專利名稱：產(chǎn)生反映患者在供氧支持下呼吸工作的信號(hào)的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及輔助機(jī)械供氧.
背景技術(shù)：
供氣輔助裝置是在醫(yī)院或者家居生活中治療呼吸衰竭和失眠所使用 的儀器.憑借輔助供氣(例如輔助容量循環(huán)供氣，壓力支持供氧，在非侵害 的裝置和成比例輔助供氣的情況下的雙層輔助)，呼吸機(jī)循環(huán)被病人觸發(fā) 并且和目的是與病人的吸氣努力一致，既當(dāng)吸氣努力開始時(shí)開始支持， 和在病人的吸氣努力結(jié)束時(shí)結(jié)束支持。但是，在實(shí)際應(yīng)用中上，呼吸機(jī)循 環(huán)從未在病人的吸氣努力開始時(shí)開始(觸發(fā)延遲)，和僅偶爾在吸氣努力 結(jié)束時(shí)結(jié)束呼吸機(jī)的吸氣階段(循環(huán)停止誤差)。圖l提供了一個(gè)例子. 底部通道是橫膜片壓(利用食管和胃的導(dǎo)管測(cè)量)并反映出真實(shí)的患者的 吸氣努力。可以看出，呼吸機(jī)循環(huán)在努力開始后幾百毫秒被觸發(fā)(垂線之 間的間隔)和充氣循環(huán)持續(xù)到遠(yuǎn)遠(yuǎn)超過該努力.亊實(shí)上，呼吸機(jī)的循環(huán)幾 乎完全與患者不同步.觸發(fā)延遲常常被標(biāo)記成一些努力完全不能觸發(fā)呼
吸機(jī)(無效努力，例如圖1中的第三次努力).圖2所示為不同步的一個(gè)更 加超前的形式。在這個(gè)情況中，呼吸機(jī)的充氣循環(huán)持續(xù)超過兩個(gè)患者循 環(huán)。因此，在單個(gè)充氣階段存在兩個(gè)吸氣努力，并且在呼吸機(jī)的呼氣的 階段期間存在一個(gè)額外的無效努力。圖2中箭頭指示沒有觸發(fā)相應(yīng)的呼 吸機(jī)循環(huán)的額外患者努力的位置，
在患者和呼吸機(jī)之間不同步是極其普遍的，Leung等人發(fā)現(xiàn)，患者的 努力的平均28%是無效(見Leung P， Jubran A，Tobin MJ等人1997年在 AM J Respir Crit Medl55上第1940-1948頁(yè)發(fā)表的名為"Comparison of assisted ventilator modes on triggering, patient effort, and dyspnea")。考慮到那無效努力是不同步的極端表現(xiàn)，雖然不那么嚴(yán)重， 但仍真實(shí)存在(例如圖1的前兩次呼吸，)，延遲一定會(huì)甚至更經(jīng)常地發(fā)生， 相信不同步會(huì)引起危險(xiǎn)，導(dǎo)致鎮(zhèn)靜作用過強(qiáng)并破壞睡眠以及由于呼吸機(jī) 的呼吸率與患者的呼吸率大不相同所導(dǎo)致的對(duì)患者的臨床誤診。監(jiān)視呼 吸率是用于監(jiān)視使用呼吸機(jī)的生命垂危的患者的 一 個(gè)基本方法，不同步
8發(fā)生在患者正接受用于治療呼吸暫?；蛘吆粑ソ叩碾p層支持的睡眠期 間，不僅在加護(hù)病房中很常見，還經(jīng)常存在于家居生活中(個(gè)人觀察)-本發(fā)明涉及一種新方法和裝置，其可以非入侵地、自動(dòng)并實(shí)時(shí)地產(chǎn)生反 映吸氣努力的變化的信號(hào).這樣的信號(hào)除了其它用途還可以被用來確定 患者的吸氣努力的真實(shí)開始(乙s")和真實(shí)結(jié)束(乙d).這樣方法/裝置能被
簡(jiǎn)單用作監(jiān)視器，將不同步的存在，表現(xiàn)和大小通知給用戶.用戶接著能 采取合適的行動(dòng)以減少不同步.可替換地，該方法/裝置能夠和呼吸機(jī)的 循環(huán)機(jī)械裝置輛合，通過它，呼吸機(jī)循環(huán)的開始和結(jié)束被自動(dòng)地和患者努 力的開始和結(jié)束聯(lián)系起來，從而不必用戶干預(yù)而保證同步，
在當(dāng)前的供氧輔助裝置中，觸發(fā)通常在流量變?yōu)槲鼩?即>0)并且超 過一指定數(shù)額或者在氣道壓力降低到由一指定數(shù)額設(shè)置的PEEP (正結(jié)束-呼氣壓)水平之下時(shí).觸發(fā)延遲有兩個(gè)分量.第一個(gè)分量與呼吸機(jī)觸發(fā)響 應(yīng)和敏感度相關(guān)，因此如果呼吸機(jī)的響應(yīng)很差，當(dāng)達(dá)到觸發(fā)標(biāo)準(zhǔn)時(shí)觸發(fā) 可以不立即發(fā)生.可替換地，觸發(fā)的閾值可以被用戶設(shè)定的非常高.可 歸因于呼吸機(jī)的響應(yīng)和敏感度的觸發(fā)延遲的分量由零流量交叉(圖1的箭 頭所示)和觸發(fā)(第二垂線)之間的間隔給出.現(xiàn)代呼吸機(jī)的響應(yīng)已經(jīng)在 過去幾年中得到了大大的提高，以致很雄在這方面實(shí)現(xiàn)進(jìn)一步的提高，因 此本發(fā)明不打算考慮任何這樣的改進(jìn).但是，如果用戶設(shè)置不必要的高 閾值，這個(gè)觸發(fā)延遲的分量仍然是過分的，這樣設(shè)置可能是因?yàn)槿鄙僮銐?的專業(yè)知識(shí)或者是因?yàn)樵谀承c(diǎn)存在過多的基線噪聲。這使高閾值成為 必須從而遊免自動(dòng)-觸發(fā).即便在噪聲的消失后該閾值仍然保持為高。
觸發(fā)延遲的第二分量是超過吸氣努力的開始(T。^,)，呼氣流量被減小 到零所需要的時(shí)間(圖1中第一垂線和箭頭之間的間隔).該延遲與這樣 的事實(shí)相關(guān)被供氧的患者通常具有高的呼氣阻力，并且呼氣的時(shí)間經(jīng) 常太短以至不能允許肺活量在f一個(gè)努力開始之前返回到FRC(功能性殘 余氣量).因此在T。^，彈性反沖壓不是零(DH，動(dòng)態(tài)的充氣過度)。為了觸 發(fā)呼吸機(jī)，在流量能變?yōu)槲鼩庵?，?或在P,，(氣道壓力)降到低于PEEP 之前，吸氣努力必須首先增加得足夠補(bǔ)償和DH有關(guān)的彈性反沖.通過識(shí) 別出真實(shí)T。^，被當(dāng)前發(fā)明所允許的容量，觸發(fā)延遲的這個(gè)分量(通常是 最大的分量，例如參見困l)能夠收基本消除，
循環(huán)停止錯(cuò)誤是由于這樣的事實(shí)，除了比例輔助供氧外，當(dāng)前的呼吸 機(jī)模式不包括任何把呼吸機(jī)循環(huán)的結(jié)束和患者的吸氣努力的結(jié)束聯(lián)系起來的措施.在最普通的輔助供氣的形式-容量循環(huán)供氣中，用戶在不了解 患者的呼氣努力的持續(xù)時(shí)間的情況下設(shè)置吸氣循環(huán)的持續(xù)時(shí)間，因此,呼 吸機(jī)的結(jié)束和患者吸氣的階段的結(jié)束之間的任何一致均屬巧合.利用笫 二常見的形式-壓力支持供氧，當(dāng)吸流量量減小到低于指定值時(shí)該吸氣階 段結(jié)束.雖然達(dá)到閾值的時(shí)間在一些程度上和患者努力有關(guān)，但是與其最 有關(guān)的是患者的被動(dòng)抵抗和彈回率的值.在那些具有高的抵抗/彈回率比 值(或者稱為呼吸時(shí)間常數(shù))的患者身上，呼吸機(jī)循環(huán)可能持續(xù)到遠(yuǎn)超過 患者努力，而在那些具有低的時(shí)間常數(shù)的患者身上，循環(huán)可以在患者的
努力的結(jié)束以前結(jié)束(見Younes M于1993年在笫14屆呼吸藥物研討會(huì) 上笫299-322頁(yè)上發(fā)表的名為"Patient-ventiUtor interaction with pressure—assisted modalities of ventilatory support" ; Yamada Y、 Du HL于2000年在J. Appl Physiol 88笫2143-2150頁(yè)上發(fā)表的名為 "Analysis of the mechanisms of expiratory asynchrony in pressure support ventilation: a mathematical approach"),通過提供反映出 吸氣努力的變化的信號(hào)，當(dāng)前發(fā)明使得可能能夠確定努力開始減退的時(shí) 間，以此使呼吸機(jī)循環(huán)的結(jié)束和患者努力的結(jié)束同步成為可能.
在美國(guó)專利6, 305, 374 Bl號(hào)中，描述了一種在非侵害的雙水平正壓 供氣((BiPAP)期間識(shí)別出患者的吸氣努力的開始和結(jié)束.該方法專門依 靠流量波形的模式進(jìn)行這些識(shí)別.因此，流重的當(dāng)前值和基于先前流量模 式預(yù)測(cè)的估計(jì)值相比較，如果差值超過預(yù)先設(shè)定的數(shù)額，公布相位切換. 在該方法中沒有做出任何嘗試去產(chǎn)生在整個(gè)呼吸過程中實(shí)時(shí)地連續(xù)反映 出吸氣努力模式的信號(hào).此外，盡管該方法可以在預(yù)定的應(yīng)用中產(chǎn)生合理 地準(zhǔn)確結(jié)果(憑借非侵害的BiPAP，對(duì)阻塞性睡眠呼吸暫停患者進(jìn)行治 療)，許多被用在垂危的、被插上導(dǎo)管的、被供氧患者身上的所考慮的建 議可能不能提供準(zhǔn)確的結(jié)果
1)暗示使用流量作為呼吸肌壓力輸出的標(biāo)識(shí)器，這是假定流量模式 反映患者肺中的肺泡的壓力的變化，在這里施于呼吸肌壓力.然而，僅 當(dāng)在氣道壓力是常數(shù)的情況下，這個(gè)假定成立的.由于氣道壓力是確定流 量(流量-(氣道壓力-肺泡壓力)/阻力)的兩個(gè)壓力值之一，顯然即使呼吸 肌壓力或者肺泡壓力沒有變化的情況下，氣道壓力的變化也能改變流量.
合理地，在非侵害的雙水平支持中，確定流量的兩個(gè)壓力值之一的氣道壓 力雖然在吸氣和呼氣兩個(gè)階段絕對(duì)水平是不同的，但在吸氣和呼氣期間是不變的.如果在給定階段期間兩壓力值之一是不變的，那么假定在該階 段期間的流量的變化反映的是另一壓力，即肺泡壓力的變化是合乎情理 的。該情況不適用于被插上導(dǎo)管、被機(jī)械供氣的患者.在最先進(jìn)的重癥
監(jiān)護(hù)呼吸機(jī)中，在呼氣期間通過調(diào)整PEEP/呼氣閥門機(jī)械裝置來主動(dòng)控制 氣道壓力.在呼氣期間這樣的氣管的主動(dòng)變化的模式在各品牌的呼吸機(jī) 中各不相同并且在同樣的呼吸機(jī)中也是隨著PEEP/呼氣閥門機(jī)械裝置的 狀態(tài)的不同隨時(shí)變化。在這些情況下，在呼氣期間流量軌跡的變化不能被 假定反映的是肺泡壓力軌跡的變化.同樣，在吸氣期間，氣道壓力不是常 數(shù)，而與所使用的方式無關(guān).因此，吸氣的流量剖面的變化不能被用來反 映出肺泡壓力的相似變化.因此，使用流量外推在吸氣階段期間努力的 結(jié)束是不那么令人信服的.
2) 當(dāng)被動(dòng)彈回率(E)和阻力(R)在整個(gè)流量量范圍內(nèi)是不變的，比值 R/E或者說呼吸時(shí)間常數(shù)在整個(gè)呼氣階段是也是不變的.因?yàn)樵摃r(shí)間常數(shù) 掌握著肺排空的模式，不變的R/E在被動(dòng)系統(tǒng)中產(chǎn)生可預(yù)測(cè)的指數(shù)流量模 式.憑借該可預(yù)測(cè)的模式，為了識(shí)別出預(yù)期被動(dòng)行為的偏離，作出前面 的外推或者預(yù)測(cè)是可能的。這樣的偏離可以被放心地用來外推附加的主 動(dòng)力的發(fā)展，例如吸氣的肌肉努力的開始。當(dāng)E和R在整個(gè)呼吸過程中 不是常數(shù)時(shí)，R/E可以隨時(shí)變化從而造成不和肌肉壓力有關(guān)的流量軌跡的 變化(Aflow/厶t)。在這些情況下，在厶flow/厶t中對(duì)前值的偏離不能可 靠地表示由呼吸肌所產(chǎn)生的壓力的變化，阻塞性睡眠呼吸暫停的患者，美 國(guó)專利6， 305， 374 Bl號(hào)所預(yù)期的人群，通常具有正常的肺；R和E預(yù)期在 整個(gè)流量量范圍是不變的，特別當(dāng)呼氣的氣道壓力是與大氣相比更高的 時(shí)候(即當(dāng)應(yīng)用BiPAP的通常情況下).在生命垂危的、被插上導(dǎo)管被供 氧患者身上，情況并非如此.阻力不是常數(shù)，這主要是因?yàn)檫@些患者被插 入管并且氣管內(nèi)的導(dǎo)管的阻力是依賴流量的(流量越高，阻力越大)，阻 力和流量間的關(guān)系從一個(gè)導(dǎo)管到另一個(gè)導(dǎo)管而變化。此外，這些患者身上 流量量經(jīng)常持續(xù)進(jìn)入到彈回率不是常數(shù)的容量范閨.因此，當(dāng)肺正排空時(shí)， 彈回率和阻力的任一個(gè)或者兩個(gè)可以正在變化，從而在同樣的呼氣期間
造成呼吸時(shí)間常數(shù)的變化。在這些情況下，流量軌跡的變化不需要反映出 呼吸肌壓力的變化.這個(gè)相當(dāng)大地減少了作為吸氣努力的指標(biāo)的流量模 式的敏感度和專用性。
3) 呼吸肌壓力(P咖s)的變化不是專門用來變化流量的。根據(jù)運(yùn)動(dòng)的公式，特別適用于被插上導(dǎo)管的患者
P,us = Volume*E+Flow*K,+ (Flow*absolute flow+K2)-Pa'…公式1 這里，E是被動(dòng)呼吸系統(tǒng)彈回率，K!是被動(dòng)呼吸系統(tǒng)阻力的層狀分 量(laminar component) ， K2是與擾動(dòng)(大部分在氣管內(nèi)的導(dǎo)管或者鼻 道內(nèi))有關(guān)的阻力分量，P,，是由在呼氣/PEEP閥門(P,",。)處的壓力、流量 和R"所確定的氣道壓力，即呼氣導(dǎo)管的阻力(Pa， = P由-flow*R ).在
該公式中呼氣流量是負(fù)的.當(dāng)P,u,變化時(shí)，如在乙，e,時(shí)，流量軌跡將變化.
但是,流量軌跡的變化也導(dǎo)致容量和p,，軌跡的變化.根據(jù)公式l，這些變 化將與流量的變化相反.例如，如果呼氣流量以更快的速率減少，則容量
以比不存在P.u,時(shí)的速率更慢的速率減少.在T。nw之后的任何一個(gè)時(shí)刻， 和容量有關(guān)的彈性反沖變得更高，并且這促進(jìn)了更大的呼氣流量.流量軌
跡的變化對(duì)P,，軌跡的影響也是同樣的道理;較低的呼氣流量減少P,,，這
促進(jìn)了更多的呼氣流量.有多少P.u,的變化被用來變化流量軌跡取決于反
方向力的大小.特別是,更高的被動(dòng)彈回率和/或更高的R。,傾向于減少部
分用來變化流量軌跡的P.M的變化.此外對(duì)于給定的被擴(kuò)展以變化流量的
軌跡的P.u，，軌跡的實(shí)際變化由阻力(即K,和K2)確定.當(dāng)E、 R 、 K,和 K2都為低時(shí)，dP,u,/dt的適度變化導(dǎo)致流量軌跡的急劇變化。當(dāng)這些特征 變得更加不正常時(shí)，對(duì)于給定的dP.us/dt,流量軌跡的變化被逐步被消弱， 圖3示出了計(jì)算機(jī)仿真的情況.
在困3的例子中，在頭兩次呼氣中呼吸肌是不活動(dòng)的(如它們通常那 樣).這由為零的P,us代表(下方面板)，吸氣努力從1.0秒開始.P咖以 10(5礎(chǔ)20/秒的速度上升，這代表了正常的呼吸動(dòng)力，從下面向上，三個(gè)流量 波形代表了 K,、 K2、 E和IU的值的逐步增加，在最下方的波形中使用的 值是具有正常被動(dòng)彈回率和阻力、被插上大的氣管內(nèi)的導(dǎo)管(#導(dǎo)管 K2=3)、并且呼氣導(dǎo)管具有低阻力(Re,-2)的患者的值，努力的開始導(dǎo)致流 量軌跡的急劇變化，該急劇變化可以在Tnnsel后很短的時(shí)間被很容易的檢 測(cè)到。
產(chǎn)生具有代表平常的使用機(jī)械供氣的重癥監(jiān)護(hù)患者的值的中部的波 形(圖3)。被動(dòng)K,和被動(dòng)E均高于正常值，K2屬于并8氣管內(nèi)的導(dǎo)管(所使 用的最普通尺寸)，呼氣導(dǎo)管具有中等(普通)阻力.注意，流量軌跡的變 化是相當(dāng)不明顯的。亊后有經(jīng)驗(yàn)的人可能能夠說出軌跡的變化發(fā)生在1. 0 秒時(shí)(即在Pnms開始后，觀察流量波形達(dá)一救基本的時(shí)間).但是，為了觸發(fā)呼吸機(jī)，預(yù)期地識(shí)別出以實(shí)時(shí)方式發(fā)生的軌跡變化是不可能的。
對(duì)軌跡變化的預(yù)期識(shí)別要求在當(dāng)前的△ Flow/△ t值和之前的△ Flow/ A t 值之間、或者在當(dāng)前流大小和基于在前面的流量模式的先前外推所預(yù)期 的值之間進(jìn)行比較，(例如圖3的虛線).外推總是存在不確定性，特別是 當(dāng)不知道準(zhǔn)確函數(shù)時(shí)利用非線性函數(shù)，更特別是在信號(hào)是嘈雜的時(shí)候(流 量信號(hào)通常是這樣(這是由于心臟的假像或者分泌物))，當(dāng)速率由于除 了呼吸肌努力之外的原因(見上方的#1和#2)而可能變化時(shí)，對(duì)當(dāng)前的 △ Flow/At和之前的AFlow/At的比較也充滿了不確定性。因此，在軌 跡變化能被可靠地識(shí)別之前，在當(dāng)前和預(yù)測(cè)流量之間或者在當(dāng)前和之前 的AFlow/A t之間的廣泛差值(觸發(fā)閣值)必須被指定.否則，偽觸發(fā)將經(jīng) 常發(fā)生.當(dāng)流量軌跡的變化是小的時(shí)候，在該閾值分離被取得之前，必須 經(jīng)過一更長(zhǎng)的時(shí)間間隔.從中部的流量波形中可以看出0.2 1/sec的(在 真實(shí)和預(yù)計(jì)流量之間的)保守的流量分離只有當(dāng)流量變?yōu)槲鼩庵蟛艜?huì) 達(dá)到.因此，在一般的被機(jī)械供氧的患者身上使用流量軌跡識(shí)別出T。nsel 不見得能夠比現(xiàn)有的等待流量變?yōu)槲鼩獾姆椒ㄓ懈黠@的改進(jìn)，
對(duì)于更嚴(yán)重的機(jī)械異常(圖3頂部的波形)，流量軌跡的變化是甚至更 微小。甚至對(duì)于有經(jīng)驗(yàn)的人亊后也不能區(qū)分真實(shí)軌跡變化和一些流量假 象。顯然，投入更多的努力可以在流量變?yōu)槲鼩庵白R(shí)別出流量軌跡變 化。但是，當(dāng)患者具有強(qiáng)勁的吸氣努力時(shí)，即便是憑借當(dāng)前的觸發(fā)技術(shù)仍 不存在顯著的觸發(fā)延遲.
