用于改善cpap舒適性的方法和裝置的制作方法

專利名稱：用于改善cpap舒適性的方法和裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種在正壓力作用下將供給的空氣輸送給患者從而治療睡眠呼吸紊亂的方法和裝置。特別地，本發明涉及一種可以提供平滑而舒適的壓力-時間波形的方法和裝置。
背景技術：
由于Sullivan發明了鼻部的持續呼吸道正壓(鼻部CPAP)裝置用以治療梗阻性睡眠呼吸暫停(OSA)以及其他形式的睡眠呼吸紊亂(SDB)，如在美國專利號4,944,310中所講的，引出許多的研究工作以改善該裝置的舒適度。其中一個方面是提高患者接觸面的舒適度，例如提供了由ResMed Limited制造的MIRAGE和ULTRA MIRAGE面具。提供更舒適患者接觸面的另一個方面是使得在正壓作用下由送風機所提供空氣的波形更舒適。
有些低成本的CPAP送風機裝置，例如ResMed Limited的S7TM裝置，在患者的呼吸周期中始終是在大致固定的正壓作用下提供空氣，例如15cmH2O。送風機包括電動機和風扇，其構造可以將根據電動機旋轉速度預先確定的特定壓力輸送到患者的接口，例如面具。當患者在這樣的系統中吸入氣體時，面具中的壓力會有少量減小。當患者呼氣氣體時，面具中的壓力會有少量增加。面具中壓力的這種起伏被稱為“振蕩”。其他送風機在壓力控制器中使用了反饋裝置，用來平衡患者對面具壓力的作用從而減少振蕩。這樣的裝置在澳大利亞目前的零售價格為大約1000澳元。
另外一組CPAP裝置，例如ResMed的AUTOESETSPIRITTM裝置，可以監控患者并確定出輸送給患者的適當的CPAP設置，其壓力在整個夜晚的過程中都可以變化，例如，在患者睡眠的初始階段輸送15cmH2O，而在夜里較晚的時候增大到20cmH2O。要根據呼吸的具體情況和嚴重程度確定壓力的變化，例如流動限制和打鼾。這樣的裝置在澳大利亞目前的零售價格為大約2000澳元。
雙水平的CPAP裝置，例如ResMed VPAP的產品，在呼吸周期的吸氣過程中為患者的面具提供了較高的壓力，例如10-20cmH2O，并在呼吸周期的呼氣過程中為患者的面具提供了較低的壓力，例如4-10cmH2O。裝置控制周期和患者呼吸周期之間不相配會導致患者不舒適。當裝置從較高壓力向較低壓力變換的時候，使電動機制動。當裝置從較低壓力向較高壓力變換的時候，使電動機加速。根據裝置的設定，可以要求裝置在50-100ms的時間內壓力變換5-18cmH2O。為了獲得這種變化，峰值電力負載可以在60-90W的范圍之內。由于VPAP裝置要求低慣性和峰值負載，需要較大的并且成本較高的電源。這樣的裝置根據其特性設置在澳大利亞目前的零售價格為大約3,500-7,500澳元。
美國專利No.6,345,619(Finn)敘述了一種CPAP，它在裝置控制周期的吸氣和呼氣之間變換過程中所提供的空氣壓力是在IPAP(吸氣呼吸道正壓)和EPAP(呼氣呼吸道正壓)壓力的中間。美國專利No.6,484,719(Berthon-Jones)和6,532,957(Berthon-Jones)敘述的裝置提供了根據波形模板的靜壓支撐裝置。美國專利No.6,553,992(Berthon-Jones et al.)敘述了一種通風器，其伺服控制器通過調整壓力波形和壓力調制振幅的曲線而調整支撐的程度，當伺服控制器通過增大壓力調制振幅而增大支撐的程度時，會逐漸產生更多矩形的并使之更有效的壓力波形；當伺服控制器通過降低壓力調制振幅而降低支撐的程度時，會逐漸產生更多平滑的并使之更舒適的壓力波形。所有這些專利的內容都在這里結合作為參考。
CPAP和VPAP裝置是機械通風器。通風器已經被分為(Chatburn，Principles and Practice of Mechanical Ventilation，MJ Tobin、McGraw Hill編輯，1994，CH.2)壓力、容量或流量控制器中的任何一種。每種情況下，通風器控制著輸送給患者的空氣壓力隨時間變化、空氣容量隨時間變化、或者空氣流量隨時間變化。許多種這樣的裝置可以被編程從而輸送不同的波形，例如脈沖(矩形)的、指數的、斜坡的和正弦曲線的。對實際輸送給患者的波形形狀產生影響的，是患者呼吸系統的柔順性和抵抗性，還有他呼吸的作用力，以及機構的限制，例如送風機的動量和傳播延遲等。
西門子伺服通風器900B是靠壓縮空氣產生動力的通風器，使用類似剪刀的閥控制吸氣流動的方式(McPherson & Spearman，RespiratoryTherapy Equipment，The C.V.Mosby Company，1985，第469-474頁)。
