采用诱发的中枢性呼吸暂停估计上气道阻力和肺顺应性的系统和方法

摘要

提供了一种估计患者的上气道阻力或肺顺应性的方法，所述方法包括：在患者体内诱发中枢性呼吸暂停；在患者正经历中枢性呼吸暂停的同时向实施患者提供包括具有已知压力水平的呼吸气体流的已知压力刺激；确定患者的流相关的参数，诸如流速和/或流体积，所述患者的流相关的参数与所述已知压力刺激相关联；以及使用，例如，但不限于，输入-输出系统识别方法，利用所述患者的流相关的参数，来估计所述患者的上气道阻力或肺顺应性。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于估计受检者的上气道阻力和/或肺顺应性的系统和 方法，具体而言，涉及一种用于估计受检者的气道阻力和/或肺顺应性的系 统和方法，其中，在受检者体内诱发中枢性呼吸暂停以使得能够简单而有 效地进行估计而无须关注由呼吸肌（Pmus）产生的压力。

背景技术

公知的压力支持通气系统以高压向患者的气道提供呼吸气体流以增强 或替代患者自己的通气努力。例如，通常使用称为压力支持通气（PSV）的 机械通气技术来减小需要通气辅助的患者的呼吸努力。在PSV期间，每次 检测到患者的吸气努力，通气机就施加恒压。比例辅助通气（PAV）是另一 种类型的机械通气技术，其按照线性比例向患者产生的体积和流量提供动 态吸气压力辅助。常用于处置急性肺损伤患者的另一种通气技术称为气道 压力释放通气（APRV）。在APRV模式中，在两个不同的交替正压水平（常 称为PEEP高和PEEP低）下向患者的气道提供诸如空气的呼吸气体流，以 提供通气和肺扩张，同时允许患者在两种压力水平下都自主呼吸。另外， 还公知使用压力支持系统提供正气道压力（连续（CPAP）或可变）以处置 医学性机能失调，诸如睡眠呼吸暂停综合征或充血性心力衰竭。

在向患者提供通气辅助时，例如在上述各种通气治疗中，常常有助益 和/或必要的是能够获得患者的上气道阻力和/或肺顺应性的估计。然而，估 计进行机械通气并且有自主呼吸努力的患者体内的上气道阻力和/或肺顺应 性是相当复杂的，主要是因为需要知道施加到呼吸系统的力，并且在进行 通气的有自主呼吸努力的患者体内，该力包括与呼吸肌产生的压力（Pmus） 相关的分量，其在通气的扩张阶段期间连续变化。

此外，对肺顺应性的量化可能是评估受检者的健康状况的有用工具， 包括检测与发展中的急性充血性心力衰竭相关联的体液潴留。

于是，需要一种系统和方法，用于简单而有效地估计受检者的气道阻 力和/或肺顺应性，所述受检者包括进行通气的有自主呼吸努力的患者。

发明内容

在一个实施例中，提供了一种估计患者的上气道阻力或肺顺应性的方 法，该方法包括：在患者体内诱发中枢性呼吸暂停；在患者正经历中枢性 呼吸暂停的同时向所述患者提供包括具有已知压力水平的呼吸气体流的已 知压力刺激；确定患者的流相关的参数，诸如流速（flow rate）和/或流体积 （flow volume），其中所述患者的流相关的参数与所述已知压力刺激相关 联；以及使用，例如，但不限于，输入-输出系统识别方法，利用所述患者 的流相关的参数，来估计所述患者的上气道阻力或肺顺应性。

在另一实施例中，提供了一种包括压力发生系统、患者回路（circuit） 和控制器的系统，其实施刚刚描述的方法。

附图说明

参考附图考虑以下描述和所附权利要求，本发明的这些和其他目的、 特征和特性，相关结构元件的操作方法和功能，以及各部分的组合和制造 的经济性，将变得更加显而易见，所有附图都形成本说明书的一部分，其 中，在各幅图中类似的附图标记表示对应的部分。然而，应当明确理解， 附图仅仅为了例示和描述，并非意在作为对本发明限度的界定。如说明书 和权利要求中所使用的那样，单数形式“一”、“一个”和“该”包括多个 指示物，除非语境明确做出其他说明。

