專利名稱：Cpap系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及氣道正壓通氣(Positive Airway Pressure, PAP)系統(tǒng)和為患者提供可吸入氣體的氣體輸送管道。
背景技術(shù)：
科林 沙利文是第一個使用經(jīng)鼻持續(xù)氣道正壓通氣(Continuous Positive Airway Pressure, CPAP)治療阻塞性睡眠呼吸暫停(Obstructive Sleep Apnea, OSA)的人，例如，參見美國專利4944310。一般通過空氣輸送管道和患者接口、例如全臉面罩、鼻罩或鼻塞，向患者提供由鼓風(fēng)機(jī)產(chǎn)生的空氣或可吸入氣體來進(jìn)行治療。所說的空氣或可吸入氣體通常在3厘米至25厘米水柱壓力下輸送，且用作在睡眠期間保持氣道暢通的夾板。CPAP療法的患者依從性和接受性是該行業(yè)發(fā)展的主要動力。為了解決這個問題，重點(diǎn)放在減小CRAP系統(tǒng)的尺寸從而改進(jìn)系統(tǒng)外觀和患者對系統(tǒng)的感受。CPAP系統(tǒng)中有三個主要部件，即氣流發(fā)生器，空氣輸送管道，以及患者接口。迄今為止，重點(diǎn)一直放在減小氣流發(fā)生器的尺寸，以及研發(fā)侵入性更低的患者接口。然而，對作為氣流發(fā)生器和患者接口之間連接件的空氣輸送管道的尺寸的關(guān)注卻很少。例如，Kaerys KXS CPAP裝置具有15毫米的管道。然而，該管道可能僅能用于最大15厘米水柱的壓力。為有效地提高依從性，應(yīng)當(dāng)減小CPAP系統(tǒng)所有部件的尺寸，以實(shí)現(xiàn)更大范圍壓力的傳送。另外，較小的CPAP系統(tǒng)其封裝也較小。典型地用于CPAP療法的空氣輸送管道是醫(yī)用級導(dǎo)管，如醫(yī)院中使用的外徑22毫米、內(nèi)直徑19毫米的醫(yī)用級導(dǎo)管。由于CPAP療法一般是在家里進(jìn)行的，這種醫(yī)用導(dǎo)管使患者害怕接受治療，因?yàn)檫@種醫(yī)用導(dǎo)管與患者臥室的環(huán)境是格格不入的。另外，此種導(dǎo)管可能體積龐大、不便封裝或整理，從而影響臥室的美觀。此外，醫(yī)用導(dǎo)管產(chǎn)生的聲音如同是在刷擦亞麻布，而這種額外的物理干擾一旦傳到患者接口會引起使用者一些不適。除外徑22毫米的導(dǎo)管外，目前尚無在全流發(fā)生器壓力范圍內(nèi)可與CPAP系統(tǒng)配套使用的標(biāo)準(zhǔn)ISO導(dǎo)管尺寸。此外，目前的導(dǎo)管只能傳送氣流而對傳送電信號是限制的。目前，僅將外部絕緣物——例如以覆蓋導(dǎo)管的外套或護(hù)套的形式，增加為導(dǎo)管的附件，以減少“漏水”，這種漏水因?qū)Ч軆?nèi)加濕器所產(chǎn)生的水匯集而產(chǎn)生。使用較小孔徑的導(dǎo)管的問題包括給患者接口提供想要的壓力時管中的高阻抗。目前，一些氣流發(fā)生器還不能為所需的全部壓力范圍提供足夠的動力。另外，由于氣流發(fā)生器不能對壓力變化作出快速反應(yīng)，所以會有大的壓力波動。因此，本領(lǐng)域有必要解決這些問題。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一方面涉及用于CPAP系統(tǒng)的空氣輸送管道，該空氣輸送管道尺寸較小，并在患者接口和氣流發(fā)生器之間提供提供方便快捷的連接。這種裝置將使整個CPAP系統(tǒng)更小、封裝更緊湊。本發(fā)明的另一個方面涉及為患者提供外觀及感官更舒適的CPAP系統(tǒng)。本發(fā)明的另一個方面涉及CPAP系統(tǒng)，該CPAP系統(tǒng)在空氣輸送管道中提供更少的熱損失。與標(biāo)準(zhǔn)的22毫米外徑的空氣輸送管道相比，該空氣輸送管道具有減小的總表面積。本發(fā)明的另一個方面涉及CPAP系統(tǒng)，該CPAP系統(tǒng)包括熱空氣輸送管道，該熱空氣 輸送管道需要更少的功率消耗。本發(fā)明的另一個方面涉及CPAP系統(tǒng)，該CPAP系統(tǒng)包括熱空氣輸送管道，所述熱空氣輸送管道提供更少的漏水以提高患者的舒適度。本發(fā)明的另一個方面涉及CPAP系統(tǒng)，該CPAP系統(tǒng)包括氣流發(fā)生器、患者接口和空氣輸送管道，所述氣流發(fā)生器包括鼓風(fēng)機(jī)，所述鼓風(fēng)機(jī)在壓力下提供可吸入氣體，所述空氣輸送管道使患者氣流發(fā)生器和患者接口互連。該空氣輸送管道包括管道部分，所述管道部分具有小于22毫米的外徑。本發(fā)明的另一個方面涉及CPAP系統(tǒng)，該CPAP系統(tǒng)包括氣流發(fā)生器、患者接口和空氣輸送管道，所述氣流發(fā)生器包括鼓風(fēng)機(jī)，所述鼓風(fēng)機(jī)在壓力下提供可吸入氣體，所述空氣輸送管道使患者氣流發(fā)生器和患者接口互連。該空氣輸送管道包括管道部分，所述管道部分具有小于19毫米的內(nèi)徑。此外，本發(fā)明的另一個方面涉及CPAP系統(tǒng)的使用，所述CPAP系統(tǒng)包括氣流發(fā)生器、患者接口、空氣輸送管道和控制器，所述氣流發(fā)生器包括低慣性鼓風(fēng)機(jī)，所述鼓風(fēng)機(jī)在壓力下提供可吸入氣體，所述空氣輸送管道使氣流發(fā)生器和患者接口互連，所述控制器適于控制輸送至患者接口設(shè)備的壓力，其中空氣輸送管道具有小于19毫米的內(nèi)徑，并且控制器包括前饋控制，以補(bǔ)償系統(tǒng)內(nèi)的壓力擾動?？蛇x擇地，鼓風(fēng)機(jī)在3厘米至25厘米或至少3厘米至20厘米水柱的壓力下(例如，適合CPAP系統(tǒng)治療的全范圍壓力下)提供可吸入氣體。此外，本發(fā)明的另一個方面涉及CPAP系統(tǒng)，該CPAP系統(tǒng)包括氣流發(fā)生器、空氣輸送管道、氣流發(fā)生器連接件和識別系統(tǒng)，所述氣流發(fā)生器具有排氣口，所述氣流發(fā)生器連接件使空氣輸送管道的一端與氣流發(fā)生器的排氣口連接，所述識別系統(tǒng)用于識別或辨別連接至CPAP系統(tǒng)的空氣輸送管道的類型。本發(fā)明更多的方面將在權(quán)利要求書中陳述。結(jié)合附圖，本發(fā)明的其他方面，特征和優(yōu)點(diǎn)在以下的詳細(xì)描述中將變得更明顯，附圖為本發(fā)明的一部分并通過實(shí)施例的方式說明本發(fā)明的原理。


