用於量化自主通氣受檢者的肺順應性的系統和方法

2023-06-14 18:08:01 1

專利名稱：用於量化自主通氣受檢者的肺順應性的系統和方法
用於量化自主通氣受檢者的肺順應性的系統和方法本發明涉及自主通氣受檢者的肺順應性的量化。用於量化(例如測量、估計等)受檢者的肺順應性的系統是已知的。此類系統包括配置為對受檢者完全機械通氣的通氣機系統。這些系統可以實施於例如不能自主通氣的受檢者。自主通氣受檢者的肺順應性的量化部分地取決於呼吸過程中的膈肌壓力。因此， 配置為量化自主通氣的受檢者的肺順應性的一些系統需要實施加力帶或提供對膈肌壓力的直接測量的一些其他傳感器。配置為量化自主通氣受檢者的肺順應性的其他系統需要引導和/或教導受檢者人工控制膈肌壓力。但是，這一般需要該受檢者和/或醫生執行特殊的操作，如果不精確地執行，該特殊的操作可能不利地影響肺順應性的估計的精度和/或準確度。本發明的一個方面涉及一種配置為量化至少部分自主通氣的受檢者的肺順應性的系統。在一個實施例中，該系統包括壓力支持設備、一個或多個傳感器以及一個或多個處理器。所述壓力支持設備被配置為生成要被輸送到至少部分自主通氣的受檢者的氣道的可呼吸氣體的加壓流。所述一個或多個傳感器被配置為生成一個或多個輸出信號，所述一個或多個輸出信號傳達關於所述可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數的信息。所述一個或多個處理器與所述壓力支持設備和所述一個或多個傳感器可操作地連接，並且被配置為執行一個或多個電腦程式模塊。所述一個或多個電腦程式模塊包括控制模塊、壓力模塊以及順應性模塊。所述控制模塊被配置為控制所述壓力支持設備以在所述受檢者的一系列連續吸氣過程中調節所述可呼吸氣體的加壓流的壓力。所述壓力模塊被配置為確定在所述系列連續吸氣過程中的所述受檢者的吸氣過程中應該由所述控制模塊將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力，從而針對第一吸氣，所述壓力被調節到第一壓力，並且針對時間上接近所述第一吸氣的第二吸氣，所述壓力被調節到不同於所述第一壓力的第二壓力，其中， 所述壓力模塊隨機地或偽隨機地確定以下一個或多個(i)所述第一吸氣和所述第二吸氣在所述系列吸氣內的位置，( )所述第一壓力，(iii)所述第二壓力，或(iv)所述第一壓力與所述第二壓力之間的壓力差異。所述順應性模塊被配置為基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中由所述一個或多個傳感器生成的所述一個或多個輸出信號來量化所述受檢者的肺順應性。本發明的另一方面涉及一種量化至少部分自主通氣的受檢者的肺順應性的方法。 在一個實施例中，該方法包括輸送可呼吸氣體的加壓流到至少部分自主通氣的受檢者的氣道；生成一個或多個輸出信號，所述一個或多個輸出信號傳達關於所述可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數的信息；確定在所述受檢者的一系列連續吸氣過程中應該將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力，包括確定針對第一吸氣的第一壓力並確定針對時間上接近所述第一吸氣的第二吸氣的第二壓力，從而隨機地或偽隨機地確定以下一個或多個(i) 所述第一吸氣和所述第二吸氣在所述系列吸氣內的位置，(ii)所述第一壓力，(iii)所述第二壓力，或(iv)所述第一壓力與所述第二壓力之間的壓力差異；在所述系列連續吸氣過程中將所述可呼吸氣體的加壓流的壓力調節到所確定的壓力；以及基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中生成的所述一個或多個輸出信號來量化所述受檢者的肺順應性。本發明的另一方面涉及一種配置為量化至少部分自主通氣的受檢者的肺順應性的系統。