專利名稱：利用從基線的壓降的伺服通氣的制作方法
技術領域：
本發(fā)明總體涉及用于提供特別適用于處置潮式呼吸和通常與充血性心力衰竭相關聯(lián)的其他呼吸紊亂的壓力治療的方法和裝置。
背景技術：
充血性心力衰竭(CHF)患者通常患有呼吸紊亂，諸如阻塞性睡眠呼吸暫停(0SA)或中樞性呼吸暫停。CHF患者在睡眠期間常常經(jīng)歷的另一種這樣的呼吸紊亂被稱為潮式呼吸。圖I圖示了典型的潮式呼吸(CSR)模式(pattern) 30，其由呼吸的有節(jié)律的漸強期32和漸弱期34來表征，呼吸的有節(jié)律的漸強期32和漸弱期34具有高呼吸驅(qū)動(呼吸過度)36與低呼吸驅(qū)動(呼吸不足或呼吸暫停)38的規(guī)則的重現(xiàn)周期。通常在40處所指示的典型的潮式呼吸循環(huán)持續(xù)大約I分鐘，并且由逐漸增強(箭頭A)和逐漸減弱(箭頭B)來表征，在逐漸增強過程中，患者的峰值呼吸流量(flow)在若干個呼吸循環(huán)期間增大，而在逐漸減弱過程中，患者的峰值呼吸流量在若干個呼吸循環(huán)期間減小。典型的潮式循環(huán)以中樞性呼吸暫停或逐漸減弱階段隨后的呼吸不足結(jié)束。呼吸暫停、呼吸過度以及呼吸深度與頻率的異常變化常常導致喚醒，并且因此降低睡眠質(zhì)量。由CSR循環(huán)引起的睡眠中的這種干擾，以及動脈氧的周期性的逐步減小給心血管系統(tǒng)以及尤其是給心臟造成壓力。針對CSR的早期處置涉及通過向患者施予茶堿、咖啡因或1-3%的吸入二氧化碳來刺激呼吸驅(qū)動。雖然有時在減小CSR方面是有效的，但這些處置的不利之處(其增加了呼吸速率)在于，呼吸速率的增加成比例地增加了心臟和呼吸負擔。在睡眠呼吸暫停和相關的呼吸紊亂的處置中的最近的工作已經(jīng)包括雙水平氣道正壓治療。在雙水平治療中，在患者的氣道之內(nèi)以相對較高和較低的規(guī)定的壓力水平來交替地施加壓力，從而以較大或較小的幅度交替地施予治療空氣壓力。較高和較低幅度的正的規(guī)定壓力水平分別被稱為吸氣正氣道壓力(IPAP)和呼氣正氣道壓力(EPAP)。使吸氣壓力和呼氣壓力分別與患者的吸氣循環(huán)和呼氣循環(huán)相同步。一些初步的研究表明，當利用雙水平壓力治療來支持患者時，心臟輸出得到改善。已經(jīng)認識到，當CSR模式處在呼吸不足區(qū)域38中時，通過利用正壓支持來增大呼吸努力能夠處置CSR。為了實現(xiàn)這一目的，已知在患者自己的呼吸驅(qū)動減弱或不存在的呼吸不足間隔期間使用通氣機或壓力支持系統(tǒng)來遞送機器觸發(fā)的呼吸。另外，當流量在呼吸過度區(qū)域36中時，可以降低通氣效率?；蛘撸幹肅SR的另一種方法是在CSR循環(huán)的呼吸過度階段期間有選擇地再呼吸C02。然而，這種方法需要與典型的通氣機系統(tǒng)一起使用的額外的設備。

發(fā)明內(nèi)容
一方面提供了一種用于向患者的氣道遞送呼吸氣體流的系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括生成氣體流的氣體流發(fā)生器以及與所述氣體流發(fā)生器耦合并且適于將氣體流傳輸至患者的氣道的患者回路。所述系統(tǒng)還包括與所述氣體流發(fā)生器或所述患者回路相關聯(lián)并且適于監(jiān)測與所述氣體流相關聯(lián)的特性(諸如流動速率)的傳感器。所述系統(tǒng)還包括基于所監(jiān)測的氣體流特性來確定第一特性，以及確定要遞送至所述患者的氣體流的目標(target)的控制器。所述控制器通過如下操作控制經(jīng)由患者回路從氣體流發(fā)生器到患者的氣道的氣體流的遞送1)為患者提供基線正壓支持量，并且2)如果第一特性高于目標，通過將基線正壓支持量減小減小的壓力支持量來為患者提供經(jīng)修改的壓力支持量。所述基線正壓支持量包括在吸氣期間提供給所述患者的壓力，所述壓力高于在呼氣期間提供給所 述患者的壓力。另一方面提供了一種對患者進行通氣的方法，所述方法包括經(jīng)由患者回路從呼吸氣體源遞送氣體流到患者的氣道。所述方法還包括測量與所述氣體流相關聯(lián)的特性，基于實測的特性來確定第一特性，以及確定要遞送至所述患者的氣體流的目標。所述方法還包括通過如下操作控制經(jīng)由患者回路從氣體流發(fā)生器到患者的氣道的氣體流的遞送1)為患者提供基線正壓支持量，并且2)如果第一特性高于所述目標，通過將基線正壓支持量減小減小的壓力支持量來為患者提供經(jīng)修改的壓力支持量。所述基線正壓支持量包括在吸氣期間提供給所述患者的壓力，所述壓力高于在呼氣期間提供給所述患者的壓力。另一方面提供了一種用于對患者進行通氣的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括用于經(jīng)由患者回路從呼吸氣體源將氣體流遞送至患者的氣道的器件。所述系統(tǒng)還包括用于確定遞送至患者的氣體流的目標的器件。所述系統(tǒng)還包括用于通過如下操作控制經(jīng)由患者回路從氣體流發(fā)生器到患者的氣道的氣體流的遞送的器件1)為患者提供基線正壓支持量，并且2)如果第一特性高于所述目標，通過將基線正壓支持量減小減小的壓力支持量來為患者提供經(jīng)修改的壓力支持量。所述基線正壓支持量包括在吸氣期間提供給所述患者的壓力，所述壓力高于在呼氣期間提供給所述患者的壓力。


參考附圖考慮如下描述和權(quán)利要求，本發(fā)明的這些和其他目標、特征和特性，以及相關結(jié)構(gòu)元件的操作方法和功能，以及各部分的組合和制造的經(jīng)濟性，將變得更加顯而易見，所有附圖都形成本說明書的一部分，其中，在不同附圖中的類似的附圖標記表示對應的部分。在本發(fā)明的一個實施例中，這里圖示的結(jié)構(gòu)部件能夠被認為是按比例繪制的。然而，應當明確理解，附圖僅僅是出于說明和描述的目的，并非意在作為對本發(fā)明的限制。如在說明書和權(quán)利要求中所使用的，單數(shù)形式的“一”、“一個”和“該”包括復數(shù)指代，除非上下文清楚地做出其他說明。圖I圖示了由本發(fā)明的壓力支持系統(tǒng)處置的典型的潮式呼吸循環(huán)；圖2A和圖2B分別圖示了根據(jù)實施例，患者流量的波形以及被遞送至患者的壓力的波形；圖3是根據(jù)本發(fā)明的原理適于實施壓力支持治療的正氣道壓力支持系統(tǒng)的功能框圖；圖4A和圖4B根據(jù)實施例圖示了由圖3的壓力支持系統(tǒng)遞送的示例性壓力波形；圖5是圖示了用于實施本發(fā)明的壓力支持模式的過程的一部分的流程圖；圖6是針對最大平均吸氣流量的陣列的正態(tài)分布曲線的范例；
