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1、(10)申请公布号 CN 102245246 A (43)申请公布日 2011.11.16 CN 102245246 A *CN102245246A* (21)申请号 200980150420.5 (22)申请日 2009.11.21 61/139,077 2008.12.19 US A61M 16/00(2006.01) (71)申请人 皇家飞利浦电子股份有限公司 地址 荷兰艾恩德霍芬 (72)发明人 D梅希伦伯格 RJ科尔德伦 (74)专利代理机构 永新专利商标代理有限公司 72002 代理人 王英 刘炳胜 (54) 发明名称 利用正压气道支持治疗肺部疾病的系统及方 法 (57) 摘要 提。
2、供了一种治疗肺部疾病 ( 例如哮喘或 COPD) 的方法， 其包括确定指示患者的肺力学的 参数(例如但不限于气道阻力或肺顺应性)， 以及 给患者气道递送正压支持， 其中， 在患者的吸气时 相的至少一部分期间正压支持的压力水平 ( 可以 是恒定或变化的 ) 基于所确定的参数来确定。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国家阶段日 2011.06.15 (86)PCT申请的申请数据 PCT/IB2009/055259 2009.11.21 (87)PCT申请的公布数据 WO2010/070498 EN 2010.06.24 (51)Int.Cl. (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12。
3、)发明专利申请 权利要求书 3 页 说明书 10 页 附图 8 页 CN 102245252 A1/3 页 2 1. 一种治疗肺部疾病的方法， 其包括 ： 确定指示患者的肺力学的参数 ； 以及 给所述患者的气道递送正压支持， 其中， 在所述患者的吸气时相的至少一部分期间所 述正压支持的压力水平基于所确定的参数来确定。 2. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 在所述吸气时相的至少一部分期间所述正压支持 的所述压力水平包括峰值压力， 并且其中， 在所述患者的呼气时相的至少一部分期间所述 正压支持的第二压力水平低于所述峰值压力。 3. 如权利要求 2 所述的方法， 其中， 所述第二压力水平也基于。
4、所确定的参数来确定。 4. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 给所述患者的气道递送正压支持包括给所述患者 的气道递送双水平正压支持， 所述双水平正压支持具有吸气气道正压 (IPAP) 水平和呼气 气道正压 (EPAP) 水平， 其中， 所述 IPAP 水平和所述 EPAP 水平基于所确定的参数来确定。 5. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 所述确定的步骤在所述递送的步骤之前执行。 6. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 所述确定的步骤在所述递送的步骤期间执行。 7. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 所述肺部疾病是哮喘。 8. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 所述肺部疾。
5、病是 COPD。 9. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 所述参数是上气道阻力。 10. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 所述参数是肺顺应性。 11. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 由压力支持系统执行所述递送， 并且其中， 确定指 示患者的肺力学的参数包括在所述压力支持系统的外部设备中确定所述参数， 并且将所述 参数提供给所述压力支持系统。 12. 如权利要求 1 所述的方法， 其中， 由压力支持系统执行所述递送， 并且其中， 确定指 示患者的肺力学的参数包括从所述压力支持系统的外部确定所述参数， 并且将所述参数手 动输入所述压力支持系统。 13. 一种用于治疗肺部疾病的压力。