附圖促進(jìn)對本發(fā)明的各種實(shí)施例的理解。這樣的附圖有圖I為CPAP系統(tǒng)一個實(shí)施例的不意 圖2為CPAP系統(tǒng)另一個實(shí)施例的示意 圖3為CPAP系統(tǒng)另外一個實(shí)施例的不意 圖4為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的帶套囊的非加熱的空氣輸送管道的透視 圖5為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的帶套囊的加熱的空氣輸送管道的透視 圖6為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的用于CPAP系統(tǒng)的壓力控制系統(tǒng)的示意 圖7為根據(jù)本發(fā)明的另一個實(shí)施例的壓力控制器的示意圖，該壓力控制器包括電動機(jī)PID控制系統(tǒng)和PWM系統(tǒng)；以及
圖8為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的氣流前饋系統(tǒng)的示意圖。
具體實(shí)施例方式CPAP系統(tǒng)通常包括氣流發(fā)生器、空氣輸送管道以及患者接口。使用時，氣流發(fā)生器產(chǎn)生加壓的空氣，該加壓空氣通過空氣輸送管道輸送至患者，所述空氣輸送管道的一端連接至氣流發(fā)生器的出口，另一端連接至患者接口?；颊呓涌谂c患者臉部舒適地接合并密封。如本領(lǐng)域所知，患者接口可能具有任何合適的結(jié)構(gòu)，例如，全臉面罩、鼻罩、口鼻罩、口罩、鼻塞等。并且，任何合適的頭罩都可在患者面部適當(dāng)位置恰如其分地支撐患者接口。如圖I所示，PAP系統(tǒng)(例如，CPAP系統(tǒng))通常包括PAP設(shè)備I、空氣輸送管道20(也稱管或?qū)Ч?和患者接口 50。使用時，PAP設(shè)備10產(chǎn)生加壓空氣，所述加壓空氣由空氣輸送管道20輸送至患者，所述空氣輸送管道20的一端連接至PAP設(shè)備10的排氣口，另一端連接至患者接口 50的進(jìn)氣口。患者接口舒適地接合至患者的臉部并提供密封。如本領(lǐng)域所知，患者接口或面罩可能具有任何合適的結(jié)構(gòu)，例如，全臉面罩、鼻罩、口鼻罩、口罩、鼻塞等。并且，任何合適的頭罩都可在患者面部適當(dāng)位置恰如其分地支撐患者接口。在實(shí)施例中，PAP設(shè)備中可納入加濕器，或與其一體式形成，或者作為PAP設(shè)備的下游設(shè)備。如圖2所示，在這類實(shí)施例中，空氣輸送管道20可位于患者接口 50與加濕器15的排氣口之間。應(yīng)該意識到，空氣輸送管道可以其它適當(dāng)方式沿著空氣輸送路徑設(shè)置。例如，如圖3所示，加濕器15可能是獨(dú)立于PAP設(shè)備10的元件，以使得空氣輸送管道20(1)位于PAP設(shè)備10與加濕器15之間，而另一個空氣輸送管道20(2)位于加濕器15與患者接口 50之間。通常，使用加熱型加濕器，向空氣中提供足夠的濕度和溫度，以使患者感覺舒適。在這類實(shí)施例中，當(dāng)向患者提供氣體時，可加熱空氣輸送管道，以加熱氣體，并防止管道內(nèi)部“漏水”或形成冷凝。在這種設(shè)置中，空氣輸送管道可能包括一個或更多與加熱相關(guān)的導(dǎo)線或傳感器。如下所述，空氣輸送管道的每一端都包括套囊，該套囊設(shè)置成將管連接至患者接口、PAP設(shè)備和/或加濕器。非加熱管和加熱管的套囊是不同的，例如，加熱管的套囊內(nèi)有與供熱相關(guān)的傳感器或電子器件/導(dǎo)線。所述套囊可包括全文并入本申請的美國專利申請US12/ 461,967中所描述的任意套囊。本發(fā)明的一方面涉及位于氣流發(fā)生器與患者接口之間的空氣輸送管道，該空氣輸送管道具有減小的直徑，例如，其外徑小于典型的22毫米醫(yī)用級導(dǎo)管(或其內(nèi)徑小于19毫米)。優(yōu)選地，空氣輸送管道的內(nèi)徑在大約10毫米至大約18毫米之間，更優(yōu)選地為約12毫米至17毫米，或是大約15毫米。也可采用其它內(nèi)徑，比如11毫米、12毫米、13毫米、14毫米和16毫米。由于減小了導(dǎo)管的截面積和硬度，因此，減小直徑后的空氣輸送管道將更加靈活。還可采用更小內(nèi)徑的導(dǎo)管以提供大于15厘米水柱壓力的加壓氣體。圖4示意了具有非加熱型管的空氣輸送管道的實(shí)施例。如圖所示，空氣輸送管道20包括導(dǎo)管25、第一套囊或連接件30 (I)和第二套囊30 (2)，所述第一套囊或連接件30 (I)設(shè)置在導(dǎo)管25的一端，用于與PAP設(shè)備或加濕器的排氣口接合，所述第二套囊30(2)設(shè)置在導(dǎo)管25的另一端，用于與患者接口的進(jìn)氣口接合。在所述的實(shí)施例中，導(dǎo)管25具有相對平滑的內(nèi)表面26和外表面27，所述外表面27設(shè)有柔性螺旋肋28。然而，內(nèi)表面和外表面可能具有其它合適的結(jié)構(gòu)，例如，平滑的外表面、具有圓盤狀環(huán)形元件的外表面等。另外一個可選的實(shí)施例中，導(dǎo)管25可能由整片的紡織品制成。在一個實(shí)施例中，例如，螺旋或螺旋狀肋28的寬度為約O. 5毫米至5毫米，優(yōu)選地為I毫米至3毫米，例如I毫米、I. 5毫米、2毫米或2. 5毫米；其高度為約O. 5毫米至2毫米，例如I毫米、I. 5毫米或2毫米；其螺距為約4. 5毫米至5. 5毫米，例如5. 2毫米，以 獲得最佳柔性，并最大程度地降低噪音和阻塞。導(dǎo)管25的內(nèi)徑小于19毫米，優(yōu)選地在大約10毫米至18毫米之間，更優(yōu)選地為大約12毫米至17毫米之間，或?yàn)?5毫米。在這個實(shí)施例中，套囊結(jié)構(gòu)30(1)和30(2)彼此類似。