обнаружение отклонений в системе искусственной вентиляции легких в режиме разговора

Формула изобретения

1. Способ использования устройства (10) искусственной вентиляции легких, имеющего каналы (36, 38) вдоха и выдоха, сообщающиеся друг с другом, контроллер и дыхательный блок (40), включающий клапаны вдоха и выдоха, соответственно сообщающиеся с каналами вдоха и выдоха, при этом дыхательный блок выполнен с возможностью выполнения повторяющихся дыхательных циклов, где каждый из циклов включает в себя: (1) фазы вдоха и выдоха, где способ предусматривает:

повторяющееся осуществление контроллером дыхательных циклов посредством дыхательного блока, управляя клапанами вдоха и выдоха таким образом, что во время фазы вдоха клапан вдоха (46) относительно открыт для прохождения через него газа в канал вдоха к пациенту, и клапан выдоха относительно закрыт, таким образом газ в канале вдоха проходит через эндотрахеальную трубку в дыхательные пути и легкие пациента ниже голосовых связок пациента, и

во время фазы выдоха контроллер обеспечивает режим разговора и режим молчания, при этом в режиме разговора клапан вдоха остается относительно закрытым и клапан выдоха остается относительно закрытым, чтобы позволить пациенту выдыхать газы, находящиеся в дыхательных путях и легких пациента, за пределы голосовых связок пациента и наружу изо рта пациента, что способствует возможности пациента говорить,

при этом в режиме молчания клапан вдоха остается относительно закрытым, ограничивая газ при вдохе пациента от атмосферы, и клапан выдоха остается относительно открытым;

контролируют давление внутри по меньшей мере одного из каналов вдоха и выдоха во время фазы выдоха; и

контроллер определяет на основе контроля давления наличие разрыва контура или нарушения проходимости, где эндотрахеальная трубка имеет запорный клапан, таким образом, что осуществляют препятствование контакта газа, выдыхаемого пациентом в каждой фазе выдоха, с каналами.

2. Способ по п.1, в котором определение наличия разрыва контура включает в себя этапы, на которых:

определяют пиковое давление во время фазы выдоха и

сравнивают пиковое давление с первым пороговым значением.

3. Способ по п.2, в котором определение наличия разрыва контура дополнительно включает в себя этапы, на которых:

определяют минимальное давление в течение фазы выдоха;

определяют разность давлений как разность между минимальным давлением и пиковым давлением и

сравнивают разность давлений со вторым пороговым значением.

4. Способ по п.1, в котором определение наличия нарушения проходимости включает в себя этапы, на которых:

сравнивают давление с пороговым значением и

контролируют величину времени, в течение которого давление превышает пороговое значение.

5. Способ по п.1, в котором определение наличия нарушения проходимости включает в себя этапы, на которых:

определяют критерии нарушения проходимости, причем критериями нарушения проходимости являются изменяющаяся во времени функция, зависящая от давления; и

сравнивают давление с критериями нарушения проходимости.

6. Способ по п.1, в котором определение наличия нарушения проходимости включает в себя этапы, на которых:

определяют критический объем газа, который, как ожидается, выйдет из пациента при наличии препятствия; и

сравнивают объем газа, поданный устройством искусственной вентиляции легких, с критическим объемом.

7. Способ по п.1, в котором определение наличия нарушения проходимости включает в себя этапы, на которых:

определяют объем выдоха, поданный устройством искусственной вентиляции легких;

определяют объем вдоха, поданный устройством искусственной вентиляции легких; и

сравнивают объем выдоха с объемом вдоха или объемом, определенным на основании объема вдоха.

8. Способ по п.1, в котором во время фазы выдоха клапан вдоха или клапан выдоха управляются таким образом, чтобы регулировать давление в воздуховоде, обеспечивая сообщение между каналами вдоха и выдоха, чтобы способствовать возможности пациента говорить.

9. Способ по п.1, в котором давление в воздуховоде, обеспечивающем сообщение между каналами вдоха и выдоха, регулируется путем управления открытием и закрытием по меньшей мере одного из клапанов для обеспечения желательного давления в воздуховоде, чтобы способствовать возможности пациента говорить.

10. Устройство (10) искусственной вентиляции легких пациента, содержащее:

воздуховод, выполненный с возможностью соединения с внешним открытым концом эндотрахеальной трубки (16), причем воздуховод включает в себя каналы вдоха и выдоха (36, 38), сообщающиеся друг с другом;

клапаны вдоха и выдоха (46, 48) соответственно в каналах вдоха и выдоха;

датчик давления (54, 58), выполненный с возможностью контроля давления внутри по меньшей мере одного из каналов во время фазы выдоха; и

контроллер (52), выполненный с возможностью управления клапаном вдоха и клапаном выдоха, чтобы обеспечивать повторяющиеся дыхательные циклы, где каждый дыхательный цикл включает в себя фазу вдоха и фазу выдоха, при этом

во время фазы вдоха клапан вдоха относительно открыт для прохождения газа через него в канал вдоха и к пациенту, а клапан выдоха относительно закрыт, таким образом поток газа получает возможность пройти через канал вдоха и эндотрахеальную трубку в дыхательные пути и легкие пациента ниже голосовых связок пациента,

во время фазы выдоха контроллер обеспечивает два режима фазы выдоха, эти два режима включают в себя:

(1) первый режим, при котором клапан вдоха остается относительно закрытым, отграничивая газ при вдохе пациента от атмосферы, и клапан выдоха остается относительно открытым, позволяя газу, находящемуся в дыхательных путях и легких пациента после предыдущей фазы вдоха, проходить через относительно открытый клапан выдоха и через выпускное отверстие устройства искусственной вентиляции легких, и

(2) второй режим, при котором клапан вдоха поддерживается относительно закрытым и клапан выдоха поддерживается относительно закрытым, так, чтобы пациент направлял газ, находящийся в его дыхательных путях и легких после предшествующей фазы вдоха, через голосовые связки пациента и наружу изо рта пациента, способствуя тем самым возможности пациента говорить, и

при этом контроллер выполнен с возможностью определять наличие разрыва контура или нарушение проходимости на основании контролируемого давления, и где эндотрахеальная трубка имеет запорный клапан, таким образом, что осуществляют препятствование контакта газа, выдыхаемого пациентом в каждой фазе выдоха, с каналами.

11. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер содержит модуль (44), который выполнен с возможностью управления клапаном выдоха, и модуль (42) контроллера вдоха, который выполнен с возможностью управления клапаном вдоха.

12. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер выполнен с возможностью осуществления первого алгоритма для управления клапаном вдоха, второго алгоритма для управления клапаном выдоха и третьего алгоритма для определения наличия разрыва цепи или нарушения проходимости.

13. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер выполнен с возможностью управления клапаном выдоха, чтобы он был достаточно закрыт во время фазы вдоха для обеспечения создания желательного давления внутри воздуховода.

14. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер выполнен с возможностью управления клапаном выдоха, чтобы он был достаточно закрыт во время фазы выдоха для поддержания желательного давления в воздуховоде.

15. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия разрыва контура путем определения пикового давления во время фазы выдоха и сравнения пикового давления с первым пороговым значением.

16. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.15, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия разрыва контура путем:

определения минимального давления во время фазы выдоха;

определения разности между давлениями как разности между минимальным давлением и пиковым давлением и

сравнения разности между давлениями со вторым пороговым значением.

17. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия нарушения проходимости путем сравнения давления с пороговым значением и контролем величины времени, в течение которого давление превышает пороговое значение.

18. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия нарушения проходимости путем определения критериев нарушения проходимости, при этом критериями нарушения проходимости является меняющаяся во времени функция, зависящая от давления, и сравнения давления с критериями нарушения проходимости.

19. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия нарушения проходимости путем определения критического объема газа, который, как ожидается, выйдет из пациента при наличии препятствия, и сравнения объема газа, поданного от устройства искусственной вентиляции легких, с критическим объемом.

20. Устройство искусственной вентиляции легких пациента по п.10, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия нарушения проходимости путем определения объема выдоха, поданного устройством искусственной вентиляции легких, определения объема вдоха, поданного устройством искусственной вентиляции легких, и сравнения объема выдоха с объемом вдоха или объемом, определенным на основании объема вдоха.

21. Аппарат (10) искусственной вентиляции легких пациента, содержащий:

эндотрахеальную трубку (16), выполненную с возможностью установки в трахею пациента ниже его голосовых связок так, чтобы ее внешний открытый конец был снаружи пациента, а ее внутренний открытый конец сообщался с дыхательными путями и легкими пациента;

воздуховод, соединенный с внешним открытым концом эндотрахеальной трубки и содержащий каналы вдоха и выдоха (36, 38), сообщающиеся друг с другом;

дыхательный блок (40), выполненный с возможностью обеспечения повторяющихся дыхательных циклов, где каждый цикл включает в себя

фазу вдоха, во время которой клапан вдоха (46) в канале вдоха поддерживается относительно открытым, а клапан выдоха (48) в канале выдоха поддерживается относительно закрытым, обеспечивая возможность прохождения потока газа через канал вдоха и эндотрахеальную трубку в дыхательные пути и легкие пациента, и

фаза выдоха, во время которой клапан вдоха поддерживается относительно закрытым, и клапан выдоха поддерживается относительно закрытым, при этом фаза выдоха имеет режим разговора и режим молчания;

запорный клапан (64), функционально соединенный с эндотрахеальной трубкой, при этом в режиме разговора запорный клапан выполнен с возможностью поддержания клапана выдоха относительно закрытым для того, чтобы позволить пациенту направлять газ, находящийся в дыхательных путях и легких пациента, через голосовые связки пациента и изо рта пациента, способствуя тем самым возможности пациента говорить, запорный клапан выполнен с возможностью удерживать давление в легких пациента в конце фазы вдоха, когда клапаны и вдоха, и выдоха относительно закрыты, чтобы позволить существенно уравнять давление в каналах в конце каждой фазы вдоха с давлением в дыхательных путях и легких пациента в режиме разговора во время фазы выдоха;

монитор давления (54, 58), выполненный с возможностью контроля давления по меньшей мере в одном из каналов вдоха и выдоха во время фазы выдоха;

и контроллер (52), выполненный с возможностью управлять работой клапана вдоха и клапана выдоха и выполненный с возможностью определения наличия разрыва контура или нарушения проходимости на основании контролируемого давления.

22. Аппарат искусственной вентиляции легких пациента по п.21, в котором во время фазы вдоха поток газа может проходить через клапан выдоха.

23. Аппарат искусственной вентиляции легких пациента по п.21, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия разрыва контура путем определения пикового давления во время фазы выдоха и сравнения пикового давления с первым пороговым значением.

24. Аппарат искусственной вентиляции легких пациента по п.22, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия разрыва контура путем:

определения минимального давления во время фазы выдоха;

определения разности между давлениями как разности между минимальным давлением и пиковым давлением и

сравнения разности между давлениями со вторым пороговым значением.

25. Аппарат искусственной вентиляции легких пациента по п.21, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия нарушения проходимости путем сравнения давления с пороговым значением и контроля величины времени, в течение которого давление превышает пороговое значение.

26. Аппарат искусственной вентиляции легких пациента по п.21, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия нарушения проходимости путем определения критериев нарушения проходимости, при этом критериями нарушения проходимости является меняющаяся во времени функция, зависящая от давления, и сравнения давления с критерием нарушения проходимости.

27. Аппарат искусственной вентиляции легких пациента по п.21, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия нарушения проходимости путем определения критического объема газа, который, как ожидается, выйдет из пациента при наличии препятствия, и сравнения объема газа, поданного от устройства искусственной вентиляции легких, с критическим объемом.

28. Аппарат искусственной вентиляции легких пациента по п.21, в котором контроллер выполнен с возможностью определения наличия нарушения проходимости путем определения объема выдоха, поданного устройством искусственной вентиляции легких, определения объема вдоха, поданного устройством искусственной вентиляции легких, и сравнения объема выдоха с объемом вдоха или объемом, определенным на основании объема вдоха.

Описание изобретения к патенту

Притязания на приоритет

Согласно положениям § 120/365 раздела 35 Свода законов США по настоящей заявке испрашивается приоритет на основании патентной заявки США с регистрационным номером 11/518816, поданной 11 сентября 2006, и 11/893796, поданной 17 августа 2007.

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящая заявка относится к искусственной вентиляции легких пациента и, более конкретно, к способу и устройству для инвазивной вентиляции легких, которые позволяют пациенту говорить при искусственной вентиляции легких и которые выявляют отклонения в системе, когда аппарат искусственной вентиляции легких работает в режиме разговора.

Предшествующий уровень техники

Пример известной системы эндотрахеальной трубки раскрыт в патенте США № 4759356 ("патент '356"), описание которого полностью включено путем ссылки в настоящее описание. Пример известного аппарата искусственной вентиляции легких раскрыт в патенте США № 6543449 ("патент '449"), описание которого полностью включено путем ссылки в настоящее описание.

Система эндотрахеальной трубки, раскрытая в патенте '356, включает в себя эндотрахеальную трубку, выполненную с возможностью установки в трахею пациента так, чтобы внутренний открытый конец сообщался с дыхательными путями и легкими пациента, а внешний открытый конец подходящим образом был закреплен снаружи на шее пациента. Патент '356 предусматривает размещение в открытом конце трубки запорного клапана, который часто называется в уровне техники "разговорным клапаном". Запорный клапан, раскрытый в патенте '356, имеет широкое распространение, и описание патента '356 демонстрирует множество преимуществ запорного клапана при использовании помимо обеспечения основного преимущества, заключающегося в осуществлении функции разговора.

Аппарат искусственной вентиляции легких, раскрытый в патенте '449, обладает возможностью инвазивного использования, как и в случае с системой эндотрахеальной трубки, так и неинвазивного использования, как в случае маски. Настоящее изобретение сосредоточено на инвазивном режиме работы аппарата искусственной вентиляции легких.

Как указано в патенте '356, использование запорного клапана дает множество преимуществ помимо возможности разговаривать. Однако есть также и недостатки. Например, запорный клапан должен быть удален при проведении пациенту лечения аэрозолем или выполнении отсасывания.

Патент США № 6668824 ("патент '824") раскрывает обнаружение разрыва и нарушения проходимости в контуре трубок. Алгоритм, используемый в патенте '824 для обнаружения разрыва и нарушения проходимости, требует обнаружения истечения выдыхаемого газа во время фазы выдоха при дыхании, то есть обнаружения потока газа, идущего через патрубок выдоха дыхательного контура пациента при выдохе. Выдыхаемый поток в комбинации по меньшей мере с одним другим контролируемым параметром, таким как давление выдоха, используется для обнаружения разрыва и нарушения проходимости. Этот способ, однако, нельзя использовать, если режим вентиляции, осуществляемый аппаратом искусственной вентиляции легких, не предусматривает присутствия потока газа в патрубке выдоха во время выдоха.

