呼吸不足情況下的通氣支持的系統(tǒng)控制方法及裝置的制作方法

專利名稱：呼吸不足情況下的通氣支持的系統(tǒng)控制方法及裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于在呼吸不足情況下提供通氣幫助的方法及裝置，該通氣幫助的提供與病人的呼吸循環(huán)同步且被控制以提供最低足夠水平的支持。
背景技術(shù)：
呼吸不足是一種呼吸系統(tǒng)異?，F(xiàn)象，這種異?，F(xiàn)象對(duì)氣體交換具有不良影響，結(jié)果會(huì)導(dǎo)致動(dòng)脈氧分壓降低和/或二氧化碳分壓升高。這種異常現(xiàn)象的原因可能是由于存在正常肺的通氣量的減少和/或是肺部異常。呼吸不足通常會(huì)由于不同的原因而導(dǎo)致睡眠時(shí)氣體交換變壞,這些原因包括呼吸本能的降低和睡姿的影響。在睡眠進(jìn)入快速眼動(dòng)(REM)階段后，取決于具體病人的和呼吸相關(guān)的輔助肌肉的重要性不同，隨意肌功能的下降可能造成呼吸功能的明顯惡化。睡眠時(shí)還與不同程度的上呼吸道阻塞相關(guān)，這種阻塞稱作阻塞性睡眠呼吸暫停 (OSA)。睡眠擾亂性呼吸(SDB)通常是指睡眠過程中發(fā)生的呼吸破壞，其中最一般的睡眠擾亂性呼吸(SDB)形式就是阻塞性睡眠呼吸暫停(0SA)、大聲的間斷性鼾聲、呼吸暫停、以及以呼吸不足為特征的0SA。呼吸不足以及可能的OSA的發(fā)生和病人患有某些疾病有關(guān)，這些疾病包括胸廓疾病、神經(jīng)肌肉疾病、肌萎縮性側(cè)索硬化(ALS)、或是諸如慢性阻塞性肺病(COPD)等肺部疾病。由于睡眠呼吸暫停癥狀呈現(xiàn)為一種疾病的先兆，因此任何疾病只要表現(xiàn)為睡眠時(shí)出現(xiàn)呼吸暫停和/或呼吸不全的一般都用SDB這個(gè)術(shù)語來描述。呼吸暫停和呼吸不全打擾了氣體交換，使得睡眠不連續(xù)，并且經(jīng)常造成氧的去飽和。在一些場(chǎng)合下，病人能夠感受到這種氧去飽和作用以至一夜要醒來上百次。OSA的最常用的治療方法是實(shí)施連續(xù)的正的氣管壓力(CPAP)。CPAP方法是 Sullivan發(fā)明并在美國專利4，944，310中被教示。簡(jiǎn)而言之，CPAP的治療作用就是以向氣管提供一個(gè)通常為4到20厘米水柱的正壓力的方法來起一個(gè)氣動(dòng)裂片(pneumatic splint)的作用?？諝庥靡粋€(gè)電機(jī)驅(qū)動(dòng)的鼓風(fēng)機(jī)輸送到氣管中。鼓風(fēng)機(jī)的出口和一個(gè)通向鼻罩(或是鼻罩和/或口罩)的輸氣軟管相連，該鼻罩和/或口罩和病人的臉部接觸并且密封。該輸氣軟管的接近鼻罩和/或口罩的一端上設(shè)有排氣口。通氣幫助可以由雙水平通氣機(jī)、按比例幫助通氣機(jī)、和伺服控制通氣機(jī)來提供。各種通氣機(jī)用不同的方法來幫助病人呼吸以達(dá)到不同的目的。這類通氣器件對(duì)病人的情況變化作出合適的響應(yīng)。例如，通氣器件確定什么時(shí)刻觸發(fā)壓力支持以及什么時(shí)刻使輪轉(zhuǎn)(cycle)與吸氣及呼氣支持相關(guān)聯(lián)的不同的壓力水平以使通氣裝置要和病人的呼吸循環(huán)同步工作。所謂“觸發(fā)”是指和預(yù)定用于病人吸氣階段的壓力水平的啟動(dòng)相關(guān)的事件?！拜嗈D(zhuǎn)”是指和切換至預(yù)定用于病人呼氣階段的壓力水平相關(guān)的事件。另外，在通氣不足或過度通氣的情況下，通氣器件可以提供某些方法來增加或減少通氣。在所述兩種情況的無論哪種情況下，最大化機(jī)器性能一般都能夠使呼吸不足的病人感到舒適并達(dá)到良好的治療效果。簡(jiǎn)單的雙水平通氣器件在病人呼吸循環(huán)的吸氣階段(IPAP)中提供一個(gè)較高的壓力，而在病人呼吸循環(huán)的呼氣階段(EPAP)中提供一個(gè)較低的壓力。習(xí)慣上，二者之間的切換是通過對(duì)呼吸流量或壓力進(jìn)行監(jiān)測(cè)并定義一個(gè)預(yù)定的門限值來確定的。當(dāng)測(cè)定值超過門限值時(shí)，該裝置將觸發(fā)IPAP壓力，當(dāng)測(cè)定值低于門限值時(shí)，該裝置將輪轉(zhuǎn)至EPAP壓力。其它的備選的切換方法包括諸如記錄病人的呼吸速率并監(jiān)測(cè)從吸氣或呼氣階段的開始時(shí)刻算起的時(shí)間消逝，當(dāng)該消逝時(shí)間達(dá)到呼吸循環(huán)的先前部分的期望時(shí)間后，該機(jī)器便轉(zhuǎn)變到呼吸循環(huán)的下一部分，吸氣或呼氣。ResMed有限公司已經(jīng)開發(fā)出一種不同的伺服通氣器件，該裝置在計(jì)算瞬時(shí)相位的基礎(chǔ)上，通過遞送平滑的循環(huán)壓力變化來實(shí)現(xiàn)同步。這種裝置的實(shí)施例發(fā)布在共有的美國專利申請(qǐng)No. 09/661,998以及美國專利No. 6，532,957以及No. 6，532,959中，這里并入這些專利的公開內(nèi)容以作參考。概括地說，這種裝置根據(jù)施加于一壓力波形模板η (Φ)的患者氣管阻力R的一分?jǐn)?shù)(該分?jǐn)?shù)位于O至小于I的范圍內(nèi))、呼吸氣體流量f (t)、振幅A、及患者瞬時(shí)呼吸相位φ提供一種瞬時(shí)的面罩供氣壓力P (t)，如下式所示P (t) = P0+Rf (t) +A 31 (Φ)上式用于所有的f (t)，亦即用于吸氣階段及呼氣階段。A = G / (V (t) -Vtgt) dt _7]式中，(Afflin < A < Afflax)；P。是初始?jí)毫υ谶@種通氣裝置中，V(t)可以是例如呼吸氣體流量f(t)的絕對(duì)值的一半。通氣的目標(biāo)值V gg可以是氣體流量測(cè)定值的某個(gè)分?jǐn)?shù)，例如平均每分鐘流量的95%，或是一個(gè)預(yù)先設(shè)定的每分鐘流量值。G是整個(gè)伺服控制器的增益，其合適的值在O. I到O. 3 (厘米水柱/(升/分鐘)通氣誤差/秒)之間。Amin和Amax是為了使患者舒適并安全而設(shè)定的對(duì)支持A的程度的限制值，其合適的值通常分別為O. O和20. O厘米水柱。