總之，使用流量來識(shí)別的呼吸階段的轉(zhuǎn)變對(duì)于在生命垂危的患者使 用機(jī)械供氣期間識(shí)別從吸氣到呼氣的轉(zhuǎn)變是完全不合適的(因?yàn)樵谖鼩?階段的高的高變量PJ，并且由于頻繁使用主動(dòng)呼氣閥門、在呼氣期間存 在可變的時(shí)間常數(shù)、和在彈回率和阻力中常常被標(biāo)記的異常，所以對(duì)于 從吸氣到呼氣的轉(zhuǎn)變的識(shí)別敏感度和專用性均很差.
近來由Younes提出了一種替換方法(2004年12月10日提交的美國(guó) 專利申請(qǐng)10/517， 384號(hào)(該發(fā)明納入此處作為參考)和于2003年6月 27日提交的相應(yīng)EP申請(qǐng)03739906號(hào)(W02003/002561)，名稱為"Method and Device for monitoring and Improving Patient-Ventilator Interaction"),該方法使用臨時(shí)準(zhǔn)備的彈回率和阻力的值產(chǎn)生P哪波形， 這里，上面的公式1被用來產(chǎn)生P,，但是，不是使用真實(shí)的阻力(U)和 彈回率(E)值(這些值很難從自然呼吸的患者處獲得)，而是使用臨時(shí)準(zhǔn)
13備的值，該臨時(shí)準(zhǔn)備的值筒單地產(chǎn)生P隨波形，該P(yáng)^s波形具有正常發(fā)生 的P糾s波形所具有的尖銳特征，即在呼氣期間具有近似為平的基線，和在
吸氣階段具有坡狀升起的階段.這里，彈回率和阻力的替代值被分配Kv 和KF項(xiàng)以將它們和真實(shí)值區(qū)分開. 一旦這樣的臨時(shí)準(zhǔn)備的P鵬信號(hào)被產(chǎn)生,
為了觸發(fā)的和停止循環(huán)呼吸機(jī)，可能很容易識(shí)別出開始和吸氣努力的開
始和結(jié)束。因?yàn)橛蛇@些臨時(shí)準(zhǔn)備阻力和彈回率值產(chǎn)生的P,不是真正的
P糾s信號(hào)，因此由該方法所產(chǎn)生的值此處簡(jiǎn)單被稱為57#加/.
由Younes描繪的上述發(fā)明提出了使用KF的缺省值和調(diào)整Kv值以在呼 氣期間產(chǎn)生 一條平基線.可替換地，使用Kv的缺省值和調(diào)整KF值以在呼氣 期間產(chǎn)生一條平基線.同時(shí)視覺的來自一個(gè)監(jiān)視器的反饋地手工調(diào)整另 一變量的值，在該早期的Younes專利申請(qǐng)中的優(yōu)選實(shí)施例將這兩變量之 一的值固定，同時(shí)利用監(jiān)視器上的刻蝕反饋手動(dòng)調(diào)整另一個(gè)變大小。雖 然說明書表明使用合適的軟件可以自動(dòng)選擇適當(dāng)?shù)腒f和Kv的值，但是說 明書并沒有教授任何這樣做的方法，并且這樣軟件將必須足夠高級(jí)以取 代由人的眼-腦組合所執(zhí)行的復(fù)雜功能，
本發(fā)明提出一些新的方法和裝置對(duì)由Younes提出的方法做出了補(bǔ) 充.這些改進(jìn)涉及自動(dòng)(和手動(dòng)形成對(duì)照)確定L和Kv的值的方法，該L 和IU的值用來產(chǎn)生生理學(xué)方面地適當(dāng)?shù)男盘?hào)波形，從該信號(hào)波形可以導(dǎo) 出關(guān)于吸氣努力的開始和結(jié)束，特別地，這些方法使用復(fù)雜算法以在呼氣 期間區(qū)分真實(shí)基線和噪聲值，它是這樣一個(gè)任務(wù)，其能被人眼睛容易的完 成，但是很困翻譯成計(jì)算機(jī)指令的。
因?yàn)檫@些新方法/裝置意圖與原來的Younes的方法共同工作，并且代 表了對(duì)Younes的方法的改進(jìn)，將在下面對(duì)本發(fā)明的具體描述中描述后者 的一些細(xì)節(jié)。

發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面，提供一種用于產(chǎn)生信號(hào)的方法，該信號(hào)反
方法包括監(jiān)控患者的氣道壓力(Paw)、氣體流量速率(F)和氣體流量容量 (V);將所收集的P,，、 F和V數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)存儲(chǔ)器中；
根據(jù)下式產(chǎn)生混合壓力信號(hào)CS7^w/):
57g/7a/ -當(dāng)前V*KV +當(dāng)前F*KF-當(dāng)前Pa，，
其中，Kp是將流量轉(zhuǎn)化為等效阻壓(resistive pressure)單元的系數(shù)，并且根據(jù)過去的數(shù)據(jù)計(jì)算KF,并且選擇KF以在呼吸機(jī)觸發(fā)和/或循 環(huán)停止時(shí)最小化所計(jì)算的57#加/的階躍變化，Kv是將容量轉(zhuǎn)化為等效的 彈性壓力單元的系數(shù)，并且根據(jù)過去的數(shù)據(jù)以如下步驟確定Kv，包括
-在過去的呼吸的呼氣階段期間掃描F或者P,，的信息和/或其時(shí)間導(dǎo) 數(shù)，并識(shí)別出在所述呼氣階段期間兩個(gè)變量(即，F(xiàn)或P,,)之一的軌跡 短暫變化方向的時(shí)刻(瞬態(tài))；
-在呼氣階段內(nèi)選擇兩個(gè)或更多點(diǎn)，這些點(diǎn)是與被識(shí)別的瞬態(tài)相距所 指定的安全距離，并且當(dāng)所述被選擇的KF的值被用作流量系數(shù)時(shí)，計(jì)算 Kv的值，該Kv的值用來強(qiáng)制在過去的呼吸中的所述被選擇的點(diǎn)處計(jì)算的 A》/7a/值相等或者幾乎相等，
項(xiàng)F*KF可以由其它考慮到流量和阻壓?jiǎn)挝恢g的非線性關(guān)系的函數(shù) 代替.特別是，F(xiàn)"p可以被[F"F,+ ((Ftabsolute F"f2])代替，其中￡卩2是 常數(shù)，根據(jù)過去的數(shù)據(jù)計(jì)算KF,并且選擇KF,以在呼吸機(jī)觸發(fā)和/或循環(huán)停 止時(shí)最小化所計(jì)算的iV^w/的階躍變化.1^可以被分配對(duì)應(yīng)在患者身上 的適當(dāng)位置處的氣管內(nèi)的導(dǎo)管的K2常數(shù)的值.
Kv、 KP、 Kn和/或Kp2的值可以被調(diào)整以在呼氣階段的部分或者全部期 間產(chǎn)生特定斜率作為S/^w厶
此夕卜，Kf或Kn的缺省值，取決于該7>式，可以被用來確定i7^3S/.
可替換地，[或Kw的值，取決于所使用的該公式，是患者的呼吸系統(tǒng)阻 力的已知值或者估計(jì)值，所使用的Kv值可以是患者的呼吸系統(tǒng)的彈回率 的已知值或者估計(jì)值。
可替換地，可以使用Kv的缺省值，而用來獲得期望的基線57卵a(bǔ)/軌 跡的KF1的值通過與上面指定的對(duì)所要求的Kv進(jìn)行估計(jì)的步驟相同的步驟 獲得，此外，所使用的L值可以是患者的呼吸系統(tǒng)的彈回率的已知值或者 估計(jì)值.
在用來確定s/^w/的公式中，項(xiàng)V"v可以被用另一個(gè)考慮到容量和 等效彈性壓力單元間的非線性關(guān)系的代替.該非線性的函數(shù)可以以[f"Kv] 的形式表達(dá)，其中f是用于該容量數(shù)據(jù)的指定的數(shù)學(xué)函數(shù),或者[V^變量 Kv]和Kv的值是容量[K產(chǎn)f Py的函數(shù)，其中f是指定的數(shù)學(xué)函數(shù)并且該指定 的函數(shù)(f)從P,.、 F和V數(shù)據(jù)中導(dǎo)出，該P(yáng)a,、 F和V數(shù)據(jù)是在呼氣階段內(nèi) 的所選擇的兩個(gè)或更多點(diǎn)處測(cè)量.
可以參考特定標(biāo)準(zhǔn)將該詳細(xì)的瞬態(tài)歸為多種類型.可以根據(jù)該瞬態(tài)
15類型設(shè)置該所選摔的兩個(gè)或更多點(diǎn)的安全距離，
可以在供氧觸發(fā)和供氧循環(huán)停止這兩個(gè)時(shí)刻計(jì)算KF，該Kf是用來最
小化S/^3a/的階躍變化的，并且如果在這兩個(gè)確定之間存在差值，基于 預(yù)先指定的標(biāo)準(zhǔn)在兩個(gè)之間做出選擇。在該實(shí)施例中，如果在兩個(gè)確定之 間存在差值，那么獲得一個(gè)簡(jiǎn)單的或者加權(quán)的普通值以用來計(jì)算信號(hào).
該產(chǎn)生的信號(hào)可以被進(jìn)一步處理以識(shí)別出信號(hào)的上升階段的開始 (T。NSBT)和/或信號(hào)下降階段的開始(TBND),在該過程中，在呼吸機(jī)的呼 氣階段中指定的一段時(shí)間內(nèi)不對(duì)T。隨進(jìn)行識(shí)別(T,T窗口延遲)和/或在 呼吸機(jī)的吸氣階段中指定的一段時(shí)間內(nèi)不對(duì)T曙進(jìn)行識(shí)別(T國(guó)窗口延遲)， 可以指定T。隨窗口延遲的最小值，優(yōu)選地作為患者的呼吸率的函數(shù)。同 樣，可以指定T酵窗口延遲的最小值，優(yōu)選地作為患者的呼吸率的函數(shù)， 該所產(chǎn)生的T。柳t和/或T哪優(yōu)選地被用于引起呼吸機(jī)循環(huán)的觸發(fā)和/或循 環(huán)停止.
該產(chǎn)生的《f可以被進(jìn)一步處理以得到關(guān)于患者-呼吸機(jī)相互作用 的信息，并且該信息可以被通過監(jiān)視器上的顯示或者其它通信形式來傳 送給用戶，該信息可以包括但不限于《矛自身的顯示、T。，和T,反映、 觸發(fā)延遲、循環(huán)停止延遲、患者的呼吸率和無效努力的數(shù)目或者速牟中 的至少其中之一。
所計(jì)算的Kf和/或Kv的值也可以被通過監(jiān)視器上的顯示或者其它通 信形式來傳送給用戶。該被傳送的信息可以伴有敘述/注釋，該敘述/注釋 用來提供調(diào)整呼吸機(jī)以可能提高患者-呼吸機(jī)相互作用的結(jié)果和/或建 議。
根據(jù)本發(fā)明的另一個(gè)方面，提供一種用于產(chǎn)生信號(hào)的裝置，該信號(hào)
(^"f)，該裝置包括用于獲得關(guān)于該患者的氣道壓力(P,J、氣體流量 速率(F)和氣體流量容量(V)的傳感器和相關(guān)電路;執(zhí)行下列功能的計(jì)算 機(jī)
將所收集的P,*、 F和V數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)存儲(chǔ)器中； 根據(jù)下式計(jì)算混合壓力信號(hào)d#): 5"i卵a(bǔ)7 =當(dāng)前V*KV +當(dāng)前F*Kp -當(dāng)前Pa， 其中，L是將流量轉(zhuǎn)化為等效阻壓?jiǎn)卧南禂?shù)，并且根據(jù)過去的呼吸 數(shù)據(jù)使用計(jì)算Kp值的算法來計(jì)算KF,該Kp值用來在呼吸機(jī)觸發(fā)和/或循環(huán)停止時(shí)最小化所計(jì)算的^"，的階躍變化，L是將容量轉(zhuǎn)化為等效的彈性
壓力單元的系數(shù)，并且根據(jù)多個(gè)步驟中的過去的呼吸數(shù)據(jù)計(jì)算Kv,該多 個(gè)步碟包括下列功能
-在過去的呼吸的呼氣階段期間掃描所存儲(chǔ)的流量或者P，,的信息和/ 或其時(shí)間導(dǎo)數(shù)，并識(shí)別出在所述呼氣階段期間兩個(gè)變量(即，F(xiàn)或P，,) 之一的軌跡短暫變化方向的時(shí)刻(瞬態(tài))；
-在呼氣階段內(nèi)選擇兩個(gè)或更多點(diǎn)，這些點(diǎn)是與被識(shí)別的瞬態(tài)相距所 指定的安全距離，并且當(dāng)所述被選擇的KF的值被用作流量系數(shù)時(shí)，進(jìn)行 計(jì)算以確定Kv的值，該Kv的值用來強(qiáng)制在過去的呼吸中的所迷被選擇的
時(shí)刻處計(jì)算的yr矛值相等或者幾乎相等.
上述方法的輔助特征可以具有本發(fā)明的裝置中的相應(yīng)的設(shè)備特征。


現(xiàn)在將參考附圖，以僅示例的方式描述本發(fā)明，附圖中 圖1包括使用機(jī)械供氧的患者的氣道壓力、流量和膜片壓力的跡線； 困2包括另外的呼吸機(jī)循環(huán)的氣道壓力、流量和膜片壓力的跡線； 圖3表示當(dāng)吸氣開始時(shí)，特定參數(shù)的變化對(duì)流重軌跡的變化的影響； 圖4表示當(dāng)吸氣開始時(shí)，特定參數(shù)的變化對(duì)混合壓力《子Z的軌跡 的變化的影響；
困5包括根據(jù)本發(fā)明計(jì)算的氣道壓力、流量和混合壓力《"fZ的跡
線；
圖6包括在根據(jù)壓力、流量和容量示蹤產(chǎn)生《fZ示蹤的情況下，
氣道壓力、流量、混合壓力yrfz和膜片的電活動(dòng)的跡線；
圖7包括被動(dòng)呼氣的呼吸流量的氣道壓力、流量、dFlow/dt和膜片 壓力的跡線；
圖8-12包括說明呼吸機(jī)的呼氣階段期間的各種類型的負(fù)流量瞬態(tài)的 氣道壓力、流重、dFlow/dt和膜片壓力的跡線；
圖13包括氣道壓力、流量和用于缺省的Kf的《矛Z、用于修正的KF
的yTfz和膜片壓力的的跡線，說明呼吸機(jī)觸發(fā)和循環(huán)停止時(shí)所計(jì)算yr子
的階躍變4匕；
圖14表示壓力和流量信號(hào)的產(chǎn)生；
圖15是根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例來進(jìn)行操作的獨(dú)立原型的照
片；圖16是圖15的原型的換能器面板的一個(gè)側(cè)面的照片，在換能器數(shù)
據(jù)采集模式下產(chǎn)生壓力和流量輸入；
圖17是圖15的原型的換能器面板的另一個(gè)側(cè)面的方框圖； 圖18是執(zhí)行各種功能的圖15的原型的微處理器面板的方框圖； 圖19是由微處理器在圖18的微處理器面板上執(zhí)行的各種實(shí)時(shí)功能 的方框圖20包括使用圖15的原型實(shí)時(shí)產(chǎn)生的數(shù)據(jù)的跡線； 圖21是數(shù)據(jù)的照片；
圖22是由微處理器在圖18的微處理器面板上執(zhí)行的各種非實(shí)時(shí)功 能的方框圖23和24包括用于執(zhí)行非實(shí)時(shí)功能的變量的跡線；和 圖25和26是說明瞬態(tài)的分類過程的流量圖.
具體實(shí)施例方式
Younes方法設(shè)想了新的方法和裝置，用于專門并及時(shí)地識(shí)別患者體 內(nèi)的呼吸階段的轉(zhuǎn)變從而監(jiān)視患者-呼吸機(jī)相互作用或引起呼吸機(jī)循環(huán) 的轉(zhuǎn)換，這些方法/裝置代表了在復(fù)雜性方面的進(jìn)步，這種復(fù)雜性是在上 述的現(xiàn)有技術(shù)的供氣過程中固有的問題。
這些方法的最簡(jiǎn)單表述是，產(chǎn)生信號(hào)(Signal X),該信號(hào)將變化包 含流量信息和氣道壓力(P,，)信息中。因此 Signal J= (Flow*Kf)-Pa.......公式2
其中，Kf是將流量轉(zhuǎn)換為壓力的常數(shù)。Kr可以是患者的阻力(包括氣 管內(nèi)的導(dǎo)管)的估計(jì)值或者假定值。相比于單獨(dú)使用流量，該方法具有兩 個(gè)優(yōu)勢(shì)首先，信號(hào)變得相對(duì)說來不受通過呼氣/PEEP閥門機(jī)械裝置處的 壓力變化而產(chǎn)生的流量軌跡的變化的影響(#1上述背景中)。因此，如果 在呼氣/PEEP閥門旁壓力在鄰近呼氣結(jié)束時(shí)增加了 (以保持PEEP)，流量 將以更快的速率減少.若沒有Paw分量，當(dāng)吸氣努力時(shí)，該效果可以顯現(xiàn)， 若該信號(hào)中包括P，,，流量和P,，的變化傾向于抵消.該補(bǔ)償完成到何種程 度取決于Kr與真實(shí)的患者阻力多么接近.在缺少已知值的情況下，可以 使用缺省值，例如15cmH20/l/sec，該值代表生命垂危的、被機(jī)械供氧的 患者身上的平均阻力(包括ET導(dǎo)管)。憑借這樣的缺省值，雖然修正是并 非完美，但是信號(hào)(比流量)更能反映出T。ns。, 第二，通過在信號(hào)中包括 Pa",該信號(hào)包含相對(duì)于1U被消除的P.us的分量(見#3背景中).例如，如果在T。。:"時(shí)P^減少(由于較低的呼氣流量)，這減少和與流量有關(guān)的分 量相加，結(jié)果在信號(hào)軌跡中得到更尖銳的變化。根據(jù)該方法，雖然先于吸 氣努力的信號(hào)基線并不是平的，但是正如在流量的情況中那樣,信號(hào)基線 以非線性的形式升高.繼續(xù)前面的外推以識(shí)別出階段轉(zhuǎn)變.因此,和前面 的外推相關(guān)的不確定性并未被消除，但是信號(hào)軌跡的變化更尖銳了，從 而對(duì)于同一被選擇的檢測(cè)閾值(即，用于識(shí)別的實(shí)際信號(hào)和預(yù)測(cè)信號(hào)之
間的差值).此夕卜，該方法對(duì)于檢測(cè)吸氣向呼氣的轉(zhuǎn)變(T。nd)仍然是不合
適的，
通過將與該信號(hào)中的容量(信號(hào)Y )相關(guān)的分量包括進(jìn)來可以實(shí)現(xiàn)進(jìn) 一步改進(jìn).因此
Signal F = Volume*Kv + Flow*Kf _ Pa.......'>式3
其中，Kv是將容量轉(zhuǎn)換為壓力的因子。根據(jù)該處理，在呼氣期間流量 項(xiàng)的增加(注意流量為負(fù))由容量項(xiàng)的減少補(bǔ)償.這傾向于線性化并減少 在乙 ,之前的那段時(shí)間間隔中的信號(hào)的斜度(使變平)，從而降低了與外 推有關(guān)的不確定性，同時(shí)，由于包含了 P.u,的變化所導(dǎo)致的所有努力的表 現(xiàn)，使得在乙 ,處的跡線的變化更加尖銳(見背景中的#3),在最佳方案 中，在Kv與被動(dòng)彈回率完全相同的地方，Kf與被動(dòng)阻力完全相同，并且在 被動(dòng)壓力-流量和壓力-容量關(guān)系中不存在非線性，信號(hào)Y將與實(shí)際P,us 波形完全相同，該實(shí)際P.u，波形在T。ns。,處具有平的基線和巻曲的上升階段 (即，如圖3的P,u,面板中所示).在這些情況下，外推是不必要的，并且當(dāng) 信號(hào)Y超過在基線值之上的設(shè)置閾值時(shí)階段轉(zhuǎn)變被識(shí)別，以說明任意的 基線噪聲.但是，遺憾的是，在輔助供氧期間準(zhǔn)確確定實(shí)際的被動(dòng)性質(zhì)是 不可能的，并且在壓力-流量和壓力-容量關(guān)系中存在非線性.這些導(dǎo)致基 線的一些不穩(wěn)定性，使得使用外推成為必要.然而，可以預(yù)期從基線到 主動(dòng)吸氣的轉(zhuǎn)變?cè)诎巳萘糠至?見下面)之后將更巻曲。
在考慮到壓力-流量關(guān)系中非線性后，可以取得進(jìn)一步的改進(jìn)。在被 插上導(dǎo)管的患者身上，由于氣管內(nèi)的導(dǎo)管特征該非線性的要素幾乎唯一 性的。在使用非侵害的支持的患者身上，非線性的行為是和鼻子的壓力-流量特征有關(guān).因此，隨便哪種情況，考慮流量相關(guān)的(即，阻力的)壓力 損失和流量之間的非線性關(guān)系是期望的.因此，合適的替換方法是把流量 分量分成兩部分， 一部分是和氣管內(nèi)的導(dǎo)管或者鼻道關(guān)聯(lián)，另 一部分和阻 力UJ的層狀分量關(guān)聯(lián).這樣的信號(hào)被稱為信號(hào)Z。因此Signal Z=Volume*Kv+Flow*Kf+(Flow*absolute flow*Kf2) -Pa, ...>^式4， 其中，Kn可以是適當(dāng)?shù)臍夤軆?nèi)的導(dǎo)管的商業(yè)上可用的L值或者鼻道 的L值的估計(jì)值.該處理主要消除了任何和非線性的壓力-流量行為有關(guān) 的假基線的不穩(wěn)定性，進(jìn)一步減少了對(duì)外推的需要并提高了轉(zhuǎn)變的巻曲 性，應(yīng)當(dāng)指出上述由[flow*KF,+ (Flow*absolute flow*KF2)]代替[flow*KF] 的方法僅是考慮到在流量和壓力之間的非線性行為的許多可能的方法之 一?？梢允褂闷渌缰笖?shù)的或者冪函數(shù)的非線性的函數(shù)，并且可以在 預(yù)定的應(yīng)用中提供同樣令人滿意的解決方案.例如，人們寧愿選擇特定方 式的Kn增加作為流量的函數(shù)[Kn-flow+K]，其中K是缺省值或者是根據(jù)對(duì) 壓力和流量數(shù)據(jù)的分析確定的值.可以使用其它可能的函數(shù)，例如作為 流量的指數(shù)的或者冪函數(shù)的KF1.可替換地，L,可以是常數(shù)但是流量自身 可以根據(jù)指定函數(shù)被修改.例如，項(xiàng)[flo種K"]被用[/flo腫KF,]代替，其 中是Kf,是常數(shù)并且f是流量的適合的函數(shù).在所有這些替換方法中，將 被使用的適合的函數(shù)可以依經(jīng)驗(yàn)指定或者使用適當(dāng)?shù)幕貧w方程式來確 定，以符合在患者身上獨(dú)立獲得的壓力和流量間的關(guān)系。因此，雖然在優(yōu) 選實(shí)施例中在流量和壓力之間的非線性的行為如在公式4[resistive pressure = Flow*KF1+ (Flo種absolute flow*KF2)]中那樣被建模，其它 函數(shù)也是可能的并且對(duì)它們的使用在本發(fā)明的范閨內(nèi)。
如先前所示，在輔助供氣期間準(zhǔn)確估計(jì)E和K,是不可能的，可以根據(jù) 患者被變得被動(dòng)的早期確定得到被動(dòng)的E和R (包括K,).這些值可以和當(dāng) 前值不同，這是因?yàn)檫M(jìn)行測(cè)量的供氧條件不同或者因?yàn)樵诖似陂g真正的E 和R(即，K,)可能已經(jīng)變化， 一些技術(shù)可以被用來在常規(guī)輔助供氣估計(jì) E和R,但是這些不是非?？煽?因此， 一個(gè)重要的問趙是和Kv和真正的 E之間的差值、Kr和真正的阻力之間的差值對(duì)所產(chǎn)生的信號(hào)的基線的影響
和對(duì)轉(zhuǎn)變的尖銳度的影響.