Раскрытие изобретения

Соответственно, задачей настоящего изобретения является обеспечение способа работы аппарата искусственной вентиляции легких в режиме разговора, который позволяет пациенту говорить во время искусственной вентиляции легких и следит за отклонениями в работе с целью сделать аппарат искусственной вентиляции легких максимально безопасным в режиме разговора. Эта задача достигается в соответствии с одним вариантом осуществления настоящего изобретения путем (a) создания аппарата искусственной вентиляции легких, который включает в себя каналы вдоха и выдоха, сообщающиеся друг с другом, и дыхательный блок, выполненный с возможностью осуществления повторяющихся дыхательных циклов. Каждый дыхательный цикл включает: (1) фазу вдоха, во время которой (i) клапан вдоха, сообщающийся с каналом вдоха, относительно открыт для прохождения через него газа в канал вдоха и к пациенту, и (ii) клапан выдоха между каналом выдоха и выходным отверстием выдоха в аппарате искусственной вентиляции легких относительно закрыт, и (2) фазу выдоха, во время которой клапан вдоха относительно закрыт. Способ, кроме того, включает в себя (b) дыхательный блок, осуществляющий повторяющиеся циклы так, чтобы (1) во время фазы вдоха газ в канале вдоха проходил через эндотрахеальную трубку и в дыхательные пути и легкие пациента ниже голосовых связок пациента, и (2) во время фазы выдоха клапан выдоха остается относительно закрытым, и пациент может выдыхать газы через дыхательные пути и легкие пациента, которые проходят через голосовые связки пациента и выходят изо рта пациента, тем самым способствуя возможности пациента говорить. Способ также включает в себя (c) контроль давления в пределах по меньшей мере одного из каналов во время фазы выдоха и (d) определение наличия разрыва или нарушения проходимости на основании контроля давления.

Кроме того, задачей настоящего изобретения является создание аппарата искусственной вентиляции легких для пациента, выполненного с возможностью работать в режиме разговора, который дает возможность пациенту говорить при проведении искусственной вентиляции легких и который следит за отклонениями в работе для обеспечения максимальной безопасности аппарата искусственной вентиляции легких в режиме разговора. Эта задача достигается согласно одному варианту осуществления изобретения путем обеспечения аппарата искусственной вентиляции легких пациента, который включает в себя воздуховод, выполненный с возможностью соединения с внешним открытым концом эндотрахеальной трубки. Воздуховод включает в себя каналы вдоха и выдоха, сообщающиеся друг с другом. Аппарат искусственной вентиляции легких пациента также содержит клапаны вдоха и выдоха соответственно в каналах вдоха и выдоха и датчик давления, выполненный с возможностью контроля давления внутри по меньшей мере одного из каналов во время фазы выдоха. Для обеспечения повторяющихся дыхательных циклов клапаном вдоха и клапаном выдоха управляет контроллер, каждый дыхательный цикл включает в себя фазу вдоха и фазу выдоха. Во время фазы вдоха клапан вдоха относительно открыт, а клапан выдоха относительно закрыт, и поток газа может проходить через канал вдоха и трубку в дыхательные пути и легкие пациента. Кроме того, контроллер выполнен с возможностью определять наличие разрыва или нарушения проходимости в дыхательном контуре на основании контролируемого давления.

Эти и другие задачи, признаки и характеристики настоящего изобретения, так же как способы работы, функции связанных элементов конструкции, сочетания деталей и экономика производства станут более понятными после рассмотрения нижеследующего описания и прилагаемой формулы со ссылкой на сопроводительные чертежи, являющиеся частью этого описания, в которых подобные номера позиций обозначают соответствующие детали на различных чертежах. Однако должно быть понятно, что чертежи представлены только с целью иллюстрации и описания и не предназначены для ограничения изобретения. В описании и в формуле форма единственного числа включает в себя форму множественного числа, если из контекста явно не следует иное.

Краткое описание чертежей

Фиг.1A - частично схематический вид варианта осуществления устройства вентиляции легких согласно одному аспекту изобретения, устройство показано функционально связанным с пациентом посредством стрелок, указывающих направление потока газа, когда клапаны и контроллер находятся в фазе вдоха;

Фиг.1B - вид, аналогичный 1A, но с изображением частично закрытого клапана выдоха;

Фиг.2A - частично схематический вид варианта осуществления, изображенного на фиг.1A, но с изображением стрелок, указывающих направление потока, когда клапаны и контроллер находятся в фазе выдоха в режиме разговора;

Фиг.2B - вид, аналогичный 2A, но с изображением частично закрытого клапана выдоха и частично закрытого клапана вдоха;

Фиг.3 - частично схематический вид варианта осуществления, изображенного на фиг.1A, но с изображением стрелок, указывающих направление потока, когда клапаны и контроллер находятся в фазе выдоха в режиме молчания;

Фиг.4A иллюстрирует другой вариант осуществления настоящего изобретения, в котором эндотрахеальная трубка вместо того, чтобы быть лишенной запорного клапана, как на фиг.1A, имеет запорный клапан на своем открытом конце;

Фиг.4B - вид, аналогичный 4A, но с изображением частично закрытого клапана выдоха;

Фиг.5A - вид, аналогичный фиг.4A, но с изображением стрелок, указывающих направление потока, когда клапаны и контроллер находятся в фазе выдоха;

Фиг.5B - вид, аналогичный фиг.5A, но с изображением частично закрытых клапанов выдоха и вдоха;

Фиг.6 - схематичное изображение системы из фиг.1 и 2 в виде схемы аналоговой электрической цепи и изображение конструкции, при которой клапан выдоха полностью закрыт в течение фаз вдоха и выдоха; и

Фиг.7A и 7B - графики, иллюстрирующие способ обнаружения нарушения проходимости согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения.

Подробное описание примерных вариантов осуществления

На фиг.1A, 1B, 2A, 2B и 3 (или, сокращенно, "фиг.1-3") более подробно показано устройство вентиляции легких, в целом обозначаемое 10, воплощающее принципы настоящего изобретения. Устройство 10 вентиляции легких включает в себя, в целом, блок эндотрахеальной трубки, в целом обозначаемый 12, и блок искусственной вентиляции легких, в целом обозначаемый 14.

Блок 12 эндотрахеальной трубки включает в себя эндотрахеальную трубку 16, имеющую конструкцию, например, в соответствии с принципами, раскрытыми в патенте '356, включенном в настоящее описание посредством ссылки. Эндотрахеальная трубка 16 выполнена с возможностью установления в трахее 18 пациента 20, как показано на фиг.1-3, так, чтобы внешний открытый конец 22 был бы подходящим образом зафиксирован в положении на внешней стороне шеи 24 пациента, а внутренний открытый конец 26 сообщался бы с дыхательными путями и легкими 28 пациента на уровне ниже голосовых связок 30 пациента.

На фиг.1-3 эндотрахеальная трубка 18 показана лишенной запорного клапана, часто называемого разговорным клапаном, типа раскрытого в патенте '356. Блок 14 искусственной вентиляции легких включает в себя систему воздуховода, как правило, обозначаемую 32, которая включает в себя тройник 34 и участки трубок, образующие канал вдоха 36 и канал выдоха 38, которые будут описаны ниже. Ножка тройника 34 насажена на внешний открытый конец 22 эндотрахеальной трубки 16 так, что эндотрахеальная трубка лишена запорного клапана и сообщается с системой воздуховода 32 для протекания через нее газов в любом направлении.

Одна ветвь тройника соединена с участком трубки, образующим канал вдоха 36, а другая ветвь тройника соединена с участком трубки, образующим канал выдоха 38. Как можно видеть на фиг.1-3, тройник 34 служит для сообщения друг с другом канала вдоха 36 и канала выдоха 38.

