara diana se modifica para proporcionar un control preciso del punto de rocfo para un intervalo de condiciones de perdida de calor por conveccion, aplicando un factor de correccion o algoritmo de correccion a los datos en, por ejemplo, el conjunto de datos usado para crear los graficos de la figura 5. Por ejemplo, si se usa la potencia de placa calefactora, el calculo puede realizarse de la siguiente manera: la potencia de placa calefactora requerida para cualquier temperatura de descarga de camara diana y caudal dados, para condiciones de baja perdida de calor por conveccion, se conoce, y estos valores se almacenan en la memoria del controlador 8. En uso, el controlador 8 recibe datos relacionados con la potencia usada por la placa calefactora y compara esto con los datos almacenados. Si los valores de datos medidos y los valores de datos almacenados no son sustancialmente similares (dentro de un +/- 2% en la forma preferida), el controlador aplica un factor de correccion inversamente lineal. Por ejemplo, si la potencia de placa calefactora medida es un 10% mayor que los valores almacenados (indicativa de una condicion de elevada perdida de calor por conveccion), el controlador disminuye la temperatura de descarga de camara diana en un 10%.
Debe observarse que la temperatura de placa calefactora o cualquiera de los otros metodos descritos anteriormente (por ejemplo, temperatura de placa calefactora, potencia de conducto, etc.) puede usarse en lugar de la potencia de placa calefactora tal como se indica en el ejemplo anterior.
De una manera similar, si se conoce una o mas de las condiciones de los gases, entonces puede aplicarse un algoritmo de correccion o factor de correccion a los datos (de condicion ambiente) almacenados en la memoria del controlador 8. Las condiciones ambiente en las que se midieron y se cargaron los datos se conocen (por ejemplo, humedad y presion). Si la condicion de gases medida se desvfa de estas condiciones iniciales un cierto porcentaje (por ejemplo, mas del 2%), entonces el controlador puede aplicar un factor de correccion a la temperatura de descarga de camara diana.
En las realizaciones de un soplador y un humidificador acoplados, presentadas esquematicamente en las figuras 1, 2 y 3, la temperatura de admision a la camara se aumentara habitualmente con un incremento de flujo o presion o ambos, procedente de un generador de flujo. Un algoritmo o algoritmos de logica difusa pueden usarse para definir la temperatura de admision a la camara corregida de acuerdo con la temperatura ambiente o temperatura de acceso/admision a la camara y la velocidad del motor. Un incremento de la velocidad del motor esta acompanado habitualmente por un incremento de la temperatura de admision a la camara. Ademas, la velocidad del motor conocida puede ser usada por el controlador para definir regfmenes de humedad y temperatura de acuerdo con una interfaz conocida fijada en el extremo de paciente del conducto de suministro. Por ejemplo, la velocidad del motor mas baja asociada a una interfaz de mascarilla (en oposicion a una canula nasal) puede usarse en el algoritmo para controlar la cantidad producida de humedad desde el sistema a un nivel adecuado para una mascarilla. Cuando se usa una mascarilla, se requiere un punto de rodo de 31 °C. Una canula nasal pequena o grande o un accesorio de
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traqueotomna, requieren un punto de rocm de 37 °C. Esto se muestra en la figura 12, que muestra un grafico de velocidad del motor para una serie de interfaces ejemplares - se requiere una RPM de ventilador mas elevada para aplicaciones de canula nasal y se requiere una RPM de ventilador mas baja para aplicaciones de mascarilla. La salida de RPM del motor puede mantenerse mas estable usando el metodo de control descrito anteriormente. Los resultados experimentales mostrados en la figura 12 demuestran que la humedad puede estar controlada a un nivel adecuado para una mascarilla o una canula nasal (que requieren diferentes velocidades del motor, con el sistema permaneciendo estable y produciendo un nivel de humedad adecuado tanto a velocidad elevada como a velocidad baja). El eje x muestra el tiempo en uso (en segundos). El eje y muestra la velocidad del motor (RPM). La lmea 1201 muestra la velocidad del motor para el sistema en uso con una canula nasal pequena. La lmea 1202 muestra la velocidad del motor para el sistema en uso con una canula nasal grande. La lmea 1203 muestra la velocidad del motor para el sistema en uso con una interfaz de traqueotoirna. La lmea 1204 muestra la velocidad del motor para el sistema en uso con una mascarilla.