在圖4中，使用圖3底部所示的相同的P柳波形并利用代表普通的患 者(K,-IO、 K2=5.5、 E-25、 Re,=5，與用來產(chǎn)生圖3中間流量面板的值相 似)的值來產(chǎn)生流量、容量和Pa，波形，接著根據(jù)得到的流量、容量和Pw 波形使用不準(zhǔn)確的Kv和Kf值(即，不同于真正的E的Kv和不同于真正的 K,的Kf)產(chǎn)生信號(hào)在幅度的任一方向(過高估計(jì)或過低估計(jì))上的誤 差進(jìn)行仿真，該仿真反映了在實(shí)踐中這樣的誤差的合理的外界限(即，E 和K,按100X的過高估計(jì)或7094的過低估計(jì))。正如可以預(yù)期的那樣，當(dāng)不存在誤差時(shí)(即，圖4中的Kv-E和K產(chǎn)K, 的中間的線)，信號(hào)Z和實(shí)際的P.M波形完全相同.但是，當(dāng)假定的值和 實(shí)際值之間存在差值時(shí)，在乙w之前的基線既不是平的也不是線性的，當(dāng) KV>E或者Kf"，(上面的兩條線)時(shí)，基線向下傾斜.在這些情況下，在努力 開始的乙,。t處存在定性的信號(hào)Z的方向的變化.這樣的方向性的變化能 被容易地檢測(cè)到(例如，通過對(duì)信號(hào)Z求導(dǎo)并尋找導(dǎo)數(shù)信號(hào)變?yōu)檎狞c(diǎn))， 但是，當(dāng)K"E或者K々K,(圖4底部的兩條線)時(shí)，基線向上傾斜并且由于斜 率的變化，乙,"是明顯的；具有相反誤差的定量的而不是定性的差值被觀 察到。在這些情況下識(shí)別吸氣努力，如在流量的情況(困3)中那樣，使得 前面的預(yù)測(cè)或者外推伴隨更大的不確定性并且必須增加觸發(fā)閾值，但是， 應(yīng)當(dāng)注意根據(jù)該方法(即，使用信號(hào)Z (或Y)而不是流量)的軌跡的變化比 流量的情況(圖3的中間的線)尖銳得多，這^(吏得更快地識(shí)別吸氣努力. 還應(yīng)當(dāng)注意到一旦努力開始，該信號(hào)的上升斜率與Kr值相關(guān)，當(dāng)Kf大于 K,時(shí)更高，反之亦然.
接著，相比于使用流量，使用已知的E和K,的值(從先前的直接測(cè) 量中獲得)可以提供更多的優(yōu)勢(shì).但是，在這樣的狀況(即基線向上傾斜) 下，外推技術(shù)(或者說對(duì)當(dāng)前信號(hào)和先前信號(hào)的變化率進(jìn)行比較)被要求， 并且這可以延遲階段轉(zhuǎn)變的檢測(cè).
Younes的發(fā)明的另一個(gè)新的方面是要完全忽視了患者E和K,的值， 并且簡(jiǎn)單地選擇致使在呼氣的后半部分中基線變平或稍微向下傾斜的Kv 和Kf的經(jīng)驗(yàn)值.從圖4中可以很清楚的看到，對(duì)于基線模式(即在吸氣努 力之前的模式)，誤差能夠被抵消.因此，對(duì)B的高估和對(duì)K1的高估產(chǎn)生 相反的誤差.如果使用與實(shí)際值無關(guān)的Kv和Kf的經(jīng)驗(yàn)值，基線可以值根 據(jù)誤差的性質(zhì)和幅度向上或向下傾斜.盡管不能辨認(rèn)出那些值或多少值 是錯(cuò)的，但是通過調(diào)整L或Kv來獲得平的基線則總是有可能的，例如， 如果使用經(jīng)驗(yàn)值產(chǎn)生了一條向上傾斜的基線，則可以通過增加經(jīng)驗(yàn)的Kv 或者減少經(jīng)驗(yàn)的Kf來使基線變平.如果這樣調(diào)整結(jié)果產(chǎn)生了平的基線但 仍存在一些系統(tǒng)的非線性，則在使用信號(hào)Z的情況下通過調(diào)整非線性Kf2 項(xiàng)補(bǔ)償該系統(tǒng)的非線性，在這樣的情況下，識(shí)別T。。,e,幾乎不存在困難。 產(chǎn)生^矛Z的一個(gè)特別合適的方法是要使用為10cmH20/l/sec的缺省Kr 值(如果使用《f八則是15)并調(diào)整Kv以獲得平的^"f基線.可替換 地，使用缺省Kv值(例如25cmH20/l，這代表了 ICU患者身上的平均彈回率)
21并且調(diào)整Kr以獲得平坦的^T,基線。發(fā)明人發(fā)現(xiàn)前一個(gè)方法更可取，因
為它保證在T。，處信號(hào)以相當(dāng)活躍的速度上升.用戶可以根據(jù)該產(chǎn)生的
^"f"(信號(hào)/或者i)在外部輸入Kv和/或Kr來在設(shè)定Kr的情況下調(diào)整Kv. 可替換地，可以如本發(fā)明那樣通過自動(dòng)使用適當(dāng)?shù)能浖磉x摔最優(yōu)的Kv
上述方法沒有提及容量和彈性壓力損失之間存在非線性關(guān)系的可能
性，即，Kv不是常數(shù)，當(dāng)Kv不是常數(shù)時(shí)，并且這在被機(jī)械供氣的患者身上 是常見的，呼吸系統(tǒng)在潮的范閨的較高部分變得更催直，當(dāng)為常數(shù)的Kv 被調(diào)整以在呼氣的后半部分產(chǎn)生平坦的或者略微減少的信號(hào)，該信號(hào)在 呼氣期間的早期部分不是平坦的.在彈回率不是常數(shù)的情況(容量越高， 彈回率越高)下，信號(hào)顯示在呼氣的早期部分存在上升階段，該上升階段 繼續(xù)直到容量達(dá)到恒定的彈回率的范圍.該假上升階段可以造成對(duì)新吸
氣努力的偽識(shí)別.該問題可以通過使得乙，。t檢測(cè)電路在呼氣的早期部分
對(duì)該信號(hào)"失明"避免，這可以例如通過將該信號(hào)僅在從呼流量量開始
一段延遲(乙w窗口延遲)后才對(duì)乙，。,檢測(cè)電路選通.可替換地，T。ns"檢
測(cè)電路可以繼續(xù)在該期間繼續(xù)檢測(cè)T。ns。,，但是由此產(chǎn)生的識(shí)別在該期間
被門輸出，由于這些偽觸發(fā)與呼吸機(jī)循環(huán)的結(jié)束之間存在一致的關(guān)系， 對(duì)這些偽觸發(fā)的檢測(cè)能在視覺上被容易得確認(rèn).接著，該延遲的長(zhǎng)度(失 明或空白期)可以被相應(yīng)的調(diào)整，可替換地，可以開發(fā)軟件算法以根據(jù)與 呼吸機(jī)循環(huán)的結(jié)束之間存在的一致的關(guān)系來檢測(cè)觸發(fā)信號(hào)，并且自動(dòng)調(diào) 整該窗口的寬度.
使T。M。t檢測(cè)電路在靠近呼吸機(jī)循環(huán)停止的整個(gè)時(shí)間區(qū)域內(nèi)(在該時(shí)
間區(qū)域，流量變化非?？?對(duì)該^-# "失明"的方法也有助于去除與其
它假像相關(guān)的偽觸發(fā)，該其它假像通常發(fā)生在該時(shí)刻的信號(hào)內(nèi)(見圖5的
循環(huán)停止假像)。這些與加速壓力損失有關(guān)，該加速壓力損失難以補(bǔ)償， 或者與壓力和流量信號(hào)之間的階段延遲有關(guān)，該階段延遲在該設(shè)置以及 其它因素中常見，
解決容量和彈性壓力之間的非線性關(guān)系的一個(gè)替換(或者補(bǔ)充)方案
是使用變化的Kv的值.例如，Kv自身可以是容量的函數(shù)?？梢允褂酶鞣N 函數(shù)。例如，Kv可以隨著容量線性地升高(Kv-V*constant)?？商鎿Q地，Kv 可以在達(dá)到某一容量之前不變?nèi)缓笤谶@水平之上隨著容量線性地增加. Kv也可以在超過特定容量后指數(shù)地升高或者作為容量的冪函數(shù)升高.可替換地，項(xiàng)V^可以被[fV"v]取代，其中L是常數(shù)，并且f是容量的適當(dāng)
的函數(shù).該適當(dāng)?shù)暮瘮?shù)可以依經(jīng)驗(yàn)指定或者使用適當(dāng)?shù)幕貧w方程式確定 以符合壓力和容量之間的關(guān)系(見下面)，
應(yīng)當(dāng)指出所選擇的Kv和Kr值可以和實(shí)際患者彈回率和阻力沒有太大
關(guān)系.這些值被簡(jiǎn)單地用來方便于對(duì)階段轉(zhuǎn)變的檢測(cè).
圖6示出根據(jù)壓力、流量和容量跡線產(chǎn)生的信號(hào)Z的例子。使用選 擇的缺省的Kf值為10、 Kn值為5. 5(ET導(dǎo)管f8)和Kv值為30. 5來產(chǎn)生該 信號(hào)，因?yàn)樗诤魵獾暮蟀氩糠之a(chǎn)生平坦的基線.注意在呼氣的后半部 分產(chǎn)生的信號(hào)Z的平坦基線.在患者身上，膜片的電子活動(dòng)也被監(jiān)視(最 下邊的跡線)，這反映出主要吸氣肌肉的活動(dòng).注意到在根據(jù)信號(hào)Z(箭頭) 所識(shí)別的努力的開始和膜片的電子活動(dòng)開始之間存在非常好的吻合.還 注意到T。ns"(箭頭)是在遠(yuǎn)早于根據(jù)常規(guī)觸發(fā)算法觸發(fā)呼吸機(jī)的時(shí)刻(圖 6的頂部通道中的Tuigg )之前被識(shí)別的.
許多方法能被用來識(shí)別指示E — I的轉(zhuǎn)變(T。n，6l)的信號(hào)軌跡的變化. 其中包括
a)對(duì)該信號(hào)求導(dǎo)(ASignal/At)并將當(dāng)前值和早些時(shí)候得到的值進(jìn)行 比較.當(dāng)差值超過指定數(shù)量時(shí)，識(shí)別T。ns。t。
進(jìn)行比較,當(dāng)差^超過指定數(shù)量B^，識(shí)別T。 se,。' '
c) 將信號(hào)的當(dāng)前值和早些時(shí)候得到的值進(jìn)行比較.當(dāng)差值超過指定 數(shù)量時(shí)，識(shí)別T。nsel,
d) 優(yōu)選的方法對(duì)該信號(hào)求導(dǎo)(ASignal/At)并且識(shí)別(ASignal/At) 在正方向穿過零的點(diǎn)(tO(+)).信號(hào)大小的變化(對(duì)應(yīng)在to(+)之前的信 號(hào))被連續(xù)的計(jì)算，當(dāng)當(dāng)前值和to(+)之前的值之間的差值超過指定數(shù)量 (閾值)時(shí)，識(shí)別Tonset。如果在(ASignal/At)在負(fù)方向穿過零的時(shí)候該 差值沒有達(dá)到閾值，AASignal/At重置為零。該方法具有如下優(yōu)勢(shì)可 以在不改變信號(hào)和吸氣努力間的關(guān)系的情況下濾除基線信號(hào)中的緩慢 的、隨機(jī)的波動(dòng)(其在使用簡(jiǎn)單的高通濾波器時(shí)會(huì)發(fā)生).這樣的基線 信號(hào)中的緩慢的、隨機(jī)的波動(dòng)可以通過例如胸的血液容量、對(duì)機(jī)械非線
生。同、樣的方法:可以被用來估計(jì)高頻基^噪聲的大小(例如下面的心臟 假像或者分泌物).這樣信息接著可以被用來自動(dòng)調(diào)整閾值以識(shí)別出
23不管使用那種方法識(shí)別T。n , (a-d、上面的或其它方法)，必須對(duì)變 化的大小設(shè)置閾值，為了待聲明的T。ns。,，必須達(dá)到閾值。有幾種方法可 以被用來選擇這樣的閾值.其中包括
i) 任意選擇固定閾值.例如，根據(jù)方法(d)，晚于最后的t0(+)的 2cmH20的信號(hào)增加可以在所有情況下使用.可以為其它方法選擇適當(dāng)?shù)?值.雖然可行,但是當(dāng)使用通用閾值時(shí)，該值必須足夠高以在所有的情況 下避免偽自動(dòng)觸發(fā).由于噪聲水平隨患者的不同和時(shí)間的不同而變化，所 以對(duì)于絕大多數(shù)情況，這樣的通用閾值將必須被設(shè)定得不必要地高.
ii) 用戶可以通過外部控制獨(dú)立選擇閾值，這可以由用戶選擇產(chǎn)生 最小觸發(fā)的值實(shí)現(xiàn)?？商鎿Q地，借助于信號(hào)的圖形顯示，用戶可以調(diào)整在 基線噪聲水平之上的閾值(例如困5中的水平的虛線).
iii) 可以開發(fā)軟件算法以區(qū)分噪聲和努力，并且自動(dòng)相應(yīng)地調(diào)整閾值。
前面的記述主要集中在對(duì)E — I轉(zhuǎn)變的識(shí)別上.但是，一旦Kv和Kf被 選以在呼氣期間產(chǎn)生幾乎為平坦的基線，在吸氣期間的信號(hào)的形狀提供 了對(duì)吸氣肌輸出(PJ的形狀的合理的近似(例如，參見圖6)。吸氣努力 的結(jié)束(乙d)通常定義為吸氣肌輸出從它的峰值迅速下降的點(diǎn).為了實(shí)現(xiàn) 該定義，可以使用許多標(biāo)準(zhǔn)技術(shù)實(shí)時(shí)識(shí)別在吸氣階段期間的信號(hào)Y(或者 Z,的最高值.當(dāng)信號(hào)減小到指定值或者峰值的指定分?jǐn)?shù)時(shí)識(shí)別T^，
有時(shí)，該信號(hào)在呼吸機(jī)觸發(fā)之后不久經(jīng)受短暫偽咸少. 一個(gè)極端例子 如圖5所示(箭頭，指示呼吸機(jī)觸發(fā)假象)，它之所以被確認(rèn)為假像而不 是自然的努力結(jié)束，是因?yàn)樵撔盘?hào)繼續(xù)再次升高.這些假像的存在可以 造成對(duì)乙d的偽識(shí)別.為了避免這種情況，以與T。^的識(shí)別電路在呼吸機(jī)
停止循環(huán)之后不久對(duì)該信號(hào)"失明"的方式相同，乙d的識(shí)別電路在Ttn,
之后對(duì)該信號(hào)"失明" 一個(gè)設(shè)定期(見圖5中的乙a窗口延遲)。利用在 Twgg"處的一致發(fā)生和表征偽乙d信號(hào)的二次信號(hào)上升，可以容易地區(qū)分 假的乙d和真實(shí)的T。nd。用戶可以借助于顯示該信號(hào)的監(jiān)視器或者通過使 用軟件算法來做出區(qū)分.該T^窗口延遲的寬度被相應(yīng)地調(diào)整.可替換地， 該Tend窗口延遲的寬度可以被設(shè)定以保證呼吸機(jī)的吸氣階段不少于患者 的呼吸循環(huán)的持續(xù)時(shí)間(Tm)的適當(dāng)?shù)纳矸謹(jǐn)?shù)(例如30X),例如，如果 患者的呼吸速率是20 (即Tm=60/20或3秒鐘)，則防止T^信號(hào)循環(huán)停止該呼吸機(jī)，直到自T。m,開始過去0. 9秒鐘(3秒鐘的.