在一個實施例中，該系統包括用於輸送可呼吸氣體的加壓流到至少部分自主通氣的受檢者的氣道的裝置；用於生成一個或多個輸出信號的裝置，所述一個或多個輸出信號傳達關於所述可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數的信息；用於確定在所述受檢者的一系列連續吸氣過程中應該將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力的裝置，包括用於以下操作的裝置確定針對第一吸氣的第一壓力並確定針對時間上接近所述第一吸氣的第二吸氣的第二壓力，從而隨機地或偽隨機地確定以下一個或多個(i)所述第一吸氣和所述第二吸氣在所述系列吸氣內的位置，( )所述第一壓力，(iii)所述第二壓力，或(iv)所述第一壓力與所述第二壓力之間的壓力差異；用於在所述系列連續吸氣過程中將所述可呼吸氣體的加壓流的壓力調節到所確定的壓力的裝置；以及用於基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中生成的所述一個或多個輸出信號來量化所述受檢者的肺順應性的裝置。在參考附圖考慮以下描述和隨附的權利要求的情況下，本發明的這些及其他目標、特徵和特性以及操作方法、相關結構元件的功能和各部分的組合以及製造的經濟性將變得更加明顯，所有附圖構成本說明書的一部分，在各個附圖中類似的參考數字指明對應的部件。應該清楚地理解的是，附圖僅用於圖示和描述的目的而不是對本發明的限制。另夕卜，應該認識到，在此處任何一個實施例中示出或描述的結構特徵也可以被用於其他實施例。但是，應該清楚地理解的是，附圖僅用於圖示和描述的目的而不意欲定義本發明的界限。如在說明書和權利要求中所用的，單數形式的「一」、「一個」和「該/所述」包括複數個指代物，除非上下文清楚地表現出其他含義。

圖1圖示說明根據本發明的一個或多個實施例被配置為量化至少部分自主通氣的受檢者的肺順應性的系統；圖2圖示說明根據本發明的一個或多個實施例的可呼吸氣體的加壓流的壓力相對於時間的圖；圖3是根據本發明的一個或多個實施例的肺通氣機迴路的示意圖；圖4圖示說明根據本發明的一個或多個實施例的吸氣過程中容積差異相對於時間的圖。圖1圖示說明配置為量化至少部分自主通氣的受檢者12的肺順應性的系統10。 肺順應性的量化可以是估計、測量和/或近似測量。系統10實現的肺順應性的量化相對於用於量化自主通氣受檢者的肺順應性的常規系統可以被增強，因為系統10可以相對準確地量化肺順應性，而不需要加力帶或直接測量膈肌壓力的其他外部感測設備。肺順應性的量化可以是評估受檢者12的健康——包括檢測與發展中的急性充血性心力衰竭相關聯的液體瀦留的有用工具。在一個實施例中，系統10包括一個或多個壓力支持設備14、電子存儲器16、用戶接口 18、一個或多個傳感器20、處理器22和/或其他部件。在一個實施例中，壓力支持設備14被配置為生成可呼吸氣體的加壓流以便輸送到受檢者12的氣道。壓力支持設備14可以為了治療目的或為了其他目的控制可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數(例如流速、壓力、體積、溼度、溫度、成分等)。作為非限制性示例，壓力支持設備14可以被配置為控制可呼吸氣體的加壓流的壓力以對受檢者12的氣道提供壓力支持。壓力支持設備14可以包括正壓支持設備，例如美國專利6，105，575中描述的設備，該專利以引用的方式整體合併於此。壓力支持設備14可以被配置為根據一個或多個模式生成可呼吸氣體的加壓流。 一種此類模式的非限制性示例是持續氣道正壓通氣(CPAP)。CPAP已經被使用很多年並且被證明有助於促進規則呼吸。生成可呼吸氣體的加壓流的另一種模式是吸氣氣道正壓 (IPAP)。IPAP模式的一個示例是雙水平正氣壓模式(BIPAP )。在雙水平正氣壓模式下， 兩個正氣壓水平(HI和L0)被供應給患者。生成可呼吸氣體的加壓流的其他模式也是可預期的。通常，HI和LO壓力水平的時機被控制，從而使得HI水平的正氣壓在吸氣過程中被輸送給受檢者12，而LO水平的壓力在呼氣過程中被輸送給受檢者12。可呼吸氣體的加壓流經由受檢者接口對被輸送到受檢者12的氣道。受檢者接口 M被配置為將由壓力支持設備14生成的可呼吸氣體的加壓流連通到受檢者12的氣道。照此，受檢者接口 M包括管道沈和接口器具觀。