Existen otras posibles soluciones en las que se puede compensar el efecto de “autocalentamiento” retardado del soplador a medida que se calienta o aumenta su temperatura gradualmente durante el uso.
En primer lugar, despues de un periodo de tiempo de trabajo constante (por ejemplo, una hora, dos horas, etc.), el algoritmo de control de humedad puede cambiar de usar la temperatura de descarga de camara como variable a usar la temperatura de placa calefactora.
En segundo lugar, un componente temporal puede implementarse en el algoritmo de control (por ejemplo, despues de una hora de trabajo, la temperatura de descarga de camara diana puede incrementarse en, por ejemplo, 0,5 °C.
En tercer lugar, puede usarse el “factor de compensacion de calentamiento”. Este factor puede calcularse usando: tiempo de trabajo, ciclo de trabajo del calentador y temperatura de placa calefactora. Si el ciclo de trabajo o la temperatura de placa calefactora cambia con el tiempo, en condiciones de caudal y temperatura ambiente en equilibrio, entonces esto indica que el aire procedente del soplador se esta calentando mas con el tiempo y hay que compensar esto.
Control para caudal constante
En las formas mas preferidas de la invencion, los sistemas 1, 100 o 200 tienen tambien un sistema de control de flujo que esta adaptado para controlar el flujo a traves del sistema y mantenerlo alineado lo mas estrechamente posible con el nivel deseado, establecido por el usuario. Tal como se ha descrito anteriormente, el flujo y la humedad de los gases en el sistema estan interrelacionados. Tal como se ha descrito anteriormente, en sistemas de la tecnica anterior, es normal que el ventilador se configure a una velocidad constante y se supone que el caudal permanecera sustancialmente constante si la velocidad del ventilador permanece constante, o que la presion en el punto de suministro al paciente es constante. Sin embargo, el flujo puede verse afectado por cambios en el sistema (que afectan a la humedad), incluso aunque la potencia al ventilador permanezca constante o la velocidad del ventilador permanezca constante. Esto es especialmente cierto si el conducto o la interfaz o ambos, tienen una resistencia al flujo relativamente baja. La diferencia o desviacion entre la magnitud del flujo medido o real frente a la magnitud del flujo establecido por el usuario puede caracterizarse como una “desviacion grande” o una “desviacion pequena”. En la realizacion preferida, la diferencia entre el caudal real y el caudal deseado (establecido por el usuario) determina si el controlador 8 usa control preciso o control aproximado para hacer coincidir el caudal real con el caudal deseado.
Por ejemplo, en la forma preferida del sistema 1, cuando el sistema se enciende o se activa por primera vez, se “calienta” antes del uso. A medida que se calienta, el caudal se aproxima al valor establecido por el usuario. Un usuario generalmente no llevara su interfaz durante el periodo de calentamiento y la interfaz puede no estar conectada al conducto de suministro. Cuando un usuario se pone su interfaz o conecta la interfaz al conducto, el caudal disminuira a medida que se incrementa la resistencia al flujo. Esto puede causar incomodidad al usuario. Otros efectos secundarios no deseados tambien pueden producirse - por ejemplo, un cambio de la concentracion de oxfgeno suministrado o un cambio de la humedad suministrada. El cambio de caudal debido a la resistencia al flujo incrementada sera grande o una gran proporcion o porcentaje del caudal global y puede dar como resultado una desviacion grande del flujo medido con respecto al flujo establecido por el usuario. Otro ejemplo de una desviacion de flujo grande sera, por ejemplo, si la interfaz de usuario se cambia o se permuta, por ejemplo, de una mascarilla completa para el rostro a una mascarilla nasal o a una canula nasal. Se producira un cambio del caudal que puede caracterizarse como una desviacion grande con respecto al flujo establecido por el usuario - la diferencia entre el flujo medido y el flujo establecido por el usuario sera grande. Tambien pueden producirse desviaciones grandes si, por ejemplo, canulas nasales de pequeno calibre se permutan por canulas de gran calibre.