本發(fā)明的一個(gè)方面涉及自動(dòng)選擇Kv值以在呼氣階段產(chǎn)生穩(wěn)定的^T"f 基線的過程。該基本方法是識(shí)別一些時(shí)期，在這些時(shí)期期間該呼吸機(jī)的 呼氣階段不存在任何由呼吸肌產(chǎn)生的真正的或者假的壓力。自此，按照定 義，該剩余時(shí)期(無努力時(shí)期)是被動(dòng)的，在這些無努力時(shí)期期間的不同 點(diǎn)處計(jì)算的《f值應(yīng)該是一樣的。因此，通過識(shí)別在呼吸機(jī)的呼氣階段內(nèi) 的無努力并對(duì)這些時(shí)期內(nèi)的不同點(diǎn)處的壓力、流量和容量取樣，有可能計(jì) 算出用來"強(qiáng)迫"yr爭(zhēng)在各個(gè)努力之間相等的Kv值，從而產(chǎn)生穩(wěn)定的^# 基線.作為一個(gè)例子，考慮在呼吸機(jī)的呼氣階段期間僅在兩個(gè)無努力的 點(diǎn)處(點(diǎn)a和點(diǎn)b )對(duì)P, 、流量和容量取樣并且在這兩個(gè)點(diǎn)處應(yīng)用公式4
的情況，可以得到
iS7g""/ Zw = Volume^ *KV + Flow^ *KFi + (Floww *abs flow^ *Kc) - Paww
和，
57g"fl/ Zw = Volume^ *KV + Flo, *KF| + (Flow向*abs flow" *K。) -
為了建立^Tf"Z的平的基線，要求《# 57卵a(bǔ)7 二, = 5"j'卵a(bǔ)7 據(jù)此，可以導(dǎo)出Kv的值，該Kv的值用于在給定Kn的情況下得到各個(gè)努力 之間的平坦的基線，因此
Kv =[(Pa'w - Pa"*,) - (F1ol廠Floww)*KF1 - ((Floww*abs floww)-(Floww*abs flowft》)*KF2]/(Volumew-Volumerw)......公式5
必須強(qiáng)調(diào)不必堅(jiān)持在該測(cè)量的兩點(diǎn)處的信號(hào)完全相同，在一些情況 下，if基線按照指定數(shù)量?jī)A斜向上或向下是符合愿望的，為了實(shí)現(xiàn)這一 情況，要求"a"處的信號(hào)與"b"處的信號(hào)相比差指定數(shù)量X，其中X可 以是常數(shù)(例如，57卵a(bǔ)7 Zw = W卵a(bǔ)7 Zw + 2),或者是該兩點(diǎn)之間的 時(shí)間差(dT)的函數(shù)(5Y卵a(bǔ)7 = 5"i卵a(bǔ)7 Zw + 2*dT),因此，上述 方法可以被用來產(chǎn)生任何希望斜率的^"子基線，包括平坦的基線(零斜 率)。
顯然存在幾種其它的可能的程序上的和的數(shù)學(xué)上的方法， 一旦無努 力時(shí)期已經(jīng)被識(shí)別出，則可以根據(jù)這些方法得到混合^"f的指定基線斜
率。例如，不是在給定Kn的情況下解出所要求的Kv，而是在給定Kv的情 況下可以導(dǎo)出Kf,的值，該KF,的值用來得到在各個(gè)努力之間的平坦的基 線，因此KF1=[(P w-Pa,w) — (VolumeVolumeW)*KV - ((Floww*abs flovw)
-(FloWft,abs flow)*KF2]/(Flow『Floww)......公式6
在這樣情況中，所使用的Kv值可以是缺省常數(shù)值(例如25，反映出在
被供氣患者身上的平均彈回率，個(gè)人觀察)或者獨(dú)立測(cè)量的彈回率值.
同樣，不是僅有兩個(gè)無努力的時(shí)間點(diǎn)處測(cè)量P:，、流量和容量，可以選 擇在三個(gè)或更多無努力點(diǎn)處測(cè)量這些變量并按照回歸分析得到所要求的 KV值.適合于這個(gè)情況的回歸分析的一個(gè)形式是
X = Y.Kv其中，X值是公式5中的分子值，該分子值根據(jù)在進(jìn)行取樣 的不同點(diǎn)處的P,，、流量和容量之間的差值和在早期取樣點(diǎn)處得到的對(duì)應(yīng) 值得到，Y值是相應(yīng)的容量差值。例如，如果呼氣階段期間在四個(gè)無努力 點(diǎn)(1-4)處得到樣本， 一個(gè)X， Y組可以根據(jù)點(diǎn)1和4之間的差值得到，另 一個(gè)根據(jù)點(diǎn)2和4之間的差值得到，和又一個(gè)根據(jù)點(diǎn)1和3之間的差值 得到等等達(dá)到X,Y組的最大數(shù)為6.其它類型的回歸分析方法能被用來達(dá) 到對(duì)于無努力樣本的最符合的Kv.
如前所示，可以選擇使用非常數(shù)的Kv以考慮容量和壓力之間的非線 性關(guān)系。為實(shí)現(xiàn)這樣的非線性行為，可以使用一個(gè)最符合的非線性函數(shù)， (例如指數(shù)的、冪等等)以符合X和Y數(shù)據(jù).或者可以使用其它統(tǒng)計(jì)方 法以達(dá)到合適地描述在呼氣期間收集的壓力數(shù)據(jù)(公式5中的分子乘積) 和容量數(shù)據(jù)(公式5中的分母乘積)間的關(guān)系的目的.因此，雖然優(yōu)選實(shí) 施例使用常數(shù)的K,，應(yīng)當(dāng)承認(rèn)非常數(shù)的Kv的使用也是可行的，并且這樣的 使用在本發(fā)明的范圍內(nèi)。
同樣，可以使用公式3代替公式4來使用同樣的方法.因此，本發(fā)明 的新意不在于怎樣處理在無努力點(diǎn)處得到的Pa，、流量和容量數(shù)據(jù)，而是在 于通過在呼氣期間對(duì)在無努力時(shí)期內(nèi)的壓力、流量和容量進(jìn)行取樣以導(dǎo) 出所需要的Kv或KF,值的普遍方法和怎樣識(shí)別出這些無努力時(shí)期.現(xiàn)在將 進(jìn)行詳細(xì)討論.
本發(fā)明的一個(gè)方面是用于識(shí)別無努力時(shí)期的方法，該努力時(shí)期適用 于為了估計(jì)Kv，對(duì)P,，、流量和容量進(jìn)行取樣.該方法基于這樣的亊實(shí)在 完全被動(dòng)的呼氣中，呼氣流量在呼氣階段的早些時(shí)候達(dá)到了它的峰(最 負(fù))值，并且當(dāng)呼氣繼續(xù)時(shí)逐步降低(變成更少的負(fù)值)(圖7).相應(yīng) 地，除了非常小噪聲假像之外，流量的一階導(dǎo)數(shù)(dFlow/dt)在整個(gè)呼氣 階段是正的(圖7).本方法基于在呼吸機(jī)的呼氣階段期間發(fā)生顯著的負(fù)的dFlow/dt瞬態(tài)(即當(dāng)呼氣進(jìn)行時(shí)，呼氣流量的軌跡變化方向-從上升(變成 更少的負(fù)值)到下降(變成更多的負(fù)值)，這表明一亊件已經(jīng)發(fā)生，或者正
在發(fā)生.相應(yīng)地，在這樣的瞬態(tài)附近的適當(dāng)區(qū)域內(nèi)應(yīng)避免對(duì)Pa，、流量和容
量的取樣.
有幾種類型的亊件，其可以在呼吸機(jī)的呼氣階段期間違反被動(dòng)狀態(tài).
這些在圖8-12中示出.圖8示出觸發(fā)先前的呼吸機(jī)循環(huán)的吸氣努力持續(xù) 超過吸氣階段進(jìn)入到呼氣階段(類型1的負(fù)流量瞬態(tài)).這里，在吸氣努力 的結(jié)束以前終止的呼吸機(jī)吸氣階段并隨之的吸氣努力的衰退(膜片壓力) 在呼氣階段的早期而不是在呼氣階段開始之前發(fā)生(與在圖8中的下一個(gè) 呼吸比較)。由于在呼氣期間擴(kuò)張力的撤消，呼氣流量變得短暫更多而不 是更少的負(fù)值，這導(dǎo)致大量的幅度和持續(xù)時(shí)間的負(fù)的dF 1 ow/dt瞬態(tài).
圖9示出另一類型的負(fù)流量瞬態(tài)(類型2的瞬態(tài)).注意，呼氣流量 在箭頭處增加，在該時(shí)刻前面沒有吸氣努力(注意，在負(fù)流量瞬態(tài)開始 之前膜片壓力是平坦的)或P,，的降低(亊實(shí)上在負(fù)的dFlow/厶t瞬態(tài)期 間P,.增加，其本應(yīng)該降低呼氣流量).對(duì)這中類型的瞬態(tài)的唯一可能的 解釋是呼氣肌復(fù)原。
圖IO示出由于無效吸氣努力所導(dǎo)致的負(fù)流量瞬態(tài)(類型3的瞬態(tài))。 這里，吸氣努力在第2和笫三所示的呼吸中的呼吸機(jī)的呼氣階段期間發(fā)生 (在膜片壓力中的正的偏斜).吸氣努力的擴(kuò)張力造成呼氣流量的減少， 但是未能觸發(fā)呼吸機(jī)(還見圖l和圖2).當(dāng)努力后來減退時(shí)，擴(kuò)張壓力減 少，結(jié)果導(dǎo)致呼氣流量的二次增加.
圖11示出由于由吸氣努力造成的負(fù)流量瞬態(tài)(類型4的流量瞬態(tài))。 如在無效努力中，吸氣努力(膜片壓力中的箭頭)先于呼氣流量的增加 (負(fù)的dFlow/dt瞬態(tài))，但是，不像無效努力和其他的負(fù)瞬態(tài)，dFlow/dt 瞬態(tài)達(dá)到非常負(fù)的值(在所示的例子中是-5.2)，并且典型地，在緊跟 著負(fù)流量之后存在dFlow/dt信號(hào)的大的正過沖(參圖8-10).
與有組織的呼吸動(dòng)作無關(guān)的許多其它亊件(這不像之前的四種)也 能夠在呼吸機(jī)的呼氣階段期間也產(chǎn)生短暫的呼氣流量增加(負(fù)的 dFlow/dt瞬態(tài)).這些可能由于生物的或者機(jī)械/電氣噪聲，在生物的噪 聲種類中最常見的是心臟假像，該心臟假像有時(shí)可以導(dǎo)致大量的流量震 蕩(例如圖12)。因?yàn)樾呐K速率基本上高于呼吸率，這種類型的連續(xù)瞬態(tài) 之間的間隔小于對(duì)呼吸努力的預(yù)期(圖12)。其它的生物噪聲的成因包括膜片的無規(guī)律痙卑(例如打嗝)，其可以根據(jù)相對(duì)于之前或相繼的吸氣努 力它們持續(xù)時(shí)間短暫并且發(fā)生在意想不到的時(shí)刻來確認(rèn)。由分泌物、氣 體傳輸系統(tǒng)或者在呼氣閥裝置中的短暫震蕩產(chǎn)生的流量振動(dòng)屬于機(jī)械噪 聲范疇，有時(shí)，流量信號(hào)也被電子噪聲污染。當(dāng)這些非呼吸的瞬態(tài)的幅
度適度時(shí)，它們不會(huì)明顯地影響對(duì)Kv的估計(jì)，并且為了該應(yīng)用能夠被相應(yīng)
地忽略。但是，有時(shí)，當(dāng)流量的假的變化可能足夠大以致在物質(zhì)上改變對(duì) Kv的估計(jì).因此，這些假像可以被方便地分成"重要的"(此處稱為類型 5的瞬態(tài)，例如圖12)或者"無關(guān)緊要的"(此處稱為類型6的假像， 例如圖7-9和圖12)。
相應(yīng)地，在本發(fā)明的該方面中，呼吸機(jī)的呼氣階段被掃描以證明呼氣 流量短暫地增加(負(fù)的dFlow/dt瞬態(tài))的例子的存在.
除了在呼氣閥門處的壓力被主動(dòng)控制的情況下，在呼吸機(jī)的呼氣階 段期間的氣道壓力(P,，)是呼出流量的鏡像.這是因?yàn)楫?dāng)下游壓力(即在 該情況中是呼氣閥門處)幾乎不變的的時(shí)候，上游壓力(在該情況中的P,，) 直接作為呼出流量的函數(shù)而變化。實(shí)質(zhì)上，呼氣導(dǎo)管起流量計(jì)量器的作 用。在該情況中，為了識(shí)別出可以在呼氣階段期間表示努力的瞬態(tài)，P,， 可以被用作流量的替代物。注意，例如，每當(dāng)在圖8到12中存在負(fù)流量 瞬態(tài)時(shí)，總存在P.w跡線的一對(duì)應(yīng)的瞬態(tài)，但是極性是相反的，這是因?yàn)?呼氣流量的增加(即更負(fù)的流量值)與更正的P,.值相關(guān)聯(lián)。因此，盡管在
力或不希望的力，但可以使用P,，代替流量來達(dá)到該目的.但是，在跡線 變化方向從負(fù)的(下降的P.，)變到正的情況中將要尋找正的(與負(fù)的相 反)Pa,瞬態(tài)。同樣，盡管緊接著的對(duì)瞬態(tài)類型的分類狄于流量信息，可 以容易地改造為使用Ps 。.相應(yīng)地，在本發(fā)明的該方面中，為了識(shí)別無努 力時(shí)期，對(duì)瞬態(tài)的識(shí)別/分類可以使用流量信息或者P,.信息來完成.
在本發(fā)明的另一個(gè)方面中，所識(shí)別的瞬態(tài)被分類為無關(guān)緊要的并且 可以被忽略的；或者重要的，從而在取樣過程中將被避免的.這種分類 過程可能是簡(jiǎn)單的或者是復(fù)雜的，這視該方法所應(yīng)用的情況而定，在其 最簡(jiǎn)單的形式中，最小dFlow，dFlow/dt和/或持續(xù)時(shí)間或者其它標(biāo)準(zhǔn)可 以被指定以區(qū)分重要的和無關(guān)緊要的瞬態(tài)，在另一個(gè)極端方面，設(shè)置標(biāo)準(zhǔn) 以分別識(shí)別出每一類型的瞬態(tài)(上面的類型1-6).該后一種方法顯然更笨 拙并且要求更高的，但是通過定義瞬態(tài)的成因，該方法具有許多優(yōu)勢(shì)a)它將使根據(jù)包含大量瞬態(tài)的許多呼吸來獲得有用的數(shù)據(jù)(為了估計(jì)Kv) 成為可能，這是因?yàn)橐坏┏梢虮淮_立，基于該成因的已知特征雜相同的呼 吸內(nèi)設(shè)置"安全"時(shí)間區(qū)域就變得可能了.例如，根據(jù)類型2的瞬態(tài)(階 段的呼氣的肌肉復(fù)原)，先于該瞬態(tài)在區(qū)域內(nèi)對(duì)數(shù)據(jù)取樣仍將是"安全" 的，然而，根據(jù)類型3的瞬態(tài)(無效努力)，在該瞬態(tài)結(jié)束之后取樣是安 全的，但是在該瞬態(tài)之前、代表先前吸氣努力(困10)的時(shí)期的大量的 區(qū)域區(qū)域必須被避免.根據(jù)未識(shí)別該瞬態(tài)的特殊原因的簡(jiǎn)單方法，可能會(huì) 以不能確定在哪對(duì)與該瞬態(tài)相關(guān)的數(shù)據(jù)取樣為理由排除包含大量的瞬態(tài) 的所有呼吸.b)通過識(shí)別出負(fù)瞬態(tài)的特殊原因，將可能提供給用戶有用的 輔助信息，例如無效努力的存在和數(shù)量(類型3的瞬態(tài))、呼氣肌復(fù)原 的存在(類型2的瞬態(tài))、不充足的吸氣時(shí)間(類型1的瞬態(tài))…等等. 將在下面描述的優(yōu)選實(shí)施例包括用來選擇性地識(shí)別該六個(gè)類型的瞬
態(tài)的每一個(gè)的標(biāo)準(zhǔn).開發(fā)這些標(biāo)準(zhǔn)是基于這樣的瞬態(tài)的不同成因的已知 生物特征或基于對(duì)該特定成因可能與確定性相一致的每一種的許多例子
的觀察.將在優(yōu)選實(shí)施例中描述的標(biāo)準(zhǔn)反映了瞬態(tài)特征的特定邊界和其 它信號(hào)的相關(guān)變化，該相關(guān)變化通過反復(fù)試驗(yàn)得以發(fā)現(xiàn)以給予各種類型 的瞬態(tài)之間的合理的分開，將承認(rèn)，這些到目前為止僅僅是基于經(jīng)驗(yàn)的 指導(dǎo)方針，其可以在將來修改或擴(kuò)展.例如,通過組合不同的類型、將給 定的類型分裂成為子類型，或者引入新類型來使用該瞬態(tài)的不同分類可 以證明是有用或者方便.使用不同的定量標(biāo)準(zhǔn)或者其它信號(hào)的不同的相 關(guān)變化以實(shí)現(xiàn)不同類型的分開也是可能的，應(yīng)當(dāng)承認(rèn)在優(yōu)選實(shí)施例中指 定的標(biāo)準(zhǔn)根據(jù)以特有方式處理的信號(hào)導(dǎo)出。信號(hào)處理方法的變化將使分 開標(biāo)準(zhǔn)的變化成為必要.例如用于識(shí)別類型5的瞬態(tài)的1. 01/sec/sec的 dFlow/dt的最小減少是基于在處理dFlow/dt信號(hào)期間使用100msec的 平滑間隔，如果用戶使用更長(zhǎng)或更短的平滑間隔，臨界dFlow/dt值將是 不同的，等等。由于這些理由，和該發(fā)明的該方面相關(guān)的專利的權(quán)利要求 沒有指定將被考慮的瞬態(tài)類型的數(shù)目或者將彼此區(qū)分開的特有特征.相 反，該權(quán)利要求和普通方法相關(guān)，該普通方法包括在呼吸機(jī)的呼氣階段期 間檢測(cè)負(fù)流量瞬態(tài)并基于所述瞬態(tài)的和其它被監(jiān)視或者被導(dǎo)出的信號(hào)中 的指定標(biāo)準(zhǔn)來將負(fù)流量瞬態(tài)歸類為不同的類型.
本發(fā)明的另一方面涉及用于在呼吸機(jī)的呼氣階段期間選擇時(shí)間區(qū)域 的確定過程，其中，為了估計(jì)Kv，使用早前所述的任何一種數(shù)學(xué)方法來對(duì)Pa，、流量和容量取樣，再次，該確定過程可以是簡(jiǎn)單的或者復(fù)雜的，這取 決于使用的情況.在最簡(jiǎn)單的方法中，在任何包括任何類型的大量負(fù)瞬態(tài) 的呼氣階段中完全避免取樣。特別是當(dāng)大量的負(fù)瞬態(tài)非常頻繁(例如心 臟的假像)或者當(dāng)無效努力非常頻繁時(shí)，該方法將限制呼吸的數(shù)目，從而 得到有用的數(shù)據(jù).在有些情形下，不可能發(fā)現(xiàn)長(zhǎng)時(shí)間的合適的呼吸. 一個(gè) 優(yōu)選的方法是識(shí)別在負(fù)瞬態(tài)的附近將避免的區(qū)域并且在這些區(qū)域之外取 樣。如早前所示，該瞬態(tài)的特有類型將規(guī)定安全區(qū)域的位置.在優(yōu)選實(shí)施 例中，我已經(jīng)在每一種類型的將被避免的瞬態(tài)周閨使用/指定特定的時(shí)間 邊界.這些基于下列考慮和對(duì)這些瞬態(tài)附近的呼吸^壓力輸出的模式的
大量觀察 I
類型1的瞬態(tài)(圖8):在負(fù)瞬態(tài)的結(jié)束之后的時(shí)間間隔(受到其它瞬 態(tài)規(guī)定的排除)內(nèi)取樣是安全的(注意，膜片壓力在負(fù)的dFlow/dt瞬態(tài) 結(jié)束后不久達(dá)到基線，圖8).
類型2的瞬態(tài)(圖9):該瞬態(tài)指示主動(dòng)呼氣壓力的產(chǎn)生.在存在直變 化的呼氣壓力的情況下對(duì)Pa,、流量和容量取樣將使Kv值惡化.因?yàn)橐坏?開始產(chǎn)生階段的呼氣壓力，通常將一直保持直到下一個(gè)吸氣努力的開始， 推薦在負(fù)瞬態(tài)開始之后的整個(gè)時(shí)間(假設(shè)的呼氣壓力的開始)。在短暫開 始之前的區(qū)域可以被取樣，但是，受到其它瞬態(tài)規(guī)定的排除。
類型3的瞬態(tài)(圖IO):類型3的瞬態(tài)的開始指示無效吸氣努力開始下 降的點(diǎn).因此，為了取樣沒有吸氣壓力的數(shù)據(jù)，必須避免這樣的時(shí)期，該 時(shí)期從瞬態(tài)開始之前很久，反映出對(duì)努力的上升階段所估計(jì)的持續(xù)時(shí)間， 持續(xù)到瞬態(tài)開始之后很久以在排除P糾s的下降階段的時(shí)期.根據(jù)我從幾千 件無效努力的病例中得到的經(jīng)驗(yàn)，上升階段的持續(xù)時(shí)間變化相當(dāng)大(從 0, 3到l.Osec)并且努力的下降階段很少持續(xù)超過負(fù)瞬態(tài)的結(jié)束(圖10)。 因?yàn)樯仙A段的持續(xù)時(shí)間是高度可變的，基于討論中的瞬態(tài)的上升階段 的可能的開始，個(gè)性化處理在該瞬態(tài)之前的被排除區(qū)域是更可取的，相 應(yīng)地，在優(yōu)選實(shí)施例中，描述了一個(gè)過程，通過該過程，在瞬態(tài)開始之前 的最低信號(hào)值被識(shí)別，關(guān)于對(duì)被排除區(qū)域的程度的確定基于與從前所識(shí) 別的最小(見優(yōu)選實(shí)施例)相關(guān)的點(diǎn)處的信號(hào)水平.顯然，擴(kuò)張?jiān)搶⒈槐苊?的區(qū)域?qū)⑹歉颖Ｊ氐姆椒ǎ浜w了上升和下降階段比預(yù)期更長(zhǎng)的例 子。但是，擴(kuò)張?jiān)摫苊鈪^(qū)域減少了在很多存在無效努力的患者身上得到有 用數(shù)據(jù)的機(jī)會(huì)。類型4的瞬態(tài)(圖11):咳嗽是一個(gè)重要的亊件，其結(jié)果比該亊件本身 更長(zhǎng)久。由于該原因，在優(yōu)選實(shí)施例中，包括咳嗽努力的呼吸未被用于對(duì) L的確定。避免從在咳嗽努力之后的許多呼吸取樣是明智的.