Вышеописанная система воздуховода 32 расположена снаружи блока 14 искусственной вентиляции легких, как обозначено пунктирными линиями на фиг.1-3. Блок 14 искусственной вентиляции легких содержит в себе дыхательный блок 40, который включает в себя блок вдоха 42 и блок выдоха 44. На фиг.1-3 блок вдоха 42 и блок выдоха 44 дыхательного блока 40 показаны схематично на блок-схеме. Компоненты для потока газа, входящие в блоки вдоха и выдоха 42 и 44 дыхательного аппарата 40, могут иметь обычную конструкцию. Конкретное описание одного варианта осуществления компонентов, используемых в соответствии с принципами настоящего изобретения, приведено в патенте '449.

Как показано на чертежах, блок вдоха 42 включает в себя управляемый клапан вдоха 46, который сообщается с каналом вдоха 36, а блок выдоха 44 включает в себя управляемый клапан выдоха 48, который сообщается с каналом выдоха 36.

Клапаны 46 и 48 предпочтительно управляются электронным образом при помощи контроллера 52 и могут в результате управления переключаться между полностью закрытым положением и полностью открытым положением и любым промежуточным частично открытым положением. Клапаны 46 и 48 могут быть любого типа, подходящего для использования с устройством вентиляции легких, такого как, например, пропорциональные клапаны соленоидного типа или приводимые в действие шаговым двигателем.

Дыхательный блок 40 сконструирован с возможностью управления им для обеспечения повторяющихся дыхательных циклов. Каждый дыхательный цикл включает в себя фазу вдоха, во время которой клапан вдоха 46 открыт, а клапан выдоха 48 закрыт. Во время каждой фазы вдоха контроллер 52 управляет блоком вдоха 42 таким образом, чтобы вызвать протекание газа через открытый клапан вдоха 46, канал вдоха 36, эндотрахеальную трубку 16 в дыхательные пути и легкие 28 пациента. В одном варианте осуществления поток газа включает в себя воздух и кислород, смешанные в блоке вдоха 42 из источника воздуха, поступающего через впускное отверстие 50 блока вдоха 42, и источника кислорода, содержащегося в блоке вдоха 42. Однако может использоваться и с помощью клапана вдоха 46 соединяться через канал вдоха 36 любой известный источник газа.

Каждый дыхательный цикл также включает в себя фазу выдоха, во время которой клапан вдоха 46 закрыт или частично закрыт (то есть "относительно" закрыт, как будет рассмотрено ниже).

Как лучше всего показано на фиг.2A и 2B, в соответствии с вариантом осуществления изобретения, устройство 10 искусственной вентиляции легких выполнено с возможностью работы в "режиме разговора", при котором клапаном выдоха 48 управляет контроллер 52 для поддержания его в относительно закрытом положении или для динамического управления давлением в блоке воздуховода 32 в соответствии с желаемым режимом давления, во время фазы выдоха, причем режим давления основан на цели улучшения способности пациента говорить. Такое управление клапаном выдоха 48 позволяет фазе выдоха быть такой фазой, которая облегчает способность пациента говорить даже при отсутствии запорного клапана в эндотрахеальном блоке 12 или блоке воздуховода 32. Таким образом, во время фазы выдоха, когда пациент в состоянии выдохнуть пригодный для дыхания газ, введенный в дыхательные пути и легкие пациента в предшествующей фазе вдоха, относительно закрытый клапан вдоха и клапан выдоха 46 и 48 не позволяют потоку проходить через них, или они управляются таким образом, чтобы достичь такого режима давления в блоке воздуховода 32, чтобы выдыхаемый газ проходил по пути изо рта пациента через голосовые связки 30 пациента, облегчая, таким образом, способность пациента говорить, как показано стрелками на фиг.2A и 2B.

Следует принять во внимание, что в случаях, когда клапан вдоха или клапан выдоха называются здесь "закрытым" или "открытым", это не значит, что клапан обязательно абсолютно или полностью открыт или полностью закрыт (хотя возможен и такой вариант), а скорее значит, что клапан относительно открыт или закрыт. Другими словами, например, когда клапан выдоха "закрыт", это не означает, что он полностью закрыт для прекращения прохождения газа через него, как показано на фиг.1A и 2A. Скорее клапан выдоха может быть частично закрыт, но закрыт достаточно для достижения желательных для него функциональных возможностей (как показано на фиг.1B и 2B). Так, например, "относительно закрытый" или "относительно открытый" клапан выдоха означает соответственно относительно закрытое положение и сравнительно относительно открытое положение в применении к этому конкретному клапану. Точно так же понятие "закрытый" или "открытый" клапан вдоха относится к двум относительным положениям клапана вдоха, причем одно положение является относительно закрытым или относительно открытым по отношению к другому. Таким образом, используемый здесь термин "относительно закрытый" несет в себе это широкое понимание и значение.

В фазе вдоха, например, клапан выдоха не должен быть полностью закрыт, но может быть достаточно закрыт для обеспечения желаемого давления внутри блока воздуховода 32 и в легких пациента. Точно так же, в фазе вдоха клапан вдоха не должен быть полностью открыт, но может быть достаточно открыт для впуска достаточного количества газа в блок воздуховода 32 и легкие пациента, чтобы дать возможность пациенту дышать (не показано).

Точно так же, в фазе выдоха клапан вдоха не должен быть полностью закрыт, но может быть закрыт частично (см. фиг.2В), а клапан выдоха должен лишь быть достаточно закрыт для поддержания желательного уровня давления в блоке воздуховода 32 (см. фиг.2B).

В одном варианте осуществления степенью открытия и закрытия клапана выдоха и/или клапана вдоха динамически управляет контроллер 52. В частности, может использоваться монитор выдоха 58 и/или монитор вдоха 54 для контроля давления, постоянного или периодического, во время фазы вдоха и/или выдоха, и посылки сигнала контроллеру 52, чтобы он непрерывно или периодически посылал сигналы клапану выдоха 48 и/или клапану вдоха открыться и/или закрыться до желаемой степени, в зависимости от того, какое давление желательно обеспечить в блоке воздуховода 32, или от желаемой скорости тока через соответствующий клапан 46 и/или 48 в любой момент дыхательного цикла, или в зависимости от режима разговора или молчания. В одном варианте осуществления для измерения степени открытия клапана и посылки сигнала обратной связи назад контроллеру 52 может использоваться кодирующее устройство или датчик любого типа.

В одном варианте осуществления во время фазы вдоха клапан выдоха 48 относительно закрыт (то есть закрыт достаточно для того, чтобы обеспечить подачу к пациенту желательного количества дыхательного газа), но может быть закрыт только частично, чтобы быть в состоянии стравить лишний газ (например, приблизительно от 3 до 7 литров в минуту) через выпускное отверстие 62 (см. фиг.1B). Кроме того, клапан вдоха 46 может быть полностью открытым или частично открытым, но в любом случае, относительно открытым по сравнению с тем, когда он находится в закрытом или относительно закрытом положении.

В одном варианте осуществления в течение фазы выдоха клапан выдоха и клапаны вдоха относительно закрыты, но один или оба клапана могут быть частично закрыты (см. фиг.2B) для управления уровнем или давлением в блоке воздуховода 32. Например, в одном варианте осуществления может быть желательно поддерживать давление в блоке воздуховода 32 выше заданного порога, такого как, например, в одном варианте осуществления, 5 см водного столба. Такое управление часто называется положительным давлением и давлением выдоха (PEEP), которое может использоваться в настоящем изобретении, и которое раскрыто в Патенте США № 6823866, полностью включенном в настоящую заявку путем ссылки. Этот способ может использоваться для поддержания давления внутри блока воздуховода 32 выше определенного уровня для поддержания дыхательных путей пациента открытыми и/или повышения способности пациента говорить.

Следует заметить, что хотя поток через сообщающиеся каналы вдоха и выдоха 36 и 38 отсутствует, когда клапаны 46 и 48 закрыты в фазе выдоха, сообщение обеспечивается эндотрахеальной трубкой 16 так, что давление в каналах 36 и 38 соответствует давлению в дыхательных путях во время фазы выдоха так же, как и во время фазы вдоха.