6、支持系统， 其包括 ： 压力生成系统， 其适于产生呼吸气流 ； 患者回路， 其可操作地耦联到所述压力生成系统以将所述呼吸气流递送至患者的气 道 ； 以及 可操作地耦联到所述压力生成系统的控制器， 所述控制器适于确定指示所述患者的肺 力学的参数， 并适于控制所述压力生成系统以在所述患者的吸气时相的至少一部分期间以 一压力水平将所述呼吸气流递送给所述患者， 其中， 所述压力水平基于所确定的参数来确 定。 14. 如权利要求 13 所述的系统， 其中， 在所述吸气时相的至少一部分期间所述正压支 持的压力水平包括峰值压力， 并且其中， 所述控制器适于控制所述压力生成系统以在所述 患者的呼气时相的至少一。
7、部分期间以低于所述峰值压力的第二压力水平将所述呼吸气流 递送给所述患者。 15. 如权利要求 14 所述的系统， 其中， 所述第二压力水平也基于所确定的参数来确定。 16. 如权利要求 13 所述的系统， 其中， 所述控制器适于控制所述压力生成系统以在所 述患者的吸气时相的所述至少一部分期间以吸气气道正压 (IPAP) 水平将所述呼吸气流递 送给所述患者， 并且在所述患者的呼气时相的至少一部分期间以呼气气道正压 (EPAP) 水 权 利 要 求 书 CN 102245246 A CN 102245252 A2/3 页 3 平将所述呼吸气流递送给所述患者， 其中， 所述IPAP水平和所述EPAP。
8、水平基于所确定的参 数来确定。 17. 如权利要求 13 所述的系统， 其中， 所述控制器适于在控制所述压力生成系统之前 确定所述参数。 18. 如权利要求 13 所述的系统， 其中， 所述控制器适于在控制所述压力生成系统期间 确定所述参数。 19. 如权利要求 13 所述的系统， 其中， 所述参数是上气道阻力。 20. 如权利要求 13 所述的系统， 其中， 所述参数是肺顺应性。 21. 如权利要求 13 所述的系统， 其中， 所述肺部疾病是哮喘。 22. 如权利要求 13 所述的系统， 其中， 所述肺部疾病是 COPD。 23. 如权利要求 13 所述的系统， 其还包括可操作地耦联到所述控。
9、制器的一个或多个传 感器， 所述一个或多个传感器适于测量与所述呼吸气流相关的一个或多个特征， 并且适于 生成指示所述一个或多个特征的一个或多个信号， 其中， 所述控制器适于利用所述一个或 多个信号确定所述参数。 24. 一种治疗肺部疾病的方法， 其包括 ： (a) 在第一数量的呼吸循环内以 IPAP/EPAP 差递送第一双水平正压支持， 所述第一双 水平正压支持的所述 IPAP/EPAP 差是基于预定基线 IPAP 水平和预定基线 EPAP 水平的基线 水平 ； (b) 确定指示患者的肺力学的参数 ； (c) 确定所确定的参数落在预定基线范围之外 ； (d) 将所述 IPAP/EPAP 差增大。
10、至当前的 IPAP/EPAP 差 ； (e) 在第二数量的呼吸循环内以当前的 IPAP/EPAP 差递送第二双水平正压支持 ； (f) 重新确定所述参数 ； 以及 (g) 重复 (d)、 (e) 和 (f) 一次或多次， 直到确定当前重新确定的参数落在所述基线范 围内， 或者当前的 IPAP/EPAP 差等于预定最大差。 25.如权利要求24所述的方法， 其中， 如果在(g)中确定当前的IPAP/EPAP差等于预定 最大差， 则所述方法还包括通知所述患者开始使用哮喘药物， 并且继续以当前的 IPAP/EPAP 差提供所述第二双水平正压支持。 26. 如权利要求 24 所述的方法， 其中， 如果。
11、在 (g) 中确定当前的 IPAP/EPAP 差等于预 定最大差， 则所述方法还包括自动给所述患者提供哮喘药物， 同时继续以当前的 IPAP/EPAP 差提供所述第二双水平正压支持。 27.如权利要求24所述的方法， 其中， 如果在(g)中确定当前重新确定的参数落在所述 基线范围内， 则所述方法还包括 ： (h) 将当前的 IPAP/EPAP 差降低至降低水平 ； (i) 在第三 数量的呼吸循环内以所述降低水平递送第三双水平正压支持 ； (j) 重新确定所述参数 ； 以 及 (k) 重复 (h)、 (i) 和 (j) 一次或多次， 直到确定当前重新确定的参数落在所述基线范围 之外， 或者当前降。