在另一個實(shí)施例中，導(dǎo)管可能不包括螺旋或螺旋狀肋，但包括替代性結(jié)構(gòu)單元，例如在頭管內(nèi)用三根電線作支撐結(jié)構(gòu)。在這些實(shí)施例中，此電線可能比較厚，并由鋁或其它這類導(dǎo)電元件制成。雖然僅展示了連接至套囊30 (I)和30 (2)的導(dǎo)管25的一部分，應(yīng)該知道的是，如虛線部分所示，導(dǎo)管在套囊之間具有連續(xù)的長度。導(dǎo)管長度可能為I米、I. 8米、2米，、1980毫米或1829毫米，或任何有用的長度，例如與鼻罩相連的較短的導(dǎo)管。導(dǎo)管長度的多個部分也包含本發(fā)明范圍內(nèi)。如圖所示，套囊30包括大致為圓柱形的第一末端部分32和大致為圓柱形的第二末端部分34。第一末端部分32設(shè)置于(例如，通過固定、共模等)導(dǎo)管25上，而第二末端部分34 (例如，其直徑大于第一末端部分)可拆卸地連接至管狀連接件，所述管狀連接件設(shè)置在患者接口、PAP設(shè)備或加濕器上。在一個實(shí)施例中，套囊30由彈性橡膠類材料例如TPE模制而成或構(gòu)成。所述套囊可連接至導(dǎo)管25或以其它合適的方式與導(dǎo)管25相通。例如，套囊可能與導(dǎo)管分開構(gòu)成，并通過例如摩擦擬合、機(jī)械聯(lián)鎖、粘合劑等連接至導(dǎo)管。或者，套囊可與導(dǎo)管一體式地一次成型,例如通過成型、共模等。圖5為帶加熱管的空氣輸送管道的實(shí)施例。如圖所示，空氣輸送管道320包括管325、第一套囊或連接件330 (I)和第二套囊330 (2)，所述第一套囊330 (I)設(shè)置在管325的一端，并與PAP設(shè)備/加濕器的排氣口接合。所述第二套囊330 (2)設(shè)置在管325的另一端，并與患者接口的進(jìn)氣口接合。在這個實(shí)施例中，管325長度的至少一部分用于傳熱。例如，所述管的螺旋肋328可用于支撐一個或更多個電熱絲。此外，該管可用于支撐一個或更多個傳感裝置，例如流量傳感器、溫度傳感器等。2007年11月8日提交的美國專利申請11/936,822公開了這種的管的更多細(xì)節(jié)，其內(nèi)容在此被全部納入作為引用。在所展示的實(shí)施例中，如下文所述，套囊330(1)，330(2)彼此間是不相同的。然而，每個套囊具有用于將該套囊連接、密封并固定至各自連接件的結(jié)構(gòu)，例如，22毫米ISO-錐度連接件結(jié)構(gòu)。雖然僅展示了連接至套囊330(1)和330(2)的管325的一部分，應(yīng)該知道的是，如虛線部分所示，管325在套囊間具有連續(xù)的長度。該管長度可能為I米、1.8米、2米、1980暈米或1829暈米或任何有用的長度,例如與鼻罩相連的較短的導(dǎo)管。同時，由復(fù)合部段構(gòu)成的管也包含在本發(fā)明的范圍內(nèi)，包括由加熱部段和非加熱部段構(gòu)成的組合。如圖4和圖5所示，所示空氣輸送管道具有減小的內(nèi)徑，該空氣輸送管道比內(nèi)徑為19毫米標(biāo)準(zhǔn)的空氣輸送管具有更小的表面積。更小的表面積造成低水平的熱損失，并因此降低空氣輸送管道內(nèi)漏水的風(fēng)險(xiǎn)。另外，具有更小表面積的加熱管需要更少的電能以加熱空氣輸送管道。以下方程式摘自Incropera FP & Dewitt DP的Heat and Mass Transfer,1990年，第99頁，這些方程式確定了沿空氣輸送管道的熱損失的計(jì)算方法，所述熱損失隨著沿管道傳輸?shù)臍饬魇w的直徑而變化。沿管道的溫度變化為熱傳遞(q)乘以管道熱阻(R)。每一個元件的熱阻(R)可使用下列方程式計(jì)算
R=I/ τι T1L R = In (r2/r3) / 2 π kAL R = In (r3/r2) / 2 π kBL R = In (r4/r3) / 2 π kcL R=I/ h42 τι T4Lo其中Γι=管膜內(nèi)半徑；r2 =管膜外半徑；r3 =管道螺旋外半徑;r4 =r3或管道外膜外半徑(若存在);ka =內(nèi)膜的導(dǎo)熱系數(shù)；kb =螺旋的(有效)導(dǎo)熱系數(shù)；k。=外膜(若存在)的導(dǎo)熱系數(shù)；hi =內(nèi)層與內(nèi)部空氣之間的對流換熱系數(shù)；h4 =外層與外部空氣之間的對流換熱系數(shù)；IV4 =各種接口的溫度；L =管道長度；q =熱傳導(dǎo)速率(w);第η層與第n+1層之間的熱傳遞(q)= (T(n) -T (n+1)) * R，其中R為上述方程式中每個元件的熱阻。應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明涉及一種具有加熱型空氣輸送管道或非加熱型空氣輸送管道的CPAP系統(tǒng)，所述空氣輸送管道具有減小的內(nèi)徑。因?yàn)樗璨牧细伲虼?，更小的空氣輸送管道造價(jià)更低。在使用中，更小的空氣輸送管道可以使患者更舒適，例如，如果使用時管道是彎曲的，將會產(chǎn)生較低的壓降。然而，更小的空氣輸送管道會導(dǎo)致系統(tǒng)內(nèi)的阻抗增大。這種阻抗的增大也可能加劇系統(tǒng)的患者接口端的壓力波動，并可能給患者帶來不適。需確定并在系統(tǒng)內(nèi)補(bǔ)償所增大的阻抗，以便準(zhǔn)確地向患者輸送所需壓力?；颊呓涌诙说膲毫χ悼梢杂上铝械氖阶铀愠?br> P1 - P2 = K1Q2[方程式 I]