類型5的瞬態(tài)(圖12):這些瞬態(tài)通常由具有比吸氣努力(心臟收縮、 打嗝、分泌物噪聲)更短暫的持續(xù)時(shí)間的力產(chǎn)生.選擇更窄的避免區(qū)域， 其從瞬態(tài)開之前的0. 5秒持續(xù)到瞬態(tài)結(jié)束之后的0. 1秒，并且這樣的避免 區(qū)域被發(fā)現(xiàn)是令人滿意的.
類型6的瞬態(tài)與機(jī)械原因無關(guān)，因此可以被忽略.
顯然，相對(duì)每一個(gè)瞬態(tài)類型放置的上述是基于個(gè)人經(jīng)驗(yàn)和偏好的建 議 別人可以選舉更保守更或者更自由的邊界.為此，與本發(fā)明的該方面 相關(guān)的權(quán)利要求沒有指定相對(duì)每一個(gè)瞬態(tài)類型放置的無入選資格邊界的 數(shù)值.相反，權(quán)利要求涉及普遍方法，包括在呼吸機(jī)的呼氣階段期間檢測(cè) 負(fù)流量瞬態(tài)和排除在所述負(fù)瞬態(tài)附近的用戶/建設(shè)者指定的區(qū)域的取樣 之外.
圖7到12中的水平黑條基于在上面提出的并在優(yōu)選實(shí)施例中使用的 標(biāo)準(zhǔn)示出適用于所說明的例子的被排除區(qū)域。在圖7的例子中不存在被 排除區(qū)域.這些被排除區(qū)域定義能被從每一呼吸中取樣的區(qū)域(即在被排 除區(qū)域之外的區(qū)域)。由于該發(fā)明的意圖是要導(dǎo)出產(chǎn)生相對(duì)平的信號(hào)基線 的Kv值，并且由于Kv的單位是壓力/單位體積，得到樣本的容重范圍越寬， 由此產(chǎn)生的Kv越不那么容易受到測(cè)量誤差和噪聲的影響.為此，一旦有資 格區(qū)域被識(shí)別出，在第一(或者僅有)有資格時(shí)期的開始處和在最后一個(gè) (或者僅有)有資格區(qū)域的結(jié)束處得到樣本是更可取的，在優(yōu)選實(shí)施例中 就是這樣應(yīng)用的.有時(shí)，由于無入選資格的區(qū)域的具體分配，有這兩個(gè)極 端點(diǎn)所貫穿的容量是很小的.在實(shí)際實(shí)行中我們不是從這兩個(gè)極端點(diǎn)所 貫穿的容量小于總呼出容量的40X的呼吸中取樣.可替換地，只要所選擇 的點(diǎn)包圍足夠的容量范圍，可以使用在分離呼吸中的"安全"區(qū)域以內(nèi) 得到的樣本.但是，該方法是易受容量信號(hào)的漂移的影響.
是否需要獲得更多的樣本而不是該兩個(gè)極端是個(gè)人選擇的問趙.我 發(fā)現(xiàn)添加更多樣本并使用回歸分析會(huì)增加計(jì)算的時(shí)間但又不提供結(jié)果的 同量的增強(qiáng).為此，優(yōu)選實(shí)施使用兩點(diǎn)的方法，既有資格區(qū)域的極端處， 并將公式5施加于被取樣的值，但是，其他人可以優(yōu)選多樣的方法。
雖然使用KF,的固定的缺省值(例如，如上面所建議的10cmH20/a/sec)實(shí)現(xiàn)了在呼氣階段期間得到穩(wěn)定的基線信號(hào)這一主要目標(biāo)，有時(shí)，固定 的(即對(duì)所有的患者相同并且在任何時(shí)候都相同)缺省值與在呼吸機(jī)觸發(fā)
和循環(huán)停止時(shí)所計(jì)算的用信號(hào)的階躍變化相關(guān)聯(lián)(困13)。這些階躍變化
不是自然的，因?yàn)樵诤粑〉恼嬲膲毫敵鰞?nèi)的這些時(shí)間點(diǎn)處不存在 相應(yīng)的階躍變化(見膜片壓力，圖13).雖然在觸發(fā)和循環(huán)停止時(shí)發(fā)生假像 有幾種原因，一個(gè)潛在的原因是所使用的Kp,不同于實(shí)際患者的阻力.每 當(dāng)流量迅速變化時(shí)，例如在觸發(fā)和循環(huán)停止時(shí)刻，L和患者的阻力之間的 大的差值將造成信號(hào)的階躍變化.該階躍變化的方向?qū)⑷Q于Kp,和患者 的阻力之間的差值的方向(即它可以是正或者負(fù))。在本發(fā)明的另一個(gè)方 面，過程被描述以計(jì)算用于最小化觸發(fā)和循環(huán)停止的信號(hào)的階躍變化所 需要的Kn修正(早先或者后面的^的誤差和估計(jì)).該過程在圖13中示 出.因此，對(duì)于早期的Kn誤差的計(jì)算，在觸發(fā)之前的信號(hào)的軌跡被向前 外推了超過觸發(fā)的主要時(shí)期(圖13的虛線).接著在流量不再迅速變化的 時(shí)刻從真實(shí)信號(hào)值中減去該被外推的值.所計(jì)算的差值提供對(duì)信號(hào)的階 躍變化的幅度(△ S i gna 1 ，圖13)的估計(jì).在同樣的時(shí)間間隔上的流量差值 也被計(jì)算(AFlow,圖13).因此，比率[A5^"fl〃 AFIow提供對(duì)有多少 KFl需要被調(diào)整的估計(jì)，以消除觸發(fā)時(shí)的階躍變化并復(fù)原信號(hào)的上升階段 的生理外觀(早期的Kn誤差)。該誤差接著被添加到(或者從中減去)所 使用的Kn，已得到一個(gè)在將來呼吸中使用的新的L,值。相似的過程能被 用來確定對(duì)最小化循環(huán)停止時(shí)的信號(hào)的階躍變化所需要的Kn的調(diào)節(jié)(圖 13)。因?yàn)榛颊叩淖枇υ谡麄€(gè)呼吸循環(huán)中不是常數(shù)，其受到測(cè)量時(shí)的流量
范圍和容量的影響(以及其它等等)，在觸發(fā)和循環(huán)停止時(shí)所計(jì)算的誤差 不需求相等.有時(shí)，計(jì)算早期的K"誤差或后來的"誤差或者兩者不是可
行的(見下面的優(yōu)選實(shí)施例)在該情況中不管哪個(gè)值是可用的都能被用 來調(diào)整KF1。當(dāng)在給出的呼吸中兩個(gè)過程都是可能的時(shí)候，我的偏好是使用 后來的Kw誤差來調(diào)整Kn。這是因?yàn)楦鶕?jù)外推值通常存在更少的不確定性 并且流量的變化通常更巻曲(圖13)。
顯然存在各種方法，憑借其可以最小化在觸發(fā)和循環(huán)停止時(shí)的信號(hào) 的階躍變化，在優(yōu)選實(shí)施例中，我使用專門依靠對(duì)K"的調(diào)整來產(chǎn)生所希 望的效果的方法.但是，通過Kv和/或L,和/或L的更復(fù)雜的變化可能 取得相似的結(jié)果。也可以使用各種外推方法.在優(yōu)選實(shí)施例中，根據(jù)時(shí)間 進(jìn)程(斜率)外推信號(hào)，該時(shí)間進(jìn)程是剛好在觸發(fā)(或者循環(huán)停止)之前的信號(hào)的軌跡和其在dPlow/dt接近零的點(diǎn)處的軌跡的平均值。其他人可 以選擇其他的、等同效果的外推技術(shù)，例如基于在觸發(fā)之前(或者循環(huán)停 止)的信號(hào)的形狀的非線性的向前外推技術(shù)。外推可以從后觸發(fā)點(diǎn)(或者 后循環(huán)停止)進(jìn)行回推得到，在優(yōu)選實(shí)施例中，信號(hào)被向前外推直到超過
觸發(fā)(或者循環(huán)停止)的指定點(diǎn)(基于流量軌跡)，其他人可以合理選擇不 同的外推時(shí)間間隔.同樣，當(dāng)時(shí)早期和后期的^誤差估計(jì)兩者均可用時(shí)， 在優(yōu)選實(shí)施例使用后期的那個(gè).在這些情況下使用早期誤差、該兩誤差 值的平均值或者一些加權(quán)的平均值值也是可行的方法.為此，與本發(fā)明的 該方面相關(guān)的專利的權(quán)利要求沒有指定用來最小化觸發(fā)和循環(huán)停止處的
信號(hào)的階躍變化，相反，該權(quán)利要求涉及一種選擇用來產(chǎn)生信號(hào)的"值
以最小化在呼吸機(jī)的觸發(fā)和/或循環(huán)停止的時(shí)候的信號(hào)值的階躍變化。
確定根據(jù)上述過程修正的Kw值接近真實(shí)的患者阻力到何種程度，和 確定通過持續(xù)，使用修正的U值計(jì)算的Kv是否接近真實(shí)的患者彈回率都 是感興趣的.在21名真實(shí)的阻力和彈回率可獲得的患者身上，在修正的 l和阻力(r-O. 78， p<0. OOOl)之間和在Kv和彈回率(r-O. 77， p<0. OOOl)之 間存在很好的關(guān)聯(lián)(Younes M， Brochard L，Grasso S，Kun J，Mancebo J， Ranieri M， Richard JC， Younes H"A METHOD FOR MONITORING AND IMPROVING PATIENT-VENTILATOR INTERACTION",待提交)。因此， 盡管我的目標(biāo)是簡(jiǎn)單地產(chǎn)生具有正常吸氣努力的生理屬性的信號(hào)形狀 (即在期間呼氣期間的平坦的基線和生理上出現(xiàn)連續(xù)的升起階段)，看起 來，當(dāng)調(diào)整Kn以簡(jiǎn)單地消除在觸發(fā)和循環(huán)停止時(shí)的信號(hào)的不連貫時(shí)，KF1 和Kv成為真實(shí)阻力和彈回率的合理的近似值.由此，對(duì)用戶顯示這些值可 以用于臨床，
確定根據(jù)上述過程修正的Kn值接近真實(shí)的患者阻力到何種程度，和 確定通過持續(xù)，使用修正的K"值計(jì)算的Kv是否接近真實(shí)的患者彈回率都 是感興趣的。在21名真實(shí)的阻力和彈回率可獲得的患者身上，在修正的 K"和阻力(r=0. 78， p<0. OOOl)之間和在Kv和彈回率(r=0. 77, p<0. OOOl)之 間存在很好的關(guān)聯(lián)(Younes M， Brochard L，Grasso S，Kun J，Mancebo J， Ranieri M， Richard JC， Younes H "A METHOD FOR MONITORING AND IMPROVING PATIENT-VENTILATOR INTERACTION",待提 交)。因此，盡管我的目標(biāo)是簡(jiǎn)單地產(chǎn)生具有正常吸氣努力的生理屬性的 信號(hào)形狀(即在期間呼氣期間的平坦的基線和生理上出現(xiàn)連續(xù)的升起階段)，看起來，當(dāng)調(diào)整KF1以簡(jiǎn)單地消除在觸發(fā)和循環(huán)停止時(shí)的信號(hào)的不
連貫時(shí)，Kn和Kv成為真實(shí)阻力和彈回率的合理的近似值.由此，對(duì)用戶顯
示這些值可以用于臨床.
顯然，如果人們知道或者可以通過其它方法合理地估計(jì)實(shí)際患者彈 回率，則通過對(duì)呼氣階段中的無努力區(qū)域期間的p, 、流量和容量進(jìn)行取
樣來識(shí)別合適的Kv可以變得不是必要的了.相應(yīng)地，在本發(fā)明的另一方面， 所使用的Kv值是已知的或患者彈回率的估計(jì)值，而用來產(chǎn)生信號(hào)的L值
是根據(jù)上面所述的最小化呼吸機(jī)的觸發(fā)和/或循環(huán)停止時(shí)的階躍變化的 方法得到的，
由本發(fā)明結(jié)合更早期的Younes的發(fā)明提供的信息能被用在幾個(gè)方面: 首先，從混合信號(hào)中導(dǎo)出的T。，的時(shí)刻可以被用于通過向呼吸機(jī)的觸發(fā) 機(jī)械裝置提供適當(dāng)?shù)拿顏碛|發(fā)呼吸機(jī)循環(huán).第二，可以使得呼吸機(jī)吸氣 階段的結(jié)束(循環(huán)停止)和患者努力的結(jié)束一致，該患者努力的結(jié)束根 據(jù)所產(chǎn)生的信號(hào)(TBND)通過適當(dāng)?shù)剡B接到該供氧的循環(huán)停止機(jī)械裝置識(shí) 別。第三，只要不違反所指定的最小T,/T窗比率，循環(huán)停止可以發(fā)生在 所識(shí)別的T隱處。
無論是否被用來使呼吸機(jī)和患者努力同步，由信號(hào)提供的信息可以 被顯示給用戶以幫助他/她調(diào)整呼吸機(jī)設(shè)置從而間接地改進(jìn)患者-呼吸機(jī) 的相互作用。在這方面，該信息可以根據(jù)命令被打印出來或者在監(jiān)視器上 顯示.信號(hào)自身能夠與其它有用波形，例如流量和導(dǎo)管壓力一起實(shí)時(shí)地 顯示，此外，可以顯示關(guān)于患者-呼吸機(jī)的相互作用的數(shù)值。 一些推薦值 包括
a )觸發(fā)延遲(呼吸機(jī)觸發(fā)時(shí)間和T。，之間的差值)， b )循環(huán)停止誤差(離開時(shí)間呼吸機(jī)的循環(huán)停止時(shí)間和根據(jù)信號(hào)(TBND) 識(shí)別的吸氣努力的結(jié)束之間的差值.
c) 患者的真實(shí)呼吸速率(每分鐘吸氣努力的數(shù)目).
d) 多次吸氣努力(TTOT)之間的平均值持續(xù)時(shí)間.
e) 每分鐘或者作為呼吸率的分?jǐn)?shù)的無效努力的數(shù)目.該無效努力的 數(shù)目被計(jì)算作為患者的真實(shí)速率和呼吸機(jī)速率之間的差值。
f) 每小時(shí)和/或中間所花費(fèi)的時(shí)間的百分?jǐn)?shù)的呼吸暫停的數(shù)目(在指 定時(shí)期沒有吸氣努力，例如10秒)
數(shù)值可以伴隨所顯示的建議，該建議指出如何調(diào)整呼吸機(jī)設(shè)置以減少當(dāng)前的相互作用的不希望的方面。 優(yōu)先實(shí)施例
如同在上方詳細(xì)描述的那樣，本發(fā)明的過程可以在一個(gè)裝置中實(shí)施， 該裝置可以被構(gòu)造為附加于呼吸機(jī)外部的獨(dú)立裝置，或者可以包舍在呼 吸機(jī)內(nèi).隨便哪種情況，裝置的運(yùn)作要求和呼吸機(jī)電路中的壓力和流量有
關(guān)的輸入.圖14示出適合于得到這些輸入的設(shè)計(jì)和組件.雖然通過將流 量計(jì)和壓力端口附加在將呼吸機(jī)連接到患者1的共用導(dǎo)管上來獲得這些
輸入是可能的，但是更可取的是在吸氣和呼氣線路中分別監(jiān)視流重和壓 力并且合并該信號(hào)，這將避免流量計(jì)的堵塞和將從患者頭部附近延伸到 該裝置的導(dǎo)管的數(shù)目減到最小.相應(yīng)地，如同圖14所示，流量計(jì)和壓力端 口被插入在吸氣線路2中，和另外的裝置被插入在呼氣線路3中，每個(gè) 裝置被連接到適當(dāng)?shù)膲毫Q能器4和流量換能器5,該換能器產(chǎn)生分別與 壓力和流量成比例的電輸出。為了模擬處理，用合適的低通濾波器(例如 10Hz)和補(bǔ)償和增益電路來調(diào)整來自每個(gè)壓力換能器4和流量換能器5的 輸出。對(duì)于壓力和流量輸入來說合適的校準(zhǔn)分別是10cmH20/V和1. 0 1/sec/V.使用加法放大器8將所處理的吸氣流量輸入6和呼氣流量輸入 7相加以產(chǎn)生將被該裝置使用的混合流量輸入9。吸氣壓力輸入10和呼 氣壓力輸入11被連接到多路復(fù)用器12.比較器13接收混合流量輸入9 并將信號(hào)14提供給多路復(fù)用器12，該信號(hào)14指示流量9的極性。多路 復(fù)用器產(chǎn)生壓力輸出15，當(dāng)流量是呼氣時(shí)，壓力輸出15由吸氣壓力值 IO組成，當(dāng)流量是吸氣時(shí)，壓力輸出15由呼氣壓力值11組成。以這種 方式，因?yàn)樵谌魏螘r(shí)候在活動(dòng)換能器和患者附近的共用呼吸機(jī)導(dǎo)管之間 總存在靜止的空氣柱，所以在任何時(shí)刻測(cè)量的壓力15總是近似于患者1 附近的導(dǎo)管中的壓力。
在現(xiàn)代的呼吸機(jī)中使用與圖14所示的方法相類似的方法來常規(guī)地產(chǎn) 生壓力和流量值.如果本發(fā)明的裝置包含在呼吸機(jī)中，相反可以使用由呼 吸機(jī)獨(dú)立產(chǎn)生的壓力和流量值.
圖15是根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例來進(jìn)行搮作的獨(dú)立原型的照 片，存在監(jiān)視器18,用于如下目的a)顯示通過分析努力信號(hào)和相關(guān)的 P…流量和容量信號(hào)產(chǎn)生的實(shí)時(shí)波形和其它數(shù)字和圖形數(shù)據(jù).通過顯示 在圖形用戶界面(GUI)上的觸摸屏幕掩鍵選擇將被顯示的波形或者數(shù)據(jù). b)不管氣管內(nèi)的導(dǎo)管是否在位和如果在，不管其大小(根據(jù)其大小，可以導(dǎo)出在公式4-6中使用的Kf2的伍)、P,，和流量將被輸入的形式(模擬 的、換能器或數(shù)字的)等等，輸入在某些功能(例如供氧模式)中使用 的信息.c)當(dāng)使用換能器輸入模式時(shí)，校準(zhǔn)壓力和流量信號(hào)，d)選擇將 被輸出以被外部裝置使用的變量.