Por el contrario, hay cambios de caudal a traves del sistema que pueden caracterizarse como “desviaciones pequenas”. Algunos ejemplos de cambios del sistema que causan “desviaciones pequenas” con respecto al caudal establecido por el usuario son los siguientes: si la geometna del conducto de suministro cambia (por ejemplo, si un usuario se da la vuelta mientras duerme y cambia la manera en la que el conducto de suministro esta flexionado o doblado), entonces habra un pequeno cambio relativo o pequeno cambio o cambio porcentual del caudal y la desviacion del caudal real respecto al caudal establecido por el usuario tambien sera pequena. Tambien pueden producirse desviaciones pequenas con respecto al flujo establecido por el usuario, por ejemplo, si cambia la posicion de la interfaz de usuario sobre la cara del usuario o en sus fosas nasales.
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Para los fines de esta memoria descriptiva, un caudal de base se establece de la siguiente manera: por el usuario que define el “caudal establecido por el usuario”. El caudal a traves del sistema se mide de forma continua o periodica proporcionando el “caudal real” (por ejemplo, mediante la sonda de flujo 61). Mientras el caudal real, segun lo medido, coincida con el caudal establecido por el usuario dentro de una tolerancia predefinida - por ejemplo, 3 litros/minuto, el controlador 8 caracteriza el caudal como dentro de la tolerancia - es decir, no hay una “desviacion grande” entre el caudal medido real y el caudal establecido por el usuario. Si el caudal medido es diferente del caudal establecido por el usuario en mas de la tolerancia predefinida de 3 litros/minuto o mas respecto al caudal de base establecido, el controlador 8 caracteriza este como una “desviacion grande” de una manera similar a la descrita anteriormente. Por el contrario, si hay una diferencia entre el caudal medido y el caudal establecido por el usuario mas pequena de 3 litros/minuto, esta se caracteriza como una desviacion pequena. Tambien debe observarse que, en realizaciones alternativas, el controlador puede trabajar a partir de una desviacion porcentual con respecto al caudal establecido por el usuario, en lugar de un cambio empmco tal como los 3 litros/minuto de la realizacion preferida descrita anteriormente.
En la realizacion preferida, el sistema de control o el algoritmo de control cargado en el controlador 8 esta disenado para cambiar entre control aproximado y control preciso, dependiendo de si ha habido una desviacion grande o una desviacion pequena. Si el controlador “observa” una desviacion grande o un cambio drastico en el caudal, usa parametros de control aproximado para restaurar el caudal al caudal establecido por un usuario. Si el caudal esta cambiando lentamente, o si hay una desviacion pequena en el caudal, el controlador 8 usa parametros de control preciso para ajustar el caudal.
Para evitar que desviaciones del sistema o de la medicion asociadas al ruido o a un paciente que respira en el sistema activen el control aproximado, el flujo medido real usado es un flujo promedio calculado durante un periodo de tiempo mayor que varios periodos de respiracion, en lugar del flujo medido instantaneamente.
Un sistema o sistemas de control cargados previamente (o un algoritmo o algoritmos de control o conjunto de reglas de logica difusa) que estan incorporados como parte del controlador 8 y que actuan sobre el sistema 1 (o 100, o 200) para suavizar el caudal con el objeto de suministrar un flujo constante a un usuario que se esta sometiendo a terapia de humidificacion son utiles dado que ayudan a que el flujo se establezca y se conozca. El flujo es independiente de la interfaz que se este usando, del ajuste de la interfaz sobre un usuario y de la profundidad de la respiracion del usuario. Esto es particularmente util si un usuario se esta sometiendo a terapia con O2, por ejemplo, usando el sistema 200. Si el flujo de O2 proporcionado, por ejemplo, por un suministro de gases central (proporcionado a la camara humidificadora a traves de una admision de pared y un conducto) es conocido (medido por la sonda de flujo) y el caudal de un suministro atmosferico diferente es conocido (medido por una sonda de flujo independiente o calculado a partir de las dimensiones del sistema (por ejemplo, las dimensiones del Venturi) y el caudal medido, usando un algoritmo en el controlador), entonces una tabla de consulta cargada en el controlador 208 puede calcular la fraccion de O2 en el aire humidificado mezclado. Por ejemplo, la diferencia de flujo de aire entre la interfaz de canula y la interfaz de traquea es normalmente de 5 litros/minuto o mayor para el mismo usuario. Si los caudales independientes procedentes de la atmosfera y el suministro central son conocidos, la fraccion de O2 puede establecerse mediante los controles de usuario 11 en valores conocidos para cualquiera de estas interfaces sin necesidad de un sensor de O2. Ademas, al tener un sistema que comprende un sensor de flujo que retroalimenta el controlador 208 y que establece el flujo independientemente de la interfaz o el patron de respiracion del paciente, la humedad puede controlarse de forma precisa tal como se indica en el presente documento. Por tanto, con un flujo establecido previamente, el sistema de asistencia respiratoria puede suministrar fracciones de oxfgeno y humedad precisas sin necesidad de un sensor de oxfgeno o sensor de humedad. El control del flujo preciso permite un suministro preciso de oxfgeno mezclado. El control del flujo preciso tambien permite un control preciso de los niveles de humedad en los gases (por ejemplo, oxfgeno mezclado) suministrados al paciente.