其中，P2是輸送給病人的壓力，P1是鼓風(fēng)機(jī)產(chǎn)生的壓力。Q是流量，K1是與空氣輸送管道的長度和直徑有關(guān)的常數(shù)。這個常數(shù)可以通過長度/直徑4確定或通過實(shí)驗(yàn)確定，實(shí)驗(yàn)顯示該常數(shù)為二階項(xiàng)系數(shù)。K1Q2表示氣流的擾動；在這類空氣輸送管道及療法中所使用的此范圍直徑和流速中，氣流主要表現(xiàn)出這種擾動?？諝廨斔凸艿赖拈L度和直徑影響系統(tǒng)的阻抗。K1隨著空氣輸送管道的長度的增加而增加，隨著空氣輸送管道直徑的增加而降低。應(yīng)用該算法可能會產(chǎn)生延遲，從而致使電動機(jī)應(yīng)答滯后，導(dǎo)致錯過患者呼吸治療階段。此外，更短的導(dǎo)管或直徑更小的管道，系數(shù)K將變得更重要。K值約為導(dǎo)管或管道直徑的4次方。例如，若將內(nèi)徑為15毫米的空氣輸送管道連接至氣流發(fā)生器，而未調(diào)整為正確的算法，則該系統(tǒng)以內(nèi)徑為19毫米的標(biāo)準(zhǔn)空氣輸送管道進(jìn)行操作，將產(chǎn)生大約(19/15 )4的誤差，而這一誤差大于臨床治療要求(允許誤差為2厘米水柱壓力)，且不滿足最小數(shù)據(jù)集(MDS)的要求。在可替換的優(yōu)選實(shí)施例中，患者接口端的壓力可由下列的算法確定
P1 - P2 = K1Q2 + K2Q[方程式 2]
其中K1Q2模擬氣流的擾動行為，如方程式I所述，K2Q模擬氣流的層流行為。圖6示意了如何控制壓力以抵消空氣輸送管道造成的壓降。Pset2為要輸送的治 療壓力，該治療壓力由所選療法確定，并通過CPAP系統(tǒng)進(jìn)行輸送。Psetl為補(bǔ)償系統(tǒng)內(nèi)的下降壓力的壓力設(shè)定值。Psetl的值等于治療壓力Pset2加上所計(jì)算出的壓降，所述壓降將沿空氣輸送管道產(chǎn)生，由上述方程式I或方程式2計(jì)算出。Psetl的值用于確定鼓風(fēng)機(jī)的速度。Pl表不鼓風(fēng)機(jī)排氣口產(chǎn)生的壓力。Pl和P2之間的箭頭表不空氣輸送管或管道內(nèi)產(chǎn)生的壓降。P2為輸送至患者或患者接口設(shè)備的壓力。在優(yōu)選的系統(tǒng)中，P2與理想壓力Pset2大致相等。如上所述，K1由導(dǎo)管的長度除以直徑的4次方確定?；蛘逰1可通過實(shí)驗(yàn)確定，其為二階項(xiàng)系數(shù)。K2—般由實(shí)驗(yàn)測得通過測量沿系統(tǒng)的一系列不同元件的壓降，例如連接在鼓風(fēng)機(jī)排氣口與患者接口設(shè)備之間的AB過濾器、加濕器、空氣輸送管道、患者接口設(shè)備以及其組合。在一組不同的低流量水平范圍下進(jìn)行測量。可通過測量鼓風(fēng)機(jī)排氣口與輸送至患者接口設(shè)備之間的壓力差來確定壓降。接著，將結(jié)果繪制成流量-壓降圖。K2和K1都可以從繪制的圖中確定，其中擬合曲線與一個二階二次方程式相符，并且這個方程式的二階項(xiàng)為K1而一階項(xiàng)為K2。因此，計(jì)算出的Κ2為多項(xiàng)式的線性部分或曲線的斜率。具體的K1和K2的值由各個系統(tǒng)結(jié)構(gòu)決定。上述用于內(nèi)徑較小的空氣輸送管道的壓力差算法[方程式2]的典型系數(shù)K1 & K2落在由導(dǎo)管的最終直徑?jīng)Q定的預(yù)定范圍內(nèi)。下表列出了優(yōu)選范圍的例子
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_ 198Qmm 15mm ID 加熱—65141942
2000mm iD 非加熱35 441iillmm llmmiD 非M叛8141^1006___I — IiiqmmlIrMTI ID"IiM" I7 8 [ 339應(yīng)當(dāng)認(rèn)識到，上述1和K2的值僅僅是一些例子，還可以采用其它值，這是公認(rèn)。通常，在使用直徑為10毫米至18毫米之間(或小于19毫米)的管時，優(yōu)選的K1的范圍可能為1850至10000 ;優(yōu)選的K2的范圍可能為-5000至3000。圖7示意了外部PI (比例和積分)壓力控制器回路和內(nèi)部PI電流控制回路。圖7所示的壓力控制器是比例積分微分(PID)控制器，其基于測得的壓力和電動機(jī)電流來校正預(yù)設(shè)壓力和電動機(jī)電流。壓力控制回路接受壓力設(shè)定命令Pset，并將測得的輸出壓力作為輸入電流，在內(nèi)部電流控制回路產(chǎn)生電流命令。電流控制回路接收電流命令并把測得的電動機(jī)電流作為輸入電流，為電動機(jī)電路產(chǎn)生PWM值。&和Ki值為壓力控制器的比例和積分部分的系數(shù)。圖7中的內(nèi)部PI電流控制回路接受壓力控制回路產(chǎn)生的電流命令，并將測得的電動機(jī)電流作為輸入電流，為電動機(jī)電路產(chǎn)生脈沖寬度調(diào)制(PWM)值。電流用Imeasure表示并和設(shè)定的電流Iset相比較，從而保持電流在適當(dāng)?shù)腎set水平。P和I是與電流控制器的比例和積分部分的系數(shù)。 在實(shí)施例中，內(nèi)徑較小的管道使用低慣性的電動機(jī)和鼓風(fēng)機(jī)，如國際專利申請PCT/AU2006/001617 (公布號為 WO 2007/ 048206)和 PCT/AU2007/000719 (公布號為 WO2007/134405)，以及美國專利申請12/155，58 (公布號為US 2008/0304986)中所描述的，其內(nèi)容在此被全部納入作為引用。低慣性電動機(jī)和鼓風(fēng)機(jī)的響應(yīng)時間更快，并消耗更少的電能。這種低慣性設(shè)計(jì)可使壓力升幅更大、下降時間更長。應(yīng)該認(rèn)為低慣性鼓風(fēng)機(jī)具有低于5000 g. mm2的慣性，優(yōu)選低于3000 g. mm2,更優(yōu)選地低于2000 g. mm2，例如大約為1500g. mm2 或 1130 g.mm2。在實(shí)施例中，較小內(nèi)徑的管道使用兩象限電流電動機(jī)驅(qū)動器。兩象限電流電動機(jī)驅(qū)動器優(yōu)選地坐落于CPU上?，F(xiàn)有技術(shù)中的電流控制范圍為正值電流至O。兩象限電流控制器能夠控制從正值到負(fù)值的、范圍更大的電流。一些控制器只能提供(源)電流來驅(qū)動電動機(jī)。這些都是“單象限”控制器。其它控制器，如兩象限控制器，當(dāng)電機(jī)運(yùn)行速度大于控制器設(shè)定的速度時，兩象限控制器也能減弱電動機(jī)產(chǎn)生的電流。四象限控制器與兩象限控制器類似，但四象限控制器可使電動機(jī)倒轉(zhuǎn)，從而產(chǎn)生額外的象限?？