通風器的構造是當壓力、容量、流量或時間中的某一項達到預定值的時候，就輸送吸氣波形。將感興趣的變量當作是初始的或啟動的變量。時間和壓力啟動也一樣。Puritan Bennett 7200a通風器是流量啟動。Drger Babylog通風器是容量啟動。Infrasonics Star Sync模塊可以靠胸壁運動將Infant Star通風器啟動。通風器的吸氣周期結束是由于有些變量達到了預定值。進行測量并用來結束吸氣的變量被稱為周期變量。以時間和容量作為周期變量的通風器也是已知的。
許多通風器提供了呼氣結束正壓(PEEP)。這些通風器中有些使用了閥(PEEP閥)使得PEEP可以變化。有些裝置，例如Ernst et al.在美國專利No.3,961,627中所講的，在一個呼吸循環中提供了壓力和流量控制相結合。控制周期被分作四個相位I，II，III和IV。呼吸周期和控制周期在時間上沒必要一起下落；然而，控制周期的相位I和II大致對應著吸氣，而控制周期的相位III和IV大致對應著呼氣。相位I，III和IV是壓力調節，而相位II是流量調節。醫生可以靠三個控制元素選擇壓力過程，靠呼氣壓力減小、拐點、以及最終的呼氣壓力。在相位III中，壓力從相位II結束測量的壓力值開始根據固定的壓力減小率dP/dt繼續變化。當在相位III中測量的壓力達到拐點時，壓力接下來線性變化為固定的最終的呼氣壓力。呼氣部分從拐點到呼吸周期結束表示為相位IV。在呼氣中壓力的線性變化過程表示一個優選的實施例，但是也可以用其他的壓力曲線過程取代，例如指數曲線。
自發呼吸的患者至少會產生一些作用力進行呼吸，但是并不充分。患者的呼吸周期和通風器的呼吸周期之間缺乏同步性會導致患者不舒適。
在成比例輔助通風(PAV)中，如Magdy Younes所述的，通風器產生的壓力與患者的作用力成比例；患者的牽引越多，機器產生的壓力越高。通風器只起到放大患者作用力的作用，而沒有向目標強加任何通風或壓力。可以理解PAV的目的是使患者可以舒適地獲得他或她的控制系統認為適合的任何的通風和呼吸方式。在美國專利No.5,044,362、5,107,830、5,540,222和5,884,662中也敘述了PAV系統。
在美國專利No.5,044,362中，Younes敘述了如下方式工作的系統(a)吸氣的流量當管路中的速度傳感器輸出部分的高頻組件進行濾波時，留下的信號與在呼吸道中獨立測量的流量非常相符。因此線路中的速度信號通過了低通濾波器，而最后的信號被用作通風器的指令信號，直到產成的壓力與吸氣流量成比例，這被稱為提供了阻力輔助。增益控制可以選擇輔助的大小。在實踐中，流量信號永久連接著加法放大器，并且設定了最小增益以補償線路中的阻力。當需要較大輔助來補償患者自身的阻力時，就加大增益。
(b)吸氣的容量可以結合與吸氣流量相關的信號從而測量吸氣容量。將與壓力成比例的信號減去從而使得活塞室壓縮。根據波義耳法則，被減去的壓力信號的大小由系統的氣體容量作用。當最終的信號選擇路徑通向加法放大器時，通風器單元與吸氣量成比例地增大壓力。再次獲得的輔助的大小可以由增益裝置控制。
(c)斜坡產生器這個工作模式可以讓通風器單元起作用而不需考慮患者的作用力，并且提供了被控制的通風器。要啟動該功能可以靠操作者轉動開關從而將該功能的產生器置入電路之中。或者，可以準備好斜坡產生器，如果在某段時間患者自發呼吸失敗就自動選擇路徑通向加法放大器。
(d)D.C.輸出由偏差放大器提供的可調節的DC輸出也選擇路徑通向加法放大器，從而最終產生連續的壓力。
美國專利No.5,535,738(Estes et al.)敘述了另一中PAV裝置。
例如Puritan-Bennett7200a的支持生命的通風器可以非常精確的控制輸送給患者的空氣的壓力、容量和流量比率。然而這種支持的生命通風器對于家庭用于治療睡眠呼吸紊亂太過昂貴，成本的范圍為50,000到100,000澳元。

發明內容
根據本發明的一個方面，提供一種低成本的CPAP裝置，它提供了用于治療睡眠呼吸紊亂的更舒適空氣波形。
根據本發明的另一個方面，提供一種低成本的用于治療睡眠呼吸紊亂的CPAP裝置，它在呼氣過程中提供降低的氣壓。
根據本發明的另一個方面，提供一種低成本的用于治療睡眠呼吸紊亂的CPAP裝置，它在呼氣過程中將氣壓從第一水平降低到第二水平，第二水平不低于預定限值。
根據本發明的另一個方面，提供一種控制由電動機驅動的送風機形成的壓力的方法，包括的步驟有當送風機形成的壓力超出臨界值時使電動機空轉。
