CN101448539B - 通气控制系统 - Google Patents

Abstract

提供了一种向患者的气道输送呼吸气流的系统(50)。该系统包括产生增压的呼吸气流的增压流动单元和与该增压流动单元耦合的患者回路(56)，该患者回路配置成使呼吸气流联通到患者气道。该系统包括用于监控患者呼吸型式的特征的传感器(61，62)和与该传感器通信的控制器(64)，该控制器配置成如果所述特征超过上阀值则增大吸入的二氧化碳的量，以及如果所述特征小于下阀值则提供伺服通气。根据监控到的患者呼吸型式的特征改变上阀值和下阀值。

Description

通气控制系统

优先权要求

根据35U.S.C.§119(e)的规定，本申请要求2006年3月20日提交的美国临时申请序列号为no.60/784,127的利益。

技术领域

本发明涉及各种形式的睡眠呼吸紊乱的治疗，更加特别地，涉及采用自适应的状态依赖的(state-dependent)气道正压系统治疗睡眠呼吸紊乱。

背景技术

睡眠呼吸紊乱(SDB)对于患者来说是具有重大临床影响的普通疾病。医生和其他专家建议SDB作为纯中枢性呼吸暂停(由丧失的呼吸驱动导致)和纯阻塞性呼吸暂停(由于上气道的结构)之间的连续区而存在。阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)的特征在于由于在睡眠中器质性缺陷的丧失补偿而导致睡眠中上气道的反复塌陷(collapse)。这样会产生减少的气流、低氧血症(血液中较低的氧含量)、高碳酸血症(提高的循环二氧化碳，CO₂)、以及从睡眠觉醒重建稳定气道的情况。然而，最新的数据显示，SDB的病理生理学不仅限于上气道的塌陷。

呼吸是这样一个过程，其中富含氧但二氧化碳少的空气随着隔膜和/或胸部肌肉的收缩而吸入肺部，使得返回到肺部的脱氧的、富含CO₂的血液中的CO₂能够被动地沿其浓度梯度前进，从血液扩散到肺泡，而O₂沿其浓度梯度从肺泡进入血液。呼吸可通过负反馈来调节。该系统控制的主要变量是血流中的CO₂，它是作为二氧化碳的分压测量的，即PCO₂。中枢和外围化学感受器处PCO₂的增大会导致通气的补偿性增大(即，通气用于清除CO₂本体)，以及化学感受器处PCO₂的减小会导致通气减少。通过这种方式，通过控制通气可使PCO₂保持在生理范围内。如果该系统的负反馈被破坏，则对于给定的通气紊乱(例如，伴随睡眠觉醒的增大通气)，可以放大得到的通气响应，而不是抑制。这样会在中枢性呼吸暂停之后导致通气过度的发生(一种SDB形式，其与上气道塌陷没有多大关系)。

呼吸控制系统可以做成通过脉管系统相连接的舱室系统的模型(脑房室、肺舱室等等)。二氧化碳通过血流在这些舱室之间流动。该舱室装置描述了通气和肺中的PCO2之间的输入-输出关系，其由两个分舱室、肺部和身体组织组成。该装置(plant)可以用非线性一阶微分方程来描述，但是可以使用装置增益(plant gain)的概念来简化，该增益表示二氧化碳的肺泡分压PACO₂随通气变化的变化(ΔPACO₂/Δ通气)。在室内空气的条件下，对于给定的通气增加，装置增益可以确定PACO₂的减小(由此增大血液和肺胞之间的CO₂浓度梯度)。因而，随着增大肺胞中CO₂浓度的通气而限制P_ACO₂的降低(即减小CO₂浓度梯度)可以减小舱室装置的增益。由于总增益是所有舱室增益的乘积，因此降低装置增益可减小整个系统的环路增益，并有助于降低对给定紊乱的响应。

许多研究已经表明，用患者接口控制的气道正压系统如面罩当被滴定到合适的压力时可以有效地治疗OSA，并且在大多数情况下，也将改善睡眠结构。数据还显示对治疗OSA有显著的临床益处。然而，有理由相信，较差的治疗坚持(即，在指定的连续气道正压(CPAP)中睡眠花费的时间小于目标值)和治疗中大量残留的SDB可能对临床效果具有不利的后果。

潮式呼吸(CSR)是在一些人中观察到的另一种形式的睡眠呼吸紊乱，这些人对化学呼吸刺激的敏感性较大。它通常与心力衰竭有关，但是也可以是一些神经系统的合并症(comorbidity)。图1示出了典型的潮式呼吸(CSR)模式30，其特征在于有节律的呼吸增大周期32和呼吸减小周期34，并具有高呼吸驱动(呼吸过度)36和低呼吸驱动(呼吸过度或呼吸暂停)38的规则再现周期。典型的潮式呼吸周期在图1中通常用40表示，其可持续约一分钟，其特征表现为高潮(crescendo)(箭头A)，其中在几个呼吸周期上患者的峰值呼吸流量会增大，以及表现为峰值流量的低谷(decrescendo)(箭头B)的变化，其中在几个呼吸周期上患者的峰值呼吸流量会减小。睡眠中断、以及动脉氧(PO2)的定期减饱会施压于心血管系统，特别是心脏。呼吸过度常常导致觉醒，从而降低睡眠质量。

新的数据表明，自适应算法在检测到中枢性呼吸暂停时可提供非侵入式机械通气，在瞬时峰值气流低于自适应阈值时支持通气可以通过增大低呼吸驱动状态期间的通气来显著地减小或者甚至消除CSR。

其他人已经在一些独立研究中显示出，利用吸入的CO₂或增加的死腔能够显著地减小甚至消除CSR，从而促进CO2的再呼吸(即用于减小装置增益的干涉)。从Lorenzi-Filho G.，Rankin F.，Bies I.，Bradley T.D.的心力衰竭患者的潮式呼吸的吸入二氧化碳和氧气的效应，美国杂志“呼吸和急症医学”1999；159：1490-1498来看，图2示出了与空气呼吸相比(样本A)通过吸入CO₂(样本B)消除CSR和中枢性呼吸暂停，在此将该杂志全文引入作为参考。如图2所示，研究中采取了各种措施，以示出CO₂和O₂的吸入效应，包括脑电图(EEG)、颏肌电图(EMG)、一次换气量(VT)、氧饱和度(SaO₂)、末潮汐二氧化碳部分(FETCO₂)、以及二氧化碳的经皮分压(PtcCO₂)。