蓽p弱電流以及電源電流的控制器將產(chǎn)生再生制動。當(dāng)制動能量回反饋至電動機(jī)驅(qū)動系統(tǒng)時，導(dǎo)致再生制動。這種能量在某些應(yīng)用中也可用作電池充電。本發(fā)明的CPAP系統(tǒng)最好使用兩象限控制器。在這樣的系統(tǒng)中，控制器為發(fā)動機(jī)提供電壓以驅(qū)動發(fā)動機(jī)，然后電動機(jī)將產(chǎn)生反電動勢(EMF)ο電動機(jī)的反電動勢與電動機(jī)的速度成正比，并通常抵消了驅(qū)動電壓。如果電動機(jī)運(yùn)行更快，則其反電動勢上升，而電流(由控制器的輸出電壓和電動機(jī)的反電動勢之差引起)下降。如果電動機(jī)的旋轉(zhuǎn)速度足夠快，則電動機(jī)電流由于反電動勢下降至零，接著等于控制器的輸出。因此，當(dāng)電動機(jī)的旋轉(zhuǎn)速度更快時，由于反電動勢大于控制器的輸出電壓，因此，電流變?yōu)樨?fù)值(反饋至控制器)。如果控制器接受這種反饋至其中的電流，則開始產(chǎn)生制動?？刂破黜殞υ撾娏鬟M(jìn)行處理。在本發(fā)明的實(shí)施例中，電流以電阻熱的方式損耗掉。選擇性地，更高效的設(shè)計(jì)是將電流反饋給電池。由于外部干擾或電流設(shè)定值的突然變化，電動機(jī)可旋轉(zhuǎn)得更快。如果電流設(shè)定值因新的(較低壓力)設(shè)置而突然下降，則施加在電動機(jī)繞組上的有效電壓將降至反電動勢以下。因此，電流方向發(fā)生改變。反電動勢變成電流源。電流方向的反轉(zhuǎn)意味著電動機(jī)的磁場的反轉(zhuǎn)，電動機(jī)磁場的反轉(zhuǎn)試圖使電動機(jī)反轉(zhuǎn)，這最終對電動機(jī)產(chǎn)生電制動。然而，由于反電動勢源的制動作用，隨著電動機(jī)放慢速度，反電動勢源也開始減小。因此制動程度或制動引起的控制取決于反電動勢而不是獨(dú)立電壓源。在實(shí)施例中，較小內(nèi)徑的管道使用一種改進(jìn)的電動機(jī)，該電動機(jī)的電流由PI回路軟件控制。例如，電動機(jī)電流控制軟件將電流控制在50kHz，減少電動機(jī)的響應(yīng)延誤并使控制更精確。在實(shí)施例中，CPAP系統(tǒng)包括低慣性鼓風(fēng)機(jī)、內(nèi)徑較小的空氣輸送管道和患者接口，其中，如方程式I所述，使用合適的K1系數(shù)計(jì)算系統(tǒng)中的壓力補(bǔ)償。應(yīng)當(dāng)認(rèn)為，低慣性鼓風(fēng)機(jī)的慣性低于5000 g. mm2，優(yōu)選地低于3000 g. mm2，更優(yōu)選地低于2000 g.mm2，例如，大約為1500 g.mm2或1130 g.mm2。選擇性地，系統(tǒng)也可以使用兩象限電流控制器、改進(jìn)的電流控制軟件如PI環(huán)，和/或如下文所述的高帶寬流量傳感器，和/或其任意組合，以補(bǔ)償因采用內(nèi)徑較小的空氣輸送管道而引起的增大的壓力波動和/或阻抗。在實(shí)施例中，CPAP系統(tǒng)包括低慣性鼓風(fēng)機(jī)，內(nèi)徑較小的空氣輸送管道和患者接口， 其中如上面方程式2中所述，使用合適的K1和K2系數(shù)計(jì)算系統(tǒng)中的補(bǔ)償電源。選擇性地，該系統(tǒng)也可以使用兩象限電流控制器，改進(jìn)的電流控制軟件如IP環(huán)，和/或如下文所述的高帶寬流量傳感器和/或能夠?qū)υ黾拥膲毫Σ▌舆M(jìn)行補(bǔ)償?shù)娜魏谓M合，和/或采用內(nèi)徑較小的空氣輸送管道產(chǎn)生的阻抗。兩象限控制器提高緊急制動作用，例如由高速轉(zhuǎn)變到低速時，兩象限控制器能夠使用反向電流使電動機(jī)更快停止。上述特征所帶來的結(jié)果是，空氣輸送管道可能更小、侵?jǐn)_更少、更易被患者接受。此外，上述特征能增加患者對空氣輸送管道的依從性。使用直徑較小的空氣輸送管道，例如，10毫米至18毫米的內(nèi)徑，或12毫米至17毫米的內(nèi)徑，或12毫米至15毫米的內(nèi)徑，氣流發(fā)生器的壓力輸出需能夠快速響應(yīng)，以提供足夠的壓力輸出。因此，氣流發(fā)生器的性能對提供適當(dāng)?shù)腃PAP治療至關(guān)重要。因此，對于氣流發(fā)生器，應(yīng)當(dāng)清楚的是，使用直徑較小的空氣輸送管道能夠確保其發(fā)揮準(zhǔn)確性能。因此，本發(fā)明一個方面涉及到CPAP系統(tǒng)的識別系統(tǒng)，該識別系統(tǒng)用于向氣流發(fā)生器發(fā)送所連接的空氣輸送管道的類型(例如，大小，長度等)的信號。這使得氣流發(fā)生器能夠識別或辨別患者所選擇的空氣輸送管道，從而選擇(例如自動選擇)適當(dāng)?shù)臍饬靼l(fā)生器的運(yùn)行參數(shù)，以與選定的空氣輸送管道配合使用。由于氣流發(fā)生器能夠?yàn)檫x定的空氣輸送管道選擇最優(yōu)化的運(yùn)行參數(shù)，因此，氣流發(fā)生器能夠更有效地運(yùn)作。在實(shí)施例中，識別系統(tǒng)包括位于加熱空氣輸送管道內(nèi)的熱敏電阻，該熱敏電阻具有能夠被系統(tǒng)內(nèi)的空氣輸送控制系統(tǒng)識別的不同的阻值，如2009年7月31日提交、同時待決的美國申請US 61/230，128所述，其內(nèi)容在此被全部納入作為引用。系統(tǒng)中使用的每種類型的導(dǎo)管的阻值不應(yīng)該有重疊，所述阻值是通過在加熱管的特定操作溫度范圍內(nèi)使用不同熱敏電阻而得到的，所述溫度范圍例如在0° C到45° C之間、優(yōu)選在-5° C到50° C之間。例如，內(nèi)徑為15毫米的加熱管可能包括帶阻值為IOK的熱敏電阻的溫度傳感器，而內(nèi)徑為17毫米的加熱管可能包括帶阻值為100K的熱敏電阻的溫度傳感器。這使得熱敏電阻的電阻值(或感應(yīng)電壓)可用于檢測系統(tǒng)中使用的加熱管的類型。因此，如果需要，能為各種類型的管自動調(diào)節(jié)(無需用戶介入)對空氣通道的性能的任何補(bǔ)償。在實(shí)施例中，該系統(tǒng)可能適合自動識別連接到氣流發(fā)生器的空氣輸送管道。