В одном варианте осуществления контроллер 52 может быть программируемым микропроцессором и, как отмечено выше, служить для управления дыхательным блоком 40 при обеспечении повторяющихся циклов дыхания, включая управление блоком вдоха 42 и его клапаном вдоха 46 и блоком выдоха 44 и его клапаном выдоха 48.

Контроллер 52 при управлении всей работой блока 14 искусственной вентиляции легких использует данные, относящиеся к давлению, измеренному внутри дыхательных путей пациента, как отражено в каналах вдоха и выдоха 36 и 38. Хотя измеренные данные могут быть получены от единственного монитора, в изображенном варианте осуществления имеется два монитора, в том числе монитор вдоха 54, сообщающийся с каналом вдоха 36 подходящей трубкой 56, и отдельным монитором выдоха 58, сообщающимся с каналом выдоха 38 подходящей трубкой 60. В одном варианте осуществления мониторы 54 и 58 используют датчики давления, способные к восприятию давления в соединительном канале и преобразованию воспринятого давления в дискретный сигнал, который может быть принят и использован контроллером 52. Контроллер 52 открывает и закрывает клапаны 46 и 48 на основании показаний монитора 54 и/или монитора 58, данные которых могут использоваться для определения фазы дыхания, в которой находится пациент. Таким образом, для управления открытием и закрытием клапанов 46 и 48 мониторы отслеживают давление в легких пациента на протяжении всего дыхательного цикла.

В одном варианте осуществления контроллер использует два различных алгоритма, один для управления клапаном выдоха 48 и другой для управления клапаном вдоха 46. В другом варианте осуществления контроллер содержит два отдельных блока управления или модуля управления, по одному для управления каждым клапаном, и связанные по меньшей мере с одним из мониторов 54 и 58.

Исходя из вышеуказанного понятно, что контроллер 52 запрограммирован так, чтобы во время каждой фазы выдоха запускался режим разговора, при котором клапан выдоха остается закрытым или частично закрытым, как было описано ранее.

Кроме того, контроллер запрограммирован так, чтобы во время фазы выдоха возможно было запустить режим молчания, при котором открыт клапан выдоха. В этом режиме молчания (или "первом" режиме) в конце фазы вдоха газ, находящийся в дыхательных путях и легких пациента, направляется через эндотрахеальную трубку 16, открытый клапан выдоха 48 и наружу через выпускное отверстие 62, имеющееся в блоке выдоха 44, как показано стрелками на фиг.3. Выдыхательная фаза молчания запускается, когда монитор 54 и/или 58 посылает контроллеру 52 сигнал, указывающий на заданное условие. Например, если монитор 54 и/или 58 обнаруживает, что давление в блоке воздуховода 32 не уменьшается до ожидаемой нормы, это может быть показателем блокировки (например, газ принудительно возвращается в блок воздуховода 32 вместо того, чтобы проходить через голосовые связки) или непроходимости дыхательных путей. В этом случае будет открыт клапан выдоха 48, чтобы газ мог выйти из легких пациента.

Из вышеуказанного можно видеть, что устройство 10 искусственной вентиляции легких, описанное выше, в режиме разговора (или "втором" режиме), облегчает пациенту возможность говорить, как показано на фиг.2, а также обеспечивает искусственную вентиляцию легких в режиме молчания (см. фиг.3) лишь с помощью контроллера 52, показанного на фиг.3. Следует иметь в виду, что в первом режиме (или режиме "молчания") некоторый разговор возможен, хотя это, быть может, не очень удобно.

На фиг.4A, 4B, 5A и 5B (или, для краткости, "фиг.4 и 5") изображен альтернативный вариант осуществления. В этом варианте осуществления блок эндотрахеальной трубки 12 включает в себя обычный запорный клапан 64 в блоке воздуховода 32. Этот вариант осуществления показывает, что признак, заключающийся в том, что контроллер 52 может выбирать режим, при котором клапан выдоха 48 поддерживается в относительно закрытом положении во время фазы выдоха, может обеспечить преимущества даже в случае, когда используется обычный запорный клапан 64.

В варианте осуществления на фиг.4 и 5 контроллер 52 работает в режиме разговора, подобном режиму разговора, описанному выше. Различие состоит в том, что во время фазы выдоха сообщение газового потока между пациентом и блоком 14 искусственной вентиляции легких прерывается у запорного клапана 64, а не у относительно закрытого клапана выдоха 48. Если бы контроллер 52 действительно работал на открытие выпускного клапана 48 во время фазы выдоха, как в режиме молчания, изображенном на фиг.3, то давление в канале выдоха 38 во время фазы выдоха было бы просто атмосферным давлением, так что монитор выдоха 58 не контролировал бы давление в дыхательных путях пациента во время фазы выдоха.

Заметим, что фиг.4B функционально совпадает с фиг.4A, но на ней показан частично закрытый клапан выдоха, а фиг.5B функционально совпадает с фиг.5A, но на ней показаны частично закрытые клапаны вдоха и выдоха.

Как отмечалось выше, контроллер 52 регулирует клапан выдоха 48 так, чтобы он был относительно закрытым во время фазы выдоха, когда клапан вдоха 46 относительно закрыт, и давление в канале выдоха 38 будет в целом равно давлению в дыхательных путях пациента в течение всей фазы выдоха. Поскольку это давление в дыхательных путях пациента на протяжении фазы выдоха уменьшается, монитор выдоха во время фазы выдоха может продолжать контролировать уменьшающееся давление в дыхательных путях пациента. Поскольку закрытый (или частично закрытый) клапан вдоха 46 и закрытый (или частично закрытый) клапан выдоха 48 будут поддерживать давление внутри сообщающихся каналов вдоха 36 и канала выдоха 38 при давлении или немного выше давления в легких пациента во время фазы выдоха, и поскольку это давление приблизительно равно давлению в легких пациента во время работы запорного клапана 64, монитор выдоха 58 (и/или монитор вдоха 54) может фактически давать приблизительное значение давления в легких пациента во время всей фазы выдоха. Следовательно, поскольку давление в дыхательных путях пациента во время фазы выдоха уменьшается, давление, имеющееся внутри сообщающихся каналов 36 и 38, продолжит уравниваться с давлением в дыхательных путях пациента во время фазы выдоха. Таким образом, монитор выдоха 58 контролирует давление в дыхательных путях пациента во время фазы выдоха, а не атмосферное давление, как было бы, если бы был открыт клапан выдоха.

На фиг.6 схематично изображена система, приведенная на фиг.1 и 2, в виде схемы аналоговой электрической цепи.

На фиг.6 различные компоненты системы, показанной на фиг.1 и 2, изображены известными из уровня техники электрическими символами, каждый из которых снабжен пояснительным словом или пояснительной аббревиатурой. Пояснительные аббревиатуры имеют следующие значения: Rvocal_cords означает сопротивление голосовых связок пациента. Rvocal_cords показан как переменный резистор, чтобы показать, что голосовые связки создают переменное сопротивление (например, более высокие звуки создают большее сопротивление). Rairway означает сопротивление дыхательных путей пациента. Rtube означает сопротивление трубок или сопротивление воздуховода пациента. Ctube означает эластичность трубок пациента или эластичность воздуховода, которая может быть измерена по емкости, или объем трубок, деленный на давление в трубках. Clung означает эластичность легких пациента. Pmus означает давление, создаваемое в легких пациента его мышцами и показанное как переменное давление, создаваемое пациентом при работе его мышц (например, диафрагмы пациента, межреберных мышц, грудных мышц и т.д.).