管道傳送可呼吸氣體的加壓流到接口器具 28，並且接口器具觀輸送可呼吸氣體的加壓流到受檢者12的氣道。接口器具觀的一些示例可以包括例如氣管內導管、鼻套管、氣管套管、鼻罩、鼻/ 口罩、全面罩、總面罩或連通氣流與受檢者的氣道的其他接口器具。本發明並不局限於這些示例，並且可預期使用任何受檢者接口來輸送可呼吸氣體的加壓流到受檢者12。在一個實施例中，電子存儲器16包括以電子方式存儲信息的電子存儲介質。電子存儲器16的電子存儲介質可以包括與系統10整體(即基本不可移除)提供的系統存儲器和/或經由例如埠(例如USB埠、火線埠等)或驅動器(例如磁碟驅動器等)可移除地連接到系統10的可移除存儲器二者之一或全部。電子存儲器16可以包括光學可讀存儲介質(例如光碟等)、磁性可讀存儲介質(例如磁帶、磁性硬碟驅動器、軟盤驅動器等)、基於電荷的存儲介質(例如EEPR0M、RAM等)、固態存儲介質(例如快閃記憶體驅動器等)和/或其他電子可讀存儲介質中的一個或多個。電子存儲器16可以存儲軟體算法、由處理器22確定的信息、經由用戶接口 18接收的信息和/或使得系統10能夠正確工作的其他信息。電子存儲器16可以(整體或部分)是系統10內的分離的部件，或者電子存儲器16可以(整體或部分)與系統10的一個或多個其他部件(例如設備14、用戶接口 18、處理器22等) 整體提供。用戶接口 18被配置為提供系統10與受檢者12之間的接口，受檢者12可以通過該接口提供信息給系統10並且接收來自系統10的信息。這使得數據、結果和/或指令以及任何其他可通信項一統稱為「信息」~能夠在受檢者12與設備14、電子存儲器16和 /或處理器22中的一個或多個之間進行通信。適於包括在用戶接口 18中的接口設備的示例包括小鍵盤、按鈕、開關、鍵盤、旋鈕、控制杆、顯示屏、觸控螢幕、揚聲器、麥克風、指示燈、可聽警報、印表機和/或其他接口設備。在一個實施例中，用戶接口 18包括多個分離的接口。 在一個實施例中，用戶接口 18包括與設備14整體提供的至少一個接口。應該理解，本發明也可預期硬連線或無線的其他通信技術作為用戶接口 18。例如， 本發明可預期用戶接口 18可以與由電子存儲器16提供的可移除存儲器接口集成在一起。 在這一示例中，信息可以從使得(多個)用戶能夠定製系統10的實施方式的可移除存儲器 (例如智慧卡、快閃記憶體驅動器、可移除磁碟等)加載到系統10中。適於作為用戶接口 18用於
7系統10的其他示例性輸入設備和技術包括但不局限於RS-232埠、RF鏈路JR鏈路、數據機(電話、纜線等)。簡言之，本發明可預期與系統10通信信息的任何技術作為用戶接 Π 18。一個或多個傳感器20被配置為生成一個或多個輸出信號，所述一個或多個輸出信號傳達與可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數相關的信息。例如，所述一個或多個參數可以包括流速、體積、壓力、成分(例如一個或多個組成部分的(多個)濃度)、溼度、溫度、加速度、速度、聲學參數、指示呼吸的參數的變化和/或其他氣體參數中的一個或多個。 傳感器20可以包括直接(例如通過在壓力支持設備14處或在受檢者接口 M中與可呼吸氣體的加壓流的流體連通)測量此類參數的一個或多個傳感器。傳感器20可以包括間接生成與可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數相關的輸出信號的一個或多個傳感器。例如，一個或多個傳感器20可以基於壓力支持設備14的操作參數(例如馬達電流、電壓、旋轉速度和/或其他操作參數)和/或其他傳感器的操作參數生成輸出。雖然傳感器20被圖示為處於在壓力支持設備14處或鄰近壓力支持設備14的單一位置，但這並不意欲是限制性的。傳感器20可以包括設置在多個位置的傳感器，例如在壓力支持設備14內、在管道 26內(或與其連通)、在接口器具觀內(或與其連通)和/或其他位置。處理器22被配置為在系統10中提供信息處理能力。因此，處理器22可以包括數字處理器、模擬處理器、設計為處理信息的數字電路、設計為處理信息的模擬電路、狀態機和/或用於以電子方式處理信息的其他機制中的一個或多個。雖然處理器22在圖1中被示出為單一實體，這僅用於圖示說明的目的。