在病人呼吸相位的檢測(cè)中，該裝置使用一個(gè)呼吸氣流信號(hào)及其導(dǎo)數(shù)來作為一套和呼吸的特定相位有關(guān)的模糊邏輯規(guī)則的輸入數(shù)據(jù)，并根據(jù)該邏輯規(guī)則所求得的結(jié)果推導(dǎo)出一個(gè)單一而連續(xù)的相位變量，該相位變量用作為改變遞送的壓力以使生成一實(shí)際瞬時(shí)呼吸相位。將該相位值代入到模板壓力波形中，然后按比例的能夠使患者感到舒適的呼吸循環(huán)。 同時(shí)，根據(jù)目標(biāo)通氣量V gg算得的振幅A值能夠保證實(shí)施一個(gè)符合要求水平的通氣。關(guān)于同步問題，盡管確定連續(xù)的瞬時(shí)相位在檢測(cè)患者的呼吸循環(huán)方面是有好處的，但可能更好的是用另一種方法來確定向患者供氣的壓力，該方法不是簡(jiǎn)單地使用函數(shù) η (Φ)來確定上式中A所乘以的數(shù)目。還可能有好處的是利用另一個(gè)備選的方法來觸發(fā)吸氣壓力的開始。關(guān)于響應(yīng)于改變患者呼吸及需要的壓力的控制，上式中壓力支持的變化速率只是簡(jiǎn)單地和目標(biāo)通氣量與實(shí)際通氣量之間的差值成正比。而可能更好的做法是裝置最好能夠?qū)τ诙咧g的微小誤差作出溫和的響應(yīng)而對(duì)于特別明顯的通氣不足則作出更快速的響應(yīng)，因?yàn)楹笳邩O其可能導(dǎo)致明顯的缺氧。相反，當(dāng)所測(cè)量到的通氣量高出目標(biāo)值好多時(shí)，系統(tǒng)可以不一定或不要求作出快速的反應(yīng)來降低通氣支持水平，特別是在考慮存在空氣泄漏而導(dǎo)致流量突然改變的非侵襲性的通氣系統(tǒng)中，所測(cè)量到的通氣量差不多總是大于實(shí)際通氣量直至泄漏評(píng)估系統(tǒng)對(duì)這種因泄漏而導(dǎo)致的流量變化作出實(shí)質(zhì)性的補(bǔ)償。所述的目標(biāo)總通氣量(習(xí)慣上稱為“分鐘通氣量”)是指裝置的總通氣量的通氣裝置的一個(gè)問題在于不能用來提供病人的實(shí)際需要將被滿足的準(zhǔn)確程度。這種參數(shù)并沒有考慮到這樣的事實(shí)，亦即病人具有解剖學(xué)和生理學(xué)的死腔(dead space)，而且該死腔的大小因人而異。實(shí)際上，以一個(gè)特定的總通氣量對(duì)病人進(jìn)行通氣支持，在高呼吸頻率及低潮汐容積狀態(tài)下病人的肺泡通氣量要低于低呼吸頻率高潮汐容積狀態(tài)下的肺泡通氣量。因此，在高呼吸頻率情況下，一個(gè)對(duì)分鐘通氣量進(jìn)行伺服控制的裝置就有可能不能合適地滿足病人的肺泡通氣量要求。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的一個(gè)目的是提供一種通氣裝置，該裝置隨著病人的呼吸循環(huán)同步地工作以在吸氣階段提供較高水平的壓力支持而在呼氣階段提供較低水平的壓力支持。本發(fā)明的另一個(gè)目的是提供這樣的一個(gè)同步工作的通氣裝置，其被流量觸發(fā) (flow triggered)并且是根據(jù)相位來輪轉(zhuǎn)的。本發(fā)明的又一個(gè)目的是提供這樣的一種通氣裝置，該裝置能夠維持至少一個(gè)目標(biāo)通氣量并且以相對(duì)通氣誤差非線性的、而且不對(duì)稱于零誤差值的方式來響應(yīng)所發(fā)生的通氣
量誤差。本發(fā)明的又一個(gè)目的是提供這樣的一種通氣裝置，該裝置利用兩種不同響應(yīng)速度的通氣測(cè)量值，從而使得增益是通氣量誤差的函數(shù)并且使得壓力支持能夠平滑地變化，而當(dāng)出現(xiàn)明顯的通氣不足時(shí)仍能夠作出快速響應(yīng)。本發(fā)明的又一個(gè)目的是提供這樣的一種通氣裝置，該裝置對(duì)肺泡通氣進(jìn)行伺服控制。本領(lǐng)域的技術(shù)人員在閱讀了下面的內(nèi)容后將能夠了解本發(fā)明的其它目的。本發(fā)明的一個(gè)方面包括通氣裝置和病人呼吸循環(huán)的工作同步性。根據(jù)本發(fā)明，通氣裝置要對(duì)氣體流量進(jìn)行測(cè)量，并通過模糊邏輯方法根據(jù)該流量測(cè)量值確定病人的瞬時(shí)呼吸相位變量。然后，當(dāng)所測(cè)量的流量超過一個(gè)門限值時(shí)該通氣裝置便觸發(fā)一個(gè)吸氣壓力以提供病人吸氣階段所需求的通氣支持。隨后，當(dāng)所述瞬時(shí)呼吸相位通過某個(gè)門限值，例如 50 %時(shí)，通氣裝置便轉(zhuǎn)而提供一個(gè)呼氣壓力。本發(fā)明的另一個(gè)方面涉及一種為了保持目標(biāo)通氣量而設(shè)有伺服控制供氣器件的通氣支持裝置。該通氣支持裝置的供氣是根據(jù)目標(biāo)值與實(shí)際測(cè)量值之間的差值以及一個(gè)增益值來調(diào)整的，該增益值隨著實(shí)際值和目標(biāo)值之間的差距而變。備選的是，該增益可以是相對(duì)通氣量誤差的一個(gè)函數(shù)(相對(duì)通氣量誤差的定義為通氣量誤差除以目標(biāo)通氣量)。這樣的一個(gè)變化的增益使得該裝置能夠?qū)Σ∪送獾木徛兓峁┮粋€(gè)較弱的通氣支持而對(duì)于一個(gè)較劇烈的變化會(huì)作出更強(qiáng)有力的響應(yīng)。在一個(gè)簡(jiǎn)單形式中，所述函數(shù)是一個(gè)階躍函CN 102580199 A
數(shù)，當(dāng)與目標(biāo)值的差距小于一個(gè)門限值時(shí)增益值較小反之則增益值較大。增益值可以在目標(biāo)通氣量上下對(duì)稱地變化或是不對(duì)稱地變化。在一個(gè)不對(duì)稱變化的實(shí)施例中，在病人的通氣量高于或低于期望的通氣量或目標(biāo)通氣量的情況下增益值可以有不同的變化。這種漸變的或有節(jié)制地變化的增益調(diào)節(jié)使得該裝置能夠在通氣支持過程中當(dāng)通氣量的測(cè)定值遠(yuǎn)離目標(biāo)值時(shí)(亦即大的目標(biāo)誤差)作出相對(duì)較大的增加(亦即更強(qiáng)烈的反應(yīng))，而當(dāng)通氣量的測(cè)定值離目標(biāo)值較近時(shí)(亦即小的目標(biāo)誤差)則作出較小的調(diào)整。這還使得該裝置能夠?qū)τ谕獠蛔慵斑^度通氣兩種情況分別對(duì)增益作出更強(qiáng)烈及更溫和的改變。本發(fā)明的另一個(gè)方面涉及一種通氣裝置。該通氣裝置通過控制病人的肺泡通氣量的測(cè)量使得通氣過程的控制精度達(dá)到更高。