图1是根据本发明原理，适于估计上气道阻力和/或肺顺应性的示范性 正气道压力支持系统的示意图；

图2为流程图，该流程图示出了一种估计受检者的气道阻力和/或肺顺 应性的方法，其中，根据本发明的一个特定非限制性实施例，在受检者体 内诱发中枢性呼吸暂停；

图3是根据一个示范性实施例，利用单室肺模型采用输入-输出系统识 别方法来估计上气道阻力和/或肺顺应性的方法中使用的线路图。

具体实施方式

本文所使用的方向性短语，例如，但不限于，顶部、底部、左、右、 上、下、前、后及其派生词，涉及图中所示元件的取向，不限制权利要求， 除非其中明确指出。

如本文所使用的，两个或更多个部分或部件“耦合”在一起的表述应 当表示这些部分直接连接在一起或一起工作或者通过一个或多个中间部分 或部件连接在一起。

如本文所使用的，两个或更多个部分或部件彼此“啮合”的表述应当 表示这些部分直接或通过一个或多个中间部分或部件彼此压紧。

如本文所使用的，术语“数字”应当表示一或大于一的整数（即多个）。

图1示意性图示了根据本发明原理，适于估计上气道阻力和/或肺顺应 性的示范性正气道压力支持系统50。压力支持系统50包括气体流/压力发 生器52，诸如在常规CPAP或双水平压力支持装置中使用的风机、活塞、 风箱、压缩机或从任何适当的源接收总体由箭头C指示的呼吸气体的任何 其他装置，所述适当的源例如是氧气或空气的压缩气瓶、环境大气或者其 组合。气体流/压力发生器52生成呼吸气体流，诸如空气、氧气或其混合物， 以较高和较低压力，即大致等于或高于环境大气压力，提供给患者54的气 道。

从气体流/压力发生器52，经由输送管道56，向任何已知构造的呼吸面 罩或患者接口58输送总体由箭头D指示的加压的呼吸气体流，呼吸面罩或 患者接口通常由患者54佩戴或以其他方式附接至患者，以向患者的气道传 送呼吸气体流。输送管道56和患者接口装置58通常统称为患者回路。

尽管在图1中未示出，但本发明还想到了提供次级气体流，或者是独 立的或者与来自大气的主气体流（箭头C）结合。例如，能够在例如患者 回路中或者在患者接口装置处，在气体流/压力发生器52的上游或者在气体 流发生器的下游提供来自任何适当的源，诸如氧浓缩器或氧存储装置（液 体或气体）的氧气流，以控制提供给患者的吸入氧的比例。

图1中所示的压力支持系统50是单支系统，表示患者回路仅包括将患 者连接至压力支持装置的输送管道56。这样一来，在输送管道56中提供主 动排气阀57（由如下所述的控制器64控制），用于不时从系统向大气中如 箭头E所指示的排出呼出的气体。另外，也可以有选择地致动（在控制器 64的控制下）排气阀57以允许呼出的气体重新进入输送管道56并由患者 54重新呼吸。在本文别处描述了本发明这一功能的目的。应当指出，可以 在输送管道之外的其他位置或者替代输送管道来提供排气阀57，诸如在患 者接口装置58中提供排气阀57。还应当理解，根据要从压力支持系统排出 气体的期望方式，排气阀57可以具有各种配置。

本发明还想到了可变正气道压力支持系统可以是两支系统，其具有连 接至患者的输送管道和排气管道。在两支系统中，排气管道运送来自患者 的呼出气体并且包括在距患者远端处的排气阀。通常主动控制排气阀来维 持系统中期望的压力水平，通常称为正终未呼吸压（PEEP）。这是通过控制 来自本来封闭系统的排出气体流量来实现的。