Un diagrama esquematico que muestra el funcionamiento de un sistema de control 300 se muestra en la figura 9. En la forma preferida, el controlador 8 (o 108 o 208) esta cargado con un sistema de control 300. El controlador 8 usa algoritmos de control P.I.D. procedentes de un filtro P.I.D. 313 como parametros de control aproximado o parametros de control de desviacion grande. En el filtro 313, la “P” o parte proporcional se muestra como 301, La “I” o parte integral se muestra como 302 y la “D” o parte derivativa se muestra como 303. En el subsistema o algoritmo de control, se muestra la unidad de ventilacion 13, con la sonda de flujo 61 mostrada aguas abajo de la unidad de ventilacion 13. La entrada de usuario desde los controles 11 se muestra como la flecha 304. Una senal de retroalimentacion 307a se muestra desde la salida del sistema o subsistema de control de vuelta al extremo frontal o de entrada, para ser alimentada al filtro 313 junto con una senal indicativa de caudal establecido por el usuario - la entrada de usuario 304 (debe observarse que cuando se usa la frase “caudal establecido por el usuario” en esta memoria descriptiva, debe considerarse que significa la senal introducida por el usuario 304). La flecha 311 muestra la entrada en la unidad de ventilacion 13, que es la salida o senal procedente del filtro P.I.D. 313 (filtro de control de desviacion grande 313a o filtro de control de desviacion pequena 313b).
En la figura 9 puede observarse que el filtro 313 se divide en un “filtro de control de desviacion grande” (313a) y un “filtro de control de desviacion pequena” (313b). El controlador 8 cambia entre los dos filtros dependiendo de los parametros descritos anteriormente.
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Debe observarse que el control de flujo aproximado o control de “desviacion grande” puede conseguirse usando temperatura de placa calefactora o temperatura de tubo o ambas, como entrada. Si la temperatura cambia por encima de cierta tasa de cambio (una desviacion grande), entonces el controlador inicia el control aproximado. El controlador tambien puede usar la potencia o el ciclo de trabajo de placa calefactora o el alambre calefactor (o ambos) y a continuacion usar una tabla de consulta, formula o algoritmo de logica difusa. (Este control de flujo puede usarse como un sistema de control independiente o de apoyo). Puede no ser suficientemente preciso para oxigenoterapia, pero puede implementarse potencialmente en humidificacion quirurgica o terapia con flujo elevado (sin O2).
Tambien pueden usarse datos procedentes del sensor de oxfgeno (aire enriquecido con O2) como una entrada para logica difusa de control de flujo (cambio de % de O2 puede reflejar un cambio de flujo).
El metodo y sistema de control de flujo descritos anteriormente pueden afinarse adicionalmente para controlar el caudal durante el ciclo de inspiracion-espiracion, tal como se describe a continuacion.
Control intrarrespiratorio.
El metodo de control de flujo descrito anteriormente aborda el flujo promedio - es decir, el flujo medio durante un periodo de tiempo mayor que el de una serie de ciclos de respiracion (por ejemplo, tres o mas ciclos de inspiracion - espiracion). Existe una necesidad de la implementacion de un sistema de control para mantener un flujo constante durante el transcurso de una respiracion (inspiracion/espiracion). Una manera preferida en la que esto puede implementarse se describe a continuacion.