所述氣流發(fā)生器隨后自動調(diào)整運(yùn)行參數(shù)，以確保使用特定的空氣輸送管道的系統(tǒng)具有最佳性倉泛。在本發(fā)明的另一個實(shí)施例中，可通過預(yù)測沿著管道的壓力擾動并基于所預(yù)測的擾動值調(diào)整輸出壓力，；來補(bǔ)償因使用直徑較小的空氣輸送管道而產(chǎn)生的影響。。壓力擾動是在患者接口的壓力波動，其會使用戶或患者不舒服。這種系統(tǒng)適于先行一步預(yù)測因各種擾動所造成的壓力變化。PAP系統(tǒng)內(nèi)有幾種干擾源，例如患者的氣流變化；氣流發(fā)生器內(nèi)的氣流變化，如在Bilevel CPAP系統(tǒng)中由IPAP到EPAP壓力水平的變化，或是響應(yīng)呼氣泄壓；由于使用直徑較小的管道而導(dǎo)致的劇烈壓降；以及隨不同的壓力和其它類似參數(shù)而劇烈變化的管道參數(shù)。這些氣流干擾可以通過在反饋控制中使用軟管壓降補(bǔ)償來抵消。由于反饋是依賴于系統(tǒng)的，因此，任何反饋系統(tǒng)中都固有存在系統(tǒng)應(yīng)答的延遲。軟管壓降補(bǔ)償反饋亦是如此；這是因?yàn)橄到y(tǒng)中存在識別新設(shè)定壓力的延遲，以及隨軟管補(bǔ)償增大而增大的延遲。反饋控制系統(tǒng)中發(fā)生的壓力變化需檢測并進(jìn)行補(bǔ)償。因此，當(dāng)使用直徑較小的管道時，由于管道的高阻抗而增大壓力補(bǔ)償水平，致使獲得所需的設(shè)定壓力的延遲增加。 已經(jīng)發(fā)現(xiàn)測得的氣流可用作于預(yù)測干擾的輸入電流，然后根據(jù)預(yù)測的干擾水平對壓力輸出做出調(diào)整。申請者稱這個過程為控制氣流的前饋控制。增益系數(shù)或前饋比例因子Kf用于計(jì)算氣流的變化，從而計(jì)算用于調(diào)整壓力輸出的前饋輸出。增益系數(shù)或前饋比例因子Kf是基于系統(tǒng)的表征，決定系統(tǒng)的每個部件在不同的氣流水平下產(chǎn)生的壓力擾動水平。根據(jù)氣流方向的變化，測得的前饋輸出可能是正值或負(fù)值，因此前饋輸出可以增加或減少設(shè)定的壓力，引起更快的補(bǔ)償從而減少壓力擾動。氣流前饋控制以先取式方法估計(jì)氣流干擾并比反饋控制系統(tǒng)更快地抵消這些干擾。因此，由于其本身的性質(zhì)，前饋控制提供更快的響應(yīng)。前饋和反饋系統(tǒng)并行工作來調(diào)節(jié)設(shè)定的壓力水平。前饋控制是基于擾動(流量)從而估計(jì)干擾對壓力的影響并根據(jù)估計(jì)來改變壓力。反饋控制系統(tǒng)基于實(shí)際的壓力測量值，并在調(diào)整前饋壓力從而補(bǔ)償任何與所需的壓力要求的差值后，對根據(jù)需要對設(shè)定的壓力做進(jìn)一步調(diào)整，一般是較小的調(diào)整。因此，首先，前饋控制器監(jiān)視氣流擾動，從而改變壓力，然后反饋控制器調(diào)整使設(shè)定的壓力更精確。最后的壓力調(diào)整是前饋輸出和反饋輸出的總和。因此，系統(tǒng)采用氣流前饋控制和反饋控制相結(jié)合的方式使輸送指定壓力至患者過程中壓力擾動最小化。氣流前饋控制是適于克服固有延遲的控制系統(tǒng)，而反饋補(bǔ)償用于降低沿著導(dǎo)管的壓力，氣流前饋控制對于包括直接較小的導(dǎo)管并因此造成高阻抗的系統(tǒng)而言尤其重要，例如,管道內(nèi)徑小于19毫米的導(dǎo)管，例如13毫米、14毫米、15毫米、16毫米或17毫米。氣流前饋控制是通過監(jiān)測系統(tǒng)內(nèi)測得的氣流的變化并根據(jù)測得的氣流變化水平估計(jì)輸出壓力的變化的方式工作。通過坐落于氣流發(fā)生器上的流量傳感器來測量氣流。可替代地，氣流量傳感器也可以坐落于患者接口或空氣輸送管道內(nèi)。流量傳感器優(yōu)選高帶寬流量傳感器。氣流前饋系統(tǒng)比反饋系統(tǒng)更早響應(yīng)從而抵消系統(tǒng)響應(yīng)延遲。將得到的前饋補(bǔ)償水平值加到控制器的輸出端，而不是加到反饋系統(tǒng)控制器的輸入端。結(jié)果輸出命令接近預(yù)先設(shè)定的壓力水平，從而減少潛在的無效或延遲時間?？稍谏a(chǎn)制造時通過調(diào)整增益、直到觀測到壓力波動減至足夠小，以在系統(tǒng)校準(zhǔn)步驟時便確定Kf的值。圖8是本發(fā)明的實(shí)施例中的前饋控制的原理圖。流量傳感器測量氣流，并根據(jù)氣流的干擾，前饋輸出壓力調(diào)整通過氣流變化乘以Kf算出。確定的前饋輸出被送到PID控制器，例如在圖7中所描述的，從而補(bǔ)償系統(tǒng)內(nèi)的干擾，此干擾預(yù)計(jì)會影響輸送至患者的壓力輸出P2。在優(yōu)選的實(shí)施例中，該系統(tǒng)也包括高通濾波器，在圖10中的用虛線框表示。在該實(shí)施例中，測得的氣流信號在確定前饋輸出之前先通過高通濾波器過濾。高通濾波器能夠消除測得流量中的直流分量。可替代地，可以使用濾除直流分量和有效范圍外的高頻率的帶通濾波器?？商娲兀梆佪敵隹赡芑诳倸饬髁?。在另一個實(shí)施例中，高分辨率的流量傳感器可用于改善前饋輸出的精確度。在另一個可選的實(shí)施例中，可基于壓力和電機(jī)速度來估算流量，如美國同時待決申請12/294，957所述，其內(nèi)容在此被全部納入作為引用。在另一個實(shí)施例中，Bilevel PAP設(shè)備的前饋控制系統(tǒng)可允許壓力產(chǎn)生較大變動，該壓力變動是由于在EPAP和IPAP壓力之間的切換(例如，循環(huán)或觸發(fā))造成的。但是，前饋可以補(bǔ)償發(fā)生在IPAP和/或的EPAP呼吸階段的流量擾動，從而防止壓力波動。在這種設(shè) 置中，當(dāng)觸發(fā)或循環(huán)時發(fā)生時，控制器向前饋控制發(fā)送信號，以防止對這些時刻所探測到的流量擾動進(jìn)行任何補(bǔ)償，而控制器按需對相位改變進(jìn)行壓力調(diào)整。對于反饋控制系統(tǒng)，輸送的壓力經(jīng)過測量或確定。