在图示的本发明的示范性实施例中，患者接口58是鼻/口面罩。然而， 应当理解的是，患者接口58能够包括鼻面罩、鼻枕、气管套管、气管内导 管或者提供气流输送功能的任何其他装置。而且，出于本发明的目的，短 语“患者接口”可以包括输送管道56和将加压呼吸气体源连接至患者的任 何其他结构。

应当理解的是，可以在患者回路中提供各种部件或者将各种部件耦合 至患者回路。例如，可以将滤菌器、压力控制阀、流量控制阀、传感器、 仪表、压滤器、增湿器和/或加热器提供于患者回路中或附接至患者回路。 同样地，能够在气体流/压力发生器52的入口或阀门60（如下所述）的出 口处提供其他部件，诸如消音器和过滤器。

在图示的实施例中，可变正气道压力支持系统50包括提供于输送管道 56中的形式为阀门60的压力控制器。阀门60控制从气体流/压力发生器52 输送给患者54的呼吸气体流的压力。出于这些目的，将气体流/压力发生器 52和阀门60统称为“压力发生系统”，因为它们协调一致工作以控制输送 给患者的压力和/或气体流。

应当认识到，本发明想到了用于由气体流/压力发生器输送给患者的压 力的其他技术，诸如改变风机速度，或者单独使用，或者结合压力控制阀 使用。因此，根据用于控制输送给患者的呼吸气体流的压力的技术，阀门 60是任选的。如果去掉阀门60，压力发生系统仅对应于气体流/压力发生器 52，并且例如通过控制气体流/压力发生器52的电机转速来控制患者回路中 的气体压力。

压力支持系统50还包括流量传感器62，流量传感器62测量输送管道 56之内的呼吸气体流量。根据图1中所示的示范性实施例，将流量传感器 62沿输送管道56插入，最优选在阀门60的下游。流量传感器62生成流量 信号Q_测得，其被提供至控制器64并由控制器用于确定患者处的气体流量Q _患者。

基于Q_测得计算Q_患者的技术是公知的，考虑了患者回路的压降、系统的 已知泄露，即图1中由箭头E指示的来自回路的有意排气，以及来自系统 的未知泄露，诸如面罩/患者接口处的泄露。本发明想到了使用任何常规技 术来计算泄露流量Q_泄露，并在基于Q_测得计算Q_患者时使用这种确定结果。这 种技术的范例由美国专利No.5148802、5313937、5433193、5632269、 5803065、6029664、6539940、6626175和7011091以及美国专利申请公开 No.2003/0066528教导，通过引用将其每者的内容并入本发明中。

本发明想到了用于测量患者54的患者流量的其他技术。例如，可以直 接在患者54处测量流量，在这种情况下，测得流量直接对应于患者流量Q _患者，不必进行流量估计。本发明还想到了在沿着输送管道56的其他位置处 测量流量。

另外，本发明想到了基于压力支持系统的其他特性确定估计的患者流 量Q_患者。例如，气体流/压力发生器或流量/压力控制器，诸如阀门的操作受 到患者回路中的流量，或者受到系统试图维持系统中压力的影响。结果， 可以使用对系统特性的监测，诸如对压力发生器的功率、转矩和/或转速或 阀门位置的监测，作为直接测量患者流量的替代。还已知利用气体流/压力 发生器的上游的流量传感器来测量患者流量。当然，还能够使用这样的流 量测量技术的任何组合。在后面这些情况下，将需要基于测得流量或其他 参数来估计患者流量Q_患者。

此外，如现有技术中公知的，控制器64可以通过对患者流量数据进行 积分（基于流量传感器62提供并且以本文所述任何方式或任何其他适当方 式确定的数据）来确定提供给患者54的气体体积。