由于病人的氣道中包含了死腔，因此病人吸入的空氣中僅有一部分參與了氣體交換。根據(jù)本發(fā)明，通過從總通氣量中扣除病人的解剖學(xué)和/或生理死腔的影響來校正總通氣量作為目標(biāo)肺泡通氣量的估算值。該肺泡通氣量被使用作為目標(biāo)值并與在遞送通氣支持過程中用類似方法計(jì)算的實(shí)際通氣量進(jìn)行比較。這兩項(xiàng)的目標(biāo)誤差被采用來對(duì)通氣裝置提供的壓力支持進(jìn)行調(diào)整。根據(jù)本發(fā)明，誤差信號(hào)被計(jì)算是一個(gè)時(shí)間周期中的呼吸氣流量的一個(gè)函數(shù)值和目標(biāo)值之差值。而通氣裝置通過一個(gè)伺服回路來向病人輸送一定壓力的呼吸空氣，該壓力是下列三個(gè)因子的函數(shù)誤差信號(hào)、當(dāng)前呼吸循環(huán)的相位、以及回路增益。該回路增益值取決于誤差信號(hào)的幅值而不同，而且隨著誤差信號(hào)幅值的加大而增加，并且當(dāng)誤差信號(hào)低于通氣量目標(biāo)值時(shí)該回路增益大于誤差信號(hào)高于通氣量目標(biāo)值時(shí)的回路增益。所述目標(biāo)值是考慮了病人生理死腔后的肺泡通氣量。


圖I所示為用來實(shí)施本發(fā)明方法的優(yōu)選的通氣裝置的構(gòu)造；圖2所示為描述同步工作及壓力設(shè)定的大致步驟的流程圖；圖3所示為描述實(shí)現(xiàn)流量觸發(fā)及相位輪轉(zhuǎn)的機(jī)器同步的步驟的流程圖；圖4所示為所測(cè)定的通氣量V(t)和回路增益G之間的關(guān)系圖，說明用來調(diào)整伺服通氣裝置增益的對(duì)稱函數(shù)是所測(cè)定的通氣量偏離目標(biāo)通氣量的距離的函數(shù)；圖4A所示為相對(duì)通氣量誤差和增益之間的關(guān)系圖，說明用來調(diào)整伺服通氣裝置增益的不對(duì)稱函數(shù)是所測(cè)定的通氣量偏離目標(biāo)通氣量的距離的函數(shù)；圖5所示為描述根據(jù)目標(biāo)肺泡通氣量來遞送壓力的步驟的流程圖；圖6所示為用于根據(jù)潮氣量來確定死腔容積的函數(shù)圖。
具體實(shí)施例方式在圖I中，通氣裝置依靠于一個(gè)用來控制鼓風(fēng)機(jī)2工作的伺服控制回路。該裝置包括一個(gè)流量傳感器4f、壓力傳感器4p、一個(gè)面罩6、以及一個(gè)連接在面罩6和鼓風(fēng)機(jī)2之間的輸送空氣用的導(dǎo)管8。排放的氣體從排氣口 13排出。可以用一個(gè)呼吸速度描記器及壓差傳感器來測(cè)量通過面罩的氣體流量以得出流量信號(hào)F(t)。備選的是，可以用一束和來自鼓風(fēng)機(jī)的氣流平行對(duì)準(zhǔn)的小管來替代呼吸速度描記器并通過跨接在該小管束兩端的壓差傳感器來測(cè)量壓差。優(yōu)選的是，可以在一壓力計(jì)接口上用一個(gè)壓力傳感器來測(cè)量面罩壓力以導(dǎo)出一壓力信號(hào)P· (t)。由于本專業(yè)的技術(shù)人員都知道如何測(cè)量流量及壓力，因此圖I中僅以符號(hào)示出壓力傳感器4p及流量傳感器4f。流量信號(hào)F(t)及壓力信號(hào)PB￥ (t)送到一個(gè)控制器或微處理器15以推導(dǎo)出壓力請(qǐng)求信號(hào)Pif* (t)。該控制器或處理器15包括集成芯片、存儲(chǔ)器和/或其它的指令或數(shù)據(jù)儲(chǔ)存介質(zhì)以實(shí)施下面將詳細(xì)描述的控制方法。編程指令及控制方法都或是編碼在裝置的存儲(chǔ)器內(nèi)的集成芯片中或是作為軟件裝載到存儲(chǔ)器中。A.壓力遞送同步一觸發(fā)和輪轉(zhuǎn)本發(fā)明的一個(gè)方面包括通氣裝置和病人的同步性。一種優(yōu)選的通氣裝置通過一種獨(dú)特的由兩種不同的呼吸循環(huán)檢測(cè)技術(shù)相組合的方式來實(shí)施這種同步，這兩種檢測(cè)技術(shù)的組合總體使得裝置具有非同一般的同步性。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，如本說明書所述的通過結(jié)合應(yīng)用基于流量的觸發(fā)以及基于相位的輪轉(zhuǎn)所控制的通氣裝置具有改善的機(jī)器同步性的疊加效果。概括地說，通氣裝置在檢測(cè)到病人的吸氣過程時(shí)便輸出較高壓力的氣體而當(dāng)檢測(cè)到病人的呼氣過程時(shí)便輸出較低壓力的氣體。一種簡(jiǎn)單的形式是控制器使遞送的壓力按下式輪轉(zhuǎn)P (t) = P0+A 如果吸氣為真P(t) = O如果吸氣非真(亦即呼氣)式中A = -G/ (V (t) -V 目標(biāo))dtO ( Afflin彡A彡Afflax (根據(jù)安全性和舒適性來選擇)P。為初始?jí)毫?，以及G為增益。上面的壓力式子通常導(dǎo)致在病人的呼吸循環(huán)的吸氣階段及呼氣階段分別輸出高、 低兩種水平的壓力。本專業(yè)的技術(shù)人員都知道，壓力可沿著一個(gè)斜坡變化以提供沿著一個(gè)斜坡從較高壓力到較低壓力或是從較低壓力到較高壓力的更舒適的過渡，這樣的壓力變化將能夠模擬更加自然的呼吸氣流的循環(huán)。圖2所示為觸發(fā)到一個(gè)較高壓力以及輪轉(zhuǎn)到一個(gè)較低壓力的方法步驟的流程圖。 在步驟20中，機(jī)器的當(dāng)前狀態(tài)被啟動(dòng)并進(jìn)入和吸氣階段相應(yīng)的狀態(tài)，步驟22為測(cè)量瞬時(shí)流量，步驟24為計(jì)算病人的瞬時(shí)相位，步驟26為根據(jù)空氣流量及瞬時(shí)相位的估值結(jié)果設(shè)定鼓風(fēng)機(jī)的狀態(tài)以確定病人的呼吸狀態(tài)(對(duì)應(yīng)于吸氣狀態(tài)還是非吸氣狀態(tài))，步驟28為根據(jù)所檢測(cè)的呼吸狀態(tài)來調(diào)整壓力。除了啟動(dòng)步驟20以外，所有其它步驟都以相對(duì)于正常呼吸循環(huán)來說是非常高的頻率重復(fù)地進(jìn)行。關(guān)于步驟24及26，本專業(yè)的技術(shù)人員都認(rèn)識(shí)到一個(gè)合適的門限值及適用于檢測(cè)吸氣階段的開始時(shí)刻的瞬時(shí)流量測(cè)量值，并且會(huì)適當(dāng)調(diào)整這些值以減少空氣泄漏的影響。關(guān)于瞬時(shí)相位的計(jì)算，本發(fā)明引入了如美國專利申請(qǐng)No. 09/661，998或美國專利 No. 6，532，957所述的一種連續(xù)相位變量。所述瞬時(shí)相位變量在一模糊邏輯過程中進(jìn)行計(jì)