在低流量CPAP的小型的基于门诊病人的、目的-治疗试验中治疗CSR方面也获得成功。Remmers等的美国专利US6,752,150(“‘150专利”)公开了一种改进的连续气道正压通气(CPAP)系统，该系统设计成促进CO₂的再呼吸进而治疗中枢性呼吸暂停，在此将该专利全文引入作为参考。此外，改进通气控制的益处可以概括超过改进CSR或中枢性呼吸暂停的那些益处。患有阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)的病人显示出CPAP急性中枢呼吸暂停，并且看起来具有上气道塌陷和通气控制方面的问题。这样，通过在通气过度发生期间增大肺泡CO₂的浓度来稳定上气道使其具有气道正压和减小装置增益可以提高对这些病人进行正压治疗的效力。在具有稳定上气道的病人中，用于减小装置增益的干涉在不使用气道正压的条件下是足够的。

美国专利申请No.10/716,360(公开号为US2004/0144383A1)(“‘360申请”)公开了一种通过向患者提供精确的CO₂和O₂浓度以及气道正压来治疗睡眠呼吸紊乱的系统和方法，在此将该申请全文引入作为参考。提供CO₂的补充源，并在供给患者之前和O₂供应混合。由于这种配置保持了气道正压流动，因而其解决了与上气道阻塞和呼吸的异常控制(例如CSR)相关的睡眠障碍性呼吸问题。

双水平式呼吸道正压治疗是一种气道正压治疗的形式，其已经在睡眠呼吸暂停和其他呼吸以及心脏疾患的治疗中提出。在双水平式治疗中，交替地以相对较高和较低的压力水平向患者气道施加压力，使得以较大和较小量值的力交替地控制治疗压力。较高和较低量值的指示正压水平(positiveprescription pressure levels)被称为气道正压吸气(IPAP)和气道正压呼气(EPAP)，其分别与患者的吸气周期和呼气周期同步。

Hill的美国专利6,752,151(“‘151专利”)公开了一种自适应形式的双水平式治疗，其被称为可变气道正压(VarPAP)，在此将该专利全文引入作为参考。该VarPAP系统可实现气道正压支持装置的多种标准功能，以及实现了调节IPAP、EPAP或两者以计算CSR模型的算法。利用流量传感器确定呼吸循环期间患者的峰值气流，这允许控制器监控峰值气流，进而确定患者是患有CSR还是其他睡眠呼吸紊乱。该算法包括三层步骤，每层步骤中不同的时间间隔进行，从而持续地使供给的气体压力适合于患者的需要，以及检测任何睡眠障碍的发生。在呼吸不足或呼吸暂停时，即如上所述的中枢性呼吸暂停，根据该公开的系统的VarPAP可以提供“机械呼吸”，从而刺激患者的呼吸。

另一份公开是未决的美国申请No 11/235,520(“‘520申请”)，其目的是对‘151专利的改进和根据瞬时平均吸入气流和最大平均吸入气流的参数进行确定，在此将该申请的内容引入作为参考。这些平均参数用于消除或者过滤在‘151专利中使用的瞬时参数，因此得到平滑的结果。在监控内部流动和增强的紊乱检测方面进一步作了改进。

发明内容

根据本发明的一个方面，提供一种向患者的气道输送呼吸气流的系统，该系统包括：

产生增压的呼吸气流的增压流动单元；

与该增压流动单元耦合的患者回路，该患者回路配置成使呼吸气流联通到患者气道；

适于监控患者呼吸型式的特征的传感器；和

与该传感器通信的控制器，该控制器配置成如果所述特征超过上阈值则增大吸入的二氧化碳的量，以及如果所述特征小于下阈值则提供伺服通气，其中根据监控到的患者呼吸型式的所述特征改变所述上阈值和所述下阈值，

其中，如果所述特征的平均值的变化超过预定极限则减小所述上阈值，如果提供给患者的特定治疗的频率超过预定频率则增大所述上阈值。

根据本发明的另一个方面，提供一种向患者的气道输送呼吸气流的系统，包括：

产生呼吸气流的增压流动单元；

与该增压流动单元耦合的患者回路，该患者回路配置成使呼吸气流联通到患者气道；

监控患者呼吸型式的特征的传感器；

与所述患者回路相联的二氧化碳补充系统；和

与所述增压流动单元和二氧化碳补充系统可操作地连接的控制器，所述控制器与所述传感器通信，如果所述特征超过上阈值则增大患者在患者回路中吸入的二氧化碳的量，以及如果所述特征小于下阈值则所述控制器控制气流产生单元增大提供给患者气道的吸气压力和呼气压力的比率，

其中，如果所述特征的平均值的变化超过预定极限则减小所述上阈值，如果提供给患者的特定治疗的频率超过预定频率则增大所述上阈值。

根据本发明的另一个方面，提供一种用于确定进行呼吸治疗的患者通气状态的方法。在该方法中，气流通过患者回路从呼吸气体源输送到患者气道，并监控患者呼吸型式的特征。根据在一段时间上的特征平均值为该特征设定下阈值，和通过增大或减小特征的初始值为该特征设定上阈值。如果特征平均值的变化超过预定极限则减小上阈值，如果提供给患者的特定治疗频率超过预定频率则增大上阈值。

根据本发明的另一个方面，提供一种治疗患者的方法，其中气流通过患者回路从呼吸气体源输送到患者气道，并监控患者呼吸型式的特征。如果在一段时间上特征的变化为正值并超过预定极限则预测为高呼吸状态，如果值一段时间上特征的变化为负值，该负值的绝对值超过预定极限，则预测为低呼吸状态。根据预测的状态对患者施加合适的治疗。

根据本发明的另一个方面，提供一种向患者气道输送增压的呼吸气体的方法。气流通过患者回路从呼吸气体源输送到患者气道，并监控患者呼吸型式的特征。根据患者的呼吸型式确定特征的上阈值和特征的下阈值，如果特征的值超过上阈值则增大吸入的二氧化碳的量。