控制器64包括处理部分和存储部分，所述处理部分可以是例如微处理 器、微控制器或者某种其他适当的处理装置，所述存储部分可以在处理部 分之内或操作性耦合至处理部分，并为能够由处理部分执行以控制压力支 持系统50的工作的数据和软件提供存储介质，压力支持系统50的工作包 括如下文更详细所述估计患者54的气道阻力和/或肺顺应性。

提供输入/输出装置66用于设置由可变正气道压力支持系统使用的各 种参数，还向用户，诸如临床医师或护理人员，显示和输出信息和数据。 应当理解，本发明想到了提供输入/输出终端，从而可以从远程监测并控制 压力支持系统收集的工作信息和数据。

如本文别处所述，估计受检者体内的上气道阻力和/或肺顺应性需要知 道施加到受检者呼吸系统的力。在进行机械通气的有自主呼吸努力的患者 体内，该力包括两个分量：（i）已知分量，其形式为从诸如压力支持系统 50的压力支持系统由压力信号（即，输送的呼吸气体）施加到呼吸系统的 压力，以及（ii）隔膜压（P_mus）导致的未知分量。这使得估计这种患者的 上气道阻力和/或肺顺应性特别复杂，因为通常必须补偿/说明这一未知分 量，并且因为这一未知分量随着每个呼吸周期而变化。然而，如果存在患 者不施加隔膜努力的一段时间，将不需要补偿/说明上气道阻力和/或肺顺应 性估计中的未知分量，结果，可以直接向测得的患者数据应用利用人肺模 型的输入-输出系统识别方式或方法来估计上气道阻力和/或肺顺应性。

患者不施加任何隔膜努力的一段时间是在中枢性呼吸暂停期间。具体 而言，在缺少呼吸驱动造成气流停止时发生中枢性呼吸暂停。本发明提供 了一种估计上气道阻力和/或肺顺应性的方法，其中，在患者体内诱发中枢 性呼吸暂停，以便创造消除了上述未知分量的一段时间，因此允许利用输 入-输出系统识别方式更简单地估计上气道阻力和/或肺顺应性，这种方式采 用人肺的模型，例如，但不限于，已知的单室肺模型。在题为“Method and  Breathing Apparatus for Assessing Pulmonary Stress”的美国专利申请公开No. 2004/0097821中描述了单室肺模型的范例，在此通过引用将其公开并入本 文。

图2为流程图，该流程图示出了一种估计受检者的上气道阻力和/或肺 顺应性的方法，其中，在受检者体内诱发中枢性呼吸暂停，从而能够根据 本发明的一个特定非限制性实施例简单而有效地进行估计。可以通过对控 制器64进行适当编程控制在图1中所示的示范性压力支持系统50（或者在 另一种适当的压力支持系统）中实施图2中所示的方法。出于例示性目的， 在这里将把该方法描述为实施于压力支持系统50中。另外，不必连续重复 图中所示的方法。相反，可以周期性地执行该方法。此外，执行该方法的 频率可以取决于所获阻力和/或顺从性估计的质量（质量越高，执行的频率 越低）。在下文所述的示范性实施例中，采用最小二乘误差估计，均方误差 通常用作“拟合质量”的评估，因此表示估计的质量。

图2的方法开始于步骤100，其中，利用压力支持系统50向患者提供 诱发中枢性呼吸暂停的刺激。诱发中枢性呼吸暂停的刺激可以采取若干种 不同的形式。例如，压力支持系统50可以将患者在给定呼吸努力下的潮气 量增加至患者PCO₂水平下降到呼吸暂停阈值以下的点。这可以通过使压力 支持系统50提供双水平压力来实现，双水平压力具有高水平的压力支持 （即，吸气压力和呼气压力之间的差异），直到发生中枢性呼吸暂停。或者， 可以致动主动阀门57，允许呼出的空气，以及因此允许CO₂重新进入患者 回路，由此导致发生CO₂的重新呼吸。这会导致通气过度，以及PCO₂下降 到呼吸暂停阈值以下，以诱发中枢性呼吸暂停。可以独立地或者组合地应 用这些方法和/或其他适当的中枢性呼吸暂停诱发方法来诱发中枢性呼吸暂 停。

