По настоящей заявке на основании 35 U.S.C. 119(с) испрашивается приоритет по предварительной заявке на патент США № 61/288,457, поданной 21 декабря 2009, содержание которой включено в настоящее описание путем отсылки.
Настоящее изобретение относится к устройству, применяемому для подачи потока дыхательного газа в дыхательные пути пациента, и, в частности, к системе поддержания давления, которая автоматически идентифицирует устройство интерфейса пациента, которое подсоединено к системе генерации давления.
Существует несколько ситуаций, в которых необходимо или желательно подавать поток дыхательного газа в дыхательные пути пациента неинвазивно, то есть без интубации пациента или хирургического введения трахеальной трубки в его пищевод. Например, известно, что для вентилирования пациента используется метод, известный как неинвазивная вентиляция. Также известна подача положительного постоянного давления в дыхательные пути (CPAP) или переменное давление в дыхательных путях, которое изменяется с респираторным циклом пациента, для лечения медицинских расстройств, таких как синдром ночного апноэ, в частности обструктивный синдром ночного апноэ (OSA) или застойная сердечная недостаточность.
Методы лечения с неинвазиваной вентиляцией и с поддержанием давления включают размещение респираторного устройства интерфейса пациента, включая маску, на лице пациента. Маска может быть, помимо прочего, назальной маской, покрывающей нос пациента, назальной подушкой, имеющей назальные выступы, которые помещаются в ноздри пациента, назально-оральной маской, покрывающей нос и рот, или маской на все лицо, которая покрывает лицо пациента. Устройство интерфейса пациента связывает устройство вентиляции или устройство поддержания давления с дыхательными путями пациента так, что поток дыхательного газа может быть подан из устройства, генерирующего давление/поток, в дыхательные пути пациента.
Обычно пользователи устройств поддержания давления имеют несколько различных устройств интерфейса пациента (например, различные маски или различные компоненты интерфейса пациента), варианты трубки, выпускные узлы или другие дополнительные компоненты (такие как бактериальные фильтры), которые используются для повышения удобства. Для устройства поддержания давления важно знать, какой тип устройства интерфейса пациента или другие компоненты используются так, чтобы получать точную информацию о компонентах, такую как, помимо прочего, сопротивление маски, соответствие маски, скорости утечки в маске. На основе этой информации устройство поддержания давления может регулировать рабочие параметры узла. В дополнение, определенные особенности для обеспечения комфорта или функции устройства могут быть включены в основу конкретной маски или добавлено периферийное устройство.
Методики лечения с неинвазиваной вентиляцией и с поддержанием давления часто основаны на программно-управляемом режиме, который определяет характеристики каждого цикла вдоха-выдоха, такие как, например, подаваемое или выходящее давление. Используемое устройство интерфейса пациента часто обеспечивает конкретную форму или характеристику выходящего потока, которая являются частью расчета давления на выходе. Эффективное и быстрое определение используемого устройства интерфейса пациента и, следовательно, характеристик выходящего потока может улучшить точность расчета давления на выходе.
Устройство интерфейса пациента обычно включает три различных типа утечки: полную, преднамеренную, непреднамеренную. Полная утечка является суммой преднамеренной утечки и непреднамеренной утечки. Преднамеренная утечка предусмотрена в конструкции устройства интерфейса пациента (например, помимо прочего, в маске и/или контуре пациента предусмотрен выпускной узел), для того, чтобы пациент не смог вдохнуть его собственной CO2. Непреднамеренная утечка это, например, беспокоящая утечка, которая попадает пациенту в глаза. Следовательно, желательно минимизировать непреднамеренную утечку. Тем не менее считается, что в отличие от полной утечки непреднамеренная утечка не может быть измерена.
Известно, что определить и зарегистрировать непреднамеренную утечку можно с помощью измеренной полной утечки во время использования пациентом устройства интерфейса пациента (например, полная утечка может быть измерена в начале ночи) с последующим вычитанием преднамеренной утечки.
Известно, что определить используемое устройство интерфейса пациента с устройством вентиляции можно с помощью измерения скорости выходящего потока и поиска особой формы потока, пропорциональной давлению. См. например кривую 1 на Фиг.1. Другими словами, такое устройство вентиляции отслеживает конкретную точку потока для конкретной точки давления. Также известно применение различных типов устройств интерфейса пациента, которые охватывают относительно большой диапазон скоростей преднамеренной утечки. Такое применение описывается несколькими кривыми (не показаны), похожими на кривую 1 на Фиг.1, которые параллельны друг другу. Для регистрации используемого типа устройства интерфейса пациента проводят тест постепенно увеличивающимся давлением для того, чтобы определить, соответствует ли используемое устройство параллельной кривой (не показана) в нижнем диапазоне, среднем диапазоне или в верхнем диапазоне преднамеренной утечки. Основываясь на этом определении (верхний, средний или нижний диапазон), устройство вентиляции использует соответствующее значение (не показано) преднамеренной утечки для вычитания из измеренной полной утечки в вычислении непреднамеренной утечки. Тем не менее считается, что в лечебном воздействии, осуществляемом устройством вентиляции, нет изменений, а изменения имеются только в том, что он регистрирует.