Un flujo a traves del conducto variara mientras un paciente inhala y exhala (es decir, en el transcurso de una unica respiracion o ciclo de respiracion). La cantidad porcentual en la que el flujo variara en el transcurso de una respiracion depende de una serie de factores - por ejemplo, la resistencia de la combinacion tubo/interfaz, la fuga o junta alrededor de la canula en las fosas nasales y el tamano de la bocanada inspirada. Es improbable que una combinacion de conducto y canula de muy alta resistencia necesite un sistema de control para mantener un flujo constante en el transcurso de una respiracion. Sin embargo, es mas probable que una interfaz de baja resistencia tal como una canula nasal para usar con el sistema 1, 100 o 200 necesite un sistema de control - la variacion en el flujo puede ser relativamente grande.
En algunas circunstancias, la variacion de flujo puede ser realmente beneficiosa - puede reducir el esfuerzo requerido por un usuario para respirar y puede resultar mas comodo para un usuario dado que la presion en la nariz durante la espiracion es menor de lo que sena de otro modo para un dispositivo de flujo constante. En otras circunstancias puede resultar beneficioso tener un flujo mas constante a traves del tubo. Esto proporcionara una mayor presion durante la espiracion y causara una mayor PPFE. Esto es util y ventajoso para tratar algunas dolencias respiratorias. Para un tubo de resistencia relativamente baja (y baja contrapresion del soplador) el cambio de flujo entre inspiracion y espiracion puede ser relativamente grande, por ejemplo 5 l/min o mas. El cambio sera mayor cuando el flujo establecido por el usuario sea relativamente bajo. Controlar el flujo durante la respiracion es generalmente mas diffcil que controlar el flujo promedio. Esto es porque la respuesta temporal del motor usado como parte de la unidad sopladora 13 es a menudo comparable con la frecuencia respiratoria. Hay que tener cuidado de asegurarse de que el sistema respiratorio, tal como el sistema de asistencia respiratoria 1, sea estable en todas las condiciones operativas, pero que mantenga una respuesta suficientemente rapida. Esto se realiza mediante la eleccion cuidadosa de los parametros de control. Por ejemplo, si se usa un sistema P.I.D., las ganancias de P, I y D deben establecerse muy cuidadosamente.
El metodo de control intrarrespiratorio se implementa en la forma preferida de la siguiente manera, con referencia a la figura 10a.
En primer lugar, el flujo se muestrea a una velocidad que permite que se capten variaciones intrarrespiratorias. En la realizacion preferida, esta tasa de muestras esta en la region de 25 Hz (por ejemplo, 20-30 Hz - es decir, el caudal es medido por la sonda de flujo 61 (o 161 o 261) entre 20 y 30 veces por segundo). La sonda de flujo 61 usada en la forma preferida de sistema de asistencia respiratoria 1 debe ser capaz de responder a cambios de forma suficientemente rapida para conseguir esta respuesta. Tal como se ha descrito anteriormente, los algoritmos de control P.I.D. estan cargados previamente para su uso en el controlador 8. Un problema con el termino “D” o Derivativo 303a o 303b es que pequenas cantidades de medicion o ruido del proceso pueden causar grandes cantidades de cambio en la salida. En la forma preferida de la presente invencion, para garantizar que la respuesta sea suficientemente rapida, este filtro no esta presente. Como alternativa, tal como se muestra en la figura 10a, se usa un filtro de paso bajo 321 con frecuencia lfmite suficientemente elevada para permitir que la variacion de flujo intrarrespiratorio pase sin atenuar o casi sin atenuar. Esto incrementa el tiempo de respuesta del sistema de control preciso de modo que se compensara la variacion tanto promedio como intrarrespiratoria. Hay que tener cuidado de asegurarse de que los parametros del filtro de control se elijan para garantizar que efectos no deseados tales como sobreimpulso y oscilacion, que causaran incomodidad al usuario, no se produzcan en todo el intervalo de flujos usados y para todas las interfaces del paciente usadas.