在底面上有兩排連接器.前排由4個(gè)1/8莢寸直徑的帶有倒鉤的陽 導(dǎo)管連接器19，用于在換能器輸入形式被選擇時(shí)連接呼吸機(jī)的導(dǎo)管5中 的呼氣和吸氣流量計(jì).后排由一系列的電子BNC連接器20構(gòu)成.在模擬 輸入被選擇時(shí)，該一系列電子BNC連接器中的兩個(gè)是輸入P,，和流量數(shù)據(jù) 的輸入連接器。其他是用于在外部監(jiān)視器上顯示各種輸出或者在外部記 錄系統(tǒng)上存儲(chǔ)所述輸出的輸出連接器.可以被選擇(通過觸摸屏特征) 以用于外部使用的輸出的例子包括Paw， dPaw/dt， Flow， dFkm/dt， 57g朋/， dft"^ifl〃dt和容量。
圖16是該面板的一個(gè)側(cè)面的照片，該面板在換能器數(shù)據(jù)采集模式下 產(chǎn)生壓力和流量輸入。示出的兩臺(tái)流量換能器(Honeywel 1， 163PC01D36) 和兩臺(tái)壓力換能器(Honeywell, 143PC01), —對(duì)用于吸氣管路， 一對(duì)用于 呼氣管路.根據(jù)圖14布置導(dǎo)管。
圖17是該換能器面板60的另一個(gè)側(cè)面的方框.功率經(jīng)由一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)3 針陽Molex連接器21進(jìn)入面板。該連接器從插入到該裝置背面的外部12 伏的DC電源處接收功率，功羋通過該面板傳輸?shù)诫娫?2.該電源經(jīng)由 LM2674M-ADJ可調(diào)節(jié)電壓轉(zhuǎn)換器將電壓從+12伏轉(zhuǎn)換到+3. 3伏，經(jīng)由 TPS61040DVB可調(diào)節(jié)電壓上升轉(zhuǎn)換器將電壓轉(zhuǎn)換到± 15伏和經(jīng)由 MIC5205BM5固定電壓調(diào)節(jié)器將電壓轉(zhuǎn)換到+10伏，該+10伏電源被用來給 壓力換能器4和流量換能器5供電，該± 15伏電源被用來給數(shù)模電路25 供電，并且該+3. 3伏被傳輸?shù)竭B接器24在微處理器(CPU)面板61上使用。 標(biāo)準(zhǔn)6針陽Molex連接器23被用來從微處理器面板61傳送數(shù)字信號(hào)給 監(jiān)視器18.面板座，40針低側(cè)面的陰插口 24被用來把微處理器面板61 連接到換能器面板60.連接器24將模擬電壓和控制該數(shù)模電路25的數(shù) 字信號(hào)從BNC連接器20傳送到微處理器面板61,并且還將數(shù)字信號(hào)傳送 到監(jiān)視器18,該數(shù)模電路25將來自微處理器面板的數(shù)字信號(hào)轉(zhuǎn)變成為用 于在BNC連接器20上輸出的模擬值。數(shù)模電路25由74VHCT14施密特觸 發(fā)轉(zhuǎn)換器、DAC7714U、 12比特串行數(shù)模轉(zhuǎn)換器、OP07D低噪聲運(yùn)算放大 器、LM4040BIM3-5. 0高精度-5伏參考二極管和LM4040BIM3 5. 0高精度5伏參考二極管構(gòu)成.在整個(gè)電路22和25中還使用許多電阻器、電容器、 二極管和電感器。這些僅僅是允許電路根據(jù)每個(gè)制造商的說明書正確工 作所必須的并且將不被分開逐條列舉，
圖18是執(zhí)行各種功能的微處理器面板61的方框圖.微處理器26由 LPC2138、飛利浦ARM7處理器構(gòu)成.它具有內(nèi)部可編程的非易失性存儲(chǔ) 器，其存儲(chǔ)在圖19和22中描述的功能.該處理器的內(nèi)部易失存儲(chǔ)器不 足以執(zhí)行圖19和22中描述的全部功能，并且由此它經(jīng)由 XC9536XL-10CS48C芯片級(jí)封裝CPLD 30與AS7C34096、 2 x 512KB外部 SRAM29接口。 CPLD 30嚴(yán)格充當(dāng)SRAM 29的地址解碼器。微處理器26經(jīng) 由振蕩器電路31被定時(shí)，該振蕩器電路31由HC49SD 3. 684MHz振蕩器和 SG-615P 6. 144MHz振蕩器構(gòu)成，微處理器26的電壓由功率管理器28管 理，該功率管理器28由MCP809-315標(biāo)準(zhǔn)電壓管理器構(gòu)成.如果電壓電 源下降到設(shè)定閾值以下，功率管理器28將重新設(shè)置微處理器26,電源27 由為微處理器26提供額外功率的MIC5205BM5， +1. 8伏調(diào)節(jié)器，和為模數(shù) 轉(zhuǎn)換器32提供功率的PS61040DVB，+5伏調(diào)節(jié)器構(gòu)成.模數(shù)轉(zhuǎn)換器32由 ADS1256DB、 24位串行A/D轉(zhuǎn)換器構(gòu)成，并且經(jīng)由能夠解碼該芯片選擇的 CPLD 30與微處理器26接口 。模數(shù)轉(zhuǎn)換器32經(jīng)由連接器34連接換能器 面板的模擬信號(hào).連接器34是面板座，陽40針低側(cè)面插口連接器.它連
整個(gè)電路26到33全部中還使用許多電lT器、電容g器、二極^管和電感器. 這些僅僅是允許電路根據(jù)每個(gè)制造商的說明書正確工作所必須的并且將 不被分開逐條列舉.
實(shí)時(shí)功能35，圖19:
圖19是由微處理器26執(zhí)行的各種實(shí)時(shí)功能的方框圖.僅那些與本 申請(qǐng)的權(quán)利要求相關(guān)的功能將被詳細(xì)討論.這些功能每隔5 msec的時(shí)間
間隔重復(fù)一次。
D讀M數(shù)轉(zhuǎn)換器36.自解釋的。
2) 將所存儲(chǔ)的校準(zhǔn)因子應(yīng)用于吸氣流量、呼氣流量、吸氣壓力、呼 氣壓力37。自解釋的.
3) 將吸氣和呼氣流量相加以產(chǎn)生共同流量值，并取決于流量的極性 選擇適當(dāng)?shù)膲毫π盘?hào)38,
4) 濾波壓力和流量信號(hào)39:該濾波器是具有8. 5 Hz的截止頻率的二階低通Butterworth配置的數(shù)字實(shí)現(xiàn).
功能2到4 (37到39)僅以換能器輸入模式操作并且主要代替模擬實(shí) 施例中的相應(yīng)功能(8到17，圖14).顯然，這些功能可以由模擬電路執(zhí) 行，例如關(guān)于圖14所描述的模擬電路。也顯然，被處理的壓力和流量輸 入能從例如絕大多數(shù)呼吸機(jī)中所包括的那些獨(dú)立測(cè)量系統(tǒng)中導(dǎo)出.為此， 這里開發(fā)的原型包括選項(xiàng)用于以模擬形式輸入壓力和流量信號(hào).在這種 情況中，這些預(yù)先處理的輸入被數(shù)字化并且被從下面的步驟5開始處理， 而不經(jīng)過上面的步驟2-4.
5) 積分混合流量以產(chǎn)生容量信號(hào)40,這里，混合流量值39在沒有重 新設(shè)置的情況下被積分.由于不可避免要在混合流量信號(hào)中補(bǔ)償，該被積 分的信號(hào)被高通濾波以保持該容量信號(hào)的基線靠近零點(diǎn).該濾波器是具 有0.005 Hz的截止頻率的一階高通高斯配置的數(shù)字實(shí)現(xiàn)。
6) 產(chǎn)生混合信號(hào)41.這使用公式4實(shí)現(xiàn)
^g朋/ = Volume*Kv + Flow*KFi + (Flow*absolute flow*KF2)曙Paw 其中Volume是當(dāng)前容量值；
當(dāng)所述導(dǎo)管的存在和大小在啟動(dòng)時(shí)被指示時(shí)，U是與氣管內(nèi)的導(dǎo)管 的大小有關(guān)的常數(shù).它可以使用查尋表來得到.該表從Wright等人 (Wright 、 P. E. 、 J. J.Marini 和 G.R.Bernard 1989 年在 Am. Rev. Respir. Dis. 140的笫10-16頁(yè)發(fā)表的名稱為"In vitro versus in vivo comparison of endotracheal tube airflow resistance") 發(fā)表的不同大小的導(dǎo)管的L值中導(dǎo)出。因此使用的值對(duì)于導(dǎo)管大小6、 7、 7.5、 8.0、 8. 5和9. 0分別為15. 0、 9.5、 7.0、 5.5、 4,0、 3.0;對(duì) 于非侵害性的應(yīng)用，用戶可以輸入"無導(dǎo)管"，在這種情況下L2被分配 零的值.可替換地，如果用戶希望包含非線性組件以解釋上方氣道通路的 阻性性質(zhì)，他/她可以根據(jù)與對(duì)上方氣道通路所估計(jì)的L可比擬的K,輸入
導(dǎo)管的大小.
Kn是存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中的流量系數(shù)(以cmH20/sec為單位)，該值可以 是常數(shù)。在該情況中，推薦值10，因?yàn)樗砹嗽诒还饣颊呱砩系幕颊?阻力的平均值值(即，在扣除了 ET導(dǎo)管阻力之后)(根據(jù)Younes M， Kun J，Masiowski B， Webster K和Roberts D 2001年在J. Respir. Crit. Care Med 163的第829-839頁(yè)名為"A method for Noninvasive Determination ofInspiratoryResistanceduringProportional AssistVentilation")可替換地，K"可以是由用戶獨(dú)立測(cè)量并輸入存儲(chǔ)器的直接 測(cè)量的阻力，此外，現(xiàn)時(shí)有在使用呼吸機(jī)的自發(fā)呼吸的患者身上自動(dòng)確定 阻力的方法(例如Younes等，同前).如果這樣的方法結(jié)合當(dāng)前發(fā)明採(cǎi) 作，其結(jié)果能被用來頻繁更新存儲(chǔ)器中的Kw值.在當(dāng)前優(yōu)選實(shí)施例中，使 用初始缺省值10.基于嘗試最小化在呼吸機(jī)觸發(fā)和循環(huán)停止時(shí)的所計(jì)算 信號(hào)的階躍變化的算法所得的結(jié)果，該值隨后每隔一段時(shí)間間隔被更新 一次(見下面討論的非實(shí)時(shí)功能中的KF,誤差功能).
Kv是存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中的容量系數(shù)，開始時(shí)，缺省值25被置于存儲(chǔ)器 中?；谠谶^去的呼吸中的Kv估計(jì)函數(shù)的功能的結(jié)果，該值在每次呼吸 后被更新(見下面討論的非實(shí)時(shí)功能)。
7) 產(chǎn)生P, 、流量和信號(hào)42的時(shí)間導(dǎo)數(shù)這些導(dǎo)數(shù)(即dPaw/dt; dFlow/dt; dSignal/dt)被實(shí)時(shí)產(chǎn)生但是在非實(shí)時(shí)功能中被要求(見下 面)。在當(dāng)前優(yōu)選實(shí)施例中使用100msec的平滑時(shí)間間隔(20個(gè)樣本)。 另外，產(chǎn)生50msec的信號(hào)的移動(dòng)平均值值(MA信號(hào)).
8) 產(chǎn)生零流量交叉信息43:這個(gè)功能識(shí)別出有效吸氣階段已經(jīng)開始 的時(shí)間(從呼氣轉(zhuǎn)變到吸氣(TBI)和有效呼氣階段已經(jīng)開始的時(shí)間(T1B )t 這些時(shí)間接著被存儲(chǔ)并隨后被用來確定回顧分析的計(jì)時(shí)(見下面討論的 非實(shí)時(shí)功能).TBI (流量通道，圖23)是流量在走向吸氣階段通過零點(diǎn)的點(diǎn)。 它在流量超過0. 07 1/秒并連續(xù)保持在該水平上0. 3秒的第一個(gè)點(diǎn)處做標(biāo) 記.可替換地，如果流量超過0. 07 1/秒僅0. 2秒但P,.在這段時(shí)間間隔內(nèi) 增加了至少5cmH20，則TB,被識(shí)別.T,B(流量通道，圖23)是流量在走向呼氣 階段交叉零的點(diǎn).它在流量降低到-O. 07 1/秒之下并連續(xù)或間歇地保持 在該水平之下總共0. 30秒時(shí)間間隔的0. 25秒的第一個(gè)點(diǎn)處做標(biāo)記。
9) 應(yīng)用當(dāng)前的Kn和Kv44:當(dāng)將下面非實(shí)時(shí)功中所示，每當(dāng)根據(jù)過去 的呼吸進(jìn)行有效測(cè)量時(shí)，更新存儲(chǔ)器中的Kh和Kv的值.但是，在存儲(chǔ)器 中值被更新就將新值用于對(duì)信號(hào)的計(jì)算是不符合愿望的。當(dāng)新值與舊值 有很大不同時(shí)，應(yīng)用新值將導(dǎo)致在所計(jì)算的信號(hào)中存在階躍變化，這可 導(dǎo)致誤差(例如這樣的階躍變化可以被認(rèn)為是無效努力或者T。隨)。為此， 對(duì)將在對(duì)信號(hào)的實(shí)時(shí)計(jì)算中使用的"和Kv的值的更新在呼吸循環(huán)的特定 時(shí)間完成，在該特定時(shí)間這樣的階躍變化不能導(dǎo)致誤差，這在流量超過 0. 3L/s之后300ms發(fā)生。該"應(yīng)用當(dāng)前的KF1和L功能"44應(yīng)用當(dāng)前K" 在適當(dāng)時(shí)刻和Kv功能44實(shí)時(shí)追蹤呼吸循環(huán)的階段并更新將被用于在合適的時(shí)間計(jì)算信號(hào)的值.
10)其它實(shí)時(shí)功能45:這主要涉及將適當(dāng)?shù)男畔?dǎo)向搮作監(jiān)視器18 的微處理器，并且根據(jù)用于實(shí)時(shí)觸發(fā)和循環(huán)停止呼吸機(jī)的所產(chǎn)生的信號(hào) 實(shí)時(shí)檢測(cè)吸氣努力的開始(T。隨)和結(jié)束(T國(guó))。用于實(shí)時(shí)識(shí)別T證t和TBND 的方法已經(jīng)在前面提到的美國(guó)專利申請(qǐng)10/517， 384和EP申請(qǐng)03 739906 "Method and Device for monitoring and Improving Patient-Ventilator Interaction"中詳細(xì)描述，其并入此處作為參考。 這些確定所涉及的基本原理已經(jīng)在本發(fā)明的上面的詳盡描述中進(jìn)行了描 述.
實(shí)時(shí)產(chǎn)生的數(shù)據(jù)的例子在圖20中示出.這些數(shù)據(jù)在實(shí)時(shí)處理期間通 過電輸出連接器20輸出并使用Windaq數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)(DATAQ設(shè)備，公 司，Akron Ohio)記錄.相似的數(shù)據(jù)被顯示在監(jiān)視器上，但是因?yàn)槠涿娣e 小，任何時(shí)候僅可以顯示3條通道(如圖21所示)。在這兩張圖中，可以 清楚地看到所產(chǎn)生的信號(hào)(它在監(jiān)視器上被稱為Eff (即，努力)).T。NSBT 和T,標(biāo)記也被實(shí)時(shí)顯示(在圖20中的信號(hào)通道，在圖21中的Eff通道)。 如果被直接導(dǎo)向呼吸機(jī)的控制系統(tǒng)，這些努力開始和結(jié)束的標(biāo)記可以被 用來主動(dòng)控制呼吸機(jī)的觸發(fā)和循環(huán)停止.
非實(shí)時(shí)功能62,圖22:
存在許多在過去的呼吸上執(zhí)行的功能，僅詳細(xì)描述那些與當(dāng)前權(quán)利 要求有關(guān)的功能.圖23和24示出在執(zhí)行非實(shí)時(shí)功能中使用的各種變量。 另外，這些圖示出了根據(jù)這些變量和下面描述中所使用的項(xiàng)所做的基本 測(cè)量.
該非實(shí)時(shí)功能由有效T,b的出現(xiàn)觸發(fā)，該T,b由適當(dāng)?shù)膶?shí)時(shí)功能43識(shí) 別. 一旦有效T,b被檢測(cè)到，下一步是確定是否存在和剛過去的吸氣階段 有關(guān)的呼吸機(jī)的呼吸(一些吸氣階段未被輔助)。這分兩步完成首先，尋 找循環(huán)停止事件(TDFP)的證據(jù)。如果發(fā)現(xiàn)有效T附，下一步是確定呼吸機(jī) 被觸發(fā)的時(shí)間(TTRIGm).從T附往回掃描直到達(dá)到符合特定T畫咖標(biāo)準(zhǔn)的點(diǎn)。
l)識(shí)別T。FF 46: (P,，跡線，圖23)。其中本發(fā)明的系統(tǒng)被嵌入在呼吸 機(jī)中，T。FF能直接從呼吸機(jī)的控制系統(tǒng)中導(dǎo)出，在例如當(dāng)前原型的獨(dú)立的 系統(tǒng)中，需要特定算法.在優(yōu)選實(shí)施例中，T附按如下步驟識(shí)別
-確定[Trc+0.25 sec]-([T!E-0.50 sec或[前面的TEI-0.20 sec]兩者較 晚的那一個(gè))這段時(shí)間間隔內(nèi)的最小dPa'/dt。最小dP,，/dt的時(shí)間是T,如果最小dPaw/dt>-10，則不存在T。FF (即，吸氣階段未得到呼吸機(jī)支持). -確定包含最小dPa，/dt的負(fù)dP,，/dt瞬態(tài)的持續(xù)時(shí)間(dT). -根據(jù)dT*minimum dPaw/dt計(jì)算dP,，，
-根據(jù)在該瞬態(tài)期間的[在瞬態(tài)開始-O. 05秒處的Pj-最低的Pa ，確 定在所述負(fù)dP,w/dt瞬態(tài)期間的最大Pw下降.
-如果最小dPaw/dt<-30， dP,w<-3，和dP, >2. 0，在TMIN-0.10秒處放置 TW，否則
-確定T,處的確定dFlow/dt;
-根據(jù)[TMlN-0.1秒處的P,，] - [TB1處的P,，j,確定P,， ( max), -如果T剛處的dFlow/dK-1. 5和dP,, (max) >2. 0,在TM1N-0.10秒 處放置T附.否則，不存在T附。
2) 識(shí)別T tricgbr 47:
如果沒有T。FF，則不存在TT lfieB 。如果存在T。FF，從[先前的TEI-0.1秒] 到T附向前掃描，Ttk,關(guān)是下面最早的那個(gè)
-dP,w/dt第一次超過15 (點(diǎn)X)如果a) dP,w/dt保持大于15達(dá)到 0. l秒，b) X處的dFlow/dt〉0，和X處的流量>0.1，滿足上面條件的笫 一個(gè)點(diǎn).M. 0和dP,'/dt>0的第一個(gè)點(diǎn). -dP, /dt>0并且如果a) dP,，/dt保持大于0達(dá)到0. 1秒，和([X 處的P,w+100ms-[X處的P,，] ) M.O，滿足上面條件的第一個(gè)點(diǎn).
流量>0. 3并且如果a )流量保持大于0. 3達(dá)到50ms,和X處的 dPaw/dt>0，滿足上面條件的第一個(gè)點(diǎn).
每當(dāng)根據(jù)上面的兩個(gè)功能使識(shí)別出呼吸機(jī)的呼吸時(shí)，執(zhí)行剩余的功能。
3) 發(fā)現(xiàn)FMO. 2(流量通道，圖23)48:超過TIE，呼氣流量下降到-O. 2 1/sec以下的點(diǎn).
4) 計(jì)算追溯的T。NSeT(dPsl(;Na/dt通道，圖23)49:這是在T畫^之前的吸 氣努力的開始，它由從T^,往回掃描以在Tt隨r到[Tt'隨-O. 5秒]的時(shí) 間間隔發(fā)現(xiàn)最高的dSignal/dt確定的.然后，從該最高的dSignal/dt值 往回掃描直到dSignal/dt下降到該最高dSignal/dt的15X以下.TTRICCER 之前的dSignal/dt必須符合將其認(rèn)為是努力的最小標(biāo)準(zhǔn)(持續(xù)時(shí)間 >60msec或在該瞬態(tài)期間信號(hào)的增加>1. 0cmH20和dSignal/dt超過5cmH20/sec達(dá)到瞬態(tài)持續(xù)時(shí)間的至少1/4 ),如果在Tm,之前沒有發(fā)現(xiàn)符合 這些最小標(biāo)準(zhǔn)的瞬態(tài)，則不存在追溯的T。NSBT。
5)放置彈回率點(diǎn)(EP點(diǎn)；dFlow/dt通道，困23):存在這樣一些點(diǎn)， 在這些點(diǎn)處，為了估計(jì)Kv，P,.、流量和容量的值被取樣.BP1點(diǎn)是高容量 點(diǎn)，與公式5中的點(diǎn)"a"相對(duì)應(yīng)，EP2是低容量點(diǎn)，與公式5中的點(diǎn)"b" 相對(duì)應(yīng)。該過程按下面4步(50-53，圖22)執(zhí)行
A) EP點(diǎn)的初始(笫一通過)放置(50):第一通過EP1(FP EP1)被放置 在[T附+0. 2sec]或[FM0. 2+0. lsec]的較后的那個(gè)處,第一通過EP2(FP EP2)被放置在追溯的T。，或者，如果不存在追溯，則放置在L,處，
B) 對(duì)負(fù)流量瞬態(tài)的識(shí)別和歸類(51):在第一通過EP1和追溯之間[如 果不存在追溯，則;1接下去的TJ掃描信號(hào)的50msec移動(dòng)平均值(MA信 號(hào))以用于dPlow/dt中的負(fù)瞬態(tài)的存在，該負(fù)瞬態(tài)在該搜索的時(shí)間間隔 內(nèi)結(jié)束.取決于各種測(cè)量，每一個(gè)被發(fā)現(xiàn)的瞬態(tài)被歸類為6個(gè)類型中的 一個(gè)。圖24示出那些構(gòu)成歸類基礎(chǔ)的測(cè)量?？梢钥吹?，在第一通過EP1 (FP EP1)和接下去的追溯之間存在負(fù)的dFlow/dt瞬態(tài)，圖中的各種測(cè)量和確 定如下所示
。Tl:瞬態(tài)開始的時(shí)間 ° T2:瞬態(tài)結(jié)束的時(shí)間 ° T剛在瞬態(tài)內(nèi)的最小dFlow/dt的時(shí)間.