根據本發明的另一個方面，提供一種CPAP裝置，它在裝置控制周期的吸氣部分過程中提供第一正壓力的空氣，在裝置控制周期的呼氣部分過程中提供第二正壓力的空氣，并且提供在控制循環的吸氣與呼氣部分之間平穩變化的壓力波形。
根據本發明的另一個方面，提供一種CPAP裝置，包括電動機、電動機速度控制器、葉輪(如在本文中使用的，葉輪是靠電動機驅動從而進行送氣的旋轉機構)、蝸殼、流量傳感器、控制器、空氣輸送管和患者接觸面，其中(i)在控制循環的吸氣部分中，CPAP裝置適合于在患者接觸面中提供第一正壓力的空氣；(ii)流量傳感器適合于測量通過空氣輸送管的空氣流動率；(iii)壓力傳感器適合于測量患者接觸面中的空氣壓力；(iv)控制器適合于檢測來自流量傳感器的表示患者呼吸周期呼氣部分開始的信號；(v)一旦檢測到呼吸周期的呼氣部分開始，控制器適合于指示電動機速度控制器使電動機空轉，直到患者接觸面中的壓力降到預定水平，其后控制器指示電動機控制器控制電動機的速度，以輸送第二正壓力的空氣；并且(vi)一旦檢測到呼吸暫停或者患者呼吸周期的吸氣部分開始，控制器適合于指示電動機速度控制器將電動機加速，直到患者接觸面中的壓力達到患者接觸面的第一正壓力。
本發明的另一個方面是提供一種具有低慣性電動機的CPAP裝置。根據這一方面，電動機的慣性要足夠低，使得電動機可以從輸送第一壓力水平的第一速度空轉，直到呼氣周期結束前達到第二預定壓力水平。根據這一方面，電動機的慣性要足夠低，使得到第二預定壓力水平的減速率相對于典型的呼氣周期更快。優選地，電動機和/或葉輪的慣性小于13,600g·mm2。最終結果是制造用于治療睡眠呼吸紊亂的低成本的CPAP裝置，通過電動機驅動的送風機向患者的呼吸道提供所需壓力的空氣，其中在呼氣過程中通過使電動機空轉而使壓力從高水平降低到低水平。
在本發明的另一方面，第一壓力水平是根據諸如美國專利No.5,704,345所述的自動算法而確定。
本發明的另一方面是提供CPAP裝置，具有可以輸送更舒適空氣波形的電動機。
本發明的另一方面是提供一種具有最大壓降的CPAP舒適模式。


圖1示出了根據本發明實施例的CPAP裝置；圖2示出了根據本發明實施例的裝置的特性曲線，其中使用了空轉減慢電動機；圖3示出了根據本發明實施例的裝置的特性曲線，其中使用了制動和空轉的結合；圖4示出了根據本發明實施例的裝置的特性曲線，其中33％工作周期使用了制動；圖5示出了根據本發明實施例的裝置的特性曲線，其中使用了負峰值檢測以確定增大壓力的時間；圖6a-d示出了適于與根據本發明實施例的裝置一起使用的下蝸殼的不同視圖；圖7a-f示出了適于與根據本發明實施例的裝置一起使用的上蝸殼的不同視圖；圖8a-d示出了適于與根據本發明實施例的裝置一起使用的上蝸殼的另外視圖；圖9a-c示出了適于用在根據本發明實施例的裝置中的電動機和葉片組件；圖10示出了根據本發明實施例的裝置的特性曲線，其中CPAP壓力設定為15cmH2O，而減少的水平為3cmH2O，上面的曲線表示流量，下面的曲線表示壓力，每個水平柵格對應大約1秒；以及圖11具有與圖10的水平和垂直刻度相同，表示與圖10類似的視圖，但是CPAP壓力設定為10cmH2O。
具體實施例方式
圖1示出了根據我們發明的一個實施例的裝置。無刷電動機10具有安裝在其上的葉輪12。葉輪12駐留在蝸殼36中。電動機10受電動機控制器24(適合的控制器包括TMS320LC2402或者MC33035IC)控制。電動機包括傳感器32、34，分別提供表示電動機旋轉速度和電流的信號。當給電動機繞組通電的時候，葉輪旋轉。空氣通過葉輪的入口吸入并獲得動量。當空氣離開葉輪進入蝸殼時，它改變速度并增大壓力。空氣離開蝸殼，分別經過流量和壓力傳感器28、30(例如SMI5652-003流量傳感器和SMI5652-003或MPX2010壓力傳感器)到達空氣輸送管道16(例如，由Smooth-bor Plastics制造的)，該管道接下來連接著患者接觸面18，在圖中所示實施例中是鼻部面具，例如ResMed Limited制造的MIRAGE和ULTRA MIRAGE面具。也可以使用其他形式的患者接觸面，例如整個臉部的面具、鼻叉和鼻墊。
流量和壓力傳感器28、30向微控制器14提供數據。適合的控制器包括HITACHI SH 7032/34的32位RISC裝置，具有2-20MHz的時鐘頻率，8比10位的A-D轉換器和不同輸入輸出特征。微處理器14使用了Accelerated Technologies Incorporated的Nucleus Plus實時操作系統(RTOS)。本發明的一種形式，裝置輸送預定的CPAP壓力；這種裝置是ResMed Limited的S7 ELITE。在本發明的另一種形式，根據美國專利No.5,704,345(Berthon-Jones)，將微控制器14被編程從而輸送CPAP治療，該專利的方法和裝置用于檢測呼吸系統中的呼吸暫停和呼吸道阻塞。美國專利No.5,704,345的內容在此作為參考引入。