接下来，在步骤102，基于流量传感器62的输出来确定是否已经检测 到气流停止。气流停止将指示已经成功在患者体内诱发了中枢性呼吸暂停。 如果在步骤102的答案为否，那么该方法返回到步骤100，在此重复诱发中 枢性呼吸暂停的努力。然而，如果步骤102的答案为是，表示已经成功在 患者体内诱发了中枢性呼吸暂停，那么方法前进到步骤104。在步骤104， 由压力支持系统50通过输送管道56和患者接口58向患者54提供已知压 力水平下的形式为呼吸气体流的已知压力刺激。例如，但不作为限制，压 力刺激可以是压力支持系统50提供的呼吸气体流压力水平的阶跃变化。接 下来，在步骤106，确定与所提供的已知压力刺激相关联的患者54处的气 体流速（Q_患者）和/或患者54处的气体流体积。可以由控制器64以本文所 述的任何方式（例如，基于流量传感器62的输出）或者以任何其他适当方 式确定患者54处的气体流速（Q_患者）。另外，如本文别处所述的，可以由 控制器64通过对患者流速积分或者以任何其他适当方式来确定患者54处 的气体流体积。应当认识到，在患者54正经历中枢性呼吸暂停的时间期间， 以及因此在患者54正未施加任何隔膜努力的时候，执行步骤104和106。

在步骤106之后，该方法前进到步骤108，其中，利用所确定的患者流 速和患者流体积之一或者两者来估计患者54的上气道阻力和/或肺顺应性。 在示范性实施例中，例如基于单室肺模型，利用输入-输出系统识别方法直 接从所确定的患者流速和患者流体积之一或者两者来确定上气道阻力和/或 肺顺应性。

在一个具体的非限制性实施例中，以如下方式利用单室肺模型，使用 输入-输出系统识别方法直接确定上气道阻力和/或肺顺应性。由下式给出针 对图3中的线路将患者流量关联到装置压力和受检者隔膜的s域中的传递函 数：

$\left(1\right),\frac{Q_p\left(s\right)}{P\left(s\right)}=\frac{\mathrm{Cs}}{\mathrm{RCs}+1},$

其中，

（2）P(s)=P_d(s)+P_mus(s)=P_d(s)。

此外，由如下方程给出患者体积：

$\left(3\right),V\left(s\right)=\frac{Q_p\left(s\right)}{s}.$

于是，由如下方程给出将压力关联到患者体积的传递函数：

$\left(4\right),\frac{V\left(s\right)}{P\left(s\right)}=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}\Rightarrow V\left(s\right)=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}{P}_d\left(s\right).$

Pd(s)表示压力支持装置产生的可呼吸气体的加压流的压力。由于针对 吸气的压力和体积是已知的，所以可以使用各种已知数值计算技术中的任 一种来确定阻力R和顺从性C。作为非限制性范例，可以实施最小均方误 差的技术。

此外，可以在步骤106中确定除患者流速和患者流体积之外与患者处 的呼吸气体流相关的一个或多个参数并随后直接将其用于估计上气道阻力 和/或肺顺应性。

尽管基于当前认为是最为实际和优选的实施例出于例示性的目的详细 描述了本发明，但应当理解，这样的细节仅仅是为了该目的，本发明不限 于公开的实施例，而是相反，意在涵盖在所附权利要求的主旨和范围之内 的修改和等价布置。例如，应当理解，本发明考虑到了在可能的范围内， 可以将任何实施例的一个或多个特征与任何其他实施例的一个或多个特征 相组合。