12、低的水平等于所述基线水平。 28.如权利要求27所述的方法， 其中， 如果在(k)中确定当前重新确定的参数落在所述 基线范围之外， 则所述方法重复 (d)、 (e)、 (f) 和 (g)。 29.如权利要求27所述的方法， 其中， 如果在(k)中确定当前重新确定的参数未落在所 权 利 要 求 书 CN 102245246 A CN 102245252 A3/3 页 4 述基线范围之外， 并且当前降低的水平等于所述基线水平， 则所述方法还包括继续以所述 基线水平提供所述第三双水平正压支持。 30. 如权利要求 24 所述的方法， 其中， 所述肺部疾病是哮喘。 31. 如权利要求 24 所述的方法。
13、， 其中， 所述肺部疾病是 COPD。 权 利 要 求 书 CN 102245246 A CN 102245252 A1/10 页 5 利用正压气道支持治疗肺部疾病的系统及方法 0001 本专利申请基于美国法典第 35 卷第 119(e) 条要求于 2008 年 12 月 19 日提交的 第 61/139,077 号美国临时申请的优先权， 该临时申请的内容以引用的方式并入本文。 0002 本发明涉及用于治疗肺部疾病 ( 例如哮喘、 COPD 或影响气道的其他肺部疾病 ) 的 系统和方法， 特别涉及利用正压气道支持治疗这种肺部疾病的系统和方法。 0003 哮喘是影响人体支气管 ( 也称作气道， 。
14、其为将空气带入和带出肺部的管道 ) 的慢 性肺部疾病。 哮喘患者的气道因肿胀和产生过多黏液而发炎。 哮喘患者的气道还对像锻炼、 灰尘或香烟等事物过度敏感。当哮喘患者进行锻炼或吸入这些物质时， 这种过度敏感引起 气道周围的平滑肌收缩。气道炎症和肌肉收缩的共同作用使得气道变窄， 空气难以通过气 道。因此， 哮喘患者反复出现喘息、 胸口收紧、 呼吸短促以及咳嗽， 这通常被称作哮喘发作。 0004 通常， 采用下列两种方式中的一种或两种对哮喘进行药物治疗。第一种方式采用 通常所说的急救药物。在需要的时候服用急救药物以立即停止急性发作的症状。第二种方 式试图利用通常所说的控制性药物来管理哮喘， 阻止反复。
15、发作。通常， 无论是否已经发作， 这类控制性药物每日都要服用， 并且试图治疗与哮喘相关的气道炎症。 0005 尽管使用药物治疗哮喘已在很多情况下被证实有效， 但是有一些人并不完全对药 物起反应， 并且 / 或者遭受不利的副作用。另外， 一般而言， 大部分内科医生和 / 或哮喘患 者更喜欢使用起效所需的最小药物剂量。因此， 始终需要另外的能够与药物一同使用或者 替代药物以治疗哮喘和 / 或影响气道的其他肺部疾病 ( 例如 COPD) 的治疗方法。 0006 在一个实施例中， 提供了一种治疗肺部疾病(例如哮喘或COPD)的方法， 其包括确 定指示患者的肺力学的参数 ( 例如但不限于气道阻力或肺顺应。
16、性 )， 以及给患者的气道递 送正压支持， 其中， 在患者的吸气时相的至少一部分期间所述正压支持的压力水平 ( 其可 以是恒定或变化的 ) 基于所确定的参数来确定。在一种具体实施方式中， 在吸气时相的至 少一部分期间所述正压支持的压力水平包括峰值压力， 并且在患者的呼气时相的至少一部 分期间所述正压支持的第二压力水平(其可以是恒定或变化的)低于该峰值压力。 优选地， 第二压力水平也基于所确定的参数来确定。 此外， 确定的步骤可以在递送的步骤之前执行， 或者作为替代方式， 确定的步骤可以在递送的步骤期间执行。 0007 在一个具体实施例中， 本发明提供了一种治疗肺部疾病 ( 例如哮喘或 COPD。
17、) 的方 法， 其包括确定指示患者的肺力学的参数 ( 例如上气道阻力或肺顺应性 )， 以及给患者的气 道递送双水平正压支持。该双水平正压支持具有吸气气道正压 (IPAP) 水平和呼气气道正 压 (EPAP) 水平， 其中 IPAP 水平和 EPAP 水平中的一个或两个基于所确定的参数来确定。 0008 在另一实施例中， 本发明提供了一种用于治疗肺部疾病 ( 例如哮喘或 COPD) 的压 力支持系统， 其包括 ： 适于产生呼吸气流的压力生成系统 ； 患者回路， 其可操作地耦联到压 力生成系统以将呼吸气流送至患者的气道 ； 以及可操作地耦联到压力生成系统的控制器。 该控制器适于确定指示患者的肺力学。
18、的参数， 并且适于控制压力生成系统以在患者的吸气 时相的至少一部分期间以一压力水平将呼吸气流送给患者， 其中， 所述压力水平基于所确 定的参数来确定。在一个具体实施例中， 在吸气时相的至少一部分期间所述正压支持的压 力水平包括峰值压力， 并且控制器适于控制压力生成系统以在患者呼气时相的至少一部分 说 明 书 CN 102245246 A CN 102245252 A2/10 页 6 期间以低于峰值压力的第二压力水平将呼吸气流送给患者。优选地， 第二压力水平也基于 所确定的参数来确定。控制器可以适于在控制压力生成系统之前确定所述参数， 或者作为 替代， 控制器适于在控制压力生成系统期间确定所述参。