根据本发明的另一个方面，提供在患者治疗中确定理想治疗窗的方法。根据预测的或现有的呼吸状态向患者施加一次剂量的合适治疗药品，并测量患者响应所施加的剂量的不稳定指数。记录一系列的数据点，该数据点表示一系列响应中的每一个的不稳定指数，拟合一治疗窗，该治疗窗使所施加的剂量与低于测量到的不稳定指数超过可接受值的数据点的不稳定指数一致，以及与高于测量到的不稳定指数超过可接受值的数据点的不稳定指数一致。

根据本发明的另一个方面，提供一种在理想治疗窗内治疗患者的方法，其中根据预测的或现有的呼吸状态向患者施加一次剂量的合适治疗药品。测量患者响应所施加的剂量的不稳定指数，并记录一系列的数据点，该数据点表示一系列响应中的每一个的不稳定指数。拟合一治疗窗，该治疗窗使所施加的剂量与低于测量到的不稳定指数超过可接受值的数据点的不稳定指数一致，以及与高于测量到的不稳定指数超过可接受值的数据点的不稳定指数一致。在治疗窗中向患者施加随后剂量的治疗药品。

当参考附图考虑下面的描述和随附的权利要求时，本发明的这些和其他目的、特征以及特性，以及相关的结构元件的操作方法和功能、部件的组合和制造经济性将变得更加明显，其中附图构成本说明书的一部分，在各个图中相同的参考数字赋予相应的部件。然而特别地，应该理解，附图仅仅是为了说明和描述的目的，而不是为了限制本发明。正如在说明书和权利要求中所使用的那样，除非在文中清楚指明，单数形式“一个”和“该”包括多个对象。

附图说明

图1示出了包括增长周期和减少周期的典型潮式呼吸型式；

图2示出了对呈现潮式呼吸型式的患者增大吸入的二氧化碳的量的影响；

图3是根据本发明的一个实施例的装置的示意性表示；

图4是根据本发明的一个实施例的再呼吸回路的示意性表示；

图5是根据本发明的一个实施例的正常呼吸状态的图形表示；

图6是根据本发明的一个实施例的低呼吸驱动状态的图形表示；

图7是根据本发明的一个实施例的低呼吸驱动状态的图形表示；

图8是根据本发明的一个实施例的高呼吸驱动状态的图形表示；

图9是根据本发明的一个实施例用于减小动态上阈值的算法的示意性流程图；

图10是根据本发明的一个实施例用于增大动态上阈值的算法的示意性流程图；

图11是根据本发明的一个实施例用于当呼吸测量值为峰值流量时预测高呼吸状态的基于趋势的预测方法的图形表示；

图12是根据本发明的一个实施例用于当呼吸测量值为一次换气量时预测高呼吸状态的基于趋势的预测方法的图形表示；

图13是根据本发明的一个实施例用于当呼吸测量值为峰值流量时预测低呼吸状态的基于趋势的预测方法的图形表示；

图14是根据本发明的一个实施例用于当呼吸测量值为一次换气量时预测低呼吸状态的基于趋势的预测方法的图形表示；以及

图15是根据本发明的一个实施例用于确定理想治疗窗的统计分析方法的图形表示。

具体实施方式

显示出中枢性睡眠呼吸暂停、潮式呼吸、CPAP急性中枢睡眠呼吸暂停或表示呼吸的不稳定控制的其他呼吸形式的人们看来似乎具有提高的环路增益，该环路增益描述了对给定通气刺激的通气响应。对该提高的环路增益的主要贡献因素可能是中枢化学感受器(提高的控制器增益)对二氧化碳(CO₂)的增大的敏感性。本发明描述了一种方法，其通过在高呼吸驱动期间减小通气装置增益和在低呼吸驱动期间增大通气来削弱这种提高的环路增益。

本发明中使用的装置的功能元件类似于在‘151专利中公开的功能元件。如图3所示，状态依赖的气道正压支持系统50包括气流发生器52，如在常规的CPAP或双水平装置中使用的风机52，该系统可从任何合适的源如增压的氧气罐或空气罐、环境大气或其组合接受呼吸气体，通常用箭头C表示。气流发生器52产生呼吸气流，例如空气、氧气、或其混合物，并以相对较高或较低的压力，即通常等于或高于环境的压力输送到患者54的气道。为了防止血氧饱和度降低和/或稳定与血氧饱和度状态无关的呼吸控制可以向患者输送氧气，该血氧饱和度降低是由与低呼吸驱动状态依赖的通气不足产生的。

通过输送导管56将通常用箭头D表示的增压的呼吸气流从气流发生器52输送到呼吸面罩或任何已知结构的患者接口58，该患者接口通常佩戴或者连接到患者54上，以使呼吸气流传递到患者气道。输送导管56和患者接口装置58共同地表示为患者回路。该患者接口58、导管56或任何其他合适的位置可以包括用于排出用箭头E表示的空气的排气口57。在一个实施例中，排气口57包括调节阀，用于改变患者回路中的压力偏差，从而增大或减小用于再呼吸目的而捕获的呼出气体(和特别地是CO₂)。如下面所论述的，该阀可以手动调节或者通过操作线路65由控制器64自动控制。根据本发明的装置可以是如在‘151专利中所描述的单肢或双肢系统，或者可以包含超过两个肢。

在一个实施例中，一部分或者所有的导管56的各个分段由柔性管、刚性管、或其他为呼吸气体通过而设置导管的元件提供。患者接口58可以是适合于将呼吸气体的供给连通到患者气道的任何侵入式或非侵入式的器械，如鼻罩、鼻/口罩、全脸面罩、鼻套管、气管内管、或气管套管。患者接口58可以包括用于将上述器械安装到患者头部的头套。此外，患者接口58可以包括安装于其上的控制部件，用于控制患者治疗系统的至少一个方面。在示出的实施例中，患者接口58和/或导管56包括合适的排气口57，用于将气体从这些元件排出到环境大气。排气口57可以是形式为连续敞口的被动排气口，其可对排气施加流动限制，从而控制患者接口58中的气体压力。可替换地，排气口57可以是主动排气口，其可以采取不同的结构来控制排气速率。排气口57可以通过操作线路65与控制器64相联，使得其由系统自动地和/或动态地控制。例如，在美国专利US6,851,425和US6,615,830中教导了合适的排气口的实例，在此将上述专利的内容引入本申请作为参考。