Префикс Q относится к количеству потока газа, подаваемого устройством вентиляции легких (Q_ vent) или пациентом во время фазы выдоха (Q_ exhalation). Префикс Q также относится к количеству потока газа, подаваемого (1) в воздуховод или систему трубок (Q_ tube), (2) пациенту (Q_patient), (3) к легким пациента (Q_ lung) и (4) к голосовым связкам пациента (Q_cords).

Как показано на фиг.6, поток газа подается устройством искусственной вентиляции легких (Q_vent) во время фазы вдоха дыхательного цикла. Поскольку клапан выдоха во время этой фазы закрыт (то есть переключатель разомкнут), газ подается как пациенту (Q_patient), так и системе трубок (Q_tube). Во время фазы вдоха поток через голосовые связки (Q_ cords) обычно равен нулю, поскольку голосовая щель пациента закрыта (что представлено разомкнутым переключателем рядом с Q_cords на фиг.6), поэтому газ (Q_lung) подается к легким пациента. Однако следует понимать, что в некоторых случаях во время фазы вдоха газ, подаваемый устройством искусственной вентиляции легких, может использоваться пациентами для разговора, и поэтому поток через голосовые связки не будет равен нулю.

Следует понимать, что разомкнутый переключатель на фиг.6, обозначенный "Клапан выдоха", представляет схему, в которой клапан выдоха полностью закрыт как для фазы выдоха, так и для фазы вдоха. Этот переключатель может быть заменен переменным резистором, чтобы отразить схему, в которой клапан выдоха может быть частично или относительно закрыт во время фаз вдоха и/или выдоха.

В целом, фаза выдоха дыхательного цикла является той фазой, когда осуществление разговора облегчено. Разговор обеспечивается путем увеличения давления в легком посредством силы отдачи грудных мышц, а также работы диафрагмы. Во время речи направление Q_lung меняется на обратное и выходит из пациента через голосовые связки. Модуляция голосовых связок (то есть изменение сопротивления голосовых связок) отвечает за вибрацию связок, что в конечном счете превращается в речь.

Во время фазы выдоха клапан выдоха устройства искусственной вентиляции легких остается закрытым (или частично закрытым), и, таким образом, большая часть потока газа при речи перетекает к голосовым связкам. Во время выдоха небольшое количество газа может расходоваться на эластичность системы трубок. Эта эластичность, составляющая обычно менее 2 мл/см H₂ O, будучи малой по сравнению с эластичностью легких пациента (Clung), использует несколько миллилитров объема газа, выдохнутого пациентом.

Только что описанные варианты осуществления без разговорного клапана (запорного клапана) имеют несколько преимуществ, включая, но не ограничиваясь, следующее:

1) позволяют обнаружить надутые манжеты трахеотомической трубки. Это возможно, поскольку датчики давления устройства искусственной вентиляции легких могут контролировать давление в системе трубок, а это давление, в свою очередь, отражает давление в дыхательных путях и легких пациента;

2) позволяют оценить давление в дыхательных путях пациента во время выдоха, что позволяет избежать наложения дыхательных циклов. В вариантах осуществления с использованием разговорного клапана это непрактично, поскольку клапан блокирует воздушное сообщение с датчиками давления устройства искусственной вентиляции легких;

3) допускают сильные кашлевые толчки пациента, которым не препятствует мембрана одностороннего клапана, поскольку никакой клапан не используется;

4) допускают лечение аэрозолем без необходимости вынимать разговорный клапан;

5) допускают отсасывание без необходимости вынимать разговорный клапан;

6) устраняют необходимость вынимать говорящий клапан, чтобы не допустить забивания мокротой диска/мембраны клапана, поскольку никакого разговорного клапана не требуется.

Заметим, что в вариантах осуществления, в которых имеется разговорный клапан, объем газа, находящегося в трубках, может выйти только через разговорный клапан. Поток газа через разговорный клапан возможен, только если имеется разность давлений по разные стороны клапана. Таким образом, контроль давления в дыхательных путях и легких пациента через контроль давления системы трубок возможен до тех пор, пока давление в блоке воздуховода 32 больше или равно давлению в легких пациента, что является способом работы настоящего изобретения.

Изобретатель настоящего изобретения признал, что во время режима разговора, описанного выше, желательно убедиться, что система искусственной вентиляции легких работает, оставаясь безопасной для пользователя. Например, если манжета трахеостомической трубки не сдулась, или во время режима разговора дыхательный путь вокруг трахеостомической трубки перекрывается, газ не может выйти из легких пациента. Разрыв системы трубок пациента также может нарушать эффективную работу устройства искусственной вентиляции легких по вентиляции легких пациента. Таким образом, настоящее изобретение направлено на обнаружение нарушения проходимости, чтобы не допустить повышения давления в легких пациента выше заданного порога, а также не допустить удушья и обнаруживать разрывы или ослабление компонентов блока искусственной вентиляции легких или блока эндотрахеальной трубки.

Обнаружение разрывов или ослабления компонентов блока искусственной вентиляции легких или блока эндотрахеальной трубы обеспечивается при помощи контроля давления в контуре устройства искусственной вентиляции легких у или вблизи пациента (Py). Следует заметить, что контроль давления можно обеспечить путем установки датчика давления у или вблизи пациента, например, на тройник, или же контроль давления можно обеспечить путем контроля давления в канале выдоха и/или вдоха. В другом варианте осуществления давление у или вблизи пациента приблизительно определяется путем измерения давления в блоке искусственной вентиляции легких и при помощи обычных методов учета падения давления в системе трубок и/или блоке эндотрахеальной трубки, например путем учета падения давления в канале вдоха в случае контроля давления в патрубке вдоха или путем учета падения давления в канале выдоха в случае контроля давления в патрубке выдоха.

При работе в режиме разговора клапан выдоха остается закрытым во время всех фаз искусственной вентиляции легких, то есть и во время вдоха, и во время выдоха. При отсутствии разрыва или утечки в системе трубок давление в системе трубок и в дыхательных путях пациента снижается в зависимости от уровня газа, выдыхаемого пациентом через рот и/или нос. Заявитель настоящего изобретения обнаружил, что если имеется разрыв и/или существенная утечка в контуре пациента, то, как только уровень подачи газа от устройства искусственной вентиляции легких падает ниже порога (то есть 2 л/мин), давление в тройнике системы трубок очень быстро падает до уровня, близкого к нулю. Более конкретно, это быстрое падение давления происходит в пределах первых 100 миллисекунд начала фазы выдоха и остается на этом уровне в оставшееся время фазы выдоха. Настоящее изобретение использует эту характеристику для обнаружения/сигнализации разрыва или утечки в контуре (в целом называемых "разрыв контура").

Настоящее изобретение предполагает, что давление контролируется при помощи монитора выдоха 58, а алгоритм обнаружения разрыва контура или утечки осуществляется контроллером 52. Полный поток газа, поступающего от устройства искусственной вентиляции легких, контролируется датчиком потока, связанным с потоком дыхательного газа, таким как датчик потока, расположенный последовательно с дыхательным контуром внутри блока 14 искусственной вентиляции легких. В еще одном варианте осуществления полный поток (Q _tot) определяется на основании потока воздуха (Q_air ), контролируемого первым датчиком потока, и потоком дополнительного газа (Q_O2), такого как кислород, контролируемого вторым датчиком потока за данный период времени. Таким образом, Q _tot=Q_air+Q_O2 и является скользящим средним этих потоков, взятым за интервал времени, например 50 мс. Q_tot можно также компенсировать в соответствии с любым заданным критерием. Например, известна компенсация потока в соответствии с потоком BTPS (температура тела, давление и насыщенность).