。Tx:當(dāng)從[T2-100msec]向前掃描時(shí)，dSignal/dt增加到-5之上的笫 一個(gè)點(diǎn).
°前面的L,:在先前的呼吸機(jī)呼吸之前的Tb,。 。接著的TBI: Te,在接著的呼吸機(jī)呼吸之前的TEI。 ° FP EP1:第一通過EP1(見上文)。 ° PP EP2:笫一通過EP2(見上文). 。PQT1:T1處的P,.。
。P剛在P祖T1和[Tl-1.0sec]或FMO. 2中較晚的那一個(gè)之間的最低
的P, 。
° MAFtDTl:在Tl處流量的50msec移動(dòng)平均值.
° MAF窗T2:在T2處流量的50msec移動(dòng)平均值。
。dFlow/dt(MIN):在瞬態(tài)內(nèi)所達(dá)到的最低dFlow/dt。
° dFlow/dt歸)在T2到([T2+150邁sec]或[追溯一100msec])中較早的那一個(gè)的時(shí)間間隔內(nèi)所達(dá)到的最高dFlow/dt.
°峰值在之前的呼吸機(jī)吸氣階段的TTR,R到T。FF的時(shí)間間隔中的最 高的信號(hào)的50msec移動(dòng)平均值(MA).
° A:在峰值和T附之間的最低MA信號(hào).
° Al:在之前的呼氣的追溯處或(如果沒有追溯)TT,BR-300msec處 的MA信號(hào)。
° A2:在Tl和[前面的FMO. 2+100msec]之間的最4氐MA信號(hào)，
° A3:在[Tl-25msec]處的MA信號(hào),
° A4:在[T2-25msec]處的MA信號(hào),
° A5:在Tx處的MA信號(hào).
。A6:在T附的MA信號(hào).
圖25和26是所述歸類過程的流量圖，
C) 將一些類型3的瞬態(tài)重新歸類為類型5 52:如果在搜索時(shí)間間隔內(nèi) 發(fā)現(xiàn)類型3的瞬態(tài)，該瞬態(tài)將受到進(jìn)一步調(diào)查.因此，如果另一個(gè)類型3 或者類型5的瞬態(tài)在正考慮的類型3的瞬態(tài)的Tl的± 0. 9秒的范圍內(nèi)開 始，那么它被重新歸類為類型5的瞬態(tài).這是因?yàn)轭愋?的瞬態(tài)理應(yīng)反 映出未能觸發(fā)呼吸機(jī)的正常吸氣努力(圖10)。因?yàn)楹粑蕦?shí)際上從不超 過65/分鐘，另一個(gè)在0.9秒內(nèi)的相似瞬態(tài)或者類型5的瞬態(tài)表明這兩種 瞬態(tài)反映出更高頻率重復(fù)的力，例如心臟的震蕩或者分泌物，而不是代 表呼吸努力.后者被正常歸為類型5的瞬態(tài).同樣，如果類型3的瞬態(tài)的 T1在先前的T,的0.45秒的范圍內(nèi)，該類型3的瞬態(tài)被把重新歸類為類 型5,
D) EP點(diǎn)的最終放置53:如果不滿足下列條件，放棄放置EP點(diǎn)，并且 通過持續(xù)，呼吸被排除在Kv計(jì)算外
a. 先前的呼吸的持續(xù)時(shí)間(即，當(dāng)前Tt,w先前TTRIcm) <1秒，因 為這反映出不穩(wěn)定的呼吸模式.
b. 當(dāng)前呼吸的呼出容量〈0.7，當(dāng)前呼吸吸入容量，因?yàn)檫@反映出不穩(wěn)
定呼吸模式或者重大泄露.
c. T,b〈當(dāng)前呼吸的T。FF，因?yàn)檫@反映出在呼氣階段的開頭所標(biāo)記的呼 氣肌復(fù)原。
d. 在追溯的0. 4秒內(nèi)開始的類型3或者類型5的流量瞬態(tài).這些類 型的流量瞬態(tài)反映出在呼氣階段期間出現(xiàn)重要的力.當(dāng)它們?cè)卩徑Φ拈_始處(在這個(gè)情況中指追溯)出現(xiàn)時(shí)，它們不可能是合適的呼吸努力， 并且因此是不明起因的.由于它們的不確定的性質(zhì)，安全時(shí)間邊界不能被 確立并且呼吸被丟棄，
e.在呼氣階段中的任何時(shí)刻存在類型4的流量瞬態(tài). 在所有其它呼吸中，第一通過EP點(diǎn)按如下調(diào)整
a. 如果存在類型2的流量瞬態(tài)，將FP EP2點(diǎn)移回該類型2的瞬態(tài)的 開始(Tl)處。
b. 如果不存在流量瞬態(tài)或者瞬態(tài)是屬于類型2或者6，第一通過EP1 保持原樣。
c. 對(duì)于類型1的瞬態(tài)，F(xiàn)P EP1向前移動(dòng)到瞬態(tài)的結(jié)束處.
d. 對(duì)于類型3的瞬態(tài)，檢查[A2-A(見圖24)。如果[A2-A<2， EP1保 持原樣'如果>2，將EPl移動(dòng)到瞬態(tài)的結(jié)束+100msec處.
e. 如果一個(gè)或更多的類型5的瞬態(tài)在FP EP1到FP EPl+500msec的 時(shí)間間隔內(nèi)^4L現(xiàn)，將EP1移動(dòng)到該時(shí)間間隔內(nèi)的最后一個(gè)類型5的瞬態(tài) 的結(jié)束處。然后在新EP1到最終的EP2的時(shí)間間隔中尋找其它的類型5 的流量瞬態(tài).如果一個(gè)或更多的類型5收發(fā)現(xiàn)，再次移動(dòng)EP1到最后的
(在第二通過EP1和最終的EP2之間)類型5的瞬態(tài)+O. 2sec結(jié)束處。
f. 如果，在經(jīng)過上述調(diào)整后，[EP2-EP1]〉4. 0，將EP2移回到[EPl+4 秒].根據(jù)每個(gè)上述步猓，在新位置重新檢查類型3和5的存在，將新放 置的EP2當(dāng)作EP1并且相應(yīng)的移動(dòng)它.
g. 最后，檢查最終的EP1點(diǎn)和最終的EP2點(diǎn)之間的容量差.如果小 于總呼出容量的40、該呼吸被丟棄并且不計(jì)算Kv。
6) Kv的計(jì)算54:最終的EP1和最終的EP2處的P,，、流量和容量的 50msec移動(dòng)平均值被計(jì)算并被存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中.應(yīng)用公式5，其中插入 EP1數(shù)據(jù)作為"a"點(diǎn)，并且插入EP2數(shù)據(jù)作為"b"點(diǎn).Kh是常數(shù)，根據(jù) 與在啟動(dòng)時(shí)輸入的氣管內(nèi)的導(dǎo)管的大小相對(duì)應(yīng)的查尋表得到。基于KF1誤 差功能(見下一步)的結(jié)果，根據(jù)存儲(chǔ)器中的當(dāng)前值得到KF1.當(dāng)前呼吸 的Kv被添加進(jìn)包含最近10次有效呼吸的值的Kv緩沖器.援沖器中的第一 個(gè)值被丟棄，并且得到新的IO個(gè)呼吸平均值，該值接著被用于信號(hào)的實(shí) 時(shí)計(jì)算.
7) K"誤差的計(jì)算(見圖13) 55, 56:該功能用于最小化在呼吸機(jī)的觸 發(fā)和循環(huán)停止時(shí)所計(jì)算的信號(hào)的階躍變化，雖然可以僅在觸發(fā)或者僅在循環(huán)停止時(shí)完成計(jì)算，在優(yōu)選實(shí)施例中在觸發(fā)(早期的Kn誤差計(jì)算55 ) 和循環(huán)停止(后期的Kp,誤差計(jì)算56)時(shí)都完成計(jì)算.之后是在這兩值之
間做出選擇的過程
A)早期的Kn誤差計(jì)算55:在優(yōu)選實(shí)施例使用的方法的原理是要將信 號(hào)軌跡沿著斜率外推通過流量迅速變化的時(shí)期(在觸發(fā)時(shí))，該斜率是剛 好在觸發(fā)之前的信號(hào)的斜率和一旦快速流量變化的階段結(jié)束后的信號(hào)的 斜率之間的中間斜率.使用中間斜率是考慮到這樣的事實(shí)吸氣努力的 上升的速率不是常數(shù)，而是隨著是努力進(jìn)行可以增加或者減少。通過測(cè) 量在流量的階躍變化時(shí)期之前和之后的信號(hào)軌跡并且對(duì)其取平均值，在 不存在流量的突然變化時(shí)，可以得到對(duì)信號(hào)的升高速率的潛在更準(zhǔn)確的 估計(jì).在流量不再迅速變化的點(diǎn)處的真實(shí)信號(hào)水平(此處稱為U和在不 存在流量的突然變化時(shí)在同樣的點(diǎn)處的預(yù)計(jì)水平之間的差值提供了對(duì)由 于流量的突然變化(ASignal，圖13)所導(dǎo)致的信號(hào)的假像變化的幅度的 估計(jì)。
測(cè)量
根據(jù)近來過去的呼吸的數(shù)據(jù)，按照下面的步驟進(jìn)行測(cè)量(見圖23，用 于解釋分離的項(xiàng))
° dFlow/dt (TJ:按如下步驟測(cè)量Tw處的dFlow/dt:
1. 如果沒有追溯或者如果[Ttr,隱-追溯]〈0. 025， dFlow/dt(TTR)=0. 1 1/sec/sec-，
2. 如果[Tw-追溯XK lsec，在TT,BR處dFlow/dt (TTR)-實(shí)際的 dFlow/dt;最小值是0.1.
3. 如果0. 025<[TT,_追溯]<0. lsec: dFlow/dt (TTR) = ([TTK和 TTR-0. 025sec之間的平均值流量]-[追溯和追溯-O. 025sec之間的平均值
流量)])/[Tt「追溯]
° dFlow/dt(峰值)在Ttr到T +0. 25秒的時(shí)間間隔中的最高 dFlow/dt
。dFlow/dt (TTR+0. 25sec):在1* 之后0. 25sec處的dFlow/dt, ° TRBF:在觸發(fā)后dFlow/dt已經(jīng)降低到低水平的時(shí)間。它按如下步驟 確定從[乙+0. 25sec]往回掃描直到dFlow/dt剛好〉dFlow/dt (TTR)或 >0,5這兩者中較早的那一個(gè)。這是第一通過T EF.如果第一通過T瞪和 ciFlow/dt(峰值)的時(shí)間之間的間隔〈0. lsec,將TW移動(dòng)到dFlow/dt (峰
45值)+0. lsec 的時(shí)間處.這是最終的 T EF . 如果 dFlow/dt (TTS+0. 25sec)>dFlow/dt (TTR),不計(jì)算早期的K"誤差(見下面)， 。顯著的負(fù)dSignal/dt瞬態(tài)對(duì)于信號(hào)水平在觸發(fā)不久后將經(jīng)受階 躍下降，存在兩個(gè)可能的原因，首先，吸氣努力亊實(shí)上可以終止.這是生 理上的反應(yīng)而并不是技術(shù)假像，第二，KF,存在誤差.因此，重要的是確定 觸發(fā)時(shí)的信號(hào)的階躍減少是生理上的還是技術(shù)上的，生理上的減少(真實(shí) 的努力結(jié)束)會(huì)導(dǎo)致持續(xù)的信號(hào)減少，而若是技術(shù)上的假像，信號(hào)將在流 量的快速增加時(shí)期之后繼續(xù)升高.下列的標(biāo)準(zhǔn)強(qiáng)烈表明信號(hào)的階躍減少 是生理上的
在[TtH). lsec]和TW中間開始的負(fù)dSignal/dt瞬態(tài)，和 負(fù)dSignal/dt瞬態(tài)的持續(xù)時(shí)間X). 15sec，和 分母>2.0，其中分母是在瞬態(tài)開始時(shí)的信號(hào)水平-追溯(或如果沒 有追溯則是TT,])時(shí)的信號(hào)水平，和
([瞬悉開始時(shí)的信號(hào)水平-瞬態(tài)結(jié)束時(shí)的信號(hào)水平]/分母)>0. 6. ° dSignal/dt (Tj:在T頂園處的dSignal/dt按如下測(cè)量
1. 如果沒有追溯，dSignal/dt (TTR)=0 cmH20/sec;
2. 如果[Ttu,-追溯]〉0. lsec， dSignal/dt(TTR)-TTR1GGBR處的真實(shí) dSignal/dtj
3. 如果[TTRIGm-追溯]<0. lsec:dSignal/dt(TTR)=([在 TTR和 TTR-0. 025sec之間的平均值信號(hào)]-[在追溯和追溯-O. 025sec之間的平均 值信號(hào)])/[Tn-追溯],
。dT:這是[T,-TT廣O. 1〗。
。Signal (TTR):在T^和[TTR-0. 025sec]之間的平均值信號(hào)。
。Signal (TRBF):在[T隱-0.125sec]和[T隱-O. 075sec之間的平均值信號(hào)。
° Flow(TREF):在[TRBF-0.125sec]和[T隱-O. 075secl之間的平均值流量。
° Flow (Tj:在TTR和[TTK-0. 025sec之間的平均值流量.
早期U誤差的計(jì)算
a)不計(jì)算誤差(即無效呼吸)
如果[dFlow/dt(峰值)/dFlow/dt(Tjj〈2. <2的值表明不存在與 觸發(fā)相關(guān)的流量加速的充分增加. 如果dFlow/dt(TTR+0. 25sec)〉dFlow/dt(TTR)或X). 5,在這樣的情 況中流量加速在截止到[TTR+0. 25sec]時(shí)沒有充分減少.這將使得要對(duì)更 長(zhǎng)的時(shí)期進(jìn)行外推，這是不明智的。
如果發(fā)現(xiàn)顯著的負(fù)dSignal/dt瞬態(tài)。il^明在該分析的時(shí)期期間 是努力的生理上的結(jié)束，因此結(jié)果不反映Kp,誤差。
b)如果上述排除標(biāo)準(zhǔn)沒有一個(gè)被發(fā)現(xiàn),根據(jù)如下計(jì)算KF1誤差
KF1 error = (S/g""/ (TTR) + (0.5 * dT * (必/gwa〃dt (丁tr) + dS/g"a〃dt at Tref)) — 5Vg"a/ (丁ref)) / (Flow (Tref) — Flow (TTR》
被修正Kn的計(jì)算
被修正的KF， = KF1 error + KF1用于產(chǎn)生在正被檢查的過去呼吸中的 信號(hào)。如果被修正的KF1>25，它被減少到25 如果被修正的KFI<2，它被增 加到2.
B)后期Kw誤差計(jì)算56:這里使用同樣的通用方法。使用在循環(huán)停止 之前的斜率和快速流量變化的階段結(jié)束后的斜率之間的中間斜率，將呼 吸機(jī)循環(huán)停止之前的信號(hào)的軌跡外推通過流量迅速變化的時(shí)間間隔.在 快速流量下降的階段的結(jié)束處的外推信號(hào)值和真實(shí)信號(hào)值之間的差值是 與快速流量變化相關(guān)的信號(hào)的階躍變化的一種量度(dSignal，圖13).
測(cè)量
才艮據(jù)近來過去的呼吸的數(shù)據(jù)，按照下面的步驟進(jìn)行該測(cè)量(見圖23， 用于解釋分離的項(xiàng))。F,:在T附到[T附+1.0secI或追溯這兩者中較早的那一個(gè)的時(shí)間 間隔內(nèi)的最高(最負(fù))呼氣流量，
° F隱:在T附到[T附+0. hec]的時(shí)間間隔內(nèi)的最高(最負(fù))呼氣流量。
° F(+0.1): [F,+0. 075sec到[F隨+0.125sec]的時(shí)間間隔內(nèi)的平均 值流量.
° T斷Frbf是T附+0. 15sec或F哪的時(shí)間中較晚的那一個(gè).
。F(TU): [TRBP+0. 025secI和nVeH). 025secl之間的平均值流量。
° dT: TRBF和T。FF之間的間隔,
° Signal (T。FF): [T附-O. 025sec]和[T。FF+0. 025sec〗之間的平均值信 號(hào)幅度.
。Signal (TREF):TRBF-0. 025sec和[TREP+0. 025secl之間的平均值信 號(hào)幅度?！?dSignal/dt(T附)在1W處的dSignal/dt.
° dSignal/d"T哪)在[T瞪+0. lsecj處的dSignal/dt.
后期Kn誤差的計(jì)算
a。 不計(jì)算誤差(即無效呼吸)
如果F匿/Fpe"復(fù)8，或
F(+0. 1)/Fpe,k<0. 65,
b. 如果上述排除標(biāo)準(zhǔn)沒有一個(gè)被滿足，根據(jù)如下計(jì)算后期的K"誤差
后面的KF1 error =[S/gwa/ (TOFF) + (0.5*dT*(d5/'g"a〃dt(TOFF) + dS/g""〃dt(TREF))) —S/g"a/ (Tref)] / [flow at TOFF - F (Tref)]. 被修正Kn的計(jì)算
被修正Kp產(chǎn)用于產(chǎn)生信號(hào)的Kn-后期的Kn誤差.
如果被修正KFI>25，它被減少到25。如果被修正的KF1<2，它被增加到
2,
C)更新當(dāng)前Kn值57:
在早期L修正和后期Kp,修正之間進(jìn)行選擇:如果一次呼吸即產(chǎn)生有 效的早期Kp,誤差計(jì)算又產(chǎn)生有效的后期Kn誤差計(jì)算，則選擇后者，這是 因?yàn)樗荒敲慈Q于關(guān)于外推軌跡的假定.如果呼吸僅產(chǎn)生一個(gè)有效KF1 誤差計(jì)算，則使用該值.如果兩個(gè)計(jì)算均不是有效的，則在緩沖器中的 值不被更新.被修正的Kn輸入Kn緩沖器.該緩沖器包括最近IO次有效 呼吸的值。這些IO個(gè)值的平均值被用來產(chǎn)生在下一個(gè)呼吸中的信號(hào).緩 沖器以缺省值IO開始.
7)其它功能58:當(dāng)前優(yōu)選實(shí)施例在信號(hào)上執(zhí)行幾個(gè)附加功能和在過 去的呼吸中產(chǎn)生的其它變量，包括
識(shí)別出吸氣努力，其在呼吸機(jī)的吸氣階段期間發(fā)生(例如圖2箭頭 標(biāo)記的"b"),
計(jì)算觸發(fā)延遲(T trigger 和追溯T onset 之間的差值).
在追溯中，識(shí)別信號(hào)的下降階段的開始(追溯T,).
計(jì)算循環(huán)停止延遲(T附和追溯T隨之間的差值).
根據(jù)連續(xù)的T川隨之間的差值計(jì)算呼吸機(jī)呼吸循環(huán)持續(xù)時(shí)間(呼吸
機(jī)Ttot)。
根據(jù)過去的分鐘中的T 的數(shù)目來計(jì)算呼吸機(jī)速率， 計(jì)算波動(dòng)容量。 根據(jù)在過去的分鐘中觸發(fā)呼吸機(jī)的努力的數(shù)目+在呼氣期間無效努 力的數(shù)目+在吸氣階段期間額外努力的數(shù)目，計(jì)算真實(shí)的患者呼吸率(患
者RR),
基于患者RR計(jì)算排除在實(shí)時(shí)處理中的T。NSJ識(shí)別之外的時(shí)期(T。隨 窗口延遲;見背景部分)，
計(jì)算排除在實(shí)時(shí)處理中的T隱識(shí)別之外的時(shí)期(T國(guó)窗口延遲;見背 景部分)。
確定實(shí)時(shí)識(shí)別T,T所要求的信號(hào)的閾值增加.
這些功能的絕大部分已經(jīng)在前面提到的美國(guó)專利申請(qǐng)10/517， 384和 EP申請(qǐng)03 739906 "Method and Device for monitoring and Improving Patient-Ventilator Interaction"中詳細(xì)描述，其并入此處作為參考. 其他功能與當(dāng)前權(quán)利要求沒有特定關(guān)聯(lián)，因此將不被描述.