笪
ο更具體地說，該通氣裝置利用呼吸氣體流量并且最好是呼吸氣體流量的變化速率位。呼吸氣體流量信號(hào)在每一個(gè)模糊集合中的隸屬度可以是零、正值、大的正值、負(fù)值、以及大的負(fù)值，該隸屬度可通過合適的隸屬函數(shù)來計(jì)算。同樣，呼吸氣體流量的導(dǎo)數(shù)在每一個(gè)模糊集合中的隸屬度可以是穩(wěn)定、增加、快速增加、減少、快速減少，該隸屬度可通過合適的隸屬函數(shù)來計(jì)算。這兩個(gè)參數(shù)在這些集合中的隸屬度可以在一組模糊邏輯推斷規(guī)則中被使用。每一模糊推斷規(guī)則和一個(gè)具體的呼吸相位相關(guān)。雖然也可能有許多別的變型，在一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中，和呼吸氣體流量有關(guān)的推斷規(guī)則如下(I)如果氣體流量為零并且快速增加，則相位為O轉(zhuǎn)(revolution)；(2)如果氣體流量為大的正值并且穩(wěn)定，則相位為O. 25轉(zhuǎn)；(3)如果氣體流量為零并且快速下降，則相位為O. 5轉(zhuǎn)；(4)如果氣體流量為大的負(fù)值并且穩(wěn)定，則相位為O. 75轉(zhuǎn)；(5)如果氣體流量為零并且穩(wěn)定而且經(jīng)過為5秒的低通濾波后的呼吸氣體流量的絕對(duì)值是一個(gè)大值，則相位為O. 9轉(zhuǎn)；(6)如果氣體流量為正值并且相位處于呼氣階段，則相位為O. I轉(zhuǎn)；(7)如果氣體流量為負(fù)值并且相位處于吸氣階段，則相位為O. 6轉(zhuǎn)；(8)如果經(jīng)過5秒的低通濾波后的呼吸氣體流量的絕對(duì)值是一個(gè)小值，則相位在呼吸循環(huán)中正以固定的速率增加，該固定速率等于病人的期望的呼吸速率；(9)如果經(jīng)過5秒的低通濾波后的呼吸氣體流量的絕對(duì)值是一個(gè)大值，則相位在呼吸循環(huán)中正以穩(wěn)定的速率增加，該穩(wěn)定速率等于現(xiàn)有的經(jīng)過時(shí)間常數(shù)為20秒的低通濾波后的相位變化速率。美國專利申請(qǐng)No. 08/935, 758或美國專利No. 6，532，957描述了推導(dǎo)并使用這些模糊推斷規(guī)則的一般方法。概括地說，該方法在氣流-相位圖上標(biāo)識(shí)出諸如吸氣階段起始點(diǎn)等各種特征，并推導(dǎo)出對(duì)應(yīng)于各個(gè)相位的模糊規(guī)則。例如，對(duì)于“吸氣階段起始點(diǎn)”其合適的模糊規(guī)則可以是“工作信號(hào)小，并且工作信號(hào)對(duì)時(shí)間的二階導(dǎo)數(shù)是大的正值”。隸屬函數(shù)將使得該規(guī)則在吸氣階段起始點(diǎn)上或該點(diǎn)附近得到最大程度的激活(activated)。優(yōu)選的是，在最大激活時(shí)刻的準(zhǔn)確相位由經(jīng)驗(yàn)來確定。在本例中，最大激活在吸氣階段實(shí)際起始點(diǎn)稍后一點(diǎn)的相位上，比如O. 05轉(zhuǎn)處，這也是符合該規(guī)則的最佳相位。所標(biāo)識(shí)的并且指定一模糊規(guī)則及一相位的特征數(shù)越多，瞬時(shí)相位的結(jié)果確定也越平順。還可以提供一些附加的規(guī)則來使相位在呼吸暫?；蛐孤┑那闆r下以期望的呼吸速率連續(xù)轉(zhuǎn)動(dòng)。實(shí)例規(guī)則中的8、 9便是相應(yīng)于這個(gè)目的而設(shè)立的。模糊推斷規(guī)則組合集中的每一條規(guī)則都將用標(biāo)準(zhǔn)的模糊推斷方法被估算以確定其激活度G(n)。例如,對(duì)于規(guī)則2使用假定規(guī)則的單位權(quán)重(unit weighting)的這樣一方法，如果隸屬函數(shù)“氣體流量是大的正值”為真的程度的估算值是O. 6而隸屬函數(shù)“氣體流量信號(hào)是穩(wěn)定的”為真的程度的估算值是O. 4，并且應(yīng)用了模糊邏輯“與”算子，那么G (2) 的激活度為O. 4。另外，每一個(gè)模糊推斷規(guī)則和一個(gè)具有特定相位Φ (η)的特定規(guī)則相關(guān)。例如，如上所示，規(guī)則2和Φ(2) =0.25轉(zhuǎn)相關(guān)。然后，在去模糊化步驟中，使用每一個(gè)Φ (η)的激活度G(n)，用下式計(jì)算出代表瞬時(shí)呼吸相位Φ的單個(gè)值Φ = arctan ( Σ [G(η) β ηΦ (η) ], Σ [G(n) cosC> (η)])。式中的arctan函數(shù)是一個(gè)4象限函數(shù)，在其中兩個(gè)自變量都為O的不可能事件中該式給出一個(gè)為O的相位值。在一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中，瞬時(shí)呼吸相位φ為一個(gè)O轉(zhuǎn)到I轉(zhuǎn)之間的連續(xù)變量，該變量在單個(gè)呼吸循環(huán)(從吸氣開始(O)到呼氣結(jié)束(I))中成正比地代表其中的一個(gè)位置。當(dāng)然，本專業(yè)的技術(shù)人員都知道，瞬時(shí)呼吸相位也可以用其它的不同數(shù)字范圍來表示。如上所述，通氣裝置所遞送的壓力是被流量觸發(fā)的并被相位輪轉(zhuǎn)的。鼓風(fēng)機(jī)工作狀態(tài)的改變是在步驟26中完成的。其中一種實(shí)施本發(fā)明的算法如下如果(吸氣為真)及d(瞬時(shí)相位大于瞬時(shí)相位門限值)，則設(shè)定吸氣為假(亦即檢測(cè)到呼氣)；否則，如果(吸氣為假)及(瞬時(shí)氣體流量大于瞬時(shí)氣體流量的門限值)則設(shè)定吸氣為真(亦即檢測(cè)到吸氣)。圖3所示為表示該算法的各個(gè)步驟的流程圖。在步驟30中通氣裝置對(duì)當(dāng)前呼吸狀態(tài)進(jìn)行檢查。如果當(dāng)前狀態(tài)為吸氣，步驟32便將瞬時(shí)相位和相位門限值作比較。在一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中該門限值為O. 