El sistema tambien puede usarse sin el filtro 321 presente. Sin embargo, retirar este filtro puede requerir el uso de un sensor de flujo mas preciso. Las ganancias usadas tendran que mantenerse lo suficientemente pequenas para
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asegurarse de que el ruido no afecte adversamente al comportamiento - esto puede dar como resultado un comportamiento que no es ideal, por ejemplo, el flujo puede no ser tan constante como se deseana.
Tal como se ha descrito anteriormente, el controlador 8 usa control preciso o aproximado recibiendo constantemente una entrada procedente de la sonda de flujo 61, que muestrea el caudal entre 20 y 30 veces por segundo en la realizacion preferida. El flujo instantaneo se usa para calcular el flujo promedio durante un periodo de tiempo mayor que unos pocos ciclos de respiracion usando, por ejemplo, un filtro de paso bajo 320 que se usa para calcular la desviacion del flujo promedio con respecto al flujo establecido por el usuario o deseado. En la realizacion preferida, si el flujo promedio medido es diferente en un valor preestablecido, por ejemplo, de mas de 3 litros/minuto con respecto al caudal establecido por el usuario o deseado, entonces el controlador 8 usa parametros de control aproximados o “desviaciones de flujo grandes” 313a para ajustar el caudal al nivel establecido por el usuario. Si el caudal promedio se desvfa del promedio en una proporcion del 15% o mas de 3 litros/minuto, entonces el controlador 8 o 108 inicia el control aproximado. En caso contrario, se usan control preciso o desviaciones de flujo pequenas 313b.
Para garantizar que el funcionamiento estable se mantiene durante el control aproximado, el flujo promedio obtenido usando la salida del filtro 320 puede retroalimentarse al controlador en lugar del flujo instantaneo medido mostrado en la figura 10a.
En una variante o segunda forma o realizacion preferida, el controlador 8 compensa la variacion de flujo que resulta del ciclo de respiracion haciendo pasar la senal 307a (la senal indicativa del caudal real) en paralelo a traves de un filtro de paso bajo 308 y un filtro de paso alto 309, tal como se muestra en la figura 10b. El filtro de paso bajo produce una senal de salida 307b. El filtro de paso alto 309 produce una senal de salida 315 que se retroalimenta a un filtro de compensacion 306. La senal de salida 311 procedente del controlador P.I.D. y la senal de salida 312a procedente del filtro de compensacion 306 se usan para controlar la velocidad del ventilador en la unidad de ventilacion 13. Esto tiene la ventaja de permitir que el filtro P.I.D. 313 para el promedio se configure independientemente del filtro de control intrarrespiratorio. Esto hace mas facil disenar un sistema de control estable y efectivo.
Los bucles de retroalimentacion dobles mostrados en la figura 10b permiten ganancias de P.I.D. diferentes, de modo que pueda controlarse el flujo promedio e intrarrespiratorio. La decision de si usar control preciso o aproximado para el ajuste del flujo medio se realiza examinando la desviacion de la salida del filtro de paso bajo, 307b, con respecto al flujo establecido por el usuario, tal como se ha descrito anteriormente.
Otra dificultad mas que se plantea con sistemas de la tecnica anterior, es que el sistema de asistencia respiratoria es un sistema no lineal - la ganancia de bucle abierto al sistema vana con el estado del sistema de asistencia respiratoria. Es decir, un cambio dado de la presion del soplador o velocidad del motor producira un cambio en el caudal que depende del estado actual del sistema de asistencia respiratoria. Por ejemplo, si la unidad sopladora 3 esta funcionando en un estado de caudal elevado y el caudal global cambia en cierta cantidad porque el usuario exhala, el cambio de presion o velocidad del motor requerido para compensar este cambio sera diferente de lo que sena si la unidad sopladora 3 estuviera funcionando a un caudal bajo. Esto puede causar problemas con la estabilidad y es posible que los sistemas de control de la tecnica anterior se vuelvan inestables para algunos valores de flujo o velocidades del motor. Tambien es posible que el tiempo de respuesta se vuelva demasiado lento para compensar adecuadamente la variacion intrarrespiratoria. Esto puede ser particularmente problematico en un sistema en el que el tiempo de respuesta es similar al del cambio, por ejemplo, en sistemas en los que la velocidad de variacion de flujo es similar a la respuesta temporal de la unidad de ventilacion 13.