壓力傳感器坐落于氣流發(fā)生器中，用于測量從氣流發(fā)生器出來的氣體壓力并確定輸送壓力。另一種可替代的設(shè)置是，壓力傳感器可能坐落于患者接口從而直接測量輸送壓力或位于空氣輸送管道，例如在空氣輸送管道的患者接口末端附近。反饋系統(tǒng)比較實(shí)際的輸送壓力，即測得的壓力，并把實(shí)際輸送壓力和設(shè)定的壓力值進(jìn)行比較來確保系統(tǒng)輸送所需的設(shè)定壓力值。雖然本發(fā)明已經(jīng)描述了目前被認(rèn)為是最實(shí)用和最優(yōu)選的實(shí)施例，應(yīng)該認(rèn)為本發(fā)明不局限于披露的實(shí)施例，但是相反的是，本發(fā)明旨在涵蓋本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)的各種修改和同等的設(shè)置。同樣，上述的各種實(shí)施例可結(jié)合其他實(shí)施例一同實(shí)現(xiàn)，例如一個實(shí)施例的內(nèi)容可以結(jié)合另一個實(shí)施的內(nèi)容，從而另外了解其它的實(shí)施例。此外，本發(fā)明對OSA患者有特別的應(yīng)用，應(yīng)該意識到患有其它疾病(如充血性心力衰竭，糖尿病，病態(tài)肥胖，中風(fēng)，月巴胖手術(shù)等)的患者能從上述的教導(dǎo)獲得好處。而且，上述的教導(dǎo)在非醫(yī)療應(yīng)用上對患者和非患者都有適用性。
權(quán)利要求
1.一種持續(xù)氣道正壓通氣(CPAP)系統(tǒng)，包括 氣流發(fā)生器，所述氣流發(fā)生器包括低慣性鼓風(fēng)機(jī)，所述低慣性鼓風(fēng)機(jī)在壓力下提供可吸入氣體； 患者接口 ； 空氣輸送管道，所述空氣輸送管道連接氣流發(fā)生器與患者接口，該空氣輸送管道包括內(nèi)直徑小于19毫米的管道部分；以及 控制器，所述控制器適于根據(jù)鼓風(fēng)機(jī)速度和壓力補(bǔ)償計(jì)算結(jié)果來控制輸送至患者接口的壓力，其中，所述壓力補(bǔ)償是基于方程式P1-P2 =K1Q2, 其中K1為與空氣輸送管道的直徑和長度相關(guān)的常量，Q為流量。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述鼓風(fēng)機(jī)在3厘米至25厘米的水柱壓力下提供可吸入氣體。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述鼓風(fēng)機(jī)在3厘米至20厘米的水柱壓力下提供可吸入氣體。
4.根據(jù)權(quán)利要求I所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，K1為由導(dǎo)管長度/導(dǎo)管直徑4確定。
5.根據(jù)權(quán)利要求I所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，通過實(shí)驗(yàn)確定K1為流量壓降圖的二階多項(xiàng)式的系數(shù)。
6.根據(jù)權(quán)利要求I至5中任何一項(xiàng)所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述控制器包括兩象限控制器。
7.據(jù)權(quán)利要求I至6中任何一項(xiàng)所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述壓力補(bǔ)償基于方程式 P1-P2 =K1Q2 + K2Q, 其中K1為與空氣輸送管道的長度和直徑相關(guān)的常量，K2為基于流量壓降圖的常量，而Q為流量。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，K2為氣流壓降圖多項(xiàng)式的線性部分的系數(shù)。
9.根據(jù)權(quán)利要求I至8中任何一項(xiàng)所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述管道部分的內(nèi)徑在大約10毫米至大約18毫米之間。
10.根據(jù)權(quán)利要求I至8中任何一項(xiàng)所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述管道部分的內(nèi)徑在大約13毫米至大約16毫米之間。
11.根據(jù)權(quán)利要求I至8中任何一項(xiàng)所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述管道部分的內(nèi)徑為大約15毫米。
12.根據(jù)權(quán)利要求I至10中任何一項(xiàng)所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述控制器進(jìn)一步包括氣流前饋控制系統(tǒng)，從而預(yù)測發(fā)生在系統(tǒng)內(nèi)的壓力擾動。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述氣流前饋包括傳感器，所述傳感器適于測量和檢測氣流變化，當(dāng)檢測到氣流變化時，所述控制器調(diào)整鼓風(fēng)機(jī)的壓力輸出，從而降低輸送至患者接口的壓力擾動水平。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，通過前饋輸出調(diào)整所述壓力輸出，所述前饋輸出等于流量變化乘以系數(shù)Kf。
15.根據(jù)權(quán)利要求12至14中任何一項(xiàng)所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，該系統(tǒng)進(jìn)一步包括反饋控制系統(tǒng)，所述反饋控制系統(tǒng)適于基于測得的壓力進(jìn)一步調(diào)整壓力輸出。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述壓力輸出是前饋輸出與反饋輸出的總和。