19、数。 0009 在另一具体实施例中， 本发明提供一种用于治疗肺部疾病 ( 例如哮喘或 COPD) 的 压力支持系统， 其包括 ： 适于产生呼吸气流的压力生成系统 ； 患者回路， 其可操作地耦联到 压力生成系统以将呼吸气流送至患者的气道 ； 以及可操作地耦联到压力生成系统的控制 器。该控制器适于确定指示患者的肺力学的参数 ( 例如上气道阻力或者肺顺应性 )， 并且 适于控制压力生成系统以在患者的吸气时相的至少一部分期间以吸气气道正压 (IPAP) 水 平将呼吸气流送给患者， 并且在患者的呼气时相的至少一部分期间以呼气气道正压 (EPAP) 水平将呼吸气流送给患者。IPAP 水平和 EPAP 水平。
20、中的一个或两个基于所确定的参数来确 定。 0010 在另一个实施例中， 本发明提供了一种治疗肺部疾病(例如哮喘或COPD)的方法， 其包括 (a) 在第一数量的呼吸循环内以预定基线 IPAP/EPAP 差递送第一双水平正压支持， (b) 确定指示患者的肺力学的参数 ( 例如上气道阻力或肺顺应性 )， 以及 (c) 确定所确定的 参数落在预定基线范围之外。该方法还包括 (d) 将 IPAP/EPAP 差增大至当前的 IPAP/EPAP 差， (e) 在第二数量的呼吸循环内以当前的 IPAP/EPAP 差递送第二双水平正压支持， 以及 (f) 重新确定所述参数。最后， 在步骤 (g) 中， 该方法。
21、包括重复步骤 (d)、 (e) 和 (f) 一次或 多次， 直到确定当前重新确定的参数落在基线范围内， 或者当前的 IPAP/EPAP 差等于预定 最大差。 0011 在一个具体实施例中， 如果在步骤 (g) 中确定当前的 IPAP/EPAP 差等于预定最大 差， 则该方法还包括通知患者开始使用哮喘药物， 并且继续以当前的 IPAP/EPAP 差提供第 二双水平正压支持。或者， 如果在步骤 (g) 中确定当前的 IPAP/EPAP 差等于预定最大差， 则 该方法还包括利用例如与患者所使用的患者回路耦联的药物递送设备自动给患者提供哮 喘药物， 同时继续以当前的 IPAP/EPAP 差提供第二双水。
22、平正压支持。 0012 在又一具体实施例中， 如果在步骤 (g) 中确定当前重新确定的参数落在基线范围 内， 则该方法还包括以下步骤 ： (h)将当前的IPAP/EPAP差降低至降低水平， (i)在第三数量 的呼吸循环内以降低水平递送第三双水平正压支持， (j) 重新确定所述参数， 以及 (k) 重复 步骤(h)、 (i)和(j)一次或多次， 直到确定当前重新确定的参数落在基线范围之外， 或者当 前降低的水平等于基线水平。如果在步骤 (k) 中确定当前重新确定的参数落在基线范围之 外， 则该方法重复步骤 (d)、 (e)、 (f) 和 (g)。或者， 如果在步骤 (k) 中确定当前重新确定的 。
23、参数未落在基线范围之外， 并且当前降低的水平等于基线水平， 则该方法还包括继续以基 线水平提供第三双水平正压支持。 0013 因此， 现在应当显而易见的是， 本发明基本实现了上述所有方面和优点。 本发明的 附加方面和优点将在下面的描述中给出， 并且部分将从该描述中显而易见， 或者可以通过 实施本发明而认识到。此外， 本发明的方面和优点可以借助在所提交的权利要求中具体指 出的工具和组合实现和获得。 0014 附图示出了本发明的当前优选的实施例， 并且与上文给出的概述和下文给出的详 细描述一起对本发明的原理进行解释。贯穿所有附图， 类似的附图标记指代相似或对应的 部件。 说 明 书 CN 1022。
24、45246 A CN 102245252 A3/10 页 7 0015 图 1 是由双水平正压支持系统输出的典型的现有技术的压力曲线 ； 0016 图 2 是根据本发明的一个非限制性实施例的压力支持系统 ； 0017 图 3A、 3B 和 3C 为示出根据本发明的一个非限制性具体实施例的利用双水平正压 支持治疗来治疗哮喘的方法的流程图 ； 0018 图 4 是可以从图 3A、 3B 和 3C 的方法中得到的示例性压力曲线 ； 0019 图 5 是示出根据本发明的替代实施例的利用双水平正压支持治疗来治疗哮喘的 方法的流程图 ； 以及 0020 图 6 和 7 示出了可以从图 5 的方法中得到的示。