Согласно одному аспекту настоящего изобретения система поддержания давления содержит генератор давления, датчик давления, датчик расхода и контроллер, взаимодействующий с датчиком давления и датчиком расхода для управления работой генератора давления. Контроллер выполнен с возможностью автоматической идентификации используемого устройства интерфейса пациента с системой поддержания давления с помощью обнаружения изменений выходящего потока до заранее определенного коэффициента при заранее определенном градиенте давления диапазона давлений системы поддержания давления.
Согласно другому аспекту настоящего изобретения способ автоматической идентификации используемого устройства интерфейса пациента с системой поддержания давления содержит этапы, на которых вводят множество скоростей потока от датчика расхода; вводят множество соответствующих точек давления от датчика давления; используют скорости потока и точки давления для определения изменения выходящего потока до заранее определенной величины при заранее определенном градиенте давления диапазона давлений системы поддержания давления и сравнивают одну из скоростей потока и одну из соответствующих точек давления со множеством заранее определенных скоростей потока и множеством заранее определенных точек давления для определения типа маски в качестве используемого устройства интерфейса пациента.
Описанный способ и устройство могут автоматически определять используемое устройство интерфейса пациента во время вентиляционной терапии с поддержанием давления, на основе, например, либо нулевого, либо минимального отклонения преднамеренного выходящего потока при конкретном градиенте давления. Например и помимо прочего, при этом может быть идентифицировано используемое устройство интерфейса пациента с помощью определения нулевого или минимального отклонения или изменения выходящего потока (например, помимо прочего, изменение приблизительно от 1% до приблизительно 25%) при значительном градиенте давления (например, без ограничения, 5% что является 1 смН2О для обычного устройства CPAP с диапазоном давлений на выходе 20 смН2О; 25% диапазона давления системы поддержания давления; приблизительно 50%, что больше чем 10 смН2О для обычных устройств CPAP с диапазоном давления на выходе 20 смН2О; приблизительно 100%).
Эти и другие задачи, признаки и характеристики настоящего изобретения, а также способы работы и функционирования связанных элементов структуры и сочетания частей и экономное производство будут более понятны из нижеследующего описания и прилагаемой формулы изобретения со ссылкой на прилагаемые чертежи, которые являются частью этого подробного описания, и на которых одинаковые детали обозначены одинаковыми ссылочными позициями. Тем не менее следует понимать, что чертежи служат только для иллюстрации и описания и не предназначены для ограничения изобретения.
Фиг.1 - график с множеством различных кривых выходящего потока, показывающих отношение потока к давлению;
Фиг.2 - блок-схема системы поддержания давления в соответствии с вариантом настоящего изобретении в схематическом виде; и
Фиг.3 - диаграмма последовательности программы, выполняемой контроллером, показанным на Фиг.2.
В настоящем описании термины в единственном числе включают в себя термины во множественном числе, кроме случаев, когда контекст не требует иного. В настоящем описании утверждение, что две или более частей или компонентов «соединены», означает, что эти детали соединены или работают вместе как непосредственно, так и косвенно, то есть через одну или более промежуточные части или компоненты, в том случае, когда возникает связь. В настоящем описании «непосредственно соединенные» означает, что два элемента напрямую соединены друг с другом. В настоящем описании «связаны прочно» или «закреплены» означает, что два компонента связаны таким образом, чтобы двигаться как один, при этом сохраняя постоянную взаимную ориентацию относительно друг друга.
В настоящем описании слово «единый» означает компонент, сделанный как единая часть или узел. То есть компонент, который содержит детали, сделанные отдельно и затем соединенные вместе как узел, не является единым компонентом или корпусом. В настоящем описании утверждение, что две или более детали или компонента «зацеплены» друг с другом, означает, что эти детали прилагают усилие в отношении друг друга непосредственно или через одну или более промежуточных деталей или компонентов. В настоящем описании термин «количество» означает один или целое, большее чем один (то есть множество).
В настоящем описании фразы, означающие направление, такие как, например и помимо прочего, верхний, нижний, лево, право, нижний, передний, задний и их производные, относятся к ориентации элементов, показанных на чертежах, и не ограничивают пункты формулы изобретения, если это прямо не оговорено.
Применение в настоящем описании термина «пациент» подразумевает человека или другого представителя животного мира. Применяемый здесь термин «устройство интерфейса пациента» подразумевает устройство респираторного интерфейса или маску. Применяемый здесь термин «маска» подразумевает интерфейс пациента или маску интерфейса пациента, обеспечивающую или подающую поток воздуха или газа пациенту, как например помимо прочего, лицевую маску, назальную маску, ротовую маску, носо-ротовую маску, назальную подушку, маску на все лицо и любое другое устройство или аппарат, которые обеспечивает или подает соответствующий поток воздуха или газа, выполняя коммуникационную функцию для пациента, или маску, применяемую для лечения пациентов с нарушениями сна.