圖7是根據(jù)實施例解釋單目標選擇過程的狀態(tài)圖；以及圖8是根據(jù)實施例解釋雙目標選擇過程的狀態(tài)圖。
具體實施例方式圖2A圖示了波形，即，在患者的氣道處的測量的流動速率的圖，并且圖2B圖示了根據(jù)實施例，由壓力支持系統(tǒng)10 (見圖3)遞送至患者的壓力支持的波形。系統(tǒng)10可以使用這些患者流量值來獲得患者流量的其他測量結(jié)果，諸如，例如，峰值流量、分鐘通氣量、潮氣量、平均吸氣流量或其他測量結(jié)果。最初，如在圖2B中由箭頭C所指示的，患者經(jīng)歷CSR事件。在CSR模式的呼吸過度階段期間，如由箭頭D所指示的，負壓支持被啟動并被遞送至患者?？梢允┘诱龎褐С趾拓搲褐С种钡紺SR事件已經(jīng)被減小或消除。本文所使用的正壓支持是針對諸如IPAP的吸氣壓力水平高于諸如EPAP的呼氣壓力水平的情況。相反，本文所使用的負壓支持是針對吸氣壓力水平低于呼氣壓力水平的情況。當吸氣壓力和呼氣兩者都高于大氣壓力時，或者當其中任一壓力在大氣壓力處或低于大氣壓力時，可以提供負壓支持。因此，為了提供負壓支持，可以減小吸氣壓力水平或者可以增加呼氣水平，使得吸氣壓力水平低于呼氣壓力水平。當患者清醒或者從睡眠中喚醒時，負壓支持可能是不希望的、不舒服的并且不必要的。因此，在一些實施例中，系統(tǒng)10監(jiān)測CSR的漸強-漸弱模式以確保在啟動負壓支持之前正發(fā)生CSR。壓力支持量或水平是吸氣壓力與呼氣壓力之間的差。在一些實施例中，系統(tǒng)10可以在呼氣期間提供固定量的正常或基線正壓支持。亦即，在默認情況下，系統(tǒng)10可以提供高于呼氣壓力量或水平的吸氣壓力量或水平。在一些實施例中，基線壓力支持的量可以是15cmH20。當特定事件發(fā)生時，諸如，例如，當檢測到CSR并且流量的測量結(jié)果高于目標時，可以修改壓力支持。可以通過將基線正壓支持量減小負壓支持量來修改壓力支持。在一些實施例中，還可以通過將正壓支持量增加到基線壓力支持量來修改壓力支持。
圖3示意性圖示了根據(jù)本發(fā)明的原理的適合于將壓力支持的改進的可變正氣道壓力模式提供給患者的氣道壓力支持系統(tǒng)10。壓力支持的這種模式特別適合于處置潮式呼吸。壓力支持系統(tǒng)10包括氣體流/壓力發(fā)生器52，諸如活塞、風箱、壓縮機、在常規(guī)CPAP或雙水平壓力支持裝置中使用的鼓風機或者任何其他裝置，其從任何適當?shù)脑?，例如，氧氣或空氣的加壓罐、環(huán)境大氣或它們的組合，來接收呼吸氣體，通常由箭頭C指示。氣體流/壓力發(fā)生器52生成諸如空氣、氧氣或它們的混合物的呼吸氣體流，以用于以相對較高和較低的壓力遞送至患者54的氣道。系統(tǒng)10還可以包括以低于大氣的壓力提供呼吸氣體的裝置或部件。亦即，在一些實施例中，所述系統(tǒng)可以包括被配置成以低于大氣的壓力提供呼吸氣體的兩個鼓風機和閥。來自氣體流/壓力發(fā)生器52的通常由箭頭D指示的加壓呼吸氣體流經(jīng)由遞送管路56被遞送至任何已知構(gòu)造的呼吸面罩或患者接口 58，其通常被患者54佩戴或者以其他方式被附接至患者54，以將呼吸氣體流傳輸至患者的氣道。遞送管路56和患者接口裝置58通常統(tǒng)稱為患者回路。 在一個實施例中，可變正氣道壓力支持系統(tǒng)實質(zhì)上用作雙水平壓力支持系統(tǒng)，并且因此，包括在這樣的系統(tǒng)中必備的所有功能，以便為患者提供分離的吸氣壓力水平和呼氣壓力水平。這包括經(jīng)由用于提供雙水平壓力的輸入命令、信號、指令或信息74，諸如最大和最小吸氣和呼氣壓力設置，來接收必要的參數(shù)。來自流量傳感器62的流量信號還被提供給壓力支持過程，其控制壓力控制器以輸出期望的吸氣波形和呼氣波形。通常，執(zhí)行壓力支持操作包括基于流量信號來估計或確定實際患者流量確定患者是處在呼吸循環(huán)的吸氣階段還是處在呼吸循環(huán)的呼氣階段，并提供指示患者的呼吸狀態(tài)的I/E狀態(tài)信號，以及觸發(fā)并使壓力支持系統(tǒng)10循環(huán)。在圖3中所示的壓力支持系統(tǒng)10是單支系統(tǒng)，意味著患者回路僅包括將患者與壓力支持裝置連接的遞送管路56。這樣，在遞送管路中提供排氣孔57，用于如由箭頭E指示的從系統(tǒng)排出呼出的氣體。應當指出的是，能夠在除了或不是在遞送管路中的其他位置處，例如，在患者接口裝置中，提供排氣孔。應當理解，取決于所期望的方式，排氣孔可以具有多種多樣的配置，其中，氣體是從壓力支持系統(tǒng)10被排出的。壓力支持系統(tǒng)10任選地可以是雙支系統(tǒng)，其具有與患者連接的遞送管路和排氣 管路。在本發(fā)明的圖示的實施例中，患者接口 58是鼻/ 口罩。然而，應當理解，患者接口58能夠包括鼻罩、鼻枕、氣管導管、氣管內(nèi)導管或者提供氣體流傳輸功能的任何其他裝置。同樣地，如本文所使用的，術語“患者接口”能夠包括遞送管路56以及將加壓呼吸氣體源與患者連接的任何其他裝置。應當理解，可以在患者回路中提供各種部件或者將其與患者回路耦合。例如，能夠在患者回路中提供細菌過濾器、壓力控制閥、流量控制閥、傳感器、儀表、壓力過濾器、濕度計和/或加熱器，或者將其與患者回路耦合。類似地，能夠在氣體流/壓力發(fā)生器52的入口處或者在閥60的出口處提供諸如消音器或過濾器的其他部件。在圖示的實施例中，可變正氣道壓力支持系統(tǒng)10包括壓力控制器。在一個實施例中，壓力控制器能夠采用在遞送回路56中提供的控制閥60的形式。閥60控制從氣體流/壓力發(fā)生器52遞送至患者的呼吸氣體流的壓力。出于說明的目的，氣體流/壓力發(fā)生器52和閥60被統(tǒng)稱為“壓力發(fā)生系統(tǒng)”，因為它們合作操作以控制遞送至患者的壓力和/或氣體流。應當顯而易見的是，可以使用用于控制通過氣體流/壓力發(fā)生器遞送至患者的壓力的其他技術，諸如，單獨地或者與壓力控制閥結(jié)合地改變鼓風機速率。因此，閥60任選根據(jù)所使用的技術來控制遞送至患者的呼吸氣體流的壓力。