在示出的实施例中，状态依赖的气道正压支持系统包括形式为阀门60的压力控制器，其设置在输送导管56中。阀门60控制从气流发生器52输送给患者的呼吸气流的压力。为了该目的，气流发生器52和阀门60共同表示为增压流动单元，因为它们都用于控制输送给患者的压力和/或气流。

参考图3，其示出了根据本发明的一个实施例的增压流动单元，包括气流发生器52和阀门60。在图3示出的实施例中，增压流动单元包括接受呼吸气体和提高该气体的压力以便输送到患者气道的气流发生器52.气流发生器52可以是任何装置，例如泵、风机、活塞或者能够提高所接受的呼吸气体以输送给患者的风箱。如上所述，本发明还可以设想，将除环境空气外的气体引入系统输送给患者。在这种实施例中，增压罐或含有空气、氧气、二氧化碳或其他可呼吸气体的混合物的气罐提供入口给气流发生器52。在增压流动单元的其他实施例中，不需要提供气流发生器52，但是替代地可呼吸气体被利用罐的压力或者增压气罐本身的压力增压，输送给患者的压力由压力调节器控制。在一个实施例中，气流发生器52是风机，在压力支持治疗过程中其被以大体上恒定的速度驱动，以便以大体上恒定提高的压力和/或流率在系统中提供气体。

在图3的实施例中，增压流动单元中的可呼吸气体被从气流发生器52引导到控制阀60。如下面所描述的，控制阀60和/或压力发生器52形成增压流动单元，该增压流动单元可控制回路压力和/或处于增压流动单元下游的回路中的气体流率。控制阀60的实例包括至少一种阀门，如套管或提升阀，其可用作控制回路压力和回路流率的方法将气体排出回路12。Hete等的美国专利US5,694,923教导了一种适合于用作控制阀60的双提升阀系统，该系统可将气体排出到大气，并限制从气流发生器52到患者的气流，在此将该专利的内容引入作为参考。

对于气流发生器52是风机的实施例，该风机仅以一种速度运行，可以调节控制阀60的一个或多个控制设置，以对回路中的可呼吸气体在回路压力和回路流率方面进行控制。然而，本发明还可以设想一些实施例，其中对于输送给患者的可呼吸气体来说，与气流发生器52的运行相关的一个或多个控制设置如风机速度可以单独地进行调节或者与控制阀60的控制设置相组合地进行调节。例如，通过调节气流发生器52的合适运行速度(宏控制)，可以设定接近期望的回路压力和回路流率的回路压力和回路流率。然后通过调节与控制阀60相联的一个或多个控制设置，可以提供对回路压力和回路流率的微调(微控制)，使得一起运行的两个元件可确定处于增压流动单元下游的回路中的可呼吸气体的最终回路压力。

显然，本发明可以设想控制由增压流动单元输送给患者的压力的其他技术，例如单独地或者与控制阀60相组合地改变风机速度。这样，控制阀60可根据所使用的技术最佳地控制输送给患者的呼吸气体的压力。如果取消控制阀60，则增压流动单元单独地相当于气流发生器52，那么例如通过控制气流发生器52的电机转速，可以控制患者回路中的气体压力。另一种控制压力的技术是使用主动或被动控制阀将气流排放到大气或者回路的另一个肢。

状态依赖的增压气道支持系统50还包括测量输送导管56内的呼吸气流的流量传感器62。流量传感器62可以是适合于测量这些参数的任何装置，如肺量计、呼吸速度描记器(pneumotach)、可变孔板传感器、差压传感器或其他常规流量传感器。根据在图3示出的目前优选地实施例，流量传感器62与输送导管56成一直线地插入，最优选地处于控制阀60的下游。流量传感器62产生一流动信号，即将该信号提供给控制器64并用来确定患者处的气流。

当然，本发明可以设想其他测量患者的呼吸气流的技术，如直接在患者处或沿着输送导管56在其他位置测量流动，根据压力发生器的运行测量患者气流，以及使用压力发生器上游的流量传感器测量患者气流。例如Starr等的美国专利US6,017,315教导了一种布置在患者接口处的定量流动元件，在此将该专利的内容引入作为参考。流动还可以来自系统中测量的其他间接参数，例如压力、温度、CO₂浓度等等。

图3示出的回路中设置了另一个传感器单元61。该传感器单元61可以表示一个或几个附加的传感器，用于检测CO₂、O₂(主气流或侧气流)或其他合适的量度，从而收集与输送给患者的气体或患者呼出的气体相关的信息。各个传感器不需要沿输送装置布置在相同的位置，相反地，传感器单元61仅表示沿装置分布的传感器。这样，可以在患者接口58、导管56或装置中任何其他位置实现CO₂的测量，而不是将其限制于压力供给回路50中；它们也可以处于患者回路中。测量值可以用于算法，以确定气罐或死腔中CO₂的量。附加地测量值还可以用于确定已经产生了多少二氧化碳滞留或冲洗，这样可以预测临床上不期望的呼吸驱动状态的发病。该信息可以用于驱动治疗决策。通过对测量到的CO₂水平(经过传感器的流量与在吸气或呼气期间的时间内的流量的乘积)进行积分，传感器可以计算出冲洗的或存储的CO₂。

附加地该系统包括加湿器63。尽管在图3示出了布置在患者回路中，但是应该理解，加湿器63可以布置在气体供给系统的任何地方，例如布置在正压气道回路50中。加湿器63通过在供给的气体中提供湿气进一步提高了舒适性。加湿器可以配置成增大湿度，也可以通过再呼吸呼出的湿空气从导管56抽出湿气。这样，加湿器63可以是过渡到或加热的加湿器或控制湿度的子系统(增加或去除湿度)。未决的美国专利申请No.11/234,351公开了一种适合于在本发明中使用的加湿装置，在此将该申请全文引入作为参考。附加地，未决的美国临时专利申请no.60/697,130公开了一种控制通气回路内的湿气水平的加湿装置，在此将该申请全文引入作为参考。