Existen varios controladores diferentes que pueden modificarse para ayudar a superar estos efectos. Una manera es usar un controlador con un filtro de control con parametros que vanan en funcion del estado del sistema. Por ejemplo, si se usa un controlador P.I.D., los parametros P, I y D pueden no ser constantes sino una funcion del flujo promedio (o incluso instantaneo) o presion del soplador o velocidad del motor o del flujo establecido por el usuario.
La figura 11 muestra un diagrama esquematico de como podna conseguirse esto. El sistema de control es el mismo que el mostrado en la figura 10 y tal como se ha descrito anteriormente, aunque con la adicion de una senal de retroalimentacion 316 procedente del generador de flujo o la unidad de ventilacion 13 al filtro de compensacion 306. La senal de entrada a la unidad de ventilacion 13 en esta variante sera, por tanto, la senal de salida 311 procedente del filtro P.I.D. 313 y la senal 312b procedente del filtro de compensacion 306.

Claims (15)

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    REIVINDICACIONES
    1. Un sistema de asistencia respiratoria (1, 100, 200) para suministrar a un usuario una corriente de gases humidificados y calentados con fines terapeuticos, que comprende:
    una unidad humidificadora (5, 105, 205) que tiene un orificio de admision (23, 123, 223) y un orificio de salida (9, 109, 209), estando dicha unidad humidificadora adaptada para recibir, en uso, un flujo de gases procedente de una fuente de gases (13, 113, 213) a traves de dicho orificio de admision, estando dicha unidad humidificadora adaptada ademas para contener y calentar un volumen de agua (20, 120, 220) en uso, pasando, en uso, dicho flujo de gases a traves de dicha unidad humidificadora y calentandose y humidificandose, saliendo dichos gases humidificados y calentados de dicha unidad humidificadora a traves de dicho orificio de salida de unidad humidificadora,
    un conducto de suministro (6, 106, 206) y una interfaz de usuario (7, 107, 207) configurados para recibir, en uso, dichos gases humidificados y calentados procedentes de dicho orificio de salida para suministrar a dicho usuario, teniendo dicho conducto de suministro un alambre calefactor (75) adaptado para calentar los gases dentro de dicho conducto,
    una sonda de flujo (61, 161, 261) adaptada para medir el caudal real de dicha corriente de gases a traves de dicho sistema;
    un sensor de temperatura en el extremo de paciente (15, 115, 215) adaptado para medir la temperatura de dicho flujo de gases en o cerca de dicho paciente; y
    comprendiendo ademas dicho sistema de asistencia respiratoria un controlador (8, 108, 208) adaptado para recibir datos de dicho sensor de temperatura en el extremo de paciente (15, 115, 215) relacionados con la temperatura medida y datos de dicha sonda de flujo (61, 161, 261) relacionados con dicho caudal real, determinando dicho controlador (8, 108, 208) una salida de control en respuesta, en el que dicha salida de control esta asociada a una temperatura diana en dicho sensor de temperatura en el extremo de paciente para un nivel de flujo dado, ajustando dicha salida de control la potencia a al menos dicho alambre calefactor (75) para mantener o cambiar la temperatura de dicho flujo de gases dentro de dicho conducto (6, 106, 206) para hacer coincidir dicha temperatura medida por dicho sensor de temperatura en el extremo de paciente (15, 115, 215) con dicha temperatura diana para obtener una temperatura en el extremo de paciente deseada en dicha interfaz de usuario (7, 107, 207).
  2. 2. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicacion 1, en el que dicha salida de control ajusta la potencia a al menos dicho alambre calefactor (75) para mantener o cambiar la temperatura de dicho flujo de gases dentro de dicho conducto (6, 106, 206) para obtener una temperatura en el extremo de paciente deseada y una humedad absoluta en dicha interfaz (7, 107, 207).
  3. 3. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicacion 1 o 2, en el que dicho sistema tambien tiene un sensor de temperatura ambiente (60, 160, 260) adaptado para medir la temperatura de los gases en un punto antes de que dichos gases entren en dicha unidad humidificadora (5, 105, 205), estando dicho controlador (8, 108, 208) adaptado ademas para recibir datos de dicho sensor de temperatura ambiente y usar dichos datos para determinar dicha salida de control.