微控制器14被編程用以檢測在患者呼吸周期中患者在吸氣和呼氣部分之間的轉換。有許多種方式完成這種檢測。一種方式是監控流向和流出患者的空氣流量。當呼吸流量信號穿過零點時(零交叉)，就完成了在吸氣和呼氣之間的轉換。作為替換或者附加，也可以監控面具的壓力。當面具壓力下降到低于第一臨界值的時候，就是發生了吸氣。當面具壓力上升到高于第二臨界值的時候，就發生了呼氣。作為替換或者附加，可以在患者上使用努力傳感器，例如，確定胸壁的運動、前胸骨的運動或者患者其它的運動(例如美國專利No.6,445,942中所述的)。可以將測量技術與呼吸時間的同步估算相結合。例如，可以測量患者的平均呼吸率，當通過流量、壓力或努力傳感器檢測到吸氣的時候，就可根據測量到的平均呼吸率假定在一段時間后發生呼氣。
該裝置包括顯示器22，例如2線路16字符的LCD或者更小的顯示裝置。該裝置包括鍵盤26，例如使用逆光硅酮開關的鍵盤。該裝置還包括電源，由SKYNET制造的II類絕緣可在24V提供40W電能。該裝置可以包括能與外部裝置連通的接口20。例如，適合的接口芯片有MAXIM的MAX3130/MAX3131。這些芯片同時提供了IrDA和RS-232連通。
慣性是指如果物體靜止時保持其靜止的趨勢，或者，如果物體移動，使其繼續向相同方向移動除非有某種外力作用其上。適合本發明所使用的電動機和葉輪應當是足夠低的慣性。在使用CPAP裝置時，電動機通常以每分鐘幾千轉(RPM)進行工作。如果不再向運轉的電動機供電，它減慢下來所需要的時間是電動機和葉輪的慣性以及通過葉輪的空氣流動速率的函數。給定的電動機、葉輪和蝸殼結合將在較低的旋轉速度產生較低的壓力。在本發明的一個優選形式中，慣性小于13,000至14,000g·mm2，最好小于13,600g·mm2。圖6-8中示出了蝸殼外殼的一種適合形式，而圖9中示出了電動機和葉輪的一種適合形式。適合于構建葉輪的材料是填充了例如GE LEXAN 3412R聚碳酸酯的玻璃。在ResMedLimited的S7TMELITE中會找到這樣的蝸殼和葉輪。
慣性或者慣性矩是對于旋轉慣性的術語，是線性運動的質量的旋轉模擬。慣性矩是相對于特定的旋轉軸被限定，在我們的情形中，是相對于電動機心軸的軸線被限定。點質量相對于軸線的慣性矩被定義為質量和到軸線距離的平方的乘積。任何延伸物體的慣性矩都是在這個基本定義上建立的。
復雜物品的慣性可以用計算機程序包進行計算，例如用SolidWorks。該程序包考慮了轉子、心軸、葉輪和進行旋轉的其它任何物體，將它們都分解成為幾百萬個質量塊，并將所有這些單個的慣性都加到一起(J.L.Meriam和L.G.Kraige，EngineeringMechanics-Dynamics，John Wiley & Sons，Inc.，1998，第665-682頁)。
或者，也可以根據基本原理計算慣性矩。可以將轉子分解為簡單形狀，例如圓盤、圓柱、球形等。對于這些形狀，可以分析計算出慣性值，然后將它們加到一起得出總的慣性矩。
例如由ResMed Limited制造的S7 ELITE的CPAP裝置可以改造包括本發明。通常，根據本發明實施例的CPAP裝置的控制器被編程，從而輸送范圍在4到25cmH2O的CPAP壓力。在該裝置的自動調節形式中，例如AutoSet SPIRIT以及在上述美國專利No.5,704,345中所講的，CPAP裝置被編程以增加CPAP壓力，從而克服或防止部分或完全的呼吸道阻塞，其表現為出現鼾聲、呼吸暫停或流動平緩。
控制器14被編程，根據患者醫生所建議的治療壓力在患者呼吸周期的呼氣階段中輕微地降低患者接觸面中輸送給患者的氣壓。降低的量一種形式是通過CPAP裝置上的開關26進行可取的設置而確定。例如，控制器可以被編程從而提供呼氣過程中的四種不同水平的壓力降低量，每一水平都導致壓力另外降低1cmH2O(舒適模式)。例如，當在吸氣過程中CPAP壓力設定為以15cmH2O的壓力向患者接觸面輸送空氣并且舒適模式被設定為第2水平，在呼氣過程中壓力將會降低到13cmH2O。
在我們發明的另一種形式中，降低的量是大約2.5、3和3.5cmH2O；在本發明又一形式中，降低的量是大約1、2和3.5cmH2O，以及1、2和3cmH2O。