25、例性压力曲线。 0021 在本文中， 语句 “两个或多个部分或部件 耦联 在一起” 的意思是 ： 这些部分直接 或者通过一个或多个中间部分或部件连接在一起或者一起工作。 0022 在本文中， 术语 “数量” 意指 1 或大于 1 的整数 ( 即， 多个 )。 0023 假设哮喘是平滑肌细胞缺乏化学物质(即， p38MAPK和HSP27抑制)和平滑肌动态 舒张缺乏 ( 即， 导致气道受到过度限制的力学微扰损失和无障碍的肌肉缩短 ) 的结果。简 单说， 这意味着正常人中的上气道保持打开， 因为他们的上气道平滑肌能够处理一种负责 使肌肉伸长的重要蛋白质， 并且因为他们通过更多变化的呼吸方式 ( 即，。
26、 深吸气和较浅吸 气的正常组合 ) 对气道肌肉进行机械操纵。在哮喘个体中， 由于某种原因， 对这些重要蛋白 质的处理受到抑制， 这导致他们的气道肌肉变得更短(更加收缩)。 哮喘个体也不具有相同 的动态呼吸范围， 这极有可能是由于刚刚描述的更短的肌肉状态引起的。 0024 以升高的压力向患者气道提供呼吸气流的正压支持系统是公知的。 这种压力支持 的一种形式被称作双水平正压支持治疗。在双水平正压支持治疗中， 递送给患者的气体的 压力随着患者的呼吸循环变化。具体地， 在患者呼吸循环的吸气时相期间提供吸气气道正 压 (IPAP)， 而在患者呼吸循环的呼气时相期间提供呼气气道正压 (EPAP)。EPAP。
27、 低于 IPAP， 使得患者在与 IPAP 压力相比相对较低的压力下呼气， 从而提高患者的舒适度。由宾夕法 尼亚州的 Murrysville 的 Respironics 公司制造的和系列的压力支持 设备是提供各种形式的双水平正压支持治疗的压力支持设备的实例。另外， 几篇美国专利 详细描述了双水平正压支持系统， 这些专利包括第 5433193、 5313937、 5239995、 5148802、 6532960 和 6640806 号美国专利， 所有这些专利文献因此特别地以引用的方式并入本文， 就 好像全文记载于本文中一样。 0025 如上所述， 双水平正压支持系统 ( 当该术语用于本文中时 。
28、) 在吸气的至少一部分 期间向患者气道提供IPAP水平的压力， 而在呼气的至少一部分期间提供EPAP水平的压力。 图 1 示意性描绘了由示例性的双水平正压支持系统输出的典型压力曲线 5。在患者的呼吸 循环的呼气时相期间， 压力曲线 5 处于呼气压力 (EPAP)10。在呼气结束时， 即， 在患者的呼 吸循环的下一吸气时相开始时， 压力曲线 5 变为吸气压力 (IPAP)15。当系统检测到吸气结 束时， 即， 在下一呼气时相开始时， 压力曲线 5 返回到较低的呼气压力 (EPAP)10， 循环重新 开始。在图 1 中， EPAP 10 与 IPAP 15 之间的压力差被标记为 P。如图 1 中所。
29、示， 在其中 示出的示例性压力波形中， 这种压力变化是逐渐发生的 ( 而不是突然出现的 )， 这有助于改 善患者的舒适度。这种逐渐过渡效果通过系统压力从 EPAP 10 上升到 IPAP 15 所耗用的时 间来测量， 并且被称作双水平压力支持系统的 “上升时间” 。类似地， 图 1 示出了系统压力 从 IPAP 15 到 EPAP 10 的逐渐过渡， 而不是从 IPAP 15 到 EPAP 10 的突然过渡。这种逐渐 说 明 书 CN 102245246 A CN 102245252 A4/10 页 8 过渡效果通过系统压力从 IPAP 15 下降至 EPAP 10 所耗用的时间来测量， 并且。
30、被称作双水 平压力支持系统的 “下降时间” 。此外， 尽管 EPAP 10 到 IPAP 15 的过渡和 IPAP 15 到 EPAP 10 的过渡在图 1 中 ( 以及在文中其他地方描述的图 4、 6 和 7 中 ) 被示出是呈指数渐变， 但 这只是示例性的， 并且应当理解， 这种渐变也可以是直线(固定的过渡速率)或者从一个基 本恒定的水平到另一个的任何其他过渡波形 ( 包括矩形波 )。 0026 如本文更加详细描述的那样， 在不同的实施例中， 本发明为利用正压支持治疗， 优 选双水平正压支持治疗对影响气道的肺部疾病 ( 例如哮喘和 COPD) 进行治疗做准备。具 体地， 本发明采用正压支持。
31、治疗， 优选双水平正压支持治疗来解决患有影响气道的肺部疾 病的个体 ( 例如哮喘个体 ) 共有的上气道肌肉力学微扰问题和缺乏症。更具体地， 在一个 实施例中， 本发明通过确定指示患者的肺力学的参数 ( 例如但不限于上气道阻力或肺顺应 性 )， 然后基于所确定的参数确定和改变正压支持治疗的设置 ( 例如， 在吸气时相的至少一 部分期间的压力水平或者 IPAP 和 EPAP 设置 )， 利用正压支持治疗、 优选双水平正压支持治 疗来治疗肺部疾病， 例如哮喘或 COPD。在另一个实施例中， 本发明通过动态地、 优选以伪随 机的方式改变正压支持治疗期间采用的正压支持治疗设置 ( 例如在吸气时相的至少一。