在一些實施方式中，處理器22可以包括多個處理單元。這些處理單元可以物理上位於同一設備(例如壓力支持設備14)內，或者處理器22可以表示協同操作的多個設備的處理功能。如圖1所示，處理器22可以被配置為執行一個或多個電腦程式模塊。所述一個或多個電腦程式模塊可以包括呼吸參數模塊30、控制模塊32、壓力模塊34、順應性模塊 36和/或其他模塊中的一個或多個。處理器22可以被配置為通過軟體；硬體；固件；軟體、 硬體和/或固件的某種組合；和/或用於在處理器22上配置處理能力的其他機制來執行模土夬 30、32、34 和 / 或 36。應該認識到，雖然模塊30、32、34和36在圖1中被示出為共同位於單一處理單元內，但是在處理器22包括多個處理單元的實施方式中，模塊30、32、34和/或36中的一個或多個可以被定位成遠離其他模塊。由下述的不同模塊30、32、34和/或36提供的功能的描述是為了說明的目的，而不意欲是限制性的，因為模塊30、32、34和/或36中的任一個可以提供比所描述的更多或更少的功能。例如，模塊30、32、34和/或36中的一個或多個可以省略，並且其功能的一些或全部可以由模塊30、32、34和/或36中的其他模塊來提供。作為另一示例，處理器22可以被配置為執行一個或多個額外的模塊，所述一個或多個額外的模塊可以執行在下面屬於模塊30、32、34和/或36之一的功能的一些或全部。呼吸參數模塊30被配置為確定受檢者的一個或多個呼吸參數。所述一個或多個呼吸參數是基於由傳感器20生成的一個或多個輸出信號而確定的。所述一個或多個呼吸參數可以包括例如潮氣量、峰值流量、流速、壓力、成分、時機(例如吸氣的開始和/或結束、呼氣的開始和/或結束等)、持續時間(例如吸氣的、呼氣的、單一呼吸周期的持續時間等)、呼吸速率、呼吸頻率和/或其他參數。在一個實施例中，呼吸參數模塊30在每次吸氣和/或呼氣的基礎上確定一個或多個呼吸參數。作為非限制性示例，呼吸參數模塊30可以確定針對一系列連續呼氣中的一次呼氣的至少一個給定呼吸參數。所述至少一個給定呼吸參數可以包括例如潮氣量、峰值流量和/或其他呼吸參數。控制模塊32被配置為控制壓力支持設備14以調節可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數。例如，控制模塊32可以控制壓力支持設備14以調節可呼吸氣體的加壓流的流速、壓力、體積、溼度、溫度、成分和/或其他參數。在一個實施例中，控制模塊32控制壓力支持設備14以在雙水平正氣壓模式下操作，其中壓力在受檢者12的吸氣過程中被升高到 HI水平，並且在呼氣過程中降低到LO水平。控制模塊32可以基於由呼吸參數模塊30對呼吸轉變的檢測來確定何時觸發從HI到LO的變化或相反的變化。壓力模塊34被配置為確定可呼吸氣體的加壓流應該被控制模塊32調節到的(多個)壓力。可以由壓力模塊34基於治療方案(例如針對氣道正壓支持)來確定可呼吸氣體的加壓流的壓力，以使得能夠量化肺順應性和/或用於其他目的。確定可呼吸氣體的加壓流應該被調節到的(多個)壓力包括確定雙水平正氣壓模式的HI和LO壓力水平。如下面進一步所討論的，為了使得能夠量化肺順應性，可呼吸氣體的加壓流的壓力應該在時間上彼此接近的一對吸氣之間變化。如此處所用的，時間上彼此接近的一對吸氣可以包括直接相鄰(即連續而無中間吸氣)的一對吸氣，或者時間上合理地彼此靠近 (例如在大約2分鐘內、在大約1分鐘內、在大約30秒內、在大約15秒內等)的一對吸氣。 為了方便這種確定，壓力模塊34被配置為確定可呼吸氣體的加壓流在第一吸氣過程中應該被調節到的第一壓力以及可呼吸氣體的加壓流在與第一吸氣在時間上接近的第二吸氣過程中應該被調節到的第二壓力(不同於第一壓力)。應該認識到，在一些實施例中，肺順應性的量化可以基於在時間上不接近的兩次呼吸中進行的測量。雖然這可能降低量化的準確度和/或精度(因為作出了關於兩次呼吸過程中患者生理學和/或呼吸條件的假設)，這種降低對於量化的有用性來說並不是致命的。在系統10在雙水平正氣壓模式下操作的實施例中，控制模塊32將第一壓力實施為針對第一吸氣的HI壓力以及針對第一吸氣與第二吸氣之間的(多次)呼氣的LO壓力 (由壓力模塊34確定)，並且將第二壓力實施為針對第二吸氣的HI壓力。