5轉(zhuǎn)，但當(dāng)已與一個(gè)完整的呼吸循環(huán)相關(guān)聯(lián)時(shí)，根據(jù)瞬時(shí)相位的數(shù)字范圍時(shí)不同的。吸氣和呼氣之間的轉(zhuǎn)換點(diǎn)的該范圍中的一中間數(shù)將是適當(dāng)?shù)?。在步驟 32中，如果瞬時(shí)相位大于門限值，執(zhí)行步驟34，否則，鼓風(fēng)機(jī)的狀態(tài)便不變。在步驟34中， 鼓風(fēng)機(jī)的狀態(tài)將設(shè)置至呼氣階段。如果步驟30中的狀態(tài)不是吸氣，步驟36便將瞬時(shí)測(cè)量的流量值和一個(gè)氣體流量門限值進(jìn)行比較。如果該流量大于門限值，在步驟38將改變鼓風(fēng)機(jī)的工作狀態(tài)，否則，鼓風(fēng)機(jī)的狀態(tài)將不變。在步驟38中，鼓風(fēng)機(jī)的狀態(tài)將轉(zhuǎn)變至吸氣階段。當(dāng)裝置以這樣的程序運(yùn)轉(zhuǎn)時(shí)，一旦瞬時(shí)流量測(cè)量值超過流量的門限值，那么盡管鼓風(fēng)機(jī)當(dāng)時(shí)遞送的是一呼氣水平的壓力，但由于裝置已有效地檢測(cè)到吸氣的啟動(dòng)，因此鼓風(fēng)機(jī)將觸發(fā)吸氣壓力。另外，當(dāng)計(jì)算得到的瞬時(shí)相位超過相位門限值時(shí)，盡管鼓風(fēng)機(jī)當(dāng)時(shí)遞送的是吸氣水平的壓力，但由于裝置已有效地檢測(cè)到呼氣的啟動(dòng)或是檢測(cè)到需要輪轉(zhuǎn)到呼氣的開始，因此鼓風(fēng)機(jī)將輪轉(zhuǎn)到呼氣壓力。B.控制器增益隨著通氣量誤差而改變由于病人的病情和呼吸力量是變化的，為了保證向病人提供合適的通氣支持，吸氣階段里裝置遞送的壓力P (t)設(shè)定為目標(biāo)通氣量V 及實(shí)際通氣量的函數(shù)，該壓力 P(t)通過調(diào)節(jié)其振幅A來實(shí)施。根據(jù)通氣量的反饋測(cè)量值V，裝置通過伺服控制使所提供的通氣支持滿足目標(biāo)通氣量V 所遞送的壓力支持的振幅A通過下式計(jì)算A = / G (E ⑴)· E (t) dt式中E為通氣量誤差的測(cè)量值，例如絕對(duì)通氣量誤差E⑴=V目標(biāo)-V實(shí)際⑴，或者是由下式定義的相對(duì)通氣量誤差E(t) = (V 目標(biāo)-丫實(shí)際(t))/V 目標(biāo)。對(duì)于某些函數(shù)H無關(guān)緊要的情況是，G(E(t)) -E(t) =H(E(t))。然而上式通?？傇敢庖訥而不是用H來表達(dá)，以表示整個(gè)伺服控制器中dA/dt大致隨著E的增大而增大，只是這種增大通過因子G (E)而被修改。通常，當(dāng)E是一個(gè)絕對(duì)通氣量誤差時(shí)，整個(gè)伺服控制器的合適的增益值G為O. I到 O. 3厘米水柱/(升/分鐘)通氣誤差/秒。然而，在圍繞目標(biāo)值的通氣量水平的伺服控制中通常不要求也沒有必要要求通氣量快速而且完全地滿足目標(biāo)值。例如，在病人出現(xiàn)短暫的中度通氣不足(亦即低于V@is)情況下，可以不必作出完全并且立即進(jìn)行補(bǔ)償這種通氣不足的響應(yīng)。一個(gè)更快速的或是侵襲性的壓力調(diào)整往往會(huì)弄醒睡眠中的病人或是不適當(dāng)?shù)貨_擊裝置和病人的同步性。這樣的變化還可以使得病人感到不太舒適。因此，在本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中，該增益值G隨著通氣量的測(cè)量值偏離目標(biāo)值的數(shù)量而變化。這樣， 當(dāng)因?yàn)閷?shí)際通氣量和目標(biāo)通氣量之間出現(xiàn)一個(gè)小的偏差而檢測(cè)到需要改變遞送通氣量時(shí)系統(tǒng)會(huì)對(duì)改誤差作出緩慢的響應(yīng)，而當(dāng)實(shí)際通氣量和目標(biāo)通氣量之間出現(xiàn)一個(gè)較大的偏差時(shí)系統(tǒng)會(huì)對(duì)該誤差作出更快速的響應(yīng)。換句話說，只要病人的通氣能力不要差得太遠(yuǎn)，這樣的增益調(diào)整使得病人的通氣量能夠在目標(biāo)通氣量的上下改變而不會(huì)有劇烈的響應(yīng)，但是， 如果實(shí)際通氣量偏離目標(biāo)值更為明顯，系統(tǒng)可以作出更具侵襲性的響應(yīng)。與此類似，根據(jù)病人的通氣量高于和低于目標(biāo)值的不同情況，增益值可以明顯不同，這樣的有明顯區(qū)別的增益使得裝置在病人處于過度通氣的情況下可以逐步地撤除通氣支持。對(duì)于剛剛增加不久的實(shí)際通氣量，通常不期望系統(tǒng)作出快速撤除通氣支持的反應(yīng)，因?yàn)檫@樣可能會(huì)使病人的通氣量擺動(dòng)回到通氣不足狀態(tài)，而在表觀上卻因?yàn)闅怏w泄漏快速改變而泄漏補(bǔ)償系統(tǒng)還未對(duì)該改變作出實(shí)質(zhì)性補(bǔ)償，通氣量可能表現(xiàn)為高于目標(biāo)值?？梢杂貌煌姆椒▉硎乖鲆姘凑胀饬繙y(cè)量值偏離通氣量目標(biāo)值的距離的函數(shù)關(guān)系而變化。在一個(gè)實(shí)施例中,這種函數(shù)是如圖4所示的對(duì)稱性的階躍函數(shù)40，其中增益G 是門限值(T)42的函數(shù)。當(dāng)該距離大于該門限值時(shí)系統(tǒng)實(shí)施一個(gè)較高的每誤差增益值，而當(dāng)該距離低于該門限值時(shí)系統(tǒng)實(shí)施一個(gè)較低的每誤差的增益值。舉例來說，下述的算法可以實(shí)現(xiàn)該實(shí)施例如果d < I'則G =較低的每誤差增益值否則G =較高的每誤差增益值其中，d——通氣量的測(cè)量值偏離目標(biāo)值的距離I V娜-V目標(biāo)T—門限值距離。舉例來說，O. 3厘米水柱每(升/分鐘)每誤差的典型增益伺服被用作為較高的每誤差增益值，而對(duì)較低的每誤差增益值(例如，O. 2厘米水柱)較低的每誤差增益值的某些分?jǐn)?shù)將是適合的。在一個(gè)實(shí)施例中所述的門限值為每分鐘誤差I(lǐng). O升，這里通氣量的測(cè)量值及目標(biāo)通氣量是分鐘容積。