在我們發明的一個優選形式中，壓力降低的最大量靠水平設定進行固定，在呼氣過程中壓力不會落至低于預定的量。最好的，面具壓力不會落至低于4cmH2O。
在我們發明的一種形式中，當監控呼吸流量的流量信號表明患者呼吸周期的呼氣部分開始時，會根據水平設定使得壓力由CPAP壓力降低設定量。壓力保持在較低的水平，一直到檢測到吸氣開始的時候，這時壓力將返回到CPAP壓力。
在我們發明的另一種形式中，當監控呼吸流量的流量信號表明患者呼吸周期的呼氣部分開始時，會根據水平設定使得壓力由CPAP壓力降低設定量。壓力保持在較低的水平，一直到檢測到吸氣開始的時候，或者檢測到呼吸暫停，這時壓力將返回到CPAP壓力。
一旦檢測到呼吸暫停，在吸氣和呼氣的過程中壓力可保持在較高的水平。另外，一旦檢測到呼吸暫停結束(即恢復正常呼吸)或者持續預定時間的呼氣，可將呼氣模式中降低的壓力恢復。
根據本發明的一個特征，壓力降低是靠電動機的“空轉”而實現。就是說，當檢測到呼氣的時候，暫時停止給電動機繞組供電，使得轉子最終減慢下來并導致輸送到患者接觸面的空氣壓力降低。這種方法使壓力逐漸減小從而特別舒適。監測患者接觸面中的壓力，當患者接觸面壓力降低到可接受的水平(被設置為“舒適”水平)時，低速恢復給電動機繞組供電，從而足以將患者接觸面的壓力保持在較低的水平。如果流量信號表示檢測到吸氣開始，就增加電動機速度從而輸送所需CPAP壓力。
通常，按順序進行三個步驟(i)一旦檢測到從吸氣轉變到呼氣，就將電動機斷電使其空轉。
(ii)當患者面具(或者使用任何其它的接觸面)中的壓力在呼氣過程中達到最小壓力水平時，電動機再次通電并且控制其速度從而將壓力控制在適合呼氣的水平。
(iii)一旦檢測到從呼氣轉變到吸氣，就增大電動機速度從而在患者面具中提供適合吸氣的更高壓力。
圖2為示波器的屏幕，示出的兩個跡線是根據本發明實施例的裝置用呼吸機進行測試時輸送呼吸容量為500ml且每分鐘15次呼吸的正弦式呼吸。上面的跡線表示壓力信號。下面的跡線表示流量信號。用流量信號檢測至少一個轉變。流量信號由正值轉變為負值(零交叉)可以定義為呼氣開始。流量信號由負值轉變為正值(零交叉)可以定義為吸氣開始。當流量信號小于臨界值的時候，就表示已發生零交叉。臨界值具有調整壓力和流量曲線之間相位延遲的效應。臨界值越大，就越可以相信零交叉檢測的可靠性。然而在轉變發生時，潛在地導致相位延遲和同步性降低的不確定性會增加。將吸氣流量定義為正值，從吸氣到呼氣轉變的臨界值為0到5l/min，最好是1l/min。從呼氣到吸氣轉變的臨界值為-4到-1l/min，最好是-1l/min。
本發明的另一種形式中，從吸氣到呼氣轉變的臨界值范圍為-4到-1l/min，最好是-1l/min，而從呼氣到吸氣轉變的臨界值范圍為0到5l/min，最好是1l/min。這種方法的優點是，如果在呼氣到吸氣的流量曲線中具有平坦的區域，正如有時會發生的那樣，不會太早引發吸氣。
本發明的又一方式中，結合了流量計算容積。當容積為負時就認為發生了呼氣，而當容積為正時就認為發生了吸氣。
通常，在本發明的裝置中，循環/引發臨界值的特性得益于靈敏度。
“空轉”的結果表明呼氣過程中在大約1.7秒的時間內從大約3到4cmH2O緩慢下降到新設定的壓力，而一旦開始吸氣就形成快速的上升時間(大約300至800ms)。上升時間是包括電力供應和慣性的多種因素的函數。下降時間長的原因是因為電動機的慣性和沒有有效斷開。
在我們發明的其他形式中，至少在空轉的某些時候電動機的制動會影響壓力的降低。制動可以通過縮短繞組來實現。本發明的一種形式中，壓力和流量都通過相應的壓力和流量傳感器進行檢測。在本發明的其他形式中，壓力是從電動機速度進行估算。
圖3示出了與圖2相同的一組曲線。但是在圖3中，緊隨著從吸氣到呼氣的零交叉，施加了制動使得壓力在240ms內降到大約2.7cmH2O。所使用的制動時間是誤差即在測量的壓力與目標壓力之間差值的函數。誤差越大，制動歷時越久。誤差減小，制動所使用的時間越短。因此制動時間的持續是誤差的函數。在圖2中，使用了50ms開/關、30ms開/關和10ms開/關的制動持續時間。因此所產生的壓力降低是空轉和電動機制動相結合的結果。
一種形式中，施加了制動并且不釋放直到傳感器上的壓力與新設定的呼氣循環的壓力相同。如果當吸氣開始時(即呼吸流量，Rf＞HTH)制動開始作用，隨后制動被釋放并且設定的壓力返回到CPAP治療壓力。
使用狀態機以在開/關循環中施加制動，當達到設定壓力時使其周期更快。
考慮到制動的大小壓降，還可以進一步改善轉換制動的施加。
實現壓力下降的算法如下1)檢測零交叉。