在系統10在CPAP 模式下操作的實施例中，控制模塊32在第一吸氣與第一吸氣後的呼氣之間的呼吸轉變期間、在第一吸氣與第二吸氣之間的時間點上或者在第二吸氣前的呼氣與第二吸氣之間的呼吸轉變期間在第一壓力與第二壓力之間轉變。如下面進一步所討論的，在系統10進行的肺順應性的量化中，受檢者12的膈肌壓力被假設為針對第一吸氣和第二吸氣是相同的。但是，在一些情況下，如果第一壓力和第二壓力的轉變時機、(多個)壓力水平和/或壓力差中的一個或多個是以規則的周期性方式完成的，則受檢者12可能開始下意識地預期這一轉變。響應於這一預期，受檢者12可能無意地調節第一吸氣與第二吸氣之間的呼吸努力(和膈肌壓力)。為了避免這一影響，壓力模塊34可以確定在包括第一吸氣和第二吸氣的一系列連續呼吸過程中可呼吸氣體的加壓流應該被控制模塊32調節到的壓力，從而使得可以以隨機或偽隨機的方式確定以下一個或多個(i)第一吸氣和/或第二吸氣在一系列連續吸氣中的(多個)位置，(ii)第一壓力， (iii)第二壓力，和/或(iv)第一壓力與第二壓力之間的差異。如此處所用的，術語「偽隨機」涉及上述參數中的一個或多個的確定，其接近隨機數字的屬性以抑制受檢者12的預期。這可以包括以某一周期性和/或重複性確定偽隨機確定的參數的方案，只要參數被重複的周期是足夠大的以避免受檢者12的下意識預期即可。作為示例，圖2圖示說明了在一系列連續呼吸過程中由類似於或等同於壓力模塊 34的壓力模塊確定的壓力隨時間變化的圖。在一系列連續呼吸過程中，壓力模塊34根據雙水平正氣壓模式確定可呼吸氣體的加壓流的壓力，在該模式中壓力在呼氣過程中被降低到 LO水平38。在圖2所示的圖中，存在多對直接相鄰的吸氣對可以被視為是上述第一和第二吸氣。這些對在圖2中被利用參考數字40標示。具有與之相關聯的分離的壓力值的這些吸氣對的位置和/或時機是被設計為抑制受檢者預期的隨機或偽隨機分布。雖然圖2中未描繪，但是從前述內容應該認識到，除了以隨機和/或偽隨機方式如圖2中所示的那樣確定第一和/或第二吸氣在一系列連續呼吸中的位置和/或時機之外，可以以隨機和/或偽隨機方式確定第一吸氣和/或第二吸氣期間的(多個)壓力，和/或第一吸氣和/或第二吸氣之間的壓力差中的一個或多個。返回圖1，順應性模塊36被配置為基於第一壓力與第二壓力之間的差異以及由傳感器20在第一和第二吸氣過程中生成的一個或多個輸出信號來量化受檢者12的肺順應性。在一個實施例中，順應性模塊36通過從對第一吸氣和第二吸氣過程中受檢者12的呼吸系統進行建模的輸入-輸出方程中去除膈肌壓力來確定受檢者12的肺順應性。在一個實施例中，由順應性模塊36進行的肺順應性的量化實施圖3所示的單隔室肺和通氣機迴路。在圖3中，Pd表示設備壓力(例如由壓力支持設備14生成的可呼吸氣體的加壓流的壓力)，R表示受檢者的呼吸系統的阻力，Palv表示肺泡壓力，C表示順應性，Pmus 表示膈肌壓力，並且％表示受檢者流量。在這一模型中，假設呼氣埠(例如圖1中的接口器具觀處的呼氣埠)的阻力遠大於軟管(例如圖1中的管道沈)的阻力。因此，受檢者內的壓力與設備壓力大致相等。因此，受檢者壓力被簡單地表示為圖3中所示的迴路中的設備壓力。此外，假設可以通過使用系統的測量總流量與估計(或測量)洩漏流量之間的差異來估計患者流量和患者容積。應該認識到，在描述確定肺順應性時實施單隔室肺模型並不意欲是限制性的。從對受檢者的呼吸系統的功能進行建模的方程中去除膈肌壓力並不取決於這一模型，但是其被用於此，因為它在計算上比更複雜的模型代價更小，並且簡化了解釋。針對圖3中的迴路使患者流量與設備和受檢者的膈膜的壓力相關的s域中的傳遞函數由下式給出
,、 Q (s) Cs( 1 ) -VV-=-，
T3G) RCs+ 1其中(2) P (s) = Pd (s)+Pmus (S)。另外，患者容積由下式給出(3) V(S) = ^M。因此，使壓力與患者容積相關的傳遞函數由下式給出
其中對Pmus的響應由下式給出
權利要求