Применяемый здесь термин «CPAP» означает положительное постоянное давление в дыхательных путях, что является конкретным типом вентиляционной терапии (дыхания) с положительным давлением в дыхательных путях. Применяемый здесь термин «COPD» означает хроническую обструктивную болезнь легких - заболевание легких (например, помимо прочего, хронический бронхит, эмфизема).
Как показано на Фиг.2, система 50 поддержания давления включает генератор 52 потока газа, такой как нагнетатель, используемый в традиционной системе поддержания положительного постоянного давления в дыхательных путях (CPAP) или в двухуровневой системе поддержания давления, которая получает дыхательную смесь, в целом обозначенную стрелкой С, от любого подходящего источника, например из емкости под давлением с кислородом или воздухом, окружающей атмосферой или их сочетанием. Генератор 52 потока газа создает поток дыхательной смеси, такой как воздух, кислород или их смесь для того, чтобы доставить его в дыхательные пути (не указаны) пациента 54 при относительно более высоком или более низком давлении, то есть обычно равном атмосферному давлению окружающей среды или превышающем его. Генератор 52 потока газа способен создавать поток дыхательной смеси с давлением в диапазоне, например, помимо прочего, от приблизительно 3 смH2O до приблизительно 30 смН2О. Поток дыхательной смеси под давлением, в целом обозначенный стрелкой D, от генератора 52 потока газа подается по подающему трубопроводу 56 в устройство 58 интерфейса пациента, которое, как правило, носит пациент 54, или оно прикреплено к нему для сообщения потока дыхательной смеси с дыхательными путями пациента 54. Нагнетательный трубопровод 56 и устройство 58 интерфейса пациента обычно называют контуром пациента.
Система 50 поддержания давления известна как одноконтурная система, что означает, что контур пациента содержит только нагнетательный трубопровод 56, соединяющий пациента 54 с системой 50 поддержания давления. Как таковой, выпускной канал 57 находится в нагнетательном трубопроводе 56 для вывода выдыхаемых газов из системы, как показано стрелкой E. Выпускной канал 57 может быть расположен в других местах дополнительно или вместо нагнетательного трубопровода 56, в таком как устройство 58 интерфейса пациента. Выпускной канал 57 может иметь большое разнообразие конфигураций, зависящих от желаемого способа, которым воздух должен выходить из системы 50 поддержания давления.
Система 50 поддержания давления может быть двухконтурной системой, имеющей нагнетательный трубопровод и выпускной трубопровод, подсоединенные к пациенту 54. В двухконтурной системе (также еще называющейся dual-limb системой) выпускной трубопровод выводит выдыхаемый газ из пациента 54 и включает в себя выпускной клапан на дистальном конце относительно пациента 54. Выпускной клапан обычно активно регулируется для поддержания необходимого уровня давления в системе, которое известно как положительное давление в конце выдоха (PEEP).
В иллюстративном варианте настоящего изобретения система 50 поддержания давления содержит регулятор давления в форме клапана 60, снабженного нагнетательным трубопроводом 56. Клапан 60 регулирует давление потока дыхательного газа из генератора 52 потока, подаваемого к пациенту 54. Генератор 52 потока и клапан 60 совместно именуются генератором давления, потому что они совместно регулируют давление и/или поток газа, подаваемого к пациенту 54. Однако, могут применяться и другие способы регулирования давления газа, подаваемого к пациенту 54, такие как изменение скорости нагнетателя генератора 52 потока, как самостоятельно, так и в сочетании с клапаном регулятора давления. Таким образом, клапан 60 является не обязательным, в зависимости от используемых способов регулирования давления потока дыхательного газа, подаваемого к пациенту 54. Если клапан 60 не предусмотрен, генератор давления соответствует только генератору 52 потока, и давление газа в контуре пациента регулируется, например, с помощью регулировки скорости двигателя генератора 52 потока.
Система 50 поддержания давления дополнительно содержит датчик 62 расхода, который измеряет поток дыхательного газа внутри нагнетательного трубопровода 56. Датчик 62 расхода установлен соосно с нагнетательным трубопроводом 56, наиболее предпочтительно ниже по потоку от клапана 60. Датчик 62 расхода создает сигнал расхода, который передается на контроллер 64 и используется контроллером 64 для определения расхода газа, подаваемого к пациенту 54. Конечно же, могут применяться другие способы измерения респираторного потока газа для пациента 54, такие как измерение потока непосредственно у пациента 54 или в других местах вдоль нагнетательного трубопровода 56 и передача результатов измерений с помощью прямого электрического соединения между датчиком расхода (не показан) и контроллером 64, измерение респираторного потока пациента на основе работы генератора 52 потока и измерение расхода газа пациентом, используя датчик расхода (не показан) выше по потоку от клапана 60.
Система 50 поддержания давления также содержит датчик 68 давления, оперативно связанный с контроллером 64, который определяет давление газа у пациента 54. Датчик 68 давления сообщается с устройством 58 интерфейса пациента через нагнетательный трубопровод 56. Давление у пациента 54 оценивается на основе известного перепада давления, который имеется в нагнетательном трубопроводе 56. Альтернативно, давление пациента можно измерить непосредственно у устройства 58 интерфейса пациента с помощью датчика давления (не показан) встроенного в него и передающего результаты измерения давления с помощью прямого электрического соединения (не показано) между этим датчиком давления (не показан) и контроллером 64.