如果去除閥60，壓力發(fā)生系統(tǒng)可以單獨對應于氣體流/壓力發(fā)生器52，并且在患者回路中的氣體壓力是例如通過控制氣體流/壓力發(fā)生器的電動機速率來進行控制的。壓力支持系統(tǒng)10還包括傳感器62，其測量與在遞送管路56內(nèi)的氣體流相關聯(lián)的特性。在示范性實施例中，傳感器62是測量在遞送管路內(nèi)的氣體流的速率的流量傳感器。傳感器62能夠是任何常規(guī)的流量傳感器，諸如基于壓降的流量傳感器、超聲流量傳感器或者能夠監(jiān)測或者測量遞送管路內(nèi)的氣體流的速率的任何其他傳感器。根據(jù)圖2中所示的實施例，流量傳感器62與遞送管路56符合地插入，諸如在閥60的下游。流量傳感器62生成流量信號Q，其被提供給控制器64并且由控制器用于確定在患者處的氣體流QliP用于基于計算的技術是眾所周知的，并且考慮了患者回路的壓降，來自系統(tǒng)的已知的泄露，即，如在圖2中由箭頭E指示的來自回路的氣體的故意排出，以及來自系統(tǒng)的未知的泄露，諸如在面罩/患者接口處的泄露?？梢允褂糜糜谟嬎阈孤读鞯娜魏纬Ｒ?guī)的技術，并且這種計算可以被用于基于計算QaiP美國專利Nos. 5148802 ；5313937 ；5433193 ；5632269 ；5803065 ；6029664 ；6539940 ；6626175 和 7011091 教導了這樣的技術的范例，在此通過引用將其中的每個的內(nèi)容并入本發(fā)明?？梢允褂糜糜跍y量患者的患者流量的其他技術。例如，能夠在患者處直接測量流量，在這種情況下，實測的流量直接對應于患者流量并且不需要任何流量估計。也想到了可以在沿著遞送回路56的其他位置處測量流量。另外，可以基于壓力支持系統(tǒng)10的其他特性來確定所估計的患者流量Q患者。例如，由患者回路中的流量，或者由試圖維持系統(tǒng)中的壓力的系統(tǒng)，來影響氣體流/壓力發(fā)生器或者諸如閥的流量/壓力控制器的操作。因此，監(jiān)測系統(tǒng)的特性，諸如監(jiān)測壓力發(fā)生器的功率、扭矩和/或旋轉(zhuǎn)速率或者閥的位置，能夠被用作用于直接測量患者流量的替代。已知在氣體流/壓力發(fā)生器的上游利用流量傳感器測量患者流量。也能夠使用這樣的流量測量 技術的任意組合。在這些后者的情況下，將需要基于實測的流量或其他參數(shù)來估計患者流
S- 0患者。提供輸入/輸出裝置66，以設置由可變正氣道壓力支持系統(tǒng)10使用的各種參數(shù)，以及為諸如醫(yī)師或護理者的用戶顯示或輸出信息和數(shù)據(jù)。可以任選地提供輸入/輸出終端，使得能夠遠程監(jiān)測和控制由壓力支持系統(tǒng)10收集的操作信息和數(shù)據(jù)?？刂破?4可以是微處理器或者包括微處理器，其能夠?qū)嵤┖蛨?zhí)行進程以監(jiān)測患者呼吸的特性，并且如下文詳細論述的基于所述特性控制呼吸氣體流。另外，在一個實施例中，控制器64包存儲器、存儲器陣列65，以存儲和緩存需要實施本文所論述的技術的信息。應當理解，控制器64可以是單處理部件，或者是能夠包括協(xié)同操作以實施本文所論述的技術的多個部件(存儲器、處理器、陣列、邏輯電路等)。在實施例中，控制器64控制氣體流/壓力發(fā)生器52、閥60或者兩者，以遞送壓力波形至患者54的氣道。在實施例中，壓力波形實質(zhì)上是雙水平壓力波形，其在吸氣壓力水平與呼氣壓力水平之間交替(見圖4A和圖4B)。在一些實施例中，如下文所論述的，呼氣壓力水平在控制器64的指導下能夠變化。經(jīng)由輸入裝置66從用戶為控制器提供最大和最小吸氣壓力水平，諸如(IPAPIPAP4/>)。備選地或此外，呼氣壓力水平在控制器64的指導下是能夠變化(見圖4A和圖4B)。在這樣的實施例中，經(jīng)由輸入裝置66從用戶為控制器提供最大和最小呼氣壓力水平，諸如(EPAPi±、EPAPS/>)。應當理解，還能夠在控制器中預先建立和存儲最大和最小吸氣/呼氣水平，作為默認值或系統(tǒng)操作員所輸入的參數(shù)的替代值。圖4A和圖4B圖示了能夠由壓力支持系統(tǒng)10提供以處置CSR的示范性壓力波形78。如圖4中所示的，在時間F，即從呼氣到吸氣的觸發(fā)點，患者開始吸氣并觸發(fā)壓力支持系統(tǒng)10以傳輸吸氣壓力水平80。從觸發(fā)點F到吸氣壓力水平的壓力增加或上升82的形狀和持續(xù)時間是能夠被固定或者是能夠變化的，例如在美國專利Nos. 5598838 ；5927274 ；6532960和6640806中所教導的，在此通過弓I用將其中的每個的內(nèi)容并入本文。在圖示的實施例中，壓力上升的形狀是呈指數(shù)的。應當理解，想到了諸如階梯函數(shù)或線性爬升的其他形狀，以用于壓力波形的吸氣部分83的壓力上升部分。還應當理解，本發(fā)明想到了壓力波形78的吸氣部分83和呼氣部分P呼氣能夠具有變化的配置。亦即，能夠使用常規(guī)的壓力支持或通氣技術來控制在吸氣Pftn和/或呼氣部分期間的壓力波形，諸如在美國專利Nos. 5044362和5107830中所描述的比例輔助通氣(PAV )，或者在美國專利 Nos. 5535738 ；5794615 ；6105575 和 6609517 (“PPAP 專利”)中所描述的比例氣道正壓力(PPAP)，在此通過引用將其中的每個的內(nèi)容并入本文。根據(jù)所述PPAP專利，可以根據(jù)如下公式確定在呼吸循環(huán)的吸氣階段期間由壓力支持系統(tǒng)10輸出的針對吸氣壓力的波形，Pnsn P吸氣=IPAP+增JjfL吸氣*(>)患者公式I. I其中，增益是增益(Gain)因子，通常由護理者選擇。增益吸氣能夠被設置為包括一(I)的值的任何值。可以根據(jù)如下公式確定在呼吸循環(huán)的呼氣階段期間由壓力支持系統(tǒng)10輸出的呼氣壓力，P呼氣 P呼氣=EPAP+增益呼氣*Q患者， 公式I. 2