17.一種氣道正壓通氣(PAP)系統(tǒng)，包括 氣流發(fā)生器，所述氣流發(fā)生器包括鼓風(fēng)機(jī)，所述鼓風(fēng)機(jī)在壓力下提供可吸入氣體； 患者接口 ； 空氣輸送管道，所述空氣輸送管道連接氣流發(fā)生器與患者接口，該空氣輸送管道包括 內(nèi)直徑小于19毫米的管道部分； 流量傳感器；和 控制器，所述控制器適于基于鼓風(fēng)機(jī)和測得的流量控制輸送至患者接口的壓力，所述控制器包括前饋控制系統(tǒng)，所述前饋控制系統(tǒng)用于減少壓力波動。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述鼓風(fēng)機(jī)在3厘米至25厘米的水柱壓力下提供所述可吸入氣體。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述鼓風(fēng)機(jī)在3厘米至20厘米的水柱壓力下提供所述可吸入氣體。
20.根據(jù)權(quán)利要求17所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述前饋控制系統(tǒng)基于流量傳感器測得的流量來監(jiān)控流量變化，并通過計(jì)算前饋輸出以及依據(jù)計(jì)算出的前饋輸出來調(diào)整壓力輸出，從而預(yù)測響應(yīng)流量的任意變化而預(yù)期產(chǎn)生的壓力擾動。
21.根據(jù)權(quán)利要求20所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，通過將流量變化乘以增益系數(shù)Kf計(jì)算出所述前饋輸出。
22.根據(jù)權(quán)利要求21所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述系統(tǒng)進(jìn)一步包括高通濾波器，以在計(jì)算前饋輸出之前過濾測得的流量信號。
23.根據(jù)權(quán)利要求20至22中任何一項(xiàng)所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述前饋輸出被送入比例積分微分(PID)控制器，以調(diào)整壓力輸出。
24.根據(jù)權(quán)利要求17至23中任何一項(xiàng)所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述流量傳感器是高分辨率流量傳感器。
25.根據(jù)權(quán)利17至24中任何一項(xiàng)所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述控制器進(jìn)一步包括反饋控制系統(tǒng)，所述反饋控制系統(tǒng)適于協(xié)助維持準(zhǔn)確的壓力輸出。
26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述反饋控制系統(tǒng)包括壓力傳感器，所述壓力傳感器用于測量輸送的壓力，并將測得壓力與設(shè)定壓力進(jìn)行比較。
27.一種持續(xù)氣道正壓通氣(CPAP)系統(tǒng)，包括 氣流發(fā)生器，所述氣流發(fā)生器包括鼓風(fēng)機(jī)，所述鼓風(fēng)機(jī)在一定壓力下提供可吸入氣體； 患者接口 ； 空氣輸送管道，所述空氣輸送管道連接氣流發(fā)生器與患者接口，所述空氣輸送管道包括內(nèi)直徑小于19毫米的管道部分。
28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述鼓風(fēng)機(jī)在3厘米至25厘米的水柱壓力下提供所述可吸入氣體。
29.根據(jù)權(quán)利要求28所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述鼓風(fēng)機(jī)在3厘米至20厘米的水柱壓力下提供所述可吸入氣體。
30.根據(jù)權(quán)利要求27所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述管道部分的內(nèi)徑在大約10毫米至18毫米之間。
31.根據(jù)權(quán)利要求30所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述管道部分的內(nèi)徑在大約13毫米至大約16毫米之間。
32.根據(jù)權(quán)利要求30所述的持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)，其特征在于，所述管道部分的內(nèi)徑為大約15毫米。
33.一種持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng),包括 氣流發(fā)生器，所述氣流發(fā)生器具有排氣口 ； 空氣輸送管道，其內(nèi)徑小于19毫米； 氣流發(fā)生器連接件，所述氣流發(fā)生器連接件將空氣輸送管道的一端連接至氣流發(fā)生器的排氣口 ；以及 識別系統(tǒng)，所述識別系統(tǒng)用于識別或辨別連接至CPAP系統(tǒng)的空氣輸送管道的類型。
全文摘要
一種持續(xù)氣道正壓通氣(CPAP)系統(tǒng)，包括氣流發(fā)生器(10)、患者接口(50)和空氣輸送管道(20)，所述空氣輸送管道(20)連接所述氣流發(fā)生器和所述患者接口，其中所述空氣輸送管道的內(nèi)徑小于19毫米。優(yōu)選地，所述空氣輸送管道的內(nèi)徑在大約10毫米到大約18毫米之間。所述持續(xù)氣道正壓通氣系統(tǒng)還可包括控制器，所述控制器用于補(bǔ)償系統(tǒng)內(nèi)的壓力波動和/或增加的阻抗。優(yōu)選地，鼓風(fēng)機(jī)包括低慣性鼓風(fēng)機(jī)。
文檔編號A61M16/00GK102762247SQ201080060498
公開日2012年10月31日 申請日期2010年11月3日 優(yōu)先權(quán)日2009年11月3日
發(fā)明者亞歷山大·威爾, 南森·約翰·羅, 巴頓·約翰·凱尼恩, 格雷姆·斯蒂芬·卡特克利夫, 約翰·D·奧茨, 西姆·塔卡克西 申請人:雷斯梅德有限公司