Контроллер 64 может быть, например, микропроцессором, микроконтроллером или каким-либо другим соответствующим процессором или обрабатывающим устройством, который содержит или функционально связан с запоминающим устройством (не показано), которое является носителем данных и программного обеспечения, выполняемого контроллером 64 для управления работой системы 50 поддержания давления.
Интерфейс пользователя, такой как устройство 66 ввода/вывода, предназначен для задания различных параметров, используемых системой 50 поддержания давления, а также для отображения и вывода информации и данных пользователю, например врачу, сиделке или пациенту 54.
Система 50 поддержания давления, по существу, может функционировать как система поддержания давления CPAP, и, следовательно, может содержать все необходимые возможности таких систем для того, чтобы обеспечить должный уровень давления CPAP пациенту 54. К ним относятся получение необходимых параметров посредством входных команд, сигналов, инструкций или другой информации, для обеспечения должного давления CPAP, например установки минимального и максимального давления CPAP. Другие способы поддержания давления содержат, помимо прочего, двухуровневую вентиляцию с положительным давлением в дыхательных путях(BiPAP) AutoSV, AVAPS, Auto CPAP и BiPAP Auto.
В одноконтурной системе контроллер 64 оценивает утечку газа из системы 50 поддержания давления, используя любой общепринятый способ и включает эту оценку в определение фактического расхода газа пациентом. Эта оценка утечки необходима в одноконтурной системе, потому что одноконтурная система включает известную утечку через выпускной канал 57, а также другие неизвестные утечки, такие как утечки в месте контакта пациента с устройством 58 интерфейса пациента и в различных соединениях трубопровода с контуром пациента. В двухконтурной системе оценка утечки может не требоваться, так как датчик расхода обычно снабжен выпускным каналом для непосредственного измерения потока выходящего газа. В такой системе поток пациента может быть определен путем вычитания измеренного выходящего потока из измеренного потока, подаваемого пациенту. Можно отметить, что в двухконтурной системе может быть выполнено определение утечки для повышения точности определения расхода газа пациентом.
На фиг.3 показана программа 100, выполняемая процессором 101 контроллера 64, показанного на фиг.2. Сначала на этапе 102 определяется, включено ли автоматическое обнаружение маски. Это может быть, например и помимо прочего, параметр конфигурации контроллера 64. Если автоматическое обнаружение включено, то на этапе 104 пациент 54 получает указание (например через устройство 66 ввода/вывода) поместить, например, устройство 58 интерфейса пациента (например определенный тип маски, неизвестный контроллеру 64) на лицо. Выдача конкретных инструкций пациенту является дополнительной функцией, если система определяет, что пользователь уже соединил интерфейс пациента со своими дыхательными путями.
Далее на этапе 106 контроллер 64 обеспечивает подачу пациенту 54 давления определенного уровня с помощью регулирования генератора 52 потока газа и/или клапана 60. Затем, на этапе 108 контроллер 64 измеряет, например, два потока пациента на двух соответствующих уровнях давления датчика 62 расхода и датчика 68 давления соответственно.
Далее, на этапе 110 определяется, меньше ли дельта потока (то есть разница между двумя потоками пациента) на этапе 108, чем заранее определенное значение k. Например, программа 100 может определять изменение скорости потока, используя датчик 62 расхода, при этом изменением скорости потока является разница между двумя различными показателями потока от датчика 62 расхода, взятыми в двух различных соответствующих точках давления от датчика 68 давления. Если на этапе 110 тест пройден, тогда на этапе 112 измеренный поток на одном уровне давления сравнивается, например и помимо прочего, со значениями справочной таблицы, для того, чтобы определить тип маски, как будет показано ниже. В завершение на этапе 114 контроллер 64 обеспечивает подачу отрегулированного потока и давления пациенту 54, основываясь на типе маски. Например, контроллер 64 может управлять генератором давления для подачи на маску давления и потока на основе типа маски.
Если тест не пройден либо на этапе 102, либо на этапе 110, тогда пациент 54 может получить указание (например через устройство 66 ввода/вывода) вручную ввести тип маски (например, как показано на устройстве 58 интерфейса пациента или с его помощью), используя устройство 66 ввода/вывода.
После этапа 116 этап 114 осуществляется как было описано выше.
Пример программы 100 иллюстрирует способ автоматической идентификации устройства 58 интерфейса пациента, используемого с системой 50 поддержания давления. Эта программа вводит множество скоростей потока от датчика 62 расхода, вводит множество соответствующих точек давления от датчика 68 давления, использует скорости потока и точки давления для обнаружения изменения выходящего потока до заранее определенной величины при заранее определенном градиенте давления диапазона давления системы 50 поддержания давления и сравнивает одну из скоростей потока и одну из соответствующих точек давления со множеством заранее определенных скоростей потока и множеством заранее определенных точек давления, для определения типа маски в качестве используемого устройства 58 интерфейса пациента.