其中，增益是增益因子，通常由護理者選擇。增益能夠被設置為包括一(I)的值的任何值。應當指出的是，為了當前目的，進入患者體內(nèi)的流是所考慮的正流，而從患者流出的流是所考慮的負流。由此，在患者的氣道處獲得了患者流量的值。在遠離患者的位置處測量的流量以由于，例如，來自回路的呼出氣體，而具有正偏移，所述正偏移可以由泄露估計技術得出?？刂破?4接收來自流量傳感器62的流量并且實施公式I. I、I. 2或兩者，以生成吸氣壓力波形P和呼氣壓力波形P呼氣。控制器64實施算法以控制遞送至患者的氣體流的壓力。圖5中所示的過程示出了在每次呼吸期間由壓力支持系統(tǒng)10執(zhí)行的算法。如圖5中所示，對這種算法的主要輸入是流量傳感器62的輸出(Q_()。以諸如100樣本/秒的采樣頻率對輸出進行采樣，從而每10毫秒產(chǎn)生新的估計的患者流量確定?？梢允褂靡阎牧髁?泄露估計技術基于■來計算QaiP還能夠在面罩處直接測量從而不需要流量估計。認識到實測的流量不是在患者氣道處的流量的準確的表示，可以任選地直接使用實測的流量來用于本發(fā)明的計算。在存儲器中存儲患者流量的歷史或患者氣體流的測量結(jié)果，以執(zhí)行下文所論述的流量分析?？刂破?4包括存儲器陣列和緩存器以實時計算參數(shù)，并在移動窗口中存儲結(jié)果。根據(jù)本發(fā)明的一個方面，控制器64監(jiān)測患者流量以確定從吸氣到呼氣以及從呼氣到吸氣的轉(zhuǎn)換?？梢允褂萌魏芜m當?shù)募夹g，諸如使用容量和波形兩者來(a)觸發(fā)該裝置以提供吸氣壓力以及(b)使該裝置循環(huán)以提供呼氣壓力P ，其在美國專利Nos. 5148802 ；5313937 ；5433193 ；5632269 ；6029664 ；6539940 和 6626175 中進行了描述。圖5是圖示了用于實施本發(fā)明的壓力支持模式的過程的一部分的流程圖。如上文所提及的，在吸氣期間為患者提供基線正壓支持。想到了所述基線正壓支持可以被預先確定并將被編程到控制器中，或者可以由患者設定。可以根據(jù)如下步驟修改提供給患者的壓力支持的量。在步驟100中，在一些實施例中，控制器分析患者的瞬時流量0*^以產(chǎn)生流量的測量結(jié)果(即，特性)。在一個實施例中，使用來計算瞬時平均吸氣流量以及最大瞬時平均吸氣流量(最大))，其在呼吸循環(huán)的吸氣階段期間被連續(xù)地計算。瞬時平均吸氣流量是在一時間段內(nèi)正(即，吸氣)患者流量的和除以在所述時間段期間獲得的樣本的數(shù)量。最大平均吸氣流量(最大))是在一次呼吸內(nèi)，即，在呼吸循環(huán)的吸氣階段期間的瞬時平均吸氣流量的最大值。因此能夠認識到，在患者的呼吸循環(huán)的一個給定的吸氣階段期間，在整個吸氣階段內(nèi)計算連續(xù)的Q^ra(t)，并且僅發(fā)現(xiàn)一個(最大)。在另一實施例中，使用來計算潮氣量、分鐘通氣量或者流量的其他測量結(jié)果。如上文所提及的，潮式呼吸(CSR)模式30通過呼吸的有節(jié)律的漸強期32和漸弱期34來表征，呼吸的有節(jié)律的漸強期32和漸弱期34具有高呼吸驅(qū)動(呼吸過度)36和低呼吸驅(qū)動(呼吸不足或呼吸暫停)38的規(guī)則的重現(xiàn)周期。本發(fā)明針對CSR進行監(jiān)測以確保正施加給患者的壓力治療足以處置CSR。自然，CSR的存在指示治療未起效果。因此，準確地檢測并監(jiān)測CSR事件是重要的?？梢栽谟蓧毫χС窒到y(tǒng)10中的處理器運行的軟件中實施檢測CSR的步驟。本發(fā)明想到了并且本領域技術人員應當認識到，能夠使用任何適當?shù)腃SR檢測技術來監(jiān)測遞送至患者的CSR處置中的效果。例如，可以通過監(jiān)測流量的測量結(jié)果以及使用CSR指數(shù)和流動速率值來監(jiān)測CSR，如在美國專利申請序列No. 11/235520中所描述的，在此通過引用將其全文并入本文。也可以通過監(jiān)測用戶的氧飽和度(其可以使用脈搏血氧計來監(jiān)測)，來檢測CSR。氧飽和度的上升可以與CSR模式的漸強期一致,而氧飽和度水 平的降低可以與CSR循環(huán)末處的漸弱期一致。因此，可以監(jiān)測氧飽和度水平以識別指示患者已經(jīng)歷CSR循環(huán)的逐漸增強狀態(tài)和逐漸減弱狀態(tài)。在一些實施例中，還可以通過將當前呼吸的峰值流量(Qtttt(IO)與前一次呼吸循環(huán)的峰值流量(Q^^a-l))進行比較來檢測CSR，以確定CSR的存在，如在美國專利No. 7267122中所描述的，在此通過引用將其全文并入本文。在這樣的實施例中，系統(tǒng)10可以尋找包括向上趨勢(逐漸增強)、峰值流量波峰(呼吸過度)、向下趨勢(逐漸減弱)和峰值流量波谷(呼吸不足或呼吸暫停)的模式?？梢允褂萌魏纬Ｒ?guī)的技術來檢測呼吸暫停和呼吸不足。在其最基本形式中，呼吸暫停和呼吸不足的檢測涉及監(jiān)測患者流量Qs；&，以減小針對預定時間段的低于閾值水平的流量。閾值水平和預定時間段是被認為要構(gòu)成呼吸暫停和呼吸不足的水平，即，滿足呼吸暫停和呼吸不足的定義。在一個實施例中，如圖5中所示，在步驟110中使用由已公布的美國專利申請NO.US-2003-0111079-A1 (“’079申請”)所教導的呼吸暫停和呼吸不足的檢測技術?！?79申請的內(nèi)容在此通過引用被并入本文。在一些實施例中，在呼吸暫停和呼吸不足檢測期間可以使用加權(quán)峰值氣體流量QMxtt1!或上次呼吸的峰峰流量。也可以使用任何常規(guī)的技術來檢測周期性呼吸事件。在最大平均呼吸氣流量(最大)被用作流量的測量結(jié)果的實施例中，如果患者是被認為要在(最大)中具有很大的不規(guī)律，則宣布周期性呼吸事件。在美國專利申請序列No. 11/235520中描述了用于檢測周期性呼吸事件的這樣的方法，在此通過引用將其全文并入本文。返回參考圖5，算法在步驟140中使用統(tǒng)計函數(shù)來確定在過去的若干分鐘的呼吸期間由患者已經(jīng)驗證的通氣水平?？梢栽诓襟E140中由控制器64計算基于流量的測量結(jié)果的如下統(tǒng)計測量結(jié)果I)均值，2)百分之 60，3)均值的 95%