提供一输入/输出设备66，用于设定状态依赖的气道正压支持系统用的各种参数，以及用于向用户如临床医生或护理者显示和输出信息和数据。应该理解，本发明设想提供输入/输出端子，使得状态依赖的正压通气道支持系统收集的操作信息和数据能够被远程监控和控制。输入/输出设备66可以是任何适合于通过操作线路提供信息和/或指令给控制器64以及以人可感知的形式向患者或另一用户提供信息的设备。合适的输入/输出设备66的实例包括小键盘、触控板、视频显示器(如LCD、LED屏)、麦克风、扬声器、开关、按钮、刻度盘、灯或允许用户向通气系统输入信息和从通气系统接收信息的任何其他设备。

控制器64优选是微处理器，其能够实施和执行程序，用于监控患者呼吸的特性和根据下文详细描述的控制呼吸气流。该控制器64可操作地连接到增压流动单元(流动发生器52和阀门60)。例如，在图3的实施例中，传感器61和62的输出提供给控制器64，该控制器包括处理器，用于确定输送给患者的气体的瞬间体积(V)，或输送给患者的气体的瞬间流率(V’)，或两者。例如，通过对来自传感器62的测量出的流率进行积分，确定瞬间体积。在流量传感器62布置得距离患者接口58相对较远的实施例中，为了确定到达患者的气体的实际流率或来自患者的气体的实际流率，控制器64例如通过执行泄漏估计，处理该估计的流量信息，从而确定患者气道的实际流量，如本领域技术人员所熟知的那样。

图4示出了用于包含呼出CO₂和再输送给患者的合适的再呼吸回路46的实例。该再呼吸回路46可以和在图3中示出的回路组合在一起。再呼吸回路46接受来自压力源41的增压气体，该压力源可以是如上所述的增压流量单元，包括流量计42。再呼吸回路46包括3口的双位置阀门43，该阀门由控制器64或者潜在的CPAP或双水平装置本身(即，由气流控制)控制。阀门43可以处于两种状态中的一种。在吸气期间(位置I；在图4的左侧示出)，阀门43处于第一位置，回路46非常类似于传统的CPAP或双水平压力支持系统。然而，一流量计42与回路46串联，且该流量计42可以为气流或吸入体积(通过对气流量进行积分)提供实时的值。在呼气期间(位置E/R；在图4的右侧示出)，阀门43移动到第二位置，在此将呼出气体引导到管状回路，该回路具有用于收集呼出气体如500ml的储罐44。在吸气期间，如果吸入体积或流量超过预置的水平，阀门43将移动到E/R位置，从而使包含的呼出空气增压，并将其输送给患者。可以利用合适的算法在呼气和吸气的开始提供触发信号。附加地，可以实施能够确定基线吸入体积阈值的算法，从而不再需要预置的或预定的吸入体积。这种算法可以配置成适应患者的需要。

本发明限定了呼吸的三种状态，这些状态由两个动态的和自适应的数量限制限定：上阈值和下阈值。该上阈值和下阈值与适当的特性指示呼吸驱动关联，如峰值气流量、一次换气量等等。当患者的指示特性介于上阈值和下阈值之间时，认为患者正常通气。当患者的指示特性超过了上阈值，认为患者处于高呼吸驱动状态。当患者的指示特性低于下阈值，认为患者处于低呼吸驱动状态。低呼吸驱动状态是中枢性呼吸暂停、通气不足或其他睡眠障碍性呼吸的预示。低呼吸驱动后的高呼吸驱动可能是CSR的预示。本发明中状态依赖的的正压通气道系统可根据患者所处的特定呼吸状态对患者实施变化的干涉或治疗，进一步地，根据状态的严重程度(即，患者的呼吸离理想状态相差多少)以自适应的强度水平施加这种干涉或治疗。

本领域技术人员应该理解，由于阈值是动态的，因此它们在一些情况下会收敛到一点，从而使正常的呼吸窗收缩或者完全消除呼吸窗。在正常的呼吸窗变得非常小或者不存在的情况下，本发明的状态依赖的正压通气道系统可与和目标值的偏差成比例地(即，和从合并的阈值的偏差确定的呼吸状态的严重程度成比例)有效地连续改变合适的干涉(例如，如下面所描述的CO₂或O₂剂量的增大，或自适应的伺服通气)。本说明书最初提到的系统用于识别三个不同的状态，但是应该理解，在任何情况下阈值可能收敛，并得到一种系统，该系统可根据指示特性和单值的偏差以合适的强度有效地应用于合适的干涉。

在正常通气状态期间，也就是说，当患者的指示特性介于上阈值和下阈值之间时，采用正压疗法并在睡眠监测系统期间由规定的CPAP或双水平设置确定，或者由自动算法确定，以消除上气道梗堵的迹象。图5中示出了正常的通气状态，该图描绘了随时间而变化的患者气流。本领域技术人员应该认识到，可以在本发明中可替换地使用一次换气量或其他特性作为指示器。确定峰值流量上阈值12和峰值流量下阈值14(如下面所描述的)，在所示出的正常状态，患者的实际气流达到的最高点介于上述两个阈值之间。

如图5所示，双水平治疗包括气道正压吸气(IPAP)和气道正压呼气(EPAP)，该双水平治疗在正常状态下保持恒定。在利用CPAP治疗(未示出)而不是双水平治疗的装置中，提供给患者的连续压力水平同样是恒定的。也可以引入呼气压减轻的已知方法，例如通过C-Flex或Bi-Flex装置提供的，该方法在呼吸开始时减小了呼气压，以提高患者的舒适度。Bi-Flex装置也可以根据系统监控到气流控制吸气压。

如果患者患有中枢性呼吸暂停22，如图6所示，将不会检测到来自患者的气流10，并且峰值气流将因此低于下阈值14。控制器64接收来自流量传感器62和/或其他传感器61的流量信息，将其与当前的阈值参数比较，并确定患者处于低呼吸驱动状态。可以在一段固定的时间之后进行确定，其中没有检测到呼吸活动或者根据以往的呼吸型式自适应地进行确定。