Пример 1
Например и без ограничения, на этапе 110, если обнаруженное изменение выходящего потока превышает приблизительно 25% при заранее определенном градиенте давления диапазона давления системы 50 поддержания давления, тогда контроллер 64 запрашивает ручной ввод типа используемой маски от устройства 66 ввода/вывода.
Пример 2
Хотя программа 100 обычно исполняется во время запуска, следует понимать, что контроллер 64 может выполнить ту же самую программу 100 или иногда подобную программу (например, содержащую этапы 106, 108, 110 и 112) в другое время для идентификации используемого устройства 58 интерфейса пациента.
Пример 3
Как показано, например на фиг.1 и 3, если тест на этапе 110 пройден, тогда на этапе 112 программа 100 может использовать скорость потока от датчика 62 расхода и соответствующую точку давления от датчика 68 давления и сравнивать эту скорость потока и соответствующую точку давления со множеством заранее определенных скоростей потока и множеством заранее определенных точек давления (например, без ограничения, в справочной таблице 118 в запоминающем устройстве (не показано) контроллера 64 для определения типа маски). Например и без ограничения, если взятая для примера скорость потока составляет 30 ст. л/мин (стандартных литров в минуту) и взятая для примера соответствующая точка давления составляет 10 смН2О, тогда тип маски соответствует кривой 2 (например без ограничения, справочная таблица 118 может определять шесть различных типов масок по кривым 2, 3, 4, 5, 6 7, соответственно).
Пример 4
На этапе 114 на фиг.3 осуществляется управление генератором давления для подачи давления и потока на устройство 58 интерфейса пациента на основе типа маски.
Пример 5
Программа 100 и датчик 62 расхода определяет постоянный или почти постоянный расход с допуском на изменчивость потока (например без ограничения, не ниже приблизительно 1 ст. л/мин; не выше приблизительно 5 ст. л/мин), в зависимости от данного градиента давления. После этапов 110 и 112, на этапе 114, программа 100 рассчитывает выходящий поток и давление на основе конкретной относительно постоянной кривой потока, соответствующей конкретному используемому устройству 58 интерфейса пациента, в котором применяется технология PEVTM. См., например, международную заявку на патент № WO/2009/136333 и предварительную заявку на патент США № 61/051,093, поданную 7 мая 2008. Далее следует более подробное описание со ссылками на кривые выходящего потока по фиг.1.
Кривая 1 является обычной кривой выходящего потока, применяемой в типичном устройстве интерфейса пациента без технологии PEVTM. Кривые 2-7 являются различными кривыми выходящего потока, применяемыми в устройстве интерфейса пациента, например в устройство 58, с технологией PEVTM. Каждое устройство интерфейса пациента с технологией PEVTM может создавать свою собственную «постоянную» или почти постоянную скорость потока в зависимости от требуемого лечения. Например, кривая 2 является идеальной кривой потока для лечения пациентов с хроническим обструктивным заболеванием органов дыхания с ровным выходным потоком 30 ст. л/мин (определение изменения выходящего потока, равного приблизительно 0%, и ответное определение заранее определенного типа маски, как применяемого устройства 58 интерфейса пациента), тогда как кривые 3-7 являются кривыми потока для лечения пациентов с синдромом ночного апноэ, когда предпочтительно иметь непостоянный выходной расход, пропорциональный давлению в диапазоне низкого давления для того, чтобы сохранить влагу. Сегмент постоянного давления начинается с конкретной величины давления. Например, кривая 7 имеет начальную точку приблизительно 3 смН2О, в то время как начальная тока кривой 5 имеет задержку приблизительно до 5 смН2О.
На этапе 110 программы 100 (фиг.3) осуществляется поиск отсутствия существенных изменений выходящего потока при одном градиенте давления или при множестве градиентов давления для того, чтобы определить тип маски.
Во время работы системы 50 поддержания давления (фиг.2) выдыхаемый пациентом воздух выводится в форме непрерывной утечки (или преднамеренной утечки) через фиксированное отверстие (то есть без ограничения, выпускное отверстие 57; набор отверстий; паз; щель; набор щелей). Поток не является постоянным и изменяется вместе в давлением из-за природы фиксированного отверстия. Давление изменяется для компенсации преднамеренной утечки для терапии вентиляцией с поддержанием давления. Эти компенсации рассчитываются программой 100 на основе известных характеристиках давления и расхода, введенных для определенных стилей или групп интерфейсов. Например, программа 100 дает команду генератору 52 потока газа увеличить обороты для подачи большего потока и, следовательно с большим давлением, чем прежде, для того, чтобы скомпенсировать падение давления, вызванного утечкой. На этапе 114 используется конкретный тип маски и соответствующие сохраненные данные о давлении и расходе.