4)標準方差，以及5)標準均值。例如，在使用Qto (最大)作為流量的測量結(jié)果的實施例中，圖6圖示了圍繞值為30、標準方差為4的均值142，針對(最大)的示例性正態(tài)分布的值。在這一實施例中，均值的95%是28. 51pm并由線144指示。數(shù)據(jù)的百分之60是33. 21pm并由線146指示。標準均值是標準方差對表示為百分數(shù)的均值的比率。可以任選地使用流量的其他測量結(jié)果，而不是(最大)值，諸如，平均流量、分鐘通氣量、峰值流量、潮氣流量或其他測量結(jié)果。返回參考圖5，步驟150中的算法確定在確定要由壓力支持系統(tǒng)10遞送至患者的經(jīng)修改的壓力支持的量的過程中所使用的目標值。目標是這樣的值，將流量的當前測量結(jié)果與其進行對比，以確定基線壓力支持是否需要修改。這任選地可以是單目標、雙目標或多個目標。
圖7是詳細示出了用于選擇統(tǒng)計測量結(jié)果以被用作目標的過程的狀態(tài)圖。當啟動壓力支持系統(tǒng)10時，目標選擇過程開始于步驟200，其中，目標被設置為最小值并收集初始數(shù)據(jù)。在實施例中，經(jīng)驗性地確定目標的最小值。在本實施例中，這一最小目標被設置為15lpm。然而，應當理解，本發(fā)明想到了能夠由所述系統(tǒng)基于所監(jiān)測的患者的生理特性來設置目標，諸如患者是否被視為正在經(jīng)歷睡眠呼吸紊亂、流量限制等。在步驟202中，目標被升高到(I)對應于這樣收集的流量數(shù)據(jù)的測量結(jié)果的均值的預定百分比(95%)的值，或者被升高到(2)對應于流量的測量結(jié)果的均值減去固定流動速率的值，所述值可能更小。在實施例中，這一固定流動速率是21pm。在實施例中，以線性、爬升(ramp)方式在跨若干個呼吸循環(huán)的一段時間(諸如30秒)內(nèi)完成目標的升高。完成目標的這種爬升以避免被引入到患者的快速壓力波動，從而優(yōu)化患者對處置的舒適性和順應性。能夠以固定的速率完成針對目標的變化(爬升)的形狀或模式，使得爬升是線性的。也能夠以非線性的速率完成爬升，使得爬升形狀是非線性的。在實施例中，目標的爬升以每次呼吸0. 51pm的速率發(fā)生。在步驟204中，目標值被維持在(I)對應于流量的測量結(jié)果的均值的預定百分比(例如，95%)的值，或者被維持在(2)對應于流量的測量結(jié)果的均值減去固定流動速率的值，所述值可能更小。在實施例中，這一固定流動速率是21pm，使得目標被維持在流量的測量結(jié)果的預定百分比或者被維持在均值處(流量的測量結(jié)果-21pm)，其可能更小。然而，如果檢測到諸如呼吸暫停或呼吸不足的睡眠呼吸紊亂事件，該過程移動到步驟206，其中，目標被改變?yōu)榘俜种?0。目標的這一增加提供了系統(tǒng)將增加壓力支持的更大的可能性，并且因此處置睡眠呼吸紊亂事件，而非不改變目標的情況。目標被維持在這一水平一段時間，諸如一分鐘。此后，該過程移動到步驟208。在步驟208中，目標被改變回更小的I)當前收集的流量數(shù)據(jù)的測量結(jié)果的均值的預定百分比(例如，95%)，或者2)流量的測量結(jié)果的均值減去固定流動速率，諸如21pm。在實施例中，這種變化是在跨若干個呼吸循環(huán)的一段時間(諸如2分鐘)內(nèi)，以每次呼吸
0.51pm的速率以線性、爬升的形式發(fā)生。也能夠以非線性的速率完成目標的變化。在步驟210中，所述系統(tǒng)將目標維持在其保持狀態(tài)中的當前值。這么做允許患者在針對目標的新的值下穩(wěn)定。這避免了本發(fā)明的系統(tǒng)過度補償或者其對患者的監(jiān)測條件的反應過于激進。在實施例中，這種保持狀態(tài)持續(xù)I. 5分鐘。可以任選地使用其他時間段，并由系統(tǒng)動態(tài)地選擇這一時間段。在I. 5分鐘的保之持后，該過程回到步驟202。如果在步驟204期間檢測到CSR事件或周期性的呼吸，該過程移動到步驟212，其中，目標被改變?yōu)榘俜种?0。將目標在這一水平維持相對短的一段時間，諸如30秒。如果在這一 30秒的窗口期間沒有檢測到CSR事件，該過程移動到步驟208。如果仍然檢測到CSR，重設定時器。當不再檢測到周期性的呼吸或者CSR并且30秒已經(jīng)過去時，該過程進行到步驟 208。在一些實施例中，可以使用雙目標(負目標和正目標)，而非使用單目標。重要的應當指出的是，如本文所使用的，與目標相關的術語“負”和“正”并不必然意味著目標值是正的或者是負的，而相反，其被用于指代(一個或多個)目標是基于負壓力支持以及正壓力支持的。負目標以及正目標可以具有不同的值。當流量的測量結(jié)果超過負目標時，可以通過將基線壓力支持水平減小負壓力支持水平來修改將被遞送至患者的壓力支持。在使用正目標的實施例中，如果流量的測量結(jié)果低于正目標，可以通過將正壓支持水平增加到基線壓力水平來修改將被遞送至患者的壓力支持。在一些實施例中，可以針對正目標和負目標使 用單目標。換言之，正目標和負目標可以是相同的。圖8是詳細示出了用于選擇要被用于雙目標(負目標和正目標)的統(tǒng)計測量結(jié)果的過程的狀態(tài)圖。當啟動壓力支持系統(tǒng)10時，負目標和正目標選擇過程開始于步驟300，其中，正目標被設置為最小值，負目標被設置為最大值，并收集初始數(shù)據(jù)。在實施例中，經(jīng)驗性地確定針對負目標和正目標的最小和最大值。在一些實施例中，這一最小目標被設置為151pm。在一些實施例中，最大目標被設置為501pm。然而，應當理解，本發(fā)明想到了能夠由所述系統(tǒng)基于所監(jiān)測的患者的生理特性，諸如患者是否被認為正經(jīng)歷睡眠呼吸紊亂、流量限制等，來設置負目標和正目標。在步驟302中，正目標被增加到對應于這樣收集的流量數(shù)據(jù)的測量結(jié)果的均值的95%的值。在實施例中，在跨若干個呼吸循環(huán)的一段時間(諸如30秒)內(nèi)以線性、爬升的方式完成目標的增加。完成目標的這種爬升以避免將快速壓力波動引入到患者，從而優(yōu)化患者對處置的舒適性和順應性。能夠以固定的速率完成目標的改變(爬升)的形狀或模式，使得爬升是線性的。也能夠以非線性的速率完成目標的爬升，使得爬升形狀是非線性的。在實施例中，目標的爬升以每次呼吸0.51pm的速率發(fā)生。負目標被維持在最大值。在一些實施例中，針對負目標的這種設置本質(zhì)上是禁止負壓力支持。如上文所提及的，當流量的測量結(jié)果超過目標時，遞送至患者的基線正壓力支持被減小負壓力支持。在具有雙目標的實施例中，當流量的測量結(jié)果超過負目標時，從基線正壓力支持降低負壓力支持。這樣，如果負目標被設置到高值，流量的測量結(jié)果可能不能夠超過要從基線正壓支持降低的負壓力支持的負目標標準。