在低呼吸状态中，由状态依赖的正压通气系统提供的治疗从在正常状态下应用的CPAP的最小治疗或双水平治疗转移。应该注意，术语CPAP或双水平治疗用于说明的目的，但是在本发明中可以设想用于通过梗堵元件(obstructive component)治疗呼吸暂停的其他治疗方式，例如用于根据患者的呼吸力量输送气流的比例辅助通气(PAV)。除了所描述的CPAP或双水平治疗，为了使患者产生呼吸，状态依赖的正压通气系统可以提供伺服通气、或可变正压通气系统(VarPAP)。‘151专利中公开了一种自适应系统，用于根据最近的呼吸型式的历史向患者提供可变的正压通气压力，在此将其全文引入作为参考。‘520申请中公开了使用时间平均值参数的可变正压通气系统，在此也将其全文引入作为参考。

在对患者进行伺服通气时，控制器64与流量发生器52和/或控制阀60联通，它使IPAP和EPAP的压力比增大，使得正压通气系统有助于患者保持自发呼吸(即，患者他或她自己进行通气，称为“同步模式”)，或者，在没有患者的自发呼吸的中枢性呼吸暂停的情况下，提供“机械呼吸”以引发自发呼吸。与患者的活动无关地根据受控的时间间隔提供一系列机械呼吸被称为“时间模式”，其也可以认为是伺服通气的一个步骤。在“组合模式”中，提供伺服通气以便帮助患者像在同步模式中一样在自发呼吸期间呼吸，以及当患者需要这种控制时提供机械呼吸或呼吸的时间控制。当病况的严重程度减小时，可以相应地减小IPAP和EPAP压力的比率。正如本领域所熟知的，通过增大/减小IPAP，减小/增大EPAP或上述两种方式可以改变IPAP和EPAP之间的压力变化。例如，为了增大IPAP和EPAP的比率，可以增大IPAP，减小EPAP，或实施以上两种方式。可以根据预定的或自适应的波形在整个呼吸或变化的呼吸中实现该变化。

如图6所示，在一段时间后检测中枢性呼吸暂停22(该时间是预编程的时间或自适应性地确定的)，并向其激发响应17.在图6示出的情况下，响应17是气道正压吸气(IPAP)中的增量，或用于由患者刺激自发呼吸的“机械呼吸”。后面的机械呼吸可以以根据病史和/或当前状态的需要而确定的一定的强度水平和时间间隔施加给患者。

在低呼吸驱动状态中，附加地，期望的是提高肺泡CO₂(PCO₂)或吸入CO₂(FiCO₂)的量，以便增大通气。在本领域中实现CO₂的增大的各种方法是熟知的，包括利用主动泄漏阀控制再呼吸，动态地增大死腔容积，提供呼出CO₂的储罐，或者提供CO₂的补充源。在此引入作为参考的‘150专利公开了一些这样的机构，包括主动泄漏阀、动态死腔容积、呼出CO₂的储罐和可调节的面罩排气阀，在此将其全文引入作为参考。‘360申请公开了与O₂混合的CO₂的补充源，在此也将其全文引入作为参考。可以设想产生比大气中更高的CO₂水平的其他方法，例如化学发生、低温冷却、分子吸附、和对大气或来自患者的呼出气体进行过滤。

除了检测小量的通气外，与图6所示出的类似，图7示出了对低呼吸驱动状态的检测。在这种情况下，呼吸13的峰值气流低于下阈值14，因此控制器64认为是低呼吸状态。如上所述，控制器64可提供附加的伺服通气治疗(VarPAP)，以提高患者的呼吸驱动。如图7所示，如在‘151专利中所描述的，在自发呼吸期间响应于检测到的呼吸不足自适应地增大IPAP16。也可以如上所述地实施提供FiCO₂或肺泡CO₂的方法(即，动态死腔容积、CO₂储罐、主动泄漏阀等等)，以提高患者的呼吸驱动，如在FiCO₂控制20中用增量21所指示的。

如图8所示，如果患者的指示特性10超过上阈值12，则控制器64确定患者处于高呼吸驱动状态。如图8所示，峰值流量超过在最高点15处峰值流量的上阈值12。在该状态期间，实施减小装置增益的治疗，其包括通过采用上述的方法增大FiCO₂来夹紧末潮汐CO₂，上述方法例如是维持动态死腔容积，使用捕获的CO₂储罐，或者实施再呼吸。通过维持足够的肺泡CO₂，可以减弱通常紧随呼吸过度期间的中枢性呼吸暂停或呼吸不足(参见在如图1的典型CSR循环中紧随呼吸过度36的特性呼吸暂停38)。

尽管在图8中示出了在高通气状态期间保持恒定的EPAP18，但是本发明还可以设想在呼气期间降低EPAP18，以改进回路的性能，进而以如上所述的一些再呼吸技术再捕获呼出的CO₂。按照预定的或自适应的波形，适应地根据病史，有推动力地，或通过上述方式的任意组合，使EPAP18减小预定的恒定水平。

参考图3，增大再呼吸的装置的另一个实例是主动地控制排气阀57，使得呼出气体回流到导管56中。为了防止呼出气体逸出，控制器64通过线路65可操作地连接，以控制阀门57的开度，由此增大在随后呼吸中吸入的CO₂的量。另一个实施例利用了处于患者接口58附近和系统连接的CO₂储罐(未示出)，以便捕获呼出气体和将气体再插入患者的气道。该储罐通过由控制器64主动控制的阀门与患者接口58或导管56联通。

已经描述了三种呼吸状态以及在每种呼吸状态中实施的干涉和治疗，本公开现在将转到上阈值和下阈值的确定，以及动态地正常呼吸窗的建立，即上阈值和下阈值之间的范围。应该理解，根据本发明的系统可以实施成在任何或所有呼吸状态下提供自动滴定治疗。自动滴定是指提供给患者的上气道的正压气道的最小水平，从而防止相关的阻塞发生，如阻塞性睡眠呼吸暂停、打鼾、呼吸不足等等。