圖4中的函數(shù)44是另一個(gè)例子，其中增益是通氣量的測(cè)量值偏離通氣量目標(biāo)值的距離的函數(shù)。該函數(shù)44同樣對(duì)稱于目標(biāo)值，但是增益值不呈現(xiàn)尖銳的變化。另外，增益值的調(diào)整也可以和前面的實(shí)施例中的對(duì)稱性響應(yīng)的形式不同而以非對(duì)稱的形式來實(shí)施，這樣， 根據(jù)病人的通氣量的測(cè)量值是高于還是低于通氣量目標(biāo)值的兩種不同情況，系統(tǒng)會(huì)作出不同的增益響應(yīng)。這些原理如圖4A中的優(yōu)選函數(shù)所示。本專業(yè)的技術(shù)人員都知道如何用一個(gè)通氣裝置去實(shí)施如圖4A所示的相對(duì)通氣誤差的函數(shù)。如圖4A所示，當(dāng)通氣量的測(cè)量值朝離開目標(biāo)值的方向運(yùn)動(dòng)時(shí)，增益值可以逐步變化以增加通氣裝置的通氣響應(yīng)。然而，對(duì)于通氣量大于或小于目標(biāo)值的不同情況，增益的取值是不同的。呼吸氣體的流量高于目標(biāo)值情況下的增益值應(yīng)當(dāng)小于相應(yīng)的低于目標(biāo)值的呼吸氣體流量情況下的增益值。因此，對(duì)于一個(gè)相對(duì)通氣量誤差超過O. 5的過度通氣的病人來說，增益將不超過某個(gè)中間增益值，例如O. I厘米水柱/ (升/分鐘)/秒，這是因?yàn)檫@種情況下更具侵襲性的響應(yīng)并不是急需的。與此類似，由于系統(tǒng)的泄漏也會(huì)改變病人通氣量的測(cè)量值而呈現(xiàn)出似乎病人處于過度通氣狀態(tài)，這種情況下作出侵襲性的響應(yīng)則是不正確的。相反，當(dāng)病人通氣量的測(cè)量值處于明顯的通氣不足狀態(tài)時(shí)(例如，相對(duì)通氣量誤差為-O. 3時(shí))系統(tǒng)便采用一個(gè)較大的增益值，例如O. 3厘米水柱/ (升/分鐘)/秒，因?yàn)檫@種情況下更具侵襲性的響應(yīng)是優(yōu)選的決策。在一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中，通氣量測(cè)量值是分鐘容積或分鐘通氣量，因此增益是按照相對(duì)分鐘通氣量誤差的函數(shù)來調(diào)整的。在所采用的增益是隨著誤差而變的裝置中，所使用的通氣量測(cè)量值最好在一次呼吸中沒有明顯的變化。使用上式給出的通氣量測(cè)量值(亦即呼吸氣體流量的絕對(duì)值的一半)，呼吸中的壓力支持的變化值是增益和對(duì)于一通氣量范圍的瞬時(shí)誤差的乘積的積分，其中通氣量的范圍從吸氣階段和呼氣階段交界處的通氣量(亦即O值)到峰值吸氣及呼氣流量時(shí)高于目標(biāo)通氣量的通氣量值，當(dāng)通氣量處于目標(biāo)值時(shí)，認(rèn)為是一典型的呼吸。如果增益值是一個(gè)常數(shù)，以這樣的方法求得的壓力支持變化值是令人滿意的，因?yàn)樯鲜街械脑鲆骓?xiàng)可以在該積分外部取值。但是如果增益隨誤差而變化，對(duì)于典型的呼吸循環(huán)來說，一次呼吸中通氣量測(cè)量值的變化如此之大，這將使所要求的增益無法用來遞送這樣的典型的呼吸的通氣量，替之用于寬范圍的通氣量的增益值將被全面研究，且特別是在每次呼吸中呼吸氣體流量跨越O值而使得通氣量誤差達(dá)到最大值時(shí)。為此，必須對(duì)呼吸氣體流量的絕對(duì)值的半值進(jìn)行低通濾波以能夠在確定增益之前計(jì)算出通氣量及通氣量誤差。該低通濾波方法的一個(gè)缺點(diǎn)是對(duì)通氣量變化的響應(yīng)滯后。一種對(duì)于大部分時(shí)間使用經(jīng)過良好的濾波的通氣量測(cè)量值但能對(duì)嚴(yán)重通氣不足作出快速響應(yīng)的方法是使用兩種具有不同響應(yīng)速度的通氣量測(cè)量值。更快速響應(yīng)通氣量測(cè)量值(稱為“快速通氣量”)在一呼吸過程中帶有某種程度的波動(dòng)，而且除非該快速通氣量低于目標(biāo)值下的某個(gè)中度通氣不足點(diǎn)否則對(duì)通氣支持不起作用。如果快速通氣量值從該中度通氣不足點(diǎn)進(jìn)一步降低，更加緩慢響應(yīng)測(cè)量值(“慢速通氣量”)的重要性便逐漸降低而該快速通氣量在通氣支持的計(jì)算中則逐漸變得更重要起來直至達(dá)到一個(gè)點(diǎn)，低于該點(diǎn)則僅快速通氣量是壓力支持的確定因素。具體地說,在一個(gè)實(shí)施例中，使用了快速的及慢速的兩種相對(duì)通氣量誤差Ef及Es, 壓力支持振幅A的變化速率按下式計(jì)算dA/dt = GsEs,當(dāng) Ef < O. 3dA/dt = GfEf,當(dāng) Ef > O. 5dA/dt = a GsEs+(I-a ) GfEf 當(dāng) O. 3 彡 Ef 彡 O. 5式中α = (O. 5-Ef)/0. 2合適的增益值為Gf = O. 7及Gs = O. 5 (厘米水柱/秒)。(所述壓力支持振幅A 可以通過對(duì)dA/dt積分而確定)C.肺泡通氣量目標(biāo)倌本發(fā)明的另一個(gè)方面包括對(duì)通氣裝置進(jìn)行控制以保持更準(zhǔn)確地對(duì)應(yīng)于病人呼吸系統(tǒng)的實(shí)際換氣量的通氣量目標(biāo)值。該方面包括對(duì)肺泡通氣量的測(cè)量值的伺服控制。盡管前面討論的通氣裝置可以將一種簡(jiǎn)單的分鐘容積用為通氣量目標(biāo)值，在本發(fā)明該方面中， 較佳的目標(biāo)通氣量值G @#是肺泡通氣量。圖5所示為這種以保持肺泡通氣量為目的的伺服控制壓力的方法的各個(gè)步驟。在輸入步驟50，使用者被提醒輸入幫助進(jìn)行病人肺泡通氣量目標(biāo)值計(jì)算的特定的病人信息。步驟52是計(jì)算肺泡通氣量目標(biāo)值。步驟54為取得肺泡通氣量的測(cè)量值。步驟56為對(duì)肺泡通氣量的測(cè)量值及目標(biāo)值進(jìn)行比較以導(dǎo)出肺泡通氣量目標(biāo)值誤差。步驟58為根據(jù)肺泡通氣量目標(biāo)值誤差對(duì)壓力進(jìn)行調(diào)整。為了使裝置能夠?qū)@樣的通氣量測(cè)量值進(jìn)行控制，需要對(duì)病人的生理死腔Vd (亦即肺泡加上解剖學(xué)死腔)進(jìn)行估算。在一個(gè)簡(jiǎn)單的實(shí)施例中，在對(duì)肺泡通氣量進(jìn)行控制之前，如上所述那樣在步驟50中使用者被提醒向裝置輸入一個(gè)估算值。