  4. 4. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1a 3, en el que dicha salida de control se determina a partir de un sistema basado en normas cargado en dicho controlador (8, 108, 208) o a partir de al menos una formula matematica cargada en dicho controlador o a partir de una tabla de consulta cargada en dicho controlador.
  5. 5. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicacion 2, en el que dicha humedad deseada es una temperatura de punto de rodo diana establecida por el usuario.
  6. 6. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicacion 5, en el que dicha temperatura de punto de rodo diana establecida por el usuario esta en el intervalo de 31 a 38 °C.
  7. 7. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicacion 5 o 6, en el que dicha temperatura de punto de rodo diana establecida por el usuario proporciona un nivel de humedad absoluta de sustancialmente 44 mg de H2O/litro de aire.
  8. 8. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicacion 3, en el que dicho sensor de temperatura ambiente (60, 160, 260) esta ubicado en o cerca de dicho orificio de admision (23, 123, 223) para medir la temperatura de los gases sustancialmente a medida que entran en dicha unidad humidificadora (5, 105, 205).
  9. 9. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1a 8, en el que dicho sistema de asistencia respiratoria comprende ademas un sensor de temperatura de orificio de salida (63, 163, 263) adaptado para medir la temperatura de los gases que salen de dicha unidad humidificadora (5, 105, 205), estando dicho controlador (8, 108, 208) adaptado ademas para recibir datos de orificio de salida de dicho sensor de temperatura de orificio de salida asociados a la temperatura medida, usando dicho controlador ademas dichos datos de orificio de salida para determinar dicha salida de control.
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  10. 10. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1a 9, en el que dicho sistema de asistencia respiratoria tiene tambien un sensor de humedad (50, 150, 250) adaptado para medir la humedad de los gases atmosfericos que entran en dicho sistema de asistencia respiratoria, recibiendo dicho controlador datos asociados a la humedad medida,
    determinando dicho controlador dicha salida de control usando tambien dichos datos asociados a la humedad medida.
  11. 11. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, en el que dicho sistema comprende ademas un sensor de presion (80, 180, 280) adaptado para medir la presion de gases atmosfericos que entran en dicho sistema de asistencia respiratoria, recibiendo dicho controlador datos asociados a la presion medida,
    determinando dicho controlador dicha salida de control usando tambien dichos datos asociados a la presion medida.
  12. 12. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, en el que dicho aparato de asistencia respiratoria comprende ademas una unidad de control (202) adaptada para recibir, en uso, un flujo de gases procedente de una fuente central remota (1000), estando dicha unidad de control (202) ubicada en la trayectoria de gases entre dicha fuente central (1000) y dicha unidad humidificadora (205), recibiendo dicha unidad de control dicho flujo de gases y haciendo pasar dicho flujo a dicha unidad humidificadora a traves de una trayectoria de conexion de gases (204) entre dicha unidad humidificadora y dicha unidad de control, teniendo tambien dicha unidad de control controles de usuario (211) adaptados para permitir a un usuario establecer un caudal establecido por el usuario deseado.
  13. 13. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicacion 12, en el que dicha unidad de control comprende ademas un Venturi (90) adaptado para mezclar dicho flujo de gases procedente de dicha fuente central (1000) con gases atmosfericos antes de pasarlos a dicha unidad humidificadora (205).
  14. 14. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1a 11, en el que dicha fuente de gases es una unidad sopladora (3) conectada de manera flmdica, en uso, a dicha unidad humidificadora (5), comprendiendo dicha unidad sopladora (3) una unidad de ventilacion de velocidad variable ajustable (13) adaptada para suministrar dicho flujo de gases en un intervalo de caudales a dicha unidad humidificadora (5) y controles de usuario (11) adaptados para permitir a un usuario establecer un caudal establecido por el usuario deseado, estando dicho controlador (8) adaptado para controlar la potencia a dicha unidad sopladora (3) para producir dicho caudal establecido por el usuario.
  15. 15. El sistema de asistencia respiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 14, en el que el sensor de temperatura en el extremo de paciente (14, 115, 215) esta ubicado en o cerca del extremo de paciente del conducto de suministro (6, 106, 206), y en el extremo del conducto de suministro, los gases entran en una manguera de suministro secundaria no calentada y mas pequena (69).
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