Как показано на Фиг.2, между генератором 52 потока газа и пациентом 54 существует сопротивление потоку. Каждый компонент контура от генератора 52 потока газа до пациента 54, включая устройство 58 интерфейса пациента, имеет свое собственное сопротивление, которое можно считать утечкой, а не сопротивлением. Каждый компонент имеет относительно очень малую непреднамеренную утечку и относительно более высокую преднамеренную утечку для того, чтобы отвести CO2 (образующуюся при выдохе). Теперь каждую утечку можно понимать как сопротивление потоку. Каждое из сопротивлений потоку, создаваемых компонентом, приводит к падению давления. Терапия заключается в том, чтобы подать давление пациенту 54. Различные падения давления, создаваемые компонентами, снижают давление, которое достигает пациента 54. Поэтому необходимо увеличить поток, чтобы компенсировать эту разницу. Давление генерируется потоком, создаваемым генератором 52 потока газа и/или клапаном 60.
В описанном устройстве и способе программа 100 отслеживает изменение скорости потока, измеренного, например, датчиком 62 расхода. Это изменение скорости потока является разницей между двумя разными показаниями потока, взятыми в двух разных точках давления на этапе 108 (фиг.3). Например, на кривой 1 по фиг.1, которая относится к обычному устройству интерфейса пациента с переменным выходящим потоком из фиксированного отверстия, при 7,5 см Н2О расход равен приблизительно 22 ст. л/мин, а при 15 см Н2О расход равен приблизительно 32 ст. л/мин. Таким образом, изменение расхода составляет 10 ст. л/мин или приблизительно 45,5%.
Наоборот, для кривой 5, которая относится к устройству интерфейса пациента с технологией PEVTM, при 7,5 см Н2О расход составляет приблизительно 18,5 ст. л/мин, а при 15 см Н2О расход составляет приблизительно 19,5 ст. л/мин. В этом случае изменение расхода составляет 1 ст. л/мин или приблизительно 5,4% относительно градиента давления 7,5 см Н2О (то есть 15 см Н2О - 7,5 см Н2О для этого примера).
В качестве дополнительного примера, предпочтительно применяется диапазон обнаружения рабочего давления системы 50 поддержания давления. Например и без ограничения, если диапазон обнаружения составляет 25% рабочего давления, тогда градиент давления составляет 7,5 см Н2О (то есть Р2-Р1) для рабочего давления до 30 см Н2О (то есть в этом примере, 25% от 30 см Н2О равно 7,5 см Н2О). В другом примере для типичного устройства CPAP, если нормальный диапазон рабочего давления составляет 20 см Н2О, тогда 25% градиент давления равен 5 см Н2О.
Несмотря на то, выше приведены различные примеры изменений выходящего потока, программа 100 может работать, например и без ограничения, с такими изменениями от 0% до приблизительно 25% или больше. Одним примером диапазона нулевого минимального изменения выходящего потока или преднамеренной утечки является диапазон от приблизительно 1% до приблизительно 5,4% в зависимости от градиента давления (например, для относительно большего градиента существует относительно большее процентное изменение, а для относительно меньшего градиента существует относительно меньшее процентное изменение). Хотя за счет более широких допусков можно получить идеальный диапазон изменения выходящего потока, равный 0%, это может быть экономически неоправданно.
Несмотря на то, что описаны различные градиенты давления, программа 100 может работать с неограничивающими иллюстративными градиентами давления, равными приблизительно 5% от максимального давления системы 50 поддержания давления (например, 1 см Н2О для обычного устройства CPAP с диапазоном давления на выходе в 20 см Н2О), приблизительно 25% максимального давления системы 50 поддержания давления или приблизительно 50% максимального давления системы 50 поддержания давления (то есть больше чем 10 смН2О для обычного устройства CPAP с диапазоном давления на выходе в 20 см Н2О). Например и без ограничений, изменение выходящего потока может быть пропорционально диапазону давления и зависеть от фактических характеристик устройства интерфейса пациента.
Другие неограничивающие примеры включают изменение расхода в 5%, 10% и 25% для заранее определенных градиентов давления в 5%, 50% и 100% соответственно.
На этапе 114 и во время нормальной работы от программы 100 фиг.3 не требуется делать каких-либо компенсаций при различных давлениях, вызванных изменением скорости очищающего потока. После того как программа 100 обнаружит, например и без ограничения, нулевое или минимальное изменение выходящего потока при заранее определенном градиенте давления, она может ввести соответствующие минимальные регулировки для компенсации фиксированного или приблизительно фиксированного расхода во всем диапазоне рабочих давлений.
Пример 6
Как показано на фиг.1, идеальная кривая «постоянного» потока или плато кривой, например кривая 2, дает постоянную утечку в относительно широком диапазоне давлений, который превышает заранее определенное давление (например, без ограничения, приблизительно 1,2 смН2О). Другие кривые, например кривые 3-7, могут показывать более пропорциональную реакцию потока на давление в относительно более низком диапазоне давлений для того, чтобы сохранить влагу, в то же время допуская подачу почти постоянного потока при заданном давлении, например, приблизительно 5 см Н2О в большинстве представленных здесь кривых. Следовательно, кривые 3-7 обеспечивают первый поток, который пропорционален давлению ниже заранее определенного давления, и второй поток, который является почти постоянным выше заранее определенного давления. Такая задержка в появлении постоянного потока предназначена в основном для пользователей CPAP и BiPAP для лечения синдрома ночного апноэ. Для лечения пациентов COPD эффективное удаление CO2 является жизненно необходимым, поэтому желательно получить эффект относительного плоского участка кривой.