于是，使用者可以輸入根據(jù)事先對(duì)病人的分析而確定的肺泡容積\或死腔容積VD。Vd值可以通過諸如使用Fowler方法或Bohr方法等任何已知的分析死腔的方法來確定。John B. West in Respiratory Physiology-the essentials 5th ed. , Baltimore MD,Williams & Wilkins, 1995中對(duì)用于確定死腔容積的Fowler方法及Bohr方法作了描述。備選的是，在沒有其它信息輸入或計(jì)算的情況下，Vd值可以是一個(gè)固定的容積或是一缺省容積，例如150毫升。備選的是，該裝置可以根據(jù)使用者對(duì)關(guān)于病人的尺寸問題的回答從一個(gè)表格中估算出解剖學(xué)死腔容積。例如，在使用之前該裝置可以提醒使用者輸入病人的身高、年齡、和性別。具有該信息，該裝置可以訪問具有與這樣一使用者的理想體重相關(guān)聯(lián)的信息和表格。 具有該確定的這樣一病人的理想體重，可根據(jù)每I千克理想重量2毫升解剖學(xué)死腔容積的原則估算出病人的解剖學(xué)死腔容積。如本專業(yè)的技術(shù)人員所知，所述表格中可以包括基于年齡、身高和性別的解剖學(xué)死腔容積而不是基于如上所述的那樣解剖學(xué)死腔容積和重量之間的一一近似的重量。病人的理想重量和年齡、身高、和性別之間的關(guān)系在本專業(yè)中是公知的。在一個(gè)實(shí)施例中，裝置可以提醒使用者輸入實(shí)際重量和實(shí)際解剖學(xué)死腔容積或是可以根據(jù)上述程式近似地確定解剖學(xué)死腔容積。所述重量值還可以根據(jù)病人的身體質(zhì)量參數(shù)， 諸如根據(jù)輸入的病人的體重指數(shù)(BMI)或皮膚折疊厚度(skin fold thickness)進(jìn)行調(diào)整。本專業(yè)的技術(shù)人員都會(huì)知道利用一表格或其它程式或通過計(jì)算來根據(jù)病人的尺寸求得解剖學(xué)死腔容積的近似值。在一個(gè)實(shí)施例中，可以取上述的與身體重量相關(guān)的解剖學(xué)死腔容積的估算值為Vd或是肺泡容積和解剖學(xué)死腔容積兩者的估算值。備選的是，可以對(duì)肺泡死腔進(jìn)行獨(dú)立估算然后和解剖學(xué)死腔相組合。于是，該裝置還會(huì)附加地提醒使用者輸入肺泡死腔的估算值VAU)，該估算值將和解剖學(xué)死腔容積Vand組合起來用作為總死腔容積Vd (亦即生理死腔容積，Vd = VALD+VAND)的估算值。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中，死腔容積Vd可以取為病人的期望的潮氣量的一個(gè)函數(shù)或是病人接受治療期間測(cè)量的潮氣量計(jì)算值的函數(shù)，亦即Vd = F(Vt)。在這樣的實(shí)施例中， 該函數(shù)可以是病人靜止時(shí)的潮氣量的一個(gè)固定的比例，該固定比例值對(duì)一個(gè)正常病人可以是從約O. 2到O. 35或是粗糙地取為30%或約1/3，該比例值對(duì)諸如慢性阻塞性肺病(COPD) 等肺部疾病的病人可以取更高的值?；加蟹尾考膊〉哪承┎∪藭?huì)比正常病人具有更大程度的死腔容積。在一個(gè)實(shí)施例中，裝置會(huì)敦促使用者輸入確定病人是否患有肺部疾病或慢性阻塞性肺病(例如，肺氣腫或慢性支氣管炎)。對(duì)于這種病人裝置會(huì)將該固定比例值設(shè)置在規(guī)定范圍的高端上，反之如果使用者的回答是否定的，裝置會(huì)將該比例值設(shè)置在規(guī)定范圍的低端上。備選的是，可以用一個(gè)基于潮氣量的仿射函數(shù)來導(dǎo)出Vd值，而裝置也可以根據(jù)使用者所回答的病人的患病情況設(shè)定該仿射函數(shù)。例如，圖6中的仿射函數(shù)60可以用作為潮氣量的函數(shù)來確定死腔容積。備選的是，可以根據(jù)病人是否患有CCffD或任何這類特殊疾病來選擇不同的函數(shù)。圖6所示的病人潮氣量仿射函數(shù)60具有一個(gè)特定的容積偏移62，該容積偏移和病人的疾病或肺泡死腔容積(Vaui)有關(guān)。在本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施例中，使用一個(gè)電子集成監(jiān)視器來測(cè)量動(dòng)脈二氧化碳分壓PCO2或是面罩內(nèi)呼出的二氧化碳，并根據(jù)測(cè)量結(jié)果來估算VD。在治療過程的學(xué)習(xí)階段中可以根據(jù)Bohr公式利用所測(cè)得的二氧化碳數(shù)據(jù)推導(dǎo)出一個(gè)肺泡通氣量目標(biāo)值，然后用于伺服控制支持以等于該肺泡通氣量目標(biāo)值。如上所述，優(yōu)選的目標(biāo)V@#是肺泡分鐘容積。在圖5中的計(jì)算步驟52中，該裝置可以設(shè)計(jì)或以下式編程來計(jì)算肺泡分鐘容積的目標(biāo)值肺泡分鐘容積V_VaXR式中Va——肺泡容積(VA = Vt-Vd)Vt—病人期望的潮氣量Vd—病人的死腔容積R—病人期望的呼吸率(每分鐘呼吸次數(shù))。備選的是，該目標(biāo)值可以設(shè)定為計(jì)算的的一個(gè)函數(shù)，例如可以設(shè)定為該計(jì)
算的V _ -分鐘的95 。為了在確定步驟中使用該期望值，步驟50中裝置還可以敦促使用者輸入病人的期望的潮氣量Vt及呼吸率期望值R。然而，這樣的病人特定信息可以由裝置在清醒學(xué)習(xí)階段進(jìn)行測(cè)量或是根據(jù)上面已經(jīng)輸入的某些病人信息計(jì)算得到。例如，該呼吸率可以取為清醒學(xué)習(xí)階段的后75%上的中值呼吸率。備選的是，在根據(jù)清醒學(xué)習(xí)階段的諸如呼吸率的測(cè)量值來計(jì)算目標(biāo)值的情況下，肺泡分鐘容積的目標(biāo)值的計(jì)算中可以考慮與睡眠相關(guān)的呼吸差異進(jìn)行適當(dāng)調(diào)整。共有的美國專利No. 6，644，312對(duì)此作了描述，在此并入該美國專利以作參考。在學(xué)習(xí)階段的部分期間的平均肺泡通氣量可被計(jì)算如下。每次呼吸都有一個(gè)潮氣量Vt，如果在時(shí)間T內(nèi)呼吸次數(shù)為N并且肺泡潮氣量是潮氣量Vt的函數(shù)a (VT)，那么平均肺泡通氣量由下式給出
