用于单肢无创通气的压力和氧气混合控制的制作方法

用于单肢无创通气的压力和氧气混合控制
1.相关申请的交叉引用
2.本专利申请要求于2019年9月9日提交的美国临时申请no.62/897,641的优先权权益，其内容通过引用并入本文。
技术领域
3.本发明总体上涉及用于使用鼓风机作为空气源和在鼓风机出口下游流出的压缩氧气来控制单肢无创通气机的压力和氧气混合的方法和系统。


背景技术：

4.目前，通气机设计工程的实践通常采用压缩气体阀作为原动机；致动流的设备。来自医院管道系统的压缩空气和氧气(通常范围在50到100psig)供应阀气体入口。阀通过电子反馈控制调节进入歧管的流。这将混合的气体传送到将通气机连接到患者气道的患者回路中。阀之间的总流的简单代数比例实现期望混合同时以最小复杂化满足体积或压力目标。氧气和空气阀两者是相同的并且因此静态地和动态地匹配。通过匹配，阀在将气体推送到歧管中时不与彼此竞争，并且因此实现期望混合、压力和体积。
5.较新的通气机设计可以使用鼓风机、风扇或往复式活塞作为原动机。只要到这些设备的入口气体被预先混合(使用例如机械融合器或从压缩气体阀注入的氧气)，那么控制混合和压力的任务就仍然在某种程度上相互独立。例如如果氧气与鼓风机上游(入口)侧上的空气组合，鼓风机用作实现压力或体积的唯一致动器。在这种情况下，氧源对建立歧管中的压力没有影响。
6.但是如果氧气被引入在鼓风机的下游侧(出口)上，那么鼓风机和氧气阀两者变成共享的原动机；它们两者都直接影响歧管中的压力，在该歧管中气体被混合。关于共享动作的问题在于典型的鼓风机和压缩气体阀动态地严重不匹配。鼓风机流不能几乎与阀一样快速地做出响应，并且鼓风机源阻抗比阀高得多。高源阻抗意味着鼓风机不能与阀能够做的那样容易地将气体推入到负载中。在瞬变期间，阀可以克服鼓风机，从而使其流瞬间反转。混合和压力物理传递函数变得纠缠，从而干扰彼此。这使控制困难得多，特别是在高混合设置下。
7.因此，本领域需要这样的单肢无创通气机系统，其使用鼓风机作为空气源并且使用在鼓风机出口下游流出的压缩氧气，但是允许用于控制压力和氧气混合的快速、高效且成本有效的机制。


技术实现要素：

8.本公开涉及用于使用鼓风机作为空气源并且使用在鼓风机出口下游流出的压缩氧气来控制单肢无创通气机的压力和氧气混合的创造性的方法和系统。本文中的各种实施例和实现方式涉及一种无创通气机系统，包括：压力控制器，鼓风机和加压氧源，其中加压氧源在鼓风机下游，其中鼓风机和加压氧源中的每一者包括控制器和控制流的比例流阀
(proportional flow valve)。总流轨迹从鼓风机压力控制器的输出生成，并且被提供到包括鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器的互补流耦合过滤器对。过滤器生成鼓风机流控制器的输入流轨迹和加压氧源流控制器的输入流轨迹，并且鼓风机流控制器和/或氧气流控制器基于输入流轨迹和目标压力和目标氧气混合来调节鼓风机速度和/或加压氧源比例流阀。
9.通常在一个方面，提供了一种用于控制单肢无创通气机的氧气混合的方法。该单肢无创通气机包括：压力控制器，空气鼓风机和加压氧源两者，其中加压氧源在空气鼓风机下游，空气鼓风机和加压氧源中的每个包括控制器，并且氧源包括控制流的比例流阀。该方法包括：(i)由通气机接收目标压力和目标氧气混合；(ii)从鼓风机压力控制器的输出生成总流轨迹；(iii)从鼓风机压力控制器将所生成的总流轨迹提供到互补流耦合过滤器对，该互补流耦合过滤器对包括鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器；(iv)从鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器中的每一者生成输出，该输出分别包括鼓风机流控制器的输入流轨迹和加压氧源流控制器的输入流轨迹；以及(v)由鼓风机流控制器和/或氧气流控制器基于输入流轨迹和所接收的目标压力和目标氧气混合来调整空气鼓风机速度和/或加压氧源比例流阀。
10.根据实施例，氧气流耦合过滤器包括低通耦合过滤器。根据实施例，鼓风机流耦合过滤器包括相对于氧气流耦合