为了确定动态上阈值(DUT)，该系统最初被设置成默认值或初始值。默认值可以按照之前的病史或者由临床医生进行选择。可替换地，初始值可以根据测量到的参数如一段时间的平均峰值气流或一段时间的平均一次换气量获得。两个独立的算法并行地运行以确定DUT-一个算法用于减小DUT，另一个用于增大DUT。依次使用每个算法。

如果系统未响应不稳定的呼吸则减小DUT。该算法计算呼吸测量值的平均值或指示特性(例如峰值流量，一次换气量等等)的变化(例如拟合直线的斜率)，如果变化超过了预定的值，使DUT减小和该变化成比例的量。如果呼吸是稳定的，则平均呼吸测量值随时间很少或者没有变化，因此不必对DUT作出变化。如果呼吸是不稳定的，则平均呼吸测量值将随时间变化，这表示需要减小DUT，以使系统在检测高呼吸驱动状态时更加敏感。

参考图9，其示意性地示出了减小DUT的算法。在步骤100，确定在一段时间K1上的平均呼吸测量值，如最大呼吸流量、一次换气量或其他测量值。在步骤102，确定在一段时间上平均呼吸测量值的变化，以获得ΔRm。在步骤104，控制器确定ΔRm的绝对值(|ΔRm|)是否大于预定的阈值(T1)，该阈值由用户如临床医生预先编程。

如果呼吸测量值的变化的绝对值|ΔRm|超过阈值T1，则在步骤106控制器使DUT按照和|ΔRm|成一定比例的量减小。步骤106中的数值“c”是减小因子，其能够由用户编程。数值c可以是在对患者没有不利的或突然的作用的情况下而使DUT增量式减小。

如果|ΔRm|没有超过阈值T1，则不对DUT作出改变，如在步骤108中所指示的。该结果表示，患者的呼吸型式是稳定的，因此不需要增大系统的敏感度。

参考图10，其示意性地示出了增大DUT的算法。在确定是否应该增大DUT时，问题的本质是系统是否过于敏感。因此，CO₂支持的呼吸的数量给出了系统敏感度的测量值，该测量值用于确定是否应该增大DUT。

在步骤200中，确定CO₂再呼吸支持的呼吸的百分比，以获得CO_2Supp。然后在步骤202中将该百分比与预先编程的阈值T2进行比较。如果支持呼吸的CO₂的百分比CO_2Supp超过阈值T2，则如在步骤204中所指出的使DUT按照和百分比成比例的量增大。增大因子c可以由用户预先编程，其可以和如上所述的在减小DUT的算法中所用的减小因子相同或不同。

如果支持呼吸的CO₂的百分比CO_2Supp小于阈值T2，则不对DUT作出改变，如在步骤206中的那样。该结果表示，系统在高呼吸驱动状态下干涉时没有活动过度，因此，不需要增大DUT。

以类似于在‘151专利和‘520申请中所采用的方式确定动态阈值下限(DLT)，将上述专利和申请中的方法引入作为参考。总之，在活动的时期，如两分钟、五分钟或一些其他的时间段获得平均呼吸测量值或指示特性(例如，峰值气流，一次换气量等等)，并以低于移动平均值的预定因子动态地设定或调节DLT。因此，当瞬时呼吸测量值低于调节的活动平均值或平均数时，控制器64识别出低呼吸驱动状态和开始相应的干涉。自然，由于随时间变化的平均测量值将固有地增大和减小，因而不需要单独的算法来增大和减小DLT。

根据本发明的另一个方面，状态依赖的正压通气系统监控患者的呼吸型式，和辨别预测不稳定的或在临床上不期望的呼吸驱动状态的趋势或变化。如果预测到呼吸驱动状态的变化，该系统可以激活或暂停合适的治疗干涉(例如，伺服通气，增大肺泡CO₂等等)，从而防止达到该状态。这是一个有利的特征，因为系统可以预见不期望的状态，并在不期望的状态发生之前来补救状况。该系统是自适应的，因为它可以根据对患者实际实施的治疗干涉的有效性“学习”合适的治疗窗。该系统可以和如上所述的纯粹的状态依赖的系统相结合地使用或者作为一个独立系统。

图11示出了根据增大的峰值流量的趋势对高呼吸状态的预测。如所示出的，最初的三个峰值流量10处于正常的呼吸窗(即，该峰值低于阈值上限12但高于阈值下限14)内，但是倾向于超过阈值上限12。在预测趋势和预见状态变化的过程中，首先确定呼吸测量值的斜率24(这里，是峰值流量)。如果斜率24超过预定的最大极限，则控制器64在点26处激活或者暂停合适的干涉，例如是上面对实际状态变化所论述的CO₂再呼吸或动态死腔容积。利用该较早的干涉，可以减少或防止呼吸状态的预测变化。点28表示在此处在不使用趋势预测的情况下系统将激活(或暂停)干涉治疗。这样，趋势预测使患者的呼吸型式标准化较严格的状态依赖性更早，并且不必等待到不期望的通气状态发生。

除了在该图中的呼吸测量值10为一次换气量之外，图12示出了类似于图11的高呼吸驱动趋势。像前面一样，在三个呼吸周期后预测趋势，并确定斜率24超过预定的极限。在状态实际变化发生以及减小或完全消除了不期望的状态变化的效应之前的点26处，激活或者暂停干涉治疗，无论哪个合适。

图13和14示出了当呼吸测量值分别为峰值流量和一次换气量时对低呼吸状态的预测。类似于对高呼吸状态的预测，根据三个连续的呼吸周期，预测趋势。如果斜率超过预定的极限，则相应地激活或者暂停合适的干涉治疗。本领域技术人员将理解，如果确定合适，可以使用除三个之外的多个呼吸周期来预测趋势。

根据本发明的系统还可以制造成适合于患者的状况和确定理想的治疗窗。治疗窗是指为了稳定呼吸在干涉期间CO₂或O₂“剂量”的有效范围。图15示出了从患者取出的多个样本的曲线图，该曲线图可被系统使用以确定理想的治疗窗。纵轴在高呼吸驱动期间测量被控制成夹紧CO₂的CO₂剂量。CO₂的剂量还可以通过死腔容积的体积来确定。沿横轴测量的稳定性指数是因呼吸驱动的变化而导致的不稳定呼吸的严重程度或比例的测量值，其能够从以下参数导出，如a)最小测量值和最大测量值如最大呼吸流量或一次换气量的比率，b)拟合移动窗口的平均(中间)测量值如最大呼吸流量或一次换气量的直线斜率，或c)呼吸控制系统的回路增益的测量值或预测值。