8)更新總計(jì)表59:在"啟動(dòng)"建立表，該表根據(jù)每一次呼吸機(jī)呼吸 (T ,)更新.該表的目的是為用戶提供對(duì)患者-呼吸機(jī)相互作用的狀態(tài)的 概括。如果需要，用戶可以基于此信息對(duì)呼吸機(jī)設(shè)置作出適當(dāng)?shù)恼{(diào)整以 改進(jìn)該相互作用.可替換地，或者此外，某些輸出能被引導(dǎo)到呼吸機(jī)的循 環(huán)機(jī)械裝置以自動(dòng)實(shí)現(xiàn)這樣的最優(yōu)化，由當(dāng)前優(yōu)選實(shí)施例所產(chǎn)生的表包 括特別由當(dāng)前發(fā)明的方法所產(chǎn)生的數(shù)據(jù)(即，反映患者努力的信號(hào))或 者在沒有信號(hào)的優(yōu)勢(shì)的情況下得到的、在許多現(xiàn)有技術(shù)的裝置中通常顯 示的臨床醫(yī)師感興趣的其它信息.特別依賴當(dāng)前發(fā)明的方法的項(xiàng)目被強(qiáng) 調(diào)
在過去的分鐘中的平均波動(dòng)容量 在過去的分鐘中的呼吸機(jī)速率 在過去的分鐘中的詳細(xì)的供氣 L,處的P.，(稱為PEEP)
由呼吸機(jī)傳送的輔助([在Ttu隨和TVp之間的最大P,J-PEEP) 在過去的分鐘中呼氣中無效努力的數(shù)目 在過去的分鐘中在呼吸機(jī)的吸氣階段期間額外努力的數(shù)目 患者的呼吸率
在過去的分鐘中平均觸發(fā)延遲
在過去的分鐘中平均循環(huán)停止延遲 當(dāng)前Kv
適當(dāng)?shù)淖⑨屪⑨尩牧斜泶鎯?chǔ)在存儲(chǔ)器中.
當(dāng)在總計(jì)表中的確定值達(dá)到了指定的水平時(shí)，從列表選擇適當(dāng)?shù)淖?釋并顯示在監(jiān)視器上，這些注釋包括關(guān)于不同步的程度和可能的機(jī)理的 聲明和關(guān)于可以改進(jìn)不同步的呼吸機(jī)調(diào)整的建議。
對(duì)困形用戶界面的選項(xiàng)使用戶能在屏幕上的表上顯示最新值(持續(xù) 1.0分鐘)、顯示在整個(gè)指定的時(shí)間間隔內(nèi)所選擇的變量的趨勢(shì)或者顯示 注釋，
總結(jié)
總結(jié)該發(fā)明，本發(fā)明提供用于產(chǎn)生信號(hào)的方法和設(shè)備，該信號(hào)反映在 機(jī)械供氣支持下患者的呼吸肌所施加的努力的水平的變化。在本發(fā)明的 范圍內(nèi)進(jìn)行修改是可能的.
權(quán)利要求
1. 一種產(chǎn)生反映在機(jī)械供氧支持下患者的呼吸肌所施加的努力的水平的變化(Signal)的信號(hào)的方法，該方法包括監(jiān)控患者的氣道壓力(Paw)、氣體流量速率(F)和氣體流量容量(V)；將所收集的Paw、F和V數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)存儲(chǔ)器中根據(jù)下面的關(guān)系產(chǎn)生混合壓力信號(hào)(Signal)Signal＝當(dāng)前V*KV+當(dāng)前F*KF-當(dāng)前Paw其中，KF是將流量轉(zhuǎn)化為等效阻壓?jiǎn)挝坏南禂?shù)，并且根據(jù)過去的數(shù)據(jù)計(jì)算KF，并且選擇KF以最小化在呼吸機(jī)觸發(fā)和/或循環(huán)停止時(shí)所計(jì)算的信號(hào)的階躍變化，KV是將容量轉(zhuǎn)化為等效的彈性壓力單位的系數(shù)，并且根據(jù)過去的數(shù)據(jù)以如下步驟確定KV，包括在過去的呼吸的呼氣階段期間掃描存儲(chǔ)的F或者Paw的信息和/或其時(shí)間導(dǎo)數(shù)，并識(shí)別出在所述呼氣階段期間F或Paw的軌跡短暫反轉(zhuǎn)方向的情況，從而檢測(cè)瞬態(tài)；在呼氣階段內(nèi)選擇兩個(gè)或更多個(gè)點(diǎn)，這些點(diǎn)與被識(shí)別的瞬態(tài)相距所預(yù)先選擇的距離，當(dāng)所述被選擇的KF的值被用作流量系數(shù)時(shí)，計(jì)算KV的值，該KV的值用來強(qiáng)制在過去的呼吸中的所述被選擇的多個(gè)點(diǎn)處計(jì)算的信號(hào)的值基本相等。
2. 權(quán)利要求1所迷的方法，其中項(xiàng)F"f可以由其它考慮到流量和所 述阻壓?jiǎn)挝恢g的非線性關(guān)系的函數(shù)代替.
3. 權(quán)利要求2所述的方法,其中F"f由[F承K卩,+ (F*absolute F*KF2)] 代替，其中K^是常數(shù)，根據(jù)過去的數(shù)據(jù)計(jì)算KF,并且選擇KF,以最小化在 呼吸機(jī)觸發(fā)和/或循環(huán)停止時(shí)所計(jì)算的^"#的階躍變化，
4. 權(quán)利要求3所述的方法，其中KH被分配對(duì)應(yīng)在患者身上的適當(dāng)位 置處的氣管內(nèi)的導(dǎo)管的K2常數(shù)的值.
5. 權(quán)利要求1-4的任何一個(gè)所述的方法，其中Kv、 Kf、 Kf,和/或KF2 被調(diào)整以在呼氣階段的部分或者全部期間產(chǎn)生<^的特定斜率.
6. 權(quán)利要求1-5的任何一個(gè)所迷的方法，其中使用Kf或K"的缺省值.
7. 權(quán)利要求1-5的任何一個(gè)所述的方法，其中所使用的Kf或Kn的值 是患者的呼吸系統(tǒng)阻力的已知值或者估計(jì)值.
8. 權(quán)利要求7所述的方法，其中Kv值也是患者的呼吸系統(tǒng)彈回率的已知值或者估計(jì)值，
9. 權(quán)利要求1-5的任何一個(gè)所述的方法，其中所使用的L值是患者 的呼吸系統(tǒng)彈回率的已知值或者估計(jì)值，
10. 權(quán)利要求1-5的任何一個(gè)所述的方法，其中使用L的缺省值，而 用來獲得期望的基線^"#軌跡的L的值或KF1的值通過與權(quán)利要求1中指 定的對(duì)所要求的Kv進(jìn)行估計(jì)的步驟相同的步驟獲得.
11. 權(quán)利要求10所述的方法，其中所使用的Kv值可以是患者的呼吸 系統(tǒng)彈回率的已知值或者估計(jì)值，
12. 權(quán)利要求1-7的任何一個(gè)所述的方法，其中該項(xiàng)"L用考慮到容 量和等效彈性壓力單位之間的非線性關(guān)系的另一個(gè)項(xiàng)代替，所述非線性 的函數(shù)是[fV"J形式，其中f是應(yīng)用于該容量數(shù)據(jù)的指定的數(shù)學(xué)函數(shù)， 或者[V,variable Kv,和Kv的值是容量的函數(shù)[Kv=fV]，其中f是指定的 數(shù)學(xué)函數(shù)，并且該指定的函數(shù)(f)根據(jù)P,，、 F和V數(shù)據(jù)被導(dǎo)出，該P(yáng),w、 F 和V數(shù)據(jù)是在所述呼氣階段內(nèi)的所述被選擇的兩個(gè)或更多個(gè)點(diǎn)處測(cè)量的。
13. 權(quán)利要求1-12的任何一個(gè)所述的方法，其中根據(jù)特定標(biāo)準(zhǔn)將所 述瞬態(tài)分類為多種類型.
14. 權(quán)利要求13所迷的方法，其中根據(jù)所識(shí)別的瞬態(tài)類型設(shè)置所述 預(yù)先選擇的距離.
15，權(quán)利要求1-5的任何一個(gè)所迷的方法，其中最小化^爭(zhēng)的階躍變 化所需要的Kf或Kn在呼吸機(jī)觸發(fā)和循環(huán)停止這兩個(gè)時(shí)刻被計(jì)算，并且其 中如果在這兩個(gè)測(cè)定之間存在差值，基于預(yù)先指定的標(biāo)準(zhǔn)選擇其中的一 個(gè)或者另一個(gè)。
16. 權(quán)利要求15所述的方法，其中如果在兩個(gè)測(cè)定之間存在差值，獲 得簡(jiǎn)單或者加權(quán)的平均值以在計(jì)算^Tf中使用.
17. 權(quán)利要求1-14的任何一個(gè)所述的方法，其中該產(chǎn)生的^Tf故進(jìn) 一步處理以識(shí)別出，f的上升階段的開始(T。，)和/或《#下降階段的 開始(T隱)。
18. 權(quán)利要求17所述的方法，其中在呼吸機(jī)的呼氣階段中指定的一 段時(shí)間內(nèi)排除對(duì)T。NSET的識(shí)別(T,t窗口延遲)和/或在呼吸機(jī)的吸氣階段 中指定的一段時(shí)間內(nèi)排除對(duì)T歸的識(shí)別(T隱窗口延遲).
19. 權(quán)利要求18所述的方法，其中T。，窗口延遲的最小值被指定，
20. 權(quán)利要求19所述的方法，其中所述T。，窗口延遲的最小值是患者的呼吸率的函數(shù).
21. 權(quán)利要求18所述的方法，其中T,窗口延遲的最小值被指定.
22. 權(quán)利要求20所述的方法，其中所述TBND窗口延遲的最小值是患者 的呼吸率的函數(shù).
23. 權(quán)利要求17-22的任何一個(gè)所述的方法，其中所述產(chǎn)生的T。NSET 和/或T,被用于引起呼吸機(jī)循環(huán)的觸發(fā)和/或循環(huán)停止。
24. 權(quán)利要求17或18所述的方法，其中產(chǎn)生的^T爭(zhēng)故進(jìn)一步處理以 得到關(guān)于患者-呼吸機(jī)相互作用的信息，并且其中所述信息被通過監(jiān)視器 上的顯示或者其它通信形式來傳送給用戶.
25. 權(quán)利要求24所述的方法，其中所述信息包括^f自身的顯示、 T。，和T柳的標(biāo)識(shí)器、觸發(fā)延遲、循環(huán)停止延遲、患者的呼吸率、無效努 力的數(shù)目或者速率中的至少其中之一.
26. 權(quán)利要求1-10的任何一個(gè)所述的方法，其中所述被計(jì)算的t和/ 或Kv的值通過監(jiān)視器上的顯示或者其它通信形式來傳送給用戶.
27. 權(quán)利要求24-26的任何一個(gè)所述的方法，其中所述被傳送的信息 伴有敘述/注釋，該敘述/注釋用來提供調(diào)整呼吸機(jī)以改進(jìn)患者-呼吸機(jī)相 互作用的結(jié)果和/或建議的解釋。
28. —種產(chǎn)生反映在機(jī)械供氧支持下患者的呼吸肌所施加的努力的 水平的變化(AV/7a/)信號(hào)的裝置，該裝置包括用于獲得關(guān)于該患者的氣道壓力(P,，)、氣體流量速率(F)和氣體流量 容量(V)的傳感器和相關(guān)電路;和 執(zhí)行下列功能的計(jì)算機(jī)將所收集的P,*、 F和V數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)的存儲(chǔ)器中； 根據(jù)下面的關(guān)系計(jì)算混合壓力信號(hào)(57#加/): ^》加/=當(dāng)前V",+當(dāng)前F"f-當(dāng)前P,，其中，L是將流量轉(zhuǎn)化為等效阻壓?jiǎn)挝坏南禂?shù)，并且根據(jù)過去的呼吸 數(shù)據(jù)使用算法來計(jì)算KF，該算法計(jì)算用來最小化在呼吸機(jī)觸發(fā)和/或循環(huán) 停止時(shí)所計(jì)算的《f"的階躍變化的L值，L是將容量轉(zhuǎn)化為等效的彈性 壓位單位的系數(shù)，并且根據(jù)過去的呼吸數(shù)據(jù)通過多個(gè)步驟計(jì)算Kv，該多 個(gè)步猓包括下列功能在過去的呼吸的呼氣階段期間掃描所存儲(chǔ)的F或者P,，的信息和/或 其時(shí)間導(dǎo)數(shù)，并識(shí)別出在所述呼氣階段期間的F或P,，的軌跡短暫反轉(zhuǎn)方向的情況，從而檢測(cè)瞬態(tài)；在呼氣階段內(nèi)選擇兩個(gè)或更多個(gè)點(diǎn)，這些點(diǎn)與被識(shí)別的瞬態(tài)相距所 預(yù)選選定的距離，并且當(dāng)所述被選摔的KF的值被用作流量系數(shù)時(shí)，計(jì)算函數(shù)以確定Kv的值， 該Kv的值用來強(qiáng)制在過去的呼吸中的所述被選擇的多個(gè)點(diǎn)處計(jì)算的^"f 的值基本相等.
29. 權(quán)利要求28所述的裝置，其中其中項(xiàng)F，Kp由其它考慮到流量和 所述阻壓?jiǎn)挝婚g的非線性關(guān)系的函數(shù)代替.
30. 權(quán)利要求29所述的裝置,其中F"f可以由[F械h + (F*absolute F械f2)]代替，其中Kh是常數(shù)，根據(jù)過去的數(shù)據(jù)計(jì)算Kw并且選擇^以最 小化在呼吸機(jī)觸發(fā)和/或循環(huán)停止時(shí)所計(jì)算的哲矛的階躍變化，
31. 權(quán)利要求30所述的裝置，其中L2被分配對(duì)應(yīng)在患者身上的適當(dāng) 位置處的氣管內(nèi)的導(dǎo)管的2常數(shù)的值.
32. 權(quán)利要求28-31的任何一個(gè)所迷的裝置，Kv、 KF、 L,和/或[2被 調(diào)整以在呼氣階段的部分或者全部期間產(chǎn)生《f的特定斜率.
33. 權(quán)利要求28-31的任何一個(gè)所述的裝置，其中使用Kf或1[ 的缺 省值。
34. 權(quán)利要求28-32的任何一個(gè)所迷的裝置，其中所使用的Kp或KF,的值是患者的呼吸系統(tǒng)阻力的已知值或者估計(jì)值。
35. 權(quán)利要求34所述的裝置，其中Kv值還是患者的呼吸系統(tǒng)彈回率的已知值或者估計(jì)值.
36. 權(quán)利要求28-32的任何一個(gè)所迷的裝置，其中所使用的Kv值是患 者的呼吸系統(tǒng)彈回率的已知值或者估計(jì)值。
37. 權(quán)利要求28-32的任何一個(gè)所迷的裝置，其中使用L的缺省值， 而用來獲得期望的基線《#軌跡的L的值或Kn的值通過與權(quán)利要求28 中指定的對(duì)所要求的Kv進(jìn)行估計(jì)的步稞相同的步脒獲得.
38. 權(quán)利要求37所述的裝置，其中所使用的Kv值可以是患者的呼吸 系統(tǒng)彈回率的已知值或者估計(jì)值.
39. 權(quán)利要求28-34的任何一個(gè)所述的裝置，其中該項(xiàng)VKv用考慮到 容量和等效彈性壓力單位之間的非線性關(guān)系的另一個(gè)項(xiàng)代替，所述非線 性的函數(shù)是[f"KvI形式，其中f是應(yīng)用于該容量數(shù)據(jù)的指定的數(shù)學(xué)函數(shù)， 或者[V"ariable Kv,和Kv的值是容量的函數(shù)[Kv=fV],其中f是指定的數(shù)學(xué)函數(shù)，并且該指定的函數(shù)(f)根據(jù)P,.、 F和V數(shù)據(jù)被導(dǎo)出，該P(yáng)，,、 F 和V數(shù)據(jù)是在所述呼氣階段內(nèi)的所述被選摔的兩個(gè)或更多個(gè)點(diǎn)處測(cè)量的.
40. 權(quán)利要求28-39的任何一個(gè)所述的裝置，其中根據(jù)特定標(biāo)準(zhǔn)將所 述瞬態(tài)分類為多種類型.
41. 權(quán)利要求40所述的裝置，其中根據(jù)所識(shí)別的瞬態(tài)類型設(shè)置所述 預(yù)先選擇的距離。
42. 權(quán)利要求28-34的任何一個(gè)所述的裝置，其中最小化《f的階躍 變化所需要的Kf或Kn在呼吸機(jī)觸發(fā)和循環(huán)停止這兩個(gè)時(shí)刻被計(jì)算，并且 其中如果在這兩個(gè)測(cè)定之間存在差值，基于預(yù)先指定的標(biāo)準(zhǔn)選擇其中的一個(gè)或者另一個(gè).
43. 權(quán)利要求42所述的裝置，其中如果在兩個(gè)測(cè)定之間存在差值，獲 得簡(jiǎn)單或者加權(quán)的平均值以在計(jì)算^f中使用.
44. 權(quán)利要求28-41的任何一個(gè)所述的裝置，其中該產(chǎn)生的《爭(zhēng)故進(jìn) 一步處理以識(shí)別出豸f"的上升階段的開始(T匿t)和/或|#下降階段的 開始(TBNt))。
45. 權(quán)利要求44所述的裝置，其中計(jì)算機(jī)執(zhí)行下面的附加特征在 呼吸機(jī)的呼氣階段中指定的一段時(shí)間內(nèi)排除對(duì)T。NSET的識(shí)別(T。NSBT窗口延 遲)和/或在呼吸機(jī)的吸氣階段中指定的一段時(shí)間內(nèi)排除對(duì)T陽的識(shí)別(TBND 窗口延遲)'
46. 權(quán)利要求45所述的裝置，其中T。隨窗口延遲的最小值被指定。
47. 權(quán)利要求46所述的裝置，其中所述T。，窗口延遲的最小值是患 者的呼吸率的函數(shù)。
48. 權(quán)利要求46所述的裝置，其中T國(guó)窗口延遲的最小值被指定.
49. 權(quán)利要求47所述的裝置，其中所述Tm窗口延遲的最小值是患者 的呼吸率的函數(shù).
50. 權(quán)利要求44-49的任何一個(gè)所述的裝置，其中所述產(chǎn)生的T。NSET 和/或T柳被用于引起呼吸機(jī)循環(huán)的觸發(fā)和/或循環(huán)停止。
51. 權(quán)利要求44或45所述的裝置，其中計(jì)算機(jī)執(zhí)行下面的附加特征 產(chǎn)生的lf故進(jìn)一步處理以得到關(guān)于患者-呼吸機(jī)相互作用的信息，并且 其中所述信息被通過監(jiān)視器上的顯示或者其它通信形式來傳送給用戶，
52. 權(quán)利要求51所述的裝置，其中所述信息包括《#自身的顯示、 T。隨和T柳的標(biāo)識(shí)器、觸發(fā)延遲、循環(huán)停止延遲、患者的呼吸率、無效努力的數(shù)目或者速率中的至少其中之一。
53. 權(quán)利要求28-37的任何一個(gè)所述的裝置，其中計(jì)算機(jī)執(zhí)行下面的 附加特征所述被計(jì)算的L和/或Kv的值通過監(jiān)視器上的顯示或者其它通 信形式來傳送給用戶.
54. 權(quán)利要求51-53的任何一個(gè)所述的裝置，其中所述被傳送的信息 伴有敘述/注釋，該敘述/注釋用來提供調(diào)整呼吸機(jī)以改進(jìn)患者-呼吸機(jī)相 互作用的結(jié)果和/或建議的解釋，
全文摘要
一種產(chǎn)生反映在機(jī)械供氧支持下患者的呼吸肌所施加的努力的水平的變化的信號(hào)的方法和裝置，包括監(jiān)控患者的氣道壓力(P_aw)、氣體流量速率(F)和氣體流量容量(V)，使用阻壓?jiǎn)挝?K_F)和彈性壓力單位(K_V)產(chǎn)生混合壓力信號(hào)，阻壓?jiǎn)挝?K_F)根據(jù)過去的數(shù)據(jù)確定并被選擇以最小化在呼吸機(jī)觸發(fā)和/或循環(huán)停止時(shí)所計(jì)算的信號(hào)的階躍變化，彈性壓力單位(K_V)根據(jù)過去的數(shù)據(jù)以如下步驟確定在呼氣階段掃描存儲(chǔ)的F或P_aw的信息，識(shí)別出它們的軌跡短暫反轉(zhuǎn)方向以檢測(cè)瞬態(tài)；在呼氣階段選擇兩個(gè)或更多個(gè)點(diǎn)，這些點(diǎn)與瞬態(tài)相距預(yù)先選擇的距離，當(dāng)所述被選擇的K_F的值用作流量系數(shù)時(shí)計(jì)算K_V的值，該K_V值用來強(qiáng)制在過去的呼吸中的被選擇的多個(gè)點(diǎn)處計(jì)算的信號(hào)的值基本相等。
文檔編號(hào)A61M16/00GK101484202SQ200680055298
公開日2009年7月15日 申請(qǐng)日期2006年5月12日 優(yōu)先權(quán)日2006年5月12日
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