Пример 7
Раскрытый аппарат и способ предпочтительно применяет технологию PEVTM (Plato Exhalation Valve) и отслеживает нулевое или минимальное изменение в выходящем потоке при существенном градиенте давления для определения конкретного используемого устройства 58 интерфейса пациента (то есть маски). Такое устройство 58 интерфейса пациента может содержать внешнее или встроенное устройство выдоха, в котором используется технология PEVTM.
Пример 8
Несмотря на то, что выше были описаны устройства интерфейса пациента, такие как устройство 58, в которых используется технология PEVTM раскрытое устройство и способ может работать с обычными технологиями, где не применяется технология PEVTM, хотя она не может применяться к обычной маске с фиксированным выходным отверстием. Например для фиксированного отверстия, изменение расхода будет превышать 50%.
Пример 9
Примерами применения описанных устройства и способа являются устройства интерфейса пациента; а также вентиляционная терапия с поддержанием давлением или неинвазивная терапия дыхательных путей с положительным давлением, такая как CPAP или Bi-Level (двухуровневая вентиляция), в которой применяется выпускной клапан для вывода CO2.
Раскрытые способ и устройство позволяют обнаруживать потенциально бесконечно расширяемое количество типов используемого устройства 58 интерфейса пациента с существенными различиями в характеристиках выходящего потока в ответ на потребности терапии, без изменения программы 100 (фиг.3), поскольку она отслеживает, например и без ограничения, нулевое или минимальное изменение в скорости выходящего потока. Следовательно, этапы 106, 108, 110, 112 легко могут провести отличия между кривой 1 и кривыми 2-7 по фиг.1. Поэтому тип маски для кривой 1 вводится вручную на этапе 116, в то время как типы маски для кривых 2-7 преимущественно автоматически определяются на этапе 112. Если добавляется новое устройство 58 интерфейса пациента, которое прошло тест на этапе 110, программа 100 может либо согласовать новое устройство с одной из существующих кривых 2-7, либо добавить новую кривую в справочную таблицу 118 введя, например, ее характеристики давления и расхода для соответствующего давления. Это является полной противоположностью известным устройствам вентиляции, которые полагаются только на данные, хранящиеся в фиксированной заранее определенной базе данных, с которыми производится сравнение. Недостатком такого подхода является ограничение количества устройств интерфейса пациента, которые определяются без обновления такой фиксированной заранее определенной базы данных.
Несмотря на то, что изобретение было детально описано с целью иллюстрации, основываясь на том, что в настоящий момент считается наиболее практичным в примере реализации настоящего изобретения, следует понимать, что такие детали относятся исключительно к такой иллюстрации, и изобретение не ограничивается описанными вариантами, а напротив, охватывает изменения, которые могут быть в него внесены и которые входят в сущность и объем прилагаемой формулы изобретения. Например, следует понимать, что в настоящем изобретении по мере возможности один или более признаков любого варианта изобретения может комбинироваться с одним или более признаком любого другого варианта.
Группа изобретений относится к медицине. Система поддержания давления для генерирования и подачи потока дыхательного газа в дыхательные пути пациента содержит генератор давления; датчик давления газа; датчик расхода газа и контроллер, подключенный с возможностью взаимодействовать с датчиками давления и расхода и управления работой генератора давления. Контроллер автоматически идентифицирует устройство интерфейса путем подачи множества давлений к устройству интерфейса с использованием системы поддержания давления и определения множества скоростей потока выходящего потока из устройства интерфейса, определения нулевого или минимального изменений скорости выходящего потока, соответствующих изменениям уровня подаваемых давлений, когда множество давлений выше заданного начального давления, и сравнения конкретной скорости выходящего потока и заданного начального давления с множеством заранее определенных скоростей выходящего потока и точек давления для идентификации устройства интерфейса. Конкретная скорость потока соответствует одному из множества давлений, которое выше конкретного заданного начального давления. Контроллер выполнен с возможностью регулировать рабочие параметры системы поддержания давления или обеспечения возможности функционирования системы поддержания давления на основе идентификации типа устройства интерфейса. Раскрыт способ идентификации устройства интерфейса. Технический результат состоит в минимизации непреднамеренной утечки дыхательного газа с учетом типа интерфейса. 2 н. и 15 з.п.ф-лы, 3 ил.