2)設定目標壓力＝(治療壓力-選擇的下降壓力)。
3)計算壓力誤差＝目前壓力-目標壓力。
4)當壓力誤差＞＝鄰接值，以優選的工作循環制動電動機。
一種形式，使用抖動制動，就是說，在很短的時間內將電動機制動，例如工作循環(例如10ms加上制動，20ms解除制動)的25％-50％，最好是33％。得到要求的壓力降低所需要的工作循環的大小是慣性的函數。通過如上所述的電動機和葉輪的結合，使用更短的工作循環-假定10％-不足以在理想的時間內減慢電動機而獲得所需壓力。然而，使用較低慣性的電動機和葉輪，可以通過10％工作循環獲得理想壓力。另外，盡管用優選的電動機和葉輪使用大于約50％的工作循環可以產生壓力峰值，而當使用其他電動機和葉輪時，可以使用大于50％的工作循環。圖4示出了當制動具有33％工作循環時裝置的特性曲線。
臨界值的大小取決于用來使電動機制動的工作循環。對于33％的工作循環，臨界值設定為0.5-0.9cmH2O，最好為0.5cmH2O。對于25％的工作循環，可使用的臨界值范圍為0.2-0.7cmH2O，而對于50％的工作循環，可使用的臨界值范圍為0.8-1.4cmH2O。
由于電動機從低速加速到足以提供治療壓力的速度要花費一定的時間，壓力從較低的“舒適”壓力增加到治療壓力也需要一定的時間。時間延遲會導致患者和送風機之間同步性降低。在本發明的這種形式中，并不是在檢測到吸氣開始前(例如，流量信號從負的變為正信號)一直等待著，而是嘗試著預測吸氣發生的時間并且調整壓力的增大以保持同步性。
在我們發明的一種形式中，使用了負峰值檢測器使得在呼氣循環的頂點時壓力開始斜坡上升，從而使得在吸氣循環開始前穩定地輸送治療壓力，如圖5所示。這種方法使用了前述的下臨界值，而上臨界值被負峰值檢測器代替。
在我們發明的另一種形式中，我們使用了后面的方法以試圖消除錯誤的負峰值。從間隔10ms的三個點計算出流量的動態平均值。滯后的臨界值會與該移動平均值一致。可以通過改變臨界值峰值檢測算法或者改變尋找負峰值所采用的方法(例如，篩選和計算微分值)從而改進這個實施例。檢測負峰值也可以使用最小檢測的技術，例如“Minimizationor Maximization of Functions”第10章，Numerical Recipes，W.H.Press et al.，1986，劍橋大學出版社，ISBN 0 521 30811 9。
可以使用其它的技術來預測吸氣將要發生時間，調整壓力的增長并保持同步性。例如，在本發明的另一種形式中，平均的呼氣周期持續時間，td，由流量的連續零交叉以及壓力從較低的“舒適”壓力增長到治療壓力所必須的時間，tp，而計算得出。一旦檢測到呼氣，計時器te就從呼氣開始起記錄時間。當te＝td-tp時，啟動電動機從較低速度到較高速度的加速。
在空轉過程中壓力降低率取決于空轉剛開始前的吸氣壓力。例如從15cmH2O的吸氣壓力，在大約1秒內壓力可以降低3cmH2O。見圖10。不同的是，從10cmH2O的呼氣壓力，在大約2秒內壓力可以降低3cmH2O。見圖11。因此根據本發明的一個實施例，提供了一種裝置用于獲得呼氣壓力減輕的調節率。
本發明中發生的壓力降低被可調節量限制的優點是該限制確保了充分的CO2清除和/或保持呼吸道打開。例如，在呼氣壓力降低完全取決于呼氣流量的CPAP系統中，呼氣過程中的CPAP壓力會下降到低于確保充分CO2清除的壓力，通常是4cmH2O。因此，可以對裝置進行改進，例如美國專利No.5,535,738或者Respironics Inc.的帶有C-Flex模式的BiPAP通風器那樣，其中在呼吸周期的呼氣部分，壓力會遵照呼吸流動率，但是只可以降到臨界值。因此，患者接觸面的壓力永遠不會降到能保證充分的CO2清除和/或保持呼吸道打開的壓力以下。
對目前已經使用在重復治療周期管理過程中的本發明的空轉技術已經進行了敘述。然而，該技術至少還有其他的兩個用途。一個是在斜坡相位過程中，可在許多CPAP治療機上獲得的特征，在該機器中當患者想要睡著的時候，在斜坡相位過程中產生面具壓力并達到治療壓力。參見美國專利No.5,199,424、5,522,382和6,705,351。例如，在斜坡相位(ramp phase)過程中，可以在循環的過程中使得吸氣壓力恒定(盡管從一個循環到另一個循環增大)，但是也可以使呼氣壓力由一個循環到另一個循環增大而且靠本發明所講的電動機或送風機轉子空轉進行控制。在斜坡相位結束時，即一旦達到治療壓力時，也可以停用空轉技術。還可以考慮適當地逐漸減小空轉技術斜坡相位端部，從而平穩地變換到治療的CPAP壓力的水平。通過逐步降低連續呼吸中呼氣與吸氣之間的壓力差獲得這種逐漸減小的效果。最好地，這在斜坡相位的最后一分鐘發生，并且等于大約15次的平均呼吸。這種逐漸減小是想要減少對患者的干擾并增加患者的舒適度。