在步驟304中，正目標值被維持在對應于流量的測量結(jié)果的均值的95%的值。負目標被維持在最大值。然而，如果檢測到諸如呼吸暫?；蚝粑蛔愕乃吆粑蓙y事件，該過程移動到步驟306。其中，目標被改變?yōu)榘俜种?0。目標的這種增加提供了所述系統(tǒng)將增加壓力支持的更大的可能性，并且因此處置睡眠呼吸紊亂事件，而非不改變目標值的情況。在這一步，負目標仍然被維持在最大水平。如上文所提及的，在一些實施例中，針對負目標的這種設置本質(zhì)上禁止了負壓力支持。將正目標和負目標維持在這一水平一段時間，諸如I分鐘。此后，該過程移動到步驟308。在步驟308中，正目標值被改變回當前所收集的流量數(shù)據(jù)的測量結(jié)果的均值的95%。在實施例中，這種變化是在跨若干個呼吸循環(huán)的一段時間(諸如2分鐘)內(nèi)，以每次呼吸0.51pm的速率以線性、爬升的形式發(fā)生的。也能夠以非線性的速率完成該變化。負目標被維持在最大值。在步驟310中，所述系統(tǒng)將正目標和負目標維持其在保持狀態(tài)中的當前值。如上文所提到的，這么做允許患者在針對正目標和負目標的新的值下穩(wěn)定。這避免了本發(fā)明的系統(tǒng)過度補償或者其對患者的監(jiān)測條件的反應過于激進。在實施例中，這種保持狀態(tài)持續(xù)
I.5分鐘?？梢匀芜x地使用其他時間段，并由系統(tǒng)動態(tài)地選擇這一時間段。在I. 5分鐘的保持之后，該過程回到步驟302。如果在步驟304期間檢測到CSR事件或周期性的呼吸，該過程移動到步驟312，其 中，正目標被改變?yōu)榘俜种?0。負目標被改變?yōu)榘俜种?5。在這一步驟312，如果流量的測量結(jié)果超過負目標，則將基線正壓支持減小負壓支持，使得經(jīng)修改的壓力支持被遞送至患者。將正目標和負目標在這一水平維持相當短的時間，諸如30秒。如果在這一 30秒的窗口期間沒有檢測到CSR事件，該過程移動到步驟308。然而，如果繼續(xù)檢測到CSR事件，所述系統(tǒng)將繼續(xù)將計時器保持在重設并且該過程將保持在步驟312中。當不再檢測到周期性的呼吸或CSR并且30秒已經(jīng)過去時，該過程進行到步驟308。應當認識到，實施例并不限于特定的時間段、百分數(shù)以及上文所指出的常數(shù)。相反，也能夠使用針對這些數(shù)的其他值，只要維持本發(fā)明的基本原理。另外，不需要使這些量固定。相反，能夠由控制器基于所監(jiān)測的患者情形來動態(tài)地改變它們。如果它們不對應于當前的處置方案，能夠這樣做，例如，從而更加積極地處置患者，并且反之亦然?？刂破?4確定必須提供至患者以消除或減小CSR的壓力的量。如上文所提到的，在一些實施例中，可以由控制器改變吸氣壓力和呼氣壓力水平中的任一個或兩者。在一些實施例中，可以手動地設置或預先建立吸氣壓力和呼氣壓力之一，并且可以由控制器64改變吸氣壓力和呼氣壓力中的另外的一個。返回參考圖5，在步驟250中，系統(tǒng)10確定遞送至患者的壓力支持。亦即，所述系統(tǒng)確定是否應當從基線壓力水平修改遞送至患者的壓力支持水平。在一些實施例中，可以基于I)在一些實施例中諸如(最大)的流量的當前測量結(jié)果，2)在前次呼吸期間遞送的壓力支持，3)在步驟150中確定的目標值，以及4)增益因子，來確定在步驟250中被遞送至患者的吸氣/呼氣壓力。如上文所提及的，所述壓力支持是吸氣壓力水平與呼氣壓力水平之間的差。在一些實施例中，可以使用如下算法來確定在當前呼吸(K+1)期間被遞送至患者的壓力支持的變化PS (k+1) =PS (k) +增益 *(目標-Q平均(最大)(k))公式 1.3其中，k是前次呼吸的索引，PS (k)是在前次呼吸期間所遞送的壓力支持，增益是將流量轉(zhuǎn)換為壓力的因子，如上文所論述的來確定目標，并且(最大)(k)是來自前次呼吸的最大平均吸氣流量(最大)。在一些實施例中，增益因子可以是如在美國專利申請序列No. 11/235520中所描述的，在最大平均吸氣流量期間的壓力支持(PS) 30次呼吸均值的比率，在此通過引用將其全文并入本文。
重要的應當指出的是，在公式I. 3中將Qto(最大)用作流量的測量結(jié)果并非意在進行限制。也可以使用流量的其他測量結(jié)果，僅例如，潮氣量、分鐘通氣量或平均流量。這樣，平均流量、分鐘通氣量或潮氣量可以與目標平均流量、目標分鐘通氣量、目標潮氣量相比較。在一些實施例中，流量的測量結(jié)果，諸如，例如，(最大)恒定地與(一個或多個)目標相對比。在使用圖7中所示的移動目標過程的實施例中，只要氣體流測量超過目標，就諸如例如根據(jù)公式I. 3來計算負壓支持水平。然后將基線壓力支持水平減小所計算的負壓支持水平以獲得經(jīng)修改的壓力支持水平。因此，在改變吸氣壓力水平的實施例中，其結(jié)果是吸氣壓力水平可以被減小。在一些實施例中，當所計算的負壓支持水平小時，因為基線壓力水平已經(jīng)被提供至患者，經(jīng)修改的壓力支持可以仍然是正壓支持。亦即，經(jīng)修改的壓力支持水平仍然可以具有高于呼氣壓力的吸氣壓力。然而，在一些實施例中，如果負壓支持水平 大，遞送至患者的經(jīng)修改的壓力支持水平可以變?yōu)樨摗Ｒ嗉?，吸氣壓力水平可以變得低于呼氣壓力水平。在一些實施例中，系統(tǒng)10僅在特定事件期間，諸如，例如，當已經(jīng)檢測到CSR時，可以允許這一操作。為了適應患者的舒適度，當患者已經(jīng)從睡眠中蘇醒時，系統(tǒng)10可以任選地阻止遞送負壓支持。也可以預期，系統(tǒng)僅在特定階段期間可以允許經(jīng)修改的壓力支持成為負壓支持，諸如，僅在CSR或者重復的呼吸不足或呼吸暫停這兩者中的任一個的呼吸過度階段期間。在一些實施例中，可以僅在特定事件發(fā)生時，例如已經(jīng)檢測到CSR或其他睡眠呼吸紊亂時，修改基線正壓支持。如上文所提到的，一些實施例使用雙目標。在這樣的實施例中，當流量的測量結(jié)果低于正目標時，通過將正壓支持水平增加到基線壓力水平來修改提供至患者的壓力支持。可以根據(jù)公式I. 3計算正壓支持水平。值得指出的是，因為當流量的測量結(jié)果超過目標或負目標時，可以通過減小基線壓力支持水平來修改被遞送至患者的壓力支持，系統(tǒng)10維持流量的測量結(jié)果低于目標或負目標。