權(quán)利要求
1.一種用于對(duì)病人提供加壓通氣幫助的裝置，該裝置包括通氣器件，用于給病人遞送壓力支持的通氣；控制機(jī)構(gòu)，用于調(diào)節(jié)所遞送的通氣的壓力支持的調(diào)整率；傳感器，用于測(cè)量呼吸流量；以及濾波器，用于對(duì)所述呼吸流量進(jìn)行濾波，以便估算未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝?L)；其中，所述控制器被編程用于作為所估算的未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝?L)的函數(shù)來調(diào)節(jié)所述壓力支持的調(diào)整率。
2.如權(quán)利要求I所述的裝置，其中，所述控制器被編程為當(dāng)所述未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝?(L)的估值的絕對(duì)值大于預(yù)定值時(shí)，降低所述壓力支持的調(diào)整率。
3.如權(quán)利要求I或2所述的裝置，其中，所述濾波器具有峰值保持傾向。
4.如權(quán)利要求I到3中的任一項(xiàng)所述的裝置，其中，所述濾波器是包括瞬時(shí)上升和可變時(shí)間常數(shù)的低通濾波器。
5.如權(quán)利要求I到4中的任一項(xiàng)所述的裝置，其中，所述濾波器包括下落濾波器。
6.如權(quán)利要求I到5中的任一項(xiàng)所述的裝置，其中，所述濾波器是二級(jí)濾波器，并且在所述二級(jí)濾波器中，當(dāng)?shù)诙?jí)的輸出更遠(yuǎn)離O時(shí)，所述第二級(jí)的輸出被朝向保持更靠近第一級(jí)的值的值而加權(quán)。
7.如權(quán)利要求I到6中的任一項(xiàng)所述的裝置，其中，所述函數(shù)包括模糊邏輯規(guī)則。
8.如權(quán)利要求I到7中的任一項(xiàng)所述的裝置，其中，所述控制器被編程為將與所述未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝?L)的估值相關(guān)聯(lián)的模糊量乘以壓力支持幅度的調(diào)整的改變速率，使得當(dāng)所述未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝?L)的絕對(duì)值較小時(shí)，所述模糊量是I ;當(dāng)所述未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝?L)的絕對(duì)值較大時(shí)，所述模糊量是O;其中間值通過線性插值來確定。
9.一種用于調(diào)節(jié)由受控通氣遞送器件遞送的壓力支持的調(diào)整率的方法，包括以下步驟控制壓力支持的通氣的生成；通過濾波器對(duì)估算的呼吸流量進(jìn)行濾波以便獲得未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝康墓乐担蛔鳛樗鑫吹玫窖a(bǔ)償?shù)男孤┝康乃龉乐档暮瘮?shù)來調(diào)節(jié)所述壓力支持的調(diào)整率。
10.如權(quán)利要求9所述的方法，其中，調(diào)節(jié)所述壓力支持的步驟包括當(dāng)所述未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝康乃龉乐档慕^對(duì)值大于預(yù)定值時(shí)，降低所述壓力支持的調(diào)整率。
11.如權(quán)利要求9或10所述的方法，其中，所述濾波器具有峰值保持傾向，并且/或者， 其中，所述濾波器是包括瞬時(shí)上升和可變時(shí)間常數(shù)的低通濾波器。
12.如前述權(quán)利要求9到11中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述濾波器包括下落濾波器。
13.如前述權(quán)利要求9到12中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述濾波器是二級(jí)濾波器， 并且在所述二級(jí)濾波器中，當(dāng)?shù)诙?jí)的輸出更遠(yuǎn)離O時(shí)，所述第二級(jí)的輸出被朝向保持更靠近第一級(jí)的值的值而加權(quán)。
14.如前述權(quán)利要求9到13中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述函數(shù)包括模糊邏輯規(guī)則。
15.如前述權(quán)利要求9到14中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，與所述未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝康墓乐迪嚓P(guān)聯(lián)的模糊量被乘以壓力支持幅度的調(diào)整的改變速率，使得當(dāng)所述未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝康慕^對(duì)值較小時(shí)，所述模糊量是1，當(dāng)所述未得到補(bǔ)償?shù)男孤┝康慕^對(duì)值較大時(shí)，所述模糊量是0，其中間值通過線性插值來確定。
全文摘要
一種用于對(duì)自主呼吸的病人提供通氣幫助的方法及裝置。該方法及裝置通過一個(gè)伺服回路來向病人輸送受控壓力的空氣，該壓力是下列三個(gè)因子的函數(shù)誤差信號(hào)(56)、呼吸循環(huán)的當(dāng)前相位、以及回路增益。該誤差信號(hào)是一個(gè)周期中的呼吸氣流量(54)的某個(gè)函數(shù)值和目標(biāo)值(52)之差值。該回路增益值隨著該誤差信號(hào)的大小而不同，而且當(dāng)誤差信號(hào)低于目標(biāo)通氣量時(shí)該回路增益大于誤差信號(hào)高于目標(biāo)通氣量時(shí)的回路增益。所述目標(biāo)值(52)是病人的考慮了生理死腔后的肺泡通氣量。
文檔編號(hào)A61M16/06GK102580199SQ201210014748
公開日2012年7月18日 申請(qǐng)日期2004年11月25日 優(yōu)先權(quán)日2003年11月26日
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