1.一種配置為量化至少部分自主通氣的受檢者的肺順應性的系統，該系統包括壓力支持設備，其被配置為生成要被輸送到至少部分自主通氣的受檢者的氣道的可呼吸氣體的加壓流；一個或多個傳感器，其被配置為生成一個或多個輸出信號，所述一個或多個輸出信號傳達關於所述可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數的信息；以及一個或多個處理器，其與所述壓力支持設備和所述一個或多個傳感器可操作地連接， 所述一個或多個處理器被配置為執行一個或多個電腦程式模塊，所述一個或多個電腦程式模塊包括控制模塊，其被配置為控制所述壓力支持設備以在所述受檢者的一系列連續吸氣過程中調節所述可呼吸氣體的加壓流的壓力；壓力模塊，其被配置為確定在所述系列連續吸氣過程中的所述受檢者的吸氣過程中應該由所述控制模塊將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力，從而針對第一吸氣，所述壓力被調節到第一壓力，並且針對在時間上接近所述第一吸氣的第二吸氣，所述壓力被調節到不同於所述第一壓力的第二壓力，其中，所述壓力模塊隨機地或偽隨機地確定以下一個或多個(i)所述第一吸氣和所述第二吸氣在所述系列吸氣內的位置，(ii)所述第一壓力， (iii)所述第二壓力，或(iv)所述第一壓力與所述第二壓力之間的壓力差異；順應性模塊，其被配置為基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中由所述一個或多個傳感器生成的所述一個或多個輸出信號來量化所述受檢者的肺順應性。
2.如權利要求1所述的系統，其中，所述第一壓力和所述第二壓力是固定的，且其中， 所述壓力模塊被配置為確定在所述系列連續吸氣過程中的所述受檢者的吸氣過程中應該由所述控制模塊將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力，從而使得針對所述系列連續吸氣中的每次吸氣，由所述壓力模塊將所述壓力確定為所述第一壓力或所述第二壓力。
3.如權利要求1所述的系統，其中，所述壓力模塊還被配置為確定在所述系列連續吸氣之間的所述受檢者的呼氣過程中應該由所述控制模塊將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力是低於所述第一壓力的並且是低於所述第二壓力的。
4.如權利要求1所述的系統，其中，所述一個或多個模塊還包括呼吸參數模塊，所述呼吸參數模塊被配置為基於所述一個或多個傳感器的所述一個或多個輸出信號確定在所述系列連續吸氣過程中所述受檢者的一個或多個呼吸參數，且其中，所述順應性模塊被配置為基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中由所述呼吸參數模塊確定的所述一個或多個呼吸參數來量化所述受檢者的肺順應性。
5.如權利要求4所述的系統，其中，由所述呼吸參數模塊確定並且由所述順應性模塊實施以量化所述受檢者的肺順應性的所述一個或多個呼吸參數包括潮氣量。
6.一種量化至少部分自主通氣的受檢者的肺順應性的方法，該方法包括輸送可呼吸氣體的加壓流到至少部分自主通氣的受檢者的氣道；生成一個或多個輸出信號，所述一個或多個輸出信號傳達關於所述可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數的信息；確定在所述受檢者的一系列連續吸氣過程中應該將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力，包括確定針對第一吸氣的第一壓力並確定針對時間上接近所述第一吸氣的第二吸氣的第二壓力，從而隨機地或偽隨機地確定以下一個或多個(i)所述第一吸氣和所述第二吸氣在所述系列吸氣內的位置，( )所述第一壓力，(iii)所述第二壓力，或(iv)所述第一壓力與所述第二壓力之間的壓力差異；在所述系列連續吸氣過程中將所述可呼吸氣體的加壓流的壓力調節到所確定的壓力；以及基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中生成的所述一個或多個輸出信號來量化所述受檢者的肺順應性。