亦即，目標或負目標本質(zhì)上用作“天花板”。相反，當提供正壓力支持時，所述系統(tǒng)維持流量的測量結(jié)果高于正目標并且正目標用作“地板”。圖5中所示的過程示出了在每次呼吸期間由壓力支持系統(tǒng)10執(zhí)行的計算?？刂破?4可以確定是否修改提供至患者的壓力支持。亦即，控制器可以確定是否將正壓支持水平增加到基線壓力支持水平或者將基線壓力支持水平減小負壓支持水平。如果流量的測量結(jié)果高于目標或負目標，通過將基線壓力支持水平減小負壓支持水平來修改提供至患者的壓力支持。在使用正目標的實施例中，如果流量的測量結(jié)果低于正目標，通過將正壓支持水平增加到基線壓力支持水平來修改提供至患者的壓力支持。壓力支持系統(tǒng)10可以使用在美國專利申請序列No. 11/235520和美國專利No. 7267122中所描述的方法來遞送壓力支持，在此通過引用將其全文并入本文?？刂破?4可以確定是否其處在呼吸循環(huán)的吸氣階段。這可以使用用于在吸氣和呼氣之間進行辨別的任何常規(guī)技術來實現(xiàn)。在實施例中，在患者在吸氣時設置標記。還可以在患者呼氣時設置標記。在吸氣期間設置標記的實施例中，如果患者處在呼吸循環(huán)的吸氣階段中，控制器使氣體流/壓力發(fā)生器基于經(jīng)修改的壓力支持水平開始遞送吸氣壓力Pftn至患者?？刂破?4然后可以控制在呼吸循環(huán)期間或者在呼吸循環(huán)內(nèi)遞送至患者的壓力。控制器確定遞送至患者的壓力支持是否充足。在一些實施例中，如果由系統(tǒng)10遞送的經(jīng)修改的壓力支持在當前幅度下，被遞送的經(jīng)修改的壓力支持由此目前被認為是充足的，并且速率的減小將導致Q^ra(t)滿足或者略微低于目標。在一些實施例中，如美國專利申請序列No. 11/235520和/或美國專利No. 7267122所描述的，控制器64可以遞送壓力支持并確定所遞送的壓力支持是否是充足的，在此通過引用將其全文并入本文。控制器64可以實施壓力支持裝置的任何標準功能，即，除了實施如本文所公開的CSR處置模式之外，還提供CPAP、雙水平壓力支持BiPAP、PPAP壓力支持、智能CPAP，如在美國專利Nos. 5203343 ；5458137和6087747中所教導的，在此通過引用將其內(nèi)容并入本文，或者自動滴定CPAP，如在美國專利No. 5645053中所教導的，在此通過引用將其內(nèi)容并入本文。在一個實施例中，壓力支持系統(tǒng)10包括模式選擇輸入裝置，所述模式選擇輸入裝置允許用戶或者被授權(quán)的護理者選擇通氣模式(CSR處置技術、CPAP、雙水平、自動滴定CPAP、PAV、PPAP等)，其中，所述壓力支持裝置在所述通氣模式下操作。此外，可以在同時實施常規(guī)模式的壓力支持并且然后一旦檢測到CSR，就切換到壓力支持的CSR處置模式的背景中實施CSR檢測技術。
盡管已經(jīng)基于目前被認為是最為實際和優(yōu)選的實施例，出于說明性的目的詳細描述了本發(fā)明。應當理解，這樣的細節(jié)僅是出于該目的，并且本發(fā)明不限于所公開的實施例。但是，相反，意在涵蓋在權(quán)利要求的主旨和范圍內(nèi)的修改以及等同的布置。例如，應當理解，在可能的范圍內(nèi)，本發(fā)明想到了任何實施例的一個或多個特征能夠與任何其他實施例的一個或多個特征相組合。
權(quán)利要求
1.一種用于將呼吸氣體流遞送至患者的氣道的系統(tǒng)(10)，所述系統(tǒng)包括 氣體流發(fā)生器(52)，其生成氣體流； 患者回路(56)，其與所述氣體流發(fā)生器耦合并且適于將所述氣體流傳輸至所述患者的氣道； 傳感器(62)，其與所述氣體流發(fā)生器或所述患者回路相關聯(lián)并且適于監(jiān)測與所述氣體流相關聯(lián)的特性； 控制器(64)，其適于基于所監(jiān)測的特性來確定第一特性，其中，所述控制器確定要被遞送至所述患者的所述氣體流的目標，并且其中，所述控制器通過如下操作控制經(jīng)由所述患者回路從所述氣體流發(fā)生器到所述患者的氣道的所述氣體流的所述遞送 1)為所述患者提供基線正壓支持量，并且 2)如果第一特性高于所述目標，通過將所述基線正壓支持量減小減小的壓力支持量來為所述患者提供經(jīng)修改的壓力支持量；并且其中，所述基線正壓支持量包括在吸氣期間提供給所述患者的壓力，其高于在呼氣期間提供給所述患者的壓力。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器基于所監(jiān)測的特性來確定所述患者是否正經(jīng)歷預定呼吸特性，并且其中，所述控制器基于確定出所述患者正經(jīng)歷所述預定呼吸特性來更改所述目標。
3.根據(jù)權(quán)利要求0所述的系統(tǒng)，其中，所述預定呼吸特性是睡眠呼吸紊亂事件、潮式呼吸、呼吸不足或呼吸暫停。
4.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述預定呼吸特性是潮式呼吸，并且所述系統(tǒng)還包括適于輸出指示所述患者的氧飽和度的信號的氧飽和度監(jiān)測器，并且其中，所述控制器至少部分基于所述氧飽和度監(jiān)測器的輸出來確定所述患者是否正經(jīng)歷潮式呼吸。
5.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述減小的壓力支持量是負壓支持量，并且其中，所述負壓支持量包括在呼氣期間提供給所述患者的壓力，其高于在吸氣期間提供給所述患者的壓力。
6.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器控制所述氣體流到所述患者的氣道的所述遞送，使得流量的測量結(jié)果低于所述目標。
7.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述控制器還確定第二目標，并且其中，如果所述患者的氣流量的測量結(jié)果高于所述第二目標，所述控制器通過將正壓支持量增加到所述基線正壓支持量來提供修改的壓力支持量。
8.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述第一特性是流動速率。