32、部 分期间的压力水平或者 IPAP 和 EPAP 设置的范围 )， 利用正压支持治疗、 优选双水平正压支 持治疗来治疗肺部疾病， 例如哮喘或 COPD。文中所述的正压支持治疗法优选希望由个体定 期 ( 例如， 但不限于每天一次或多次 ) 使用， 以治疗个体疾病， 不管该个体当前是否出现了 急性症状。治疗的一个目标或目的是为了消除个体对控制性药物和 / 或急救药物的需求。 0027 如上所述， 在优选实施例中， 提供给患者的正压支持为双水平正压支持。因此， 为了方便说明和解释， 下面描述的具体实施例 ( 图 2-7) 将采用这种双水平正压支持。然 而， 应当理解， 不应将其理解成是一种限制， 也。
33、可以设想在吸气时相的至少一部分期间以及 合适地还在患者的呼气时相的至少一部分期间提供其他形式的正压支持 ( 即， 其他治疗波 形， 其中递送给用户的压力高于大气压力 )。图 2 是根据一个非限制性具体实施例的压力 支持系统 50 的示意图， 该系统 50 可适于为治疗肺部疾病 ( 例如哮喘或 COPD) 提供双水平 正压支持治疗， 如文中所描述的。参见图 2， 压力支持系统 50 包括气流生成器 52， 例如常规 CPAP 或双水平压力支持设备中使用的送风机， 其从任何合适的源 ( 例如氧气或空气的加压 罐、 环境大气或其组合 ) 中接收呼吸气体 ( 大致用箭头 C 指示 )。气流生成器 52。
34、 生成呼吸 气流 ( 例如空气、 氧气或其混合物 )， 用于以相对较高和较低的压力 ( 即， 大致等于或高于 环境大气压力 ) 递送给患者 54 的气道。来自气流生成器 52 的加压呼吸气流 ( 大致用箭头 D 指示 )经由递送导管 56 被递送给具有任何已知结构的呼吸面罩或患者接口 58， 所述面罩 或接口在治疗期间通常由患者 54 佩戴或者以其他方式附连至患者 54， 以将呼吸气流传至 患者的气道。通常将递送导管 56 和患者接口设备 58 统称为患者回路。 0028 图2中示出的压力支持系统50是所谓的单支路系统， 这意味着患者回路只包括连 接患者 54 和压力支持系统 50 的递送导管。
35、 56。因此， 在递送导管 56 中设置排出孔 57， 用于 将呼出的气体从系统排出， 如箭头 E 所示。应当注意， 作为设置在递送导管 56 上的补充或 替代方式， 可以将排出孔 57 设置在其他位置上， 例如设置在患者接口设备 58 上。还应当理 解， 根据将气体从压力支持系统 50 中排出的期望方式， 排出孔 57 可以具有各种各样的构 造。 0029 本发明还设想压力支持系统 50 可以是双支路系统， 其具有递送导管和连接至患 说 明 书 CN 102245246 A CN 102245252 A5/10 页 9 者 54 的排出导管。在双支路系统中， 排出导管运载来自患者 54 的排。
36、出气体， 并且在远离患 者 54 的末端处具有排出阀。在这种实施例中， 排出阀通常受到主动控制以在系统中维持期 望的水平或压力， 其通常被称作呼气末正压 (PEEP)。 0030 此外， 在图 2 中示出的压力支持系统 50 的所示示例性实施例中， 患者接口 58 是鼻 罩。然而， 应当理解， 患者接口 58 可以包括鼻 / 口罩、 鼻枕或者提供合适的气流传送功能的 任何其他设备。而且， 就本发明而言， 词汇 “患者接口” 可以包括递送导管 56 以及连接加压 呼吸气体源到患者的任何其他结构。 0031 在所示实施例中， 压力支持系统50包括压力控制器， 其为设在递送导管56中的阀 门 60 。
37、的形式。阀门 60 控制递送给患者 54 的来自流生成器 52 的呼吸气流的压力。因此， 流生成器 52 和阀门 60 被统称为压力生成系统， 因为它们共同作用以控制递送给患者的气 体压力和 / 或气流。然而， 本发明显然可以设想用于对递送给患者的气体压力进行控制的 其他技术， 例如单独或者与压力控制阀结合地改变流生成器 52 的送风机速度。因此， 阀门 60是任选的， 其取决于用于对递送给患者54的呼吸气流的压力进行控制的技术。 如果不使 用阀门 60， 则压力生成系统只对应为流生成器 52， 并且患者回路中的气体压力例如通过控 制流生成器 52 的电机速度来控制。 0032 压力支持系统5。