1. Система (50) поддержания давления для генерирования и подачи потока дыхательного газа в дыхательные пути пациента, содержащая:
генератор (52) давления;
датчик (68) давления газа для измерения уровня давления потока дыхательного газа, сгенерированного системой поддержания давления;
датчик (62) расхода газа для измерения скорости потока в потоке дыхательного газа, сгенерированного системой поддержания давления; и
контроллер (64), подключенный с возможностью взаимодействовать с датчиком давления и датчиком расхода и управления работой генератора давления, причем контроллер выполнен с возможностью автоматической идентификации устройства интерфейса пациента используемого с системой поддержания давления, путем
подачи множества давлений к устройству интерфейса пациента с использованием системы поддержания давления и определения множества скоростей потока выходящего потока из устройства интерфейса пациента, причем каждая скорость выходящего потока соответствует одному из множества давлений,
определения одного или более нулевого или минимального изменений скорости выходящего потока, соответствующих изменениям уровня подаваемых давлений, когда множество давлений выше заданного начального давления, причем нулевое или минимальное изменение скорости выходящего потока содержит изменение скорости потока, которое меньше или равно заданному допуску на изменчивость потока, и
сравнения конкретной одной из скоростей выходящего потока и заданного начального давления с множеством заранее определенных скоростей выходящего потока и множеством заранее определенных точек давления для идентификации устройства интерфейса пациента, причем конкретная одна скорость потока соответствует одному из множества давлений, которое выше конкретного заданного начального давления, и
причем контроллер выполнен с возможностью регулировать рабочие параметры системы поддержания давления или обеспечения возможности функционирования системы поддержания давления на основе указанной идентификации типа устройства интерфейса пациента.
2. Система по п. 1, в которой каждое из изменений уровня подаваемого давления составляет по меньшей мере 25% от рабочего диапазона системы поддержания давления.
3. Система по п. 1, в которой заранее определенный допуск на изменчивость потока представляет изменение 5,4% или менее.
4. Система по п. 1, в которой заранее определенный допуск на изменчивость потока представляет изменение 1% или менее.
5. Система поддержания давления по п. 1, в которой каждое из изменений уровня подаваемого давления составляет по меньшей мере 5% от максимального давления системы поддержания давления.
6. Система по п. 1, в которой контроллер дополнительно выполнен с возможностью автоматической идентификации типа маски в качестве используемого устройства интерфейса пациента; и
контроллер дополнительно выполнен с возможностью управления генератором давления для подачи давления и потока в маску на основе типа маски.
7. Система по п. 1, в которой контроллер дополнительно выполнен с возможностью автоматической идентификации используемого устройства интерфейса пациента при включении.
8. Способ автоматической идентификации устройства интерфейса пациента, используемого с системой поддержания давления для генерирования и подачи потока дыхательного газа в дыхательные пути пациента, содержащий этапы, на которых:
подают множества давлений к устройству интерфейса пациента с использованием системы поддержания давления и определяют множество скоростей потока выходящего потока из устройства интерфейса пациента, причем каждая скорость выходящего потока соответствует одному из множества давлений,
определяют одно или более нулевое или минимальное изменение скорости выходящего потока, соответствующее изменениям уровня подаваемых давлений, когда множество давлений выше заданного начального давления, причем нулевое или минимальное изменение скорости выходящего потока содержит изменение скорости потока, которое меньше или равно заданному допуску на изменчивость потока, и
сравнивают конкретную одну из скоростей выходящего потока и заданное начальное давление с множеством заранее определенных скоростей выходящего потока и множеством заранее определенных точек давления для идентификации устройства интерфейса пациента, причем конкретная одна скорость выходящего потока соответствует
одному из множества давлений, которое выше конкретного заданного начального давления, и
регулируют рабочие параметры системы поддержания давления или обеспечивают функционирование системы поддержания давления на основе указанной идентификации устройства интерфейса пациента.
9. Способ по п. 8, дополнительно содержащий этап, на котором применяют систему поддержания давления для вентиляционной терапии с поддержанием давления.
10. Способ по п. 8, дополнительно содержащий этап, на котором применяют систему поддержания давления для вентиляционной терапии с поддержанием давления или для неинвазивной терапии с помощью положительного давления в дыхательных путях.
11. Способ по п. 10, дополнительно содержащий этап, на котором в качестве неинвазивной терапии с помощью положительного давления в дыхательных путях применяют терапию с помощью непрерывного положительного постоянного давления в дыхательных путях (СРАР) или двухуровневую терапию с поддержанием давления.
12. Способ по п. 8, дополнительно содержащий этап, на котором систему поддержания давления применяют при хронических обструктивных заболеваниях легких (COPD) или для лечения синдрома ночного апноэ.
13. Способ по п. 8, в котором каждое из изменений уровня подаваемого давления составляет по меньшей мере 25% от рабочего диапазона системы поддержания давления.
14. Способ по п. 8, в котором заранее определенный допуск на изменчивость потока представляет изменение 5,4% или менее.
15. Способ по п. 8, дополнительно содержащий этап, на котором управляют генератором давления для подачи давления и потока в маску на основе типа маски.
16. Способ по п. 8, в котором заранее определенный допуск на изменчивость потока представляет изменение 1% или менее.
17. Способ по п. 8, в котором каждое из изменений уровня подаваемого давления составляет по меньшей мере 5% от максимального давления системы поддержания давления.
| Станок для изготовления деревянных ниточных катушек из цилиндрических, снабженных осевым отверстием, заготовок | 1923 |
|
SU2008A1 |