9.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述第一特性是最大平均吸氣流量(最大))，其中，所述控制器將所述Q(最大)與所述目標進行比較，并且其中，所述控制器基于這一比較的結(jié)果控制所述系統(tǒng)。
10.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述第一特性是潮氣量，其中，所述控制器將所述潮氣量與所述目標進行比較，并且其中，所述控制器基于這一比較的結(jié)果控制所述系統(tǒng)。
11.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述第一特性是分鐘通氣量，其中，所述控制器將所述分鐘通氣量與所述目標進行比較，并且其中，所述控制器基于這一比較的結(jié)果控制所述系統(tǒng)。
12.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中，當提供所述修改的壓力支持時，在呼氣期間提供的所述壓力高于在吸氣期間提供的所述壓力。
13.一種對患者進行通氣的方法，包括 經(jīng)由患者回路將氣體流從呼吸氣體源遞送至患者的氣道； 測量與所述氣體流相關聯(lián)的特性； 基于所測量的特性來確定第一特性； 確定要遞送至所述患者的所述氣體流的目標；以及 通過如下操作控制經(jīng)由所述患者回路從氣體流發(fā)生器到所述患者的所述氣道的所述氣體流的所述遞送 1)為所述患者提供基線正壓支持量，并且 2)如果所述第一特性高于所述目標，通過將所述基線正壓支持量減小減小的壓力支持量來為所述患者提供修改的壓力支持量；并且其中，所述基線正壓支持量包括在吸氣期間提供給所述患者的壓力，其高于在呼氣期間提供給所述患者的壓力。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中，控制所述氣體流到所述患者的所述氣道的所述遞送包括維持流量的測量結(jié)果低于所述目標。
15.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，還包括基于所測量的特性來確定所述患者是否正經(jīng)歷預定呼吸特性以及基于確定出所述患者正經(jīng)歷所述預定呼吸特性來更改所述目標。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中，所述預定呼吸特性是睡眠呼吸紊亂事件。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，所述睡眠呼吸紊亂事件是潮式呼吸、呼吸不足或呼吸暫停。
18.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中，所述第一特性是流動速率。
19.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中，所述減小的壓力支持量是負壓支持量，并且其中，所述負壓支持量包括在呼氣期間提供給所述患者的所述壓力，其高于在吸氣期間提供給所述患者的所述壓力。
20.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，還包括確定第二目標，并且如果所述第一特性高于所述第二目標，通過將正壓支持量增加到所述基線正壓支持量來提供修改的壓力支持量。
21.根據(jù)權(quán)利要求0所述的方法，還包括適于輸出指示所述患者的氧飽和度的信號的氧飽和監(jiān)測器，并且其中，所述控制器至少部分基于所述氧飽和度監(jiān)測器的輸出來確定所述患者是否正經(jīng)歷潮式呼吸。
22.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中，所述第一特性是最大平均吸氣流量(最大))、潮氣量或分鐘通氣量。
23.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中，當提供所述修改的壓力支持時，在呼氣期間提供的所述壓力高于在吸氣期間提供的所述壓力。
24.—種用于對患者進行通氣的系統(tǒng)(10)，包括 用于經(jīng)由患者回路將氣體流從呼吸氣體源遞送至患者的氣道的器件(56); 用于測量與所述氣體流相關聯(lián)的特性的器件(62); 器件(64)，其用于(a)確定要被遞送至所述患者的所述氣體流的目標，(b)基于實測的特性來確定第一特性，以及(c)通過如下操作控制經(jīng)由所述患者回路從氣體流發(fā)生器到所述患者的氣道的啊啊氣體流的啊啊遞送1)為所述患者提供基線正壓支持量，并且2)如果所述第一特性高于所述目標，通過將所述基線正壓支持量減小減小的壓力支持量來為所述患者提供修改的壓力支持量；并且其中，所述基線正壓支持量包括在吸氣期間提供給所述患者的壓力，其高于在呼氣期間提供給所述患者的壓力。
25.根據(jù)權(quán)利要求24所述的系統(tǒng)，其中，所述減小的壓力支持量是負壓支持量，并且其中，所述負壓支持量包括在呼氣期間提供給所述患者的所述壓力，其高于在吸氣期間提供給所述患者的所述壓力。
26.根據(jù)權(quán)利要求24所述的系統(tǒng)，其中，所述第一特性是流動速率、最大平均吸氣體流量(Q (最大))、潮氣量或分鐘通氣量。
全文摘要
一種用于遞送呼吸氣體流至患者的氣道的系統(tǒng)和方法，其包括氣體流發(fā)生器以及將所述氣體流傳輸至患者的氣道的患者回路。傳感器測量與所述氣體流相關聯(lián)的特性，諸如流動速率。控制器基于所測量的特性以及被遞送至患者的氣體流的目標來確定第一特性。控制器通過如下操作控制氣體流到患者的遞送1)為所述患者提供基線正壓支持量，并且2)如果第一特性高于所述目標，通過將所述基線正壓支持量減小減小的壓力支持量來為所述患者提供經(jīng)修改的壓力支持量。所述基線壓力包括在吸氣期間提供給所述患者的壓力，其中，在吸氣期間提供給所述患者的壓力高于在呼氣期間提供給所述患者的壓力。
文檔編號A61M16/00GK102711887SQ201080061442
公開日2012年10月3日 申請日期2010年12月17日 優(yōu)先權(quán)日2010年1月14日
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