38、0还包括流量传感器62， 其测量递送导管56内的呼吸气体的流量。 在图 2 所示的具体实施例中， 流量传感器 62 与递送导管 56 设置在同一线路中， 最优选地位 于阀门60的下游。 流量传感器62生成流量信号Q实测， 其被提供给控制器64， 并且被控制器 64 用来确定患者 54 处的气体流量。当然， 本发明也可以设想用于测量患者 54 的呼吸流量 的其他技术， 例如但不限于， 直接在患者54处或者在沿着递送导管56的其他位置上测量流 量、 基于流生成器52的操作测量患者流量、 以及利用位于阀门60上游的流量传感器测量患 者流量。控制器 64 可以例如是微处理器、 微控制器或者一些其他合适。
39、的处理设备， 其包括 或者可操作地耦联至存储器 ( 未示出 )， 所述存储器为可由控制器 64 执行以控制压力支持 系统 50 的操作的数据和软件提供存储介质， 所述操作包括监测患者呼吸特征和基于所监 测的特征控制呼吸气流， 后文将对此进行详细描述。最后， 提供输入 / 输出设备 66， 用于设 定压力支持系统 50 所使用的各种参数， 以及向用户 ( 例如临床医师或看护人员 ) 显示和输 出信息和数据。 0033 图 3A、 3B 和 3C 为示出了根据本发明的一个非限制性具体实施例的利用双水平正 压支持治疗治疗肺部疾病(例如哮喘或COPD)的方法的流程图。 图3A、 3B和3C中示出的方 。
40、法可以在图 2 中示出的示例性压力支持系统 50( 或者另一合适的压力支持系统 ) 中实现。 出于说明目的， 该方法在本文中将被描述成是在压力支持系统 50 中实现的。在图 3A、 3B 和 3C 中示出的方法中， 通过确定指示患者的肺力学的参数， 然后基于所确定的参数确定和改 变双水平正压支持治疗设置 ( 例如但不限于 IPAP/EPAP 差 P) 来提供对肺部疾病 ( 例如 哮喘或 COPD) 的治疗。在图 3A、 3B 和 3C 中示出的具体实施例中， 所采用的指示患者的肺力 学的参数是患者的上气道阻力。可以理解， 这只是优选的可用参数， 不意味着是限制性的。 也可以采用可由压力支持系统。
41、 50 确定的其他合适参数， 例如但不限于肺顺应性。 0034 可以具有很多不同的适于利用压力支持系统 50 确定上气道阻力和 / 或肺顺应性 的方法。这些方法包括基于实测流量信号 ( 例如图 2 中的 Q实测) 的方法。然而， 公知的是， 在上气道阻力和 / 或肺顺应性的无创估计方面最具挑战性的问题之一涉及如何消除隔膜 说 明 书 CN 102245246 A CN 102245252 A6/10 页 10 肌肉压力(P肌肉)对实测流量信号的影响， 因为流量信号中的P肌肉分量常常导致较大的估计 误差。 0035 本发明的受让人已经开发了一种基于流量信号无创估计上气道阻力和 / 或肺顺 应性的。
42、法， 该方法基于单室肺模型， 并且利用双水平治疗解决 P肌肉分量的问题。具体地， 在 连续的呼吸上施加两个不同的 IPAP 压力 ( 例如， 相差 2cmH2O)， 并且测量流量响应， 然后使 所述流量响应彼此相减。流量响应的相减消除了由隔膜引起的流量分量 ( 即， P肌肉分量 )， 留下由外部源施加的压力差产生的信号。 然后可以利用数据的最小二乘法误差拟合来确定 上气道阻力和肺顺应性。具体地， 利用关于外部压力源的单室模型的指数流量响应的自然 对数的最小二乘法线性回归分析， 能够确定截距和斜率。从这些数值中能够确定时间常数 和肺顺应性， 从而允许确定上气道阻力。 0036 本发明的受让人还开。
43、发了一种类似但略有不同的用于估计肺顺应性和气道阻力 的方法， 其中是通过使用一阶单室肺模型方程和改变压力支持 ( 压力支持为吸气和呼气期 间施加的压力之间的差 ) 的随机化模式来进行估计的。这种替代方法通过采用关于连续呼 吸上的两个不同的吸气压力设置的系统体积响应的差来解决 P肌肉分量的问题。借助该技 术， 肺顺应性和 P肌肉能够利用有差别的体积信号的稳态响应或者借助数字方法逼近这种稳 态数值简单地进行估计。 对气道阻力的估计能够通过利用有关该有差别的体积信号的时间 响应信息和对顺应性的估计来完成。 0037 尽管如文中所描述的那样， 刚刚描述的用于确定肺顺应性和 / 或气道阻力的具体 方法据。