图15中的治疗窗308表示在特定治疗中使用的吸入CO₂的合适剂量范围或死腔容积。数据点300表示发生了不稳定事件，而数据点302表示发生了稳定事件。根据测量到的不稳定参数，稳定事件302被认为处于可接受的治疗窗308中。治疗窗308上方的CO₂剂量304会导致通气过度，治疗窗308下方的剂量306不足以稳定呼吸。因而，通过存储多个数据样本，甚至是每天，以及通过删除过时的数据，该系统可以总是调节到患者的当前状况，并适合于根据测量到的患者不稳定性调节治疗线。也就是说，当在干涉中使用的剂量导致如由一个或多个上述测量到的不稳定性参数确定的不稳定性时，控制器使剂量关联成治疗窗308的上方或下方，并相应地对治疗窗308作出修改。

由于上述方法是自适应的，因此其可学习什么对个别患者是有效的。自适应系统需要被编程到系统内的初始状态，并在获得患者治疗的经历时更新。该系统可以通过利用许多自适应控制和统计技术中的一个或几个而变得更加强大，该技术已在文献中充分描述，以使系统有效地适应患者，处理在外的和/或缺少的数据等等。

尽管该实例对预测的或现有的通气过度描述了干涉，但是对于通气不足或中枢性呼吸暂停可以采用类似的图表和统计分析。在这种情况下，所画出的图表中，CO₂和/或伺服通气用来处理预测的或现有的状况。在这种情况下过少的CO₂会进一步导致来自患者的CO₂的冲洗，从而加剧中枢性呼吸暂停。过多的CO₂会导致变成通气过度。

附加地，该系统在输入到算法的生理参数的数字时需要对治疗优化如时间数据进行超过一维的数据分析。例如，系统中可能存在滞后现象，因此需要了解导致当前状态的呼吸状态顺序来施加正确的治疗。

尽管为了说明的目的已经详细描述了本发明，该说明目前被认为是最可行的且优选的实施例，但是应该理解，这些细节仅仅是为了说明的目的，本发明不限于公开的实施例，这些细节仅仅是用于上述目的，并且本发明不限于所公开的实施例，相反地，这些细节用于覆盖落入了随附权利要求的精神和范围内的修改和等同布置。例如，应该理解，本发明设想，有可能的话，任何实施例的一个或多个特征可以和任何其他实施例的一个或多个特征组合在一起。

Claims (13)

1.一种向患者的气道输送呼吸气流的系统(50)，该系统包括：

产生增压的呼吸气流的增压流动单元；

与该增压流动单元耦合的患者回路(56)，该患者回路配置成使呼吸气流联通到患者气道；

适于监控患者呼吸型式的特征的传感器(61，62)；和

与该传感器通信的控制器(64)，该控制器配置成如果所述特征超过上阈值则增大吸入的二氧化碳的量，以及如果所述特征小于下阈值则提供伺服通气，其中根据监控到的患者呼吸型式的所述特征改变所述上阈值和所述下阈值，

其中，如果所述特征的平均值的变化超过预定极限则减小所述上阈值，如果提供给患者的特定治疗的频率超过预定频率则增大所述上阈值。

2.如权利要求1所述的系统，其中控制器配置成当特征小于下阈值时除了提供伺服通气外还增大吸入的二氧化碳的量。

3.如权利要求1所述的系统，其中控制器配置成通过以下方式中的至少一种增大吸入的二氧化碳的量：(a)实现再呼吸，(b)提供二氧化碳的补充源，和(c)从适于捕获呼出的呼吸气体的储罐提供二氧化碳。

4.如权利要求1所述的系统，其中增压流动单元包括风机(52)、阀门(60)或者两者均包括。

5.如权利要求1所述的系统，其中上阈值和下阈值是相同的单值。

6.如权利要求1所述的系统，其中该特征是患者的峰值流量或患者的一次换气量。

7.如权利要求1所述的系统，其中控制器通过供给增大的吸气压力和呼气压力的比率来提供伺服通气。

8.一种向患者的气道输送呼吸气流的系统(10)，包括：

产生呼吸气流的增压流动单元；

与该增压流动单元耦合的患者回路(56)，该患者回路配置成使呼吸气流联通到患者气道；

监控患者呼吸型式的特征的传感器(61，62)；

与所述患者回路相联的二氧化碳补充系统(46)；和

与所述增压流动单元和二氧化碳补充系统可操作地连接的控制器(64)，所述控制器与所述传感器通信，如果所述特征超过上阈值则增大患者在患者回路中吸入的二氧化碳的量，以及如果所述特征小于下阈值则所述控制器控制气流产生单元增大提供给患者气道的吸气压力和呼气压力的比率，

其中，如果所述特征的平均值的变化超过预定极限则减小所述上阈值，如果提供给患者的特定治疗的频率超过预定频率则增大所述上阈值。

9.如权利要求8所述的向患者的气道输送呼吸气流的系统，其中增压流动单元包括风机(52)、阀门(60)或者两者均包括。

10.如权利要求8所述的向患者的气道输送呼吸气流的系统，其中二氧化碳补充系统包括下列至少一个：

(a)引导呼出的二氧化碳返回到患者用于再呼吸的阀门(43)；

(b)与患者回路相联的外部二氧化碳源；和

(c)用于捕获呼出的呼吸气体的二氧化碳储罐(44)。

11.如权利要求8所述的向患者的气道输送呼吸气流的系统，其中上阈值和下阈值是相同的单值。

12.如权利要求8所述的向患者的气道输送呼吸气流的系统，其中该特征是患者的峰值流量或患者的一次换气量。

13.如权利要求8所述的向患者的气道输送呼吸气流的系统，其中该向患者的气道输f送呼吸气流的系统提供的吸气压力和呼气压力的比率增大，同时减小低于下阈值的特征。

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