通過在斜坡相位結束時停用空轉技術，當患者想要入睡的時候(即在斜坡相位的過程中)為患者提供了最大的舒適度，而沒有讓空轉技術干擾睡眠過程中(在治療相位中)臨床確定的治療壓力。同樣的，可以在自動滴定呼吸道正壓(APAP)的“穩定時間”的相位過程中使用本發明的空轉技術，例如可用在ResMed AutoSetSPIRIT CPAP裝置中。在“穩定時間”的過程中，提供了恒定的但是較低的面具壓力，從而使得患者可以不知不覺地進入睡眠。在“穩定時間”結束時，APAP為患者提供了由治療算法確定的適當的可變的治療處理壓力。通過只在“穩定時間”的過程中使用本發明的空轉技術，可以在轉變到睡眠的過程中增強患者的舒適度而不包含實際的治療。當然，如果在臨床上不想讓患者接觸面的壓力降低到低于“穩定時間”相位所設定的低壓，那么在該相位過程中不結合空轉技術會比較合適。或者，穩定時間的相位壓力可以設定在足以進行空轉技術、但是在呼氣的過程中又不會使壓力水平降低到低于臨床預定可接受水平的水平。在CPAP的斜坡相位結束時或者在APAP的“穩定時間”結束時停用空轉技術，避免了在治療過程中由于存在空轉而造成壓力供給不足或者CO2清除不充分。
盡管已經參考附圖敘述了本發明的特別實施例，但是應當理解這些實施例只是用來表示本發明原理的應用。可以在其中進行許多改變，并且可以設計出其它的布置而不背離本發明的精髓和范圍。例如在所示的實施例中，使用了流量信號以確定吸氣和呼氣之間的變換，但是也可以使用其它的信號，例如壓力信號。還可以使用信號的結合，例如流量和努力信號結合，而且可以使用空轉來控制或減少患者接觸面的壓力波動。
權利要求
1.在CPAP裝置中具有電動機、由電動機旋轉的葉輪、患者接觸面、用于從葉輪向患者接觸面輸送空氣的空氣輸送管、用于確定患者接觸面中的壓力的傳感器、以及控制機構，控制機構空氣以所需壓力被輸送到患者接觸面、并且檢測患者呼吸周期中吸氣與呼氣之間的轉變；控制電動機運行的方法包括如下步驟(i)一旦檢測到從吸氣轉變為呼氣，將電動機斷電以使電動機空轉；(ii)當患者接觸面中的壓力在呼氣過程中達到最小壓力水平，電動機再次通電并且控制其速度，以便將壓力保持在適合呼氣的水平；以及(iii)一旦檢測到從呼氣轉變到吸氣，增大電動機速度，從而在患者接觸面中提供適合吸氣的更高壓力。
2.如權利要求1所述的方法，其特征在于，在步驟(ii)中，控制電動機速度從而將壓力保持在所述最小水平。
3.如權利要求1所述的方法，其特征在于，還包括在至少一些空轉時間過程中制動電動機的步驟。
4.如權利要求3所述的方法，其特征在于，當呼吸周期中電動機首先開始空轉時進行電動機的制動。
5.如權利要求4所述的方法，其特征在于，檢測從吸氣到呼氣或者從吸氣到呼氣中至少一個之中的轉變的步驟包括子步驟(iv)監控流向患者的呼吸空氣流量；以及(v)將該空氣流量與臨界值相比較。
6.如權利要求5所述的方法，其特征在于，所述臨界值是可調節的，并且當空氣流量小于所述臨界值時，確定已經發生了轉變，臨界值具有調節壓力與空氣流量之間相位延遲的作用，臨界值越大，以增加轉變發生時間的不確定性為代價，就越可以相信轉變已被可靠地確定，潛在地導致相位延遲和同步性降低。
7.如權利要求6所述的方法，其特征在于，在呼氣過程中的所述最小壓力水平是可以調節的，從而改變患者的舒適水平。
8.如權利要求1所述的方法，其特征在于，檢測從吸氣到呼氣或者從吸氣到呼氣中至少一個之中的轉變的步驟包括子步驟(iv)監控流向患者的呼吸空氣流量；以及(v)將該空氣流量與臨界值相比較。
9.如權利要求8所述的方法，其特征在于，所述臨界值是可調節的，并且當空氣流量小于所述臨界值時，確定已經發生了轉變，臨界值具有調節壓力與空氣流量之間相位延遲的作用，臨界值越大，以增加轉變發生時間的不確定性為代價，就越可以相信轉變已被可靠地確定，潛在地導致相位延遲和同步性降低。
10.如權利要求9所述的方法，其特征在于，在呼氣過程中的所述最小壓力水平是可以調節的，從而改變患者的舒適水平。
11.如權利要求1所述的方法，其特征在于，在呼氣過程中的所述最小壓力水平是可以調節的，從而改變患者的舒適水平。
12.如權利要求1所述的方法，其特征在于，還包括在至少一些空轉時間過程中以抖動方式制動電動機的步驟。
13.如權利要求12所述的方法，其特征在于，當呼吸周期中電動機首先開始空轉時進行電動機的制動。