7.如權利要求6所述的方法，其中，所述第一壓力和所述第二壓力是固定的，且其中， 確定在所述受檢者的一系列連續吸氣過程中應該將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力包括針對所述系列連續吸氣中的每次吸氣在所述第一壓力和所述第二壓力之間進行選擇。
8.如權利要求6所述的方法，其還包括在所述系列連續吸氣之間的所述受檢者的呼氣過程中將所述可呼吸氣體的加壓流的壓力調節到低於所述第一壓力且低於所述第二壓力的壓力。
9.如權利要求6所述的方法，其還包括基於所述一個或多個輸出信號確定在所述系列連續吸氣過程中所述受檢者的一個或多個呼吸參數，且其中，基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中生成的所述一個或多個輸出信號來量化所述受檢者的肺順應性包括基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中確定的所述一個或多個呼吸參數來量化所述受檢者的肺順應性。
10.如權利要求9所述的方法，其中，所述一個或多個呼吸參數包括潮氣量。
11.一種配置為量化至少部分自主通氣的受檢者的肺順應性的系統，該系統包括用於輸送可呼吸氣體的加壓流到至少部分自主通氣的受檢者的氣道的裝置；用於生成一個或多個輸出信號的裝置，所述一個或多個輸出信號傳達關於所述可呼吸氣體的加壓流的一個或多個參數的信息；用於確定在所述受檢者的一系列連續吸氣過程中應該將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力的裝置，包括用於以下操作的裝置確定針對第一吸氣的第一壓力並確定針對時間上接近所述第一吸氣的第二吸氣的第二壓力，從而隨機地或偽隨機地確定以下一個或多個(i)所述第一吸氣和所述第二吸氣在所述系列吸氣內的位置，(ii)所述第一壓力， (iii)所述第二壓力，或(iv)所述第一壓力與所述第二壓力之間的壓力差異；用於在所述系列連續吸氣過程中將所述可呼吸氣體的加壓流的壓力調節到所確定的壓力的裝置；以及用於基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中生成的所述一個或多個輸出信號來量化所述受檢者的肺順應性的裝置。
12.如權利要求11所述的系統，其中，所述第一壓力和所述第二壓力是固定的，且其中，用於確定在所述受檢者的一系列連續吸氣過程中應該將所述可呼吸氣體的加壓流調節到的壓力的裝置包括用於針對所述系列連續吸氣中的每次吸氣在所述第一壓力和所述第二壓力之間進行選擇的裝置。
13.如權利要求11所述的系統，其還包括用於在所述系列連續吸氣之間的所述受檢者的呼氣過程中將所述可呼吸氣體的加壓流的壓力調節到低於所述第一壓力且低於所述第二壓力的壓力的裝置。
14.如權利要求11所述的系統，其還包括用於基於所述一個或多個輸出信號確定在所述系列連續吸氣過程中所述受檢者的一個或多個呼吸參數的裝置，且其中，用於基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中生成的所述一個或多個輸出信號來量化所述受檢者的肺順應性的裝置基於所述第一壓力與所述第二壓力之間的差異以及在所述第一吸氣和所述第二吸氣過程中確定的所述一個或多個呼吸參數來量化所述受檢者的肺順應性。
15.如權利要求14所述的系統，其中，所述一個或多個呼吸參數包括潮氣量。
全文摘要
至少部分自主通氣的受檢者的肺順應性被確定。肺順應性的量化可以是估計、測量和/或近似測量。該肺順應性的量化相對於用於量化自主通氣受檢者的肺順應性的常規技術和/或系統可以被增強，因為肺順應性可以被相對準確地量化而不需要加力帶或直接測量膈肌壓力的其他外部感測設備，並且不需要受檢者人工控制膈肌壓力。肺順應性的量化可以是評估受檢者健康——包括檢測與發展中的急性充血性心力衰竭相關聯的液體瀦留的有用工具。
文檔編號A61M16/00GK102481119SQ201080038927
公開日2012年5月30日 申請日期2010年7月30日 優先權日2009年9月1日
發明者L·A·巴洛維爾其恩, N·F·奧康納 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司