В примерном варианте осуществления настоящего изобретения система обнаруживает или определяет, когда пациент находится в фазе выдоха. Как только время, прошедшее от начала фазы выдоха (T_exh), становится больше заданного значения, например 100 мс, и как только полный поток Q_tot становится меньше заданной величины, например 2,0 л/мин (по меньшей мере однократно), система контролирует Py, чтобы обнаружить, нет ли разрыва контура или существенной утечки. В этом примерном варианте осуществления контролируется пиковое давление P_peak . В этом варианте осуществления контролируется пиковое давление P_peak - пиковое значение среднего давления, измеренного в течение 50-миллисекундного скользящего окна во время выдоха. И в этот раз определение пикового значения начинается по истечении 100 мс выдоха и при Q_tot <2 л/мин.

В примерном варианте осуществления также контролируется минимальное давление P_min. Минимальное давление P_min соответствует минимальному значению среднего давления, измеренного в течение 50-миллисекундного скользящего окна во время выдоха. Определение этого минимального значения начинается по истечении 100 мс выдоха, и когда Q_tot <2 л/мин имеет место по меньшей мере однажды.

В примерном варианте осуществления настоящего изобретения разрыв контура регистрируется при наличии следующих условий:

1) P_peak - P_min<P_threshold1,

2) P_peak <P_threshold2,

3) пациент не запустил устройство искусственной вентиляции легких, и

4a) давление в конце выдоха (P_{end_exh} ) 1 см H₂O, или

4б) P_{end_exh} давлению в начале выдоха (P_{start_ exh}) - дельта давления.

Дельта давления выше 1 см H₂ O или 50% P_{start_exh.} Существуют многочисленные способы, используемые для определения того, когда пациент запустил устройство искусственной вентиляции легких. Например, патент США № 6626175, содержание которого включено в настоящее описание посредством ссылки, предлагает несколько таких способов. Если выполнены критерии запуска, которые используются для определения того, когда пациент перешел от выдоха к вдоху, считается, что пациент запустил устройство искусственной вентиляции легких. Следует отметить, что запуск устройства искусственной вентиляции легких может также происходить автоматически, то есть при помощи встроенных временных механизмов, и не требовать дыхательного усилия пациента.

Критерии разрыва контура, сформулированные выше, обеспечивают уверенность в том, что действительно произошел разрыв. Следует понимать, что в других вариантах осуществления настоящего изобретения не требуется, чтобы все эти критерии были выполнены. И наоборот, могут потребоваться и другие условия в зависимости от того, с каким запасом и насколько надежным должно быть определение разрыва контура.

Для создания стабильного давления в системе трубок и, таким образом, обеспечения обнаружения разрывов трубок, настоящее изобретение предусматривает управление закрытием клапанов потоков воздуха и кислорода, то есть клапаном вдоха 46, таким образом, чтобы минимизировать колебания давления в системе трубок, которые иначе происходили бы из-за резкого закрытия клапанов подачи газа. Например, эти клапаны или клапан можно закрывать по экспоненциальному закону, чтобы они закрывались "мягко".

В примерном варианте осуществления настоящего изобретения, P_{threshold 1} установлено равным 1,0 см H₂O, а P_{threshold 2} установлено равным 3,0 см H₂O. Следует также отметить, что значение для этих пороговых давлений необязательно соответствует этим конкретным значениям. Текущие пороговые значения выбираются так, чтобы дрейф нуля датчиков потока/давления не вызвал бы ошибочного определения разрыва контура.

Настоящее изобретение, кроме того, предусматривает, что критерий разрыва контура проверяется во время всей фазы выдоха. Кроме того, настоящее изобретение предусматривает, что разрыв контура не фиксируется, если имело место состояние высокого дыхательного давления (HIP), или если при дыхании было обнаружено нарушение проходимости, что рассматривается ниже.

Если обнаружен разрыв контура, могут быть предприняты различные действия. Например, устройство искусственной вентиляции легких может быть запрограммировано так, чтобы издавать сигнал тревоги при разрыве контура. Устройство искусственной вентиляции легких может также быть запрограммировано так, чтобы продолжать производить искусственную вентиляцию легких (в зависимости от режима и типа дыхания) в планируемые моменты и при закрытом в течение фаз выдоха клапане выдоха. Условия разрыва контура могут проверяться при каждом дыхательном цикле. Если проверка дала отрицательный результат, то есть в следующем дыхательном цикле разрыв контура не обнаружен, сигнал тревоги, связанный с разрывом контура, может быть прекращен или сброшен. Разумеется, может вестись журнал регистрации случаев разрыва контура.

Настоящее изобретение предусматривает несколько различных способов обнаружения нарушения проходимости дыхательных путей пациента. Как отмечалось выше, такое нарушение проходимости, частичное или полное, во время режима разговора может неблагоприятно повлиять на возможность реализации режима разговора, возможность проводить искусственную вентиляцию легких пациента, и легкие пациента могут подвергаться чрезмерному давлению.

В первом примерном варианте осуществления нарушение проходимости дыхательных путей считается обнаруженным, если состояние высокого давления при выдохе определяется непрерывно в течение заданного промежутка времени. Например, если высокое давление выдоха продолжается непрерывно в течение 190 мс, считается, что нарушение проходимости существует. В этом примерном варианте осуществления высокое давление выдоха определяется как обнаружение давления, измеренного датчиком давления выдоха, которое выше предельного высокого дыхательного давления (HIP), которое обычно устанавливается лечащим врачом.

В одном варианте осуществления, если обнаруживается состояние высокого давления выдоха непрерывно в течение 190 мс, немедленно открывается клапан выдоха. Клапан выдоха закроется вновь в начале следующего вдоха, и возобновится искусственная вентиляция легких, при которой клапан выдоха будет закрываться во время вдохов и открываться во время фаз выдоха, до тех пор пока состояние нарушения проходимости не будет вручную сброшено пользователем. После сброса состояния клапан выдоха возвращается к закрытому состоянию и в фазы вдоха, и в фазы выдоха после начала следующего вдоха.

Следует отметить, что промежуток времени в 190 мс, приведенный выше, основан на применяемом стандарте (то есть 60601-2-12 IEC:2001 (E); см. пункты 50.105 и 50.106, озаглавленные соответственно "Регулируемое ограничение давления" и "Условие сигнала тревоги при высоком давлении"). В настоящем изобретении предусматриваются также другие промежутки времени и уровни высокого давления выдоха, которые могут быть установлены или определены в зависимости от потребностей пациента или решения лечащего врача. Настоящее изобретение также предусматривает, чтобы промежуток времени и высокое давление выдоха могли регулироваться, например, на основе настроек устройства искусственной вентиляции легких, состояния пациента или любого другого фактора.

Во втором примерном варианте осуществления нарушение проходимости дыхательных путей считается обнаруженным по результатам сравнения давления в тройнике с некоторым пороговым критерием нарушения проходимости. То есть во время фазы выдоха при принудительном дыхании (то есть при искусственной вентиляции легких с контролируемым объемом (VCV) или искусственной вентиляции легких с контролируемым давлением (PCV)) в режиме разговора давление в тройнике сравнивается с пороговым критерием нарушения проходимости. Сравнение начинается через 100 мс после того, как достигнуто условие уменьшенного потока, то есть по меньшей мере один раз во время фазы выдоха выполняются условия T_exh> 100 мс и Q_tot <2 л/мин, и продолжается до конца фазы выдоха.