44、信特别适于本发明， 但是本领域中还知晓很多种其他的用于确定上气道阻力和 / 或 肺顺应性的方法， 并且这些方法也可以用在本发明中。例如， 题为 “Method and Breathing Apparatus for Assessing Pulmonary Stress” 的第 2004/097821 号美国专利申请公开 文献描述了一种利用单室模型确定肺阻力和顺应性的方法。具体地， 与单室模型的压力 和流量有关的方程直接被用于确定阻力和顺应性。这些数值然后被用于确定表示存在于 呼吸系统中的肺部应力的应力指数值。名为 “Apparatus and Method for Determining Re。
45、spiratory Mechanics of a Patient and for Controlling a Ventilator Based Thereon”的第 6257234 号美国专利描述了一种利用在 3-10Hz 和 2-10cmH2O 范围内的受 迫单压振荡无创检测患者呼吸系统的阻力和弹回性的方法。通过控制通气器以将至少一 个受迫单压振荡叠加在治疗压力上， 然后观察压力 - 流量关系来检测阻力。通过控制通气 器以提供具有暂时封闭呼吸系统效果的压力， 等待呼吸系统达到平衡， 并且评估压力 - 体 积关系来检测弹回性。利用压力信号、 流量信号和体积信号中的两个或更多个数据点计算 弹回性。
46、参数上的阻力。名为 “Method and Device for Controlling a Respirator for Therapeutic Treatment of Sleep Apnea” 的第 5881724 号美国专利描述了根据由振荡 阻力监测仪 (oscilloresistometry) 测量的压力幅值确定个体呼吸阻力的方法。具体地， 在呼吸流上叠加正弦波形状的流， 并且利用由此形成的压力振荡确定阻力。名为 “Method and Apparatus for Determining Respiratory System Resistance During Assisted Ve。
47、ntilation” 的第 6837242 号美国专利描述了一种利用顺应性的已知值以及实测压力、 体 积和流量计算阻力的方法。具体地， 通过在压力、 流量和体积上引入微扰寻找压力 - 流量关 系来测量阻力。利用总压力、 体积和流量估算 P肌肉。 0038 参见图3A、 3B和3C， 现在将描述其中示出的方法。 如下文更详细描述的那样， 该方 说 明 书 CN 102245246 A CN 102245252 A7/10 页 11 法假设已建立基线上气道阻力范围， 其代表未患病 ( 例如， 未患哮喘 ) 的正常状态。该基线 阻力范围可以例如由临床医师预设， 或者通过在患者未遭受疾病 ( 例如哮喘。
48、 ) 症状期间进 行多次阻力测量由压力支持系统 50 建立。另外， 图 3A、 3B 和 3C 所示的方法还假设已建立 以基线 IPAP 和 EPAP 水平的双水平正压支持的基线水平， 其优选是由临床医师输入到压力 支持系统 50 中的。因此， 基线的双水平正压支持将具有基线 IPAP/EPAP 差， P， 例如图 1 中示出的那样。如下文更详细描述的那样， 根据本方法的治疗期间提供给患者的实际双水 平正压支持将基于所进行的具体气道阻力测量围绕该基线治疗变化， 并且与之比较。 0039 参见图 3A， 该方法在步骤 100 处开始， 其中， 患者 54 按照要求带上患者接口 58， 由 压力支。
49、持系统 50 以基线 IPAP 和 EPAP 水平提供双水平正压支持。图 3A、 3B 和 3C 中示出的 该方法的具体实施例将在进行阻力测量并改变支持水平之前， 为初始治疗期提供该基线水 平的支持。因此， 在步骤 105 上， 确定初始治疗期是否已经过去。这种初始治疗期可以例如 是 5-10 分钟。如果步骤 105 上的答案是否定的， 则该方法返回步骤 100。然而， 如果步骤 105 上的答案是肯定的， 意味着初始治疗期已经过去， 则在步骤 110 上， 压力支持系统 50 利 用例如且不限于文中其他地方描述的方法之一确定患者 54 的气道阻力。接着， 在步骤 115 上， 确定实测气道阻力是否落在预先建立的基线范围内。如果答案是肯定的， 则在步骤 120 上， 确定预设的总治疗期是否已经过去。该预设的总治疗期是在当前的治疗期间中提供本 发明的治疗的总时期。如果步骤 120 上的答案是肯定的， 则治疗结束， 压力支持系统 50 不 再提供双水平正压支持。然而， 如果步骤 120 上的答案是否定的， 则该方法返回步骤 100。 0040 如图 3A 中所示， 如果步骤 115 上的答案是否定的， 意味着所确。