14.一種操作CPAP裝置的方法，其中電動機驅動旋轉的葉輪將空氣以所需壓力輸送到患者接觸面，所述方法包括步驟(i)檢測從吸氣到呼氣的轉變，并且響應于該檢測使葉輪空轉；(ii)檢測在呼氣過程中患者接觸面中的壓力達到最小壓力水平的時間，并且響應于該檢測使電動機控制葉輪速度，從而將壓力保持在適于呼氣的水平；以及(iii)檢測從呼氣到吸氣的轉變，并且響應于該檢測使電動機控制葉輪高速運轉，從而在患者接觸面中提供適于吸氣的更高壓力。
15.如權利要求14所述的方法，其特征在于，在步驟(ii)中，控制葉輪速度，從而將壓力保持在所述最小水平。
16.如權利要求14所述的方法，其特征在于，葉輪連接到電動機，并且還包括在至少一些葉輪空轉時間過程中制動電動機的步驟。
17.如權利要求16所述的方法，其特征在于，當呼吸周期中葉輪首先開始空轉時進行電動機的制動。
18.如權利要求14所述的方法，其特征在于，檢測從吸氣到呼氣或者從吸氣到呼氣中至少一個之中的轉變的步驟包括子步驟(iv)監控流向患者的呼吸空氣流量；以及(v)將該空氣流量與臨界值相比較。
19.如權利要求18所述的方法，其特征在于，所述臨界值是可調節的，并且當空氣流量小于所述臨界值時檢測到轉變，臨界值具有調節壓力與空氣流量之間相位延遲的作用，臨界值越大，以增加轉變發生時間的不確定性為代價，就越可以相信轉變已被可靠地檢測，潛在地導致相位延遲和同步性降低。
20.如權利要求14所述的方法，其特征在于，在呼氣過程中的所述最小壓力水平是可以調節的，從而改變患者的舒適水平。
21.如權利要求14所述的方法，其特征在于，葉輪連接到電動機，并且還包括在至少一些葉輪空轉時間過程中以抖動方式制動電動機的步驟。
22.一種用于治療睡眠呼吸紊亂的CPAP裝置，通過電動機驅動的送風機在患者的呼吸道中以所需壓力提供空氣，其中，通過使電動機空轉將呼氣過程中的壓力從高水平降低到低水平。
23.一種用于治療睡眠呼吸紊亂的CPAP裝置，通過電動機驅動的葉輪在患者的呼吸道中以所需壓力提供空氣，其中，通過使葉輪空轉將呼氣過程中的壓力從高水平降低到低水平。
24.一種用于治療睡眠呼吸紊亂的CPAP裝置，通過電動機驅動的送風機在患者的呼吸道中以所需壓力提供空氣，其中，通過使電動機只在CPAP裝置的使用預治療相位過程中空轉將呼氣過程中的壓力從高水平降低到低水平。
25.如權利要求24所述的CPAP裝置，其特征在于，所述使用預治療相位為斜坡相位。
26.如權利要求24所述的CPAP裝置，其特征在于，所述使用預治療相位為穩定時間。
27.一種CPAP裝置，具有兩種運行模式a)第一模式，呼氣過程的壓力從如權利要求1、22或23任一所述的高水平降低，以及b)第二模式，在吸氣和呼氣的周期過程中，壓力大體上保持恒定；并且具有適于檢測出現呼吸暫停、以及一旦檢測到呼吸暫停將CPAP裝置從運行第一模式切換到運行第二模式的控制器。
28.如權利要求27所述的CPAP裝置，其特征在于，控制器還適于檢測到正常呼吸的恢復，并且一旦檢測到正常呼吸的恢復，就從運行的第二模式切換到運行的第一模式。
29.如權利要求27所述的CPAP裝置，其特征在于，控制器還適于一旦預定時間周期終止從運行的第二模式切換到運行的第一模式。
30.一種運行CPAP裝置的方法，CPAP裝置具有兩種運行模式a)第一模式，呼氣過程的壓力從如權利要求14所述高水平降低；以及b)第二模式，在吸氣和呼氣的周期過程中，壓力大體上保持恒定；并且具有適于檢測出現呼吸暫停、以及一旦檢測到呼吸暫停將CPAP裝置從運行第一模式切換到運行第二模式的控制器。
31.如權利要求30所述的運行CPAP裝置的方法，其特征在于，控制器還適于檢測到正常呼吸的恢復，并且一旦檢測到正常呼吸的恢復，就從運行的第二模式切換到運行的第一模式。
32.如權利要求30所述的運行CPAP裝置的方法，其特征在于，控制器還適于一旦預定時間周期終止從運行的第二模式切換到運行的第一模式。
全文摘要
一種低成本CPAP裝置，其中一旦檢測到從吸氣轉變到呼氣，將送風機電動機斷電使其空轉。當患者面具(或者使用任何其它的接口)中的壓力在呼氣過程中達到最小壓力水平時，電動機再次通電并且控制其速度，從而將壓力控制在適合呼氣的水平。一旦檢測到從呼氣轉變到吸氣，增大電動機速度，從而在患者面具中提供適合吸氣的更高壓力。
文檔編號A61B5/08GK1826150SQ200480017028
公開日2006年8月30日 申請日期2004年6月18日 優先權日2003年6月20日
發明者史蒂文·保羅·法魯賈, 馬修·奧爾德, 安德烈斯·M·普賴斯, 羅恩·理查德, 馬克·佩恩 申請人:雷斯梅德有限公司