В этом варианте осуществления нарушение проходимости дыхательных путей не считается обнаруженным, если в течение фазы выдоха P _{exh_50} <P_occl непрерывно в течение более чем 100 мс. P_{exh_50} соответствует 50-миллисекундному скользящему среднему значению измерений давления и выражено в см H₂O. Пороговый критерий нарушения проходимости (P_occl), который также выражен в см H₂O, вычисляется каждые 5 мс (то есть каждый цикл управления (n) процессом) по следующей формуле:

Poccl =Po*exp(-n * 3* 0,005/RT)-0,5

(1)

где Po=P_{exh_50} 100 мс после первого снижения Q_tot ниже 2 л/мин,

RT=T_auoccl ; где T_auoccl=0,06 * CL * R_occl (в секундах),

CL=Vt/Po = изменение объема легких пациента при колебаниях давления (мл/см H₂O),

Vt=Объем, подаваемый устройством искусственной вентиляции во время фазы вдоха (в мл),

R_occl=Po/Q_occl = эквивалентное сопротивление нарушению проходимости (в см H₂O/л/мин),

Q_occl = максимальный уровень потока, который, как ожидается, выйдет во время нарушения проходимости из дыхательных путей пациента. Q_occl выражается в л/мин и вычисляется по формуле:

Qoccl =1E-05*Po^3-0,0019*Ро^2+0,1581*Ро+0,2424

(2)

Тревожный сигнал о нарушении проходимости дыхательных путей выдается, если P_{exh_50} P_occl во время большей части выдоха, и это условие выполняется в течение двух последовательных дыхательных циклов. Если P_{exh_50} P_occl в течение большей части выдоха, начинается второй вдох, и если во время этого вдоха давление, измеренное в системе трубок, достигает уровня, большего или равного предельному HIP минус 1 см H₂O (HIP-1), система подачи газа прерывает работу по подаче газа, но клапан выдоха останется закрытым в течение следующего выдоха. Если на втором подряд выдохе условие P_{exh_50} P_occl имеет место в течение большей части выдоха, нарушение проходимости дыхательных путей считается обнаруженным в начале следующего вдоха. В этом случае клапан выдоха открывается и начинается новая фаза выдоха. В конце этой дополнительной фазы выдоха клапан выдоха снова закрывается в начале следующего вдоха и возобновляется искусственная вентиляция легких, при которой клапан выдоха закрывается во время фаз вдоха и открывается во время фаз выдоха, до тех пор пока состояние нарушения проходимости не будет вручную сброшено пользователем. После сброса состояния клапан выдоха закрыт и в фазе вдоха, и в фазе выдоха в начале следующего дыхательного цикла.

На фиг.7A и 7B приведены графики, иллюстрирующие способ обнаружения нарушения проходимости этого варианта осуществления. Кривая 100 изображает пороговый критерий нарушения проходимости P_occl, определенный выше. Кривая 102 - сигнал состояния, указывающий на состояние дыхания пациента. Большое значение соответствует состоянию вдоха, а низкое значение соответствует состоянию выдоха. Кривая 104 соответствует P_{exh_50}. Начало выдоха обозначено 108. Следует принять во внимание, что P_occl - это убывающая экспоненциальная функция, и она начинается приблизительно через 100 мс после начала выдоха.

На фиг.7A показана ситуация, когда нарушение проходимости дыхательных путей отсутствует, а на фиг.7B показана ситуация, когда проходимость дыхательных путей нарушена. На фиг.7B можно видеть, что P_{exh_50} 104 превышает (больше чем) P_occl для большей части времени выдоха. Противоположная ситуация представлена на фиг.7A.

В третьем примерном варианте осуществления нарушение проходимости дыхательных путей определяется по максимальному потоку, который, как ожидается, выйдет из пациента в случае нарушения проходимости его дыхательных путей. Во время фазы выдоха в любом дыхательном цикле (то есть когда устройство искусственной вентиляции обеспечивает VCV, PCV, PSV или CPAP) и в режиме разговора для оценки максимального потока, который, как ожидается, выйдет из пациента при нарушении проходимости его дыхательных путей, используется давление в тройнике. В этом варианте осуществления критический объем определяется как объем, полученный путем интегрирования максимального потока, который, как ожидается, выйдет из пациента при нарушении проходимости его дыхательных путей. Критический объем вычисляется по следующей формуле:

где

Q_occl (n)=1E-05*|P_exh(n)|^3-0,0019*|P_exh(n)|^2+0,1581*|P _exh(n)|+ 0,2424, Q_{occl (n)}, л/мин,

n - номер цикла управления,

m - число циклов управления выдохом, и

если Pexh (n) отрицателен, тогда Q_occl(n) = -Q_occl (n).

Для обнаружения нарушения проходимости дыхательных путей оцениваемый поток интегрируется и сравнивается с объемом, поданным в систему трубок пациента при следующем вдохе. Если объем, поданный при следующем вдохе (Vdel_next_breath) в систему трубок пациента меньше в каждом из двух следующих друг за другом дыхательных циклов, нарушение проходимости дыхательных путей считается установленным. Vdel_next_breath определяется по следующей формуле:

где Q_tot(k)=Q_air (k)+Q_O2(k) = Поток, подаваемый устройством искусственной вентиляции легких в течение короткого интервала управления,

Q_occl(k) было определено выше,

k - номер цикла управления, и

j - число циклов управления вдохом.

Как было показано ранее, если обнаружено нарушение проходимости дыхательных путей, клапан выдоха открывается до начала следующего вдоха. Возобновляется искусственная вентиляция легких, при которой клапан выдоха закрывается во время фаз вдоха и открывается во время фаз выдоха до тех пор, пока состояние нарушения проходимости не будет сброшено пользователем вручную. После сброса состояния клапан выдоха возвращается в свое закрытое состояние, как в фазе вдоха, так и в фазе выдоха, с начала вдоха следующего дыхательного цикла. Этот способ обнаружения нарушения проходимости особенно полезен в ситуациях, когда есть существенные колебания давления Py, делающие другие методы обнаружения нарушения проходимости трудными для осуществления.

Четвертый примерный вариант осуществления используется для обнаружения нарушения проходимости дыхательных путей, когда устройство искусственной вентиляции легких работает в режиме CPAP, то есть устройство искусственной вентиляции легких не обеспечивает принудительного дыхания. Во время фазы выдоха при выполнении режима CPAP и режима разговора клапан выдоха открывается, когда время, истекшее с начала дыхательного цикла, равно меньшему из значений: интервал задержки дыхания минус время вдоха и минус 2 с или 8 с времени выдоха.

Объем выдоха будет в этом случае вычисляться путем интегрирования потока выдоха (измеренного датчиком потока выдоха). Сравнение объема выдоха (Объем_выдоха) и объема, поданного устройством искусственной вентиляции легких во время предыдущей фазы вдоха, скорректированного на критический объем (Объем_вдоха - Критический_объем), выполняется в начале следующей фазы вдоха. Если Объем_выдоха>0,5*(Объем_вдоха - Критический_объем), то нарушение проходимости дыхательных путей считается установленным.

где Ctube = коэффициент эластичности контура система трубок - пациент. Измеряется в мл/см H₂ O,

P_exh (j) - измерение давления в системе трубок, выполняемое датчиком давления выдоха, в последнем цикле интервала управления для предыдущей фазы вдоха,

P_exh (m) - измерение давления в системе трубок, выполняемое датчиком давления выдоха, в последнем цикле интервала управления для текущей фазы выдоха.

Хотя изобретение было подробно описано с целью иллюстрации, на основе вариантов осуществления, которые в настоящее время считаются наиболее практичными и предпочтительными, следует понимать, что такие подробности приведены исключительно с этой целью и что изобретение не ограничивается раскрытыми вариантами осуществления, а наоборот предназначено охватить модификации и эквивалентные устройства, которые соответствуют сущности и объему прилагаемой формулы. Например, должно быть понятно, что настоящее изобретение предполагает, что в той степени, в какой это возможно, один или более признаков любого варианта осуществления могут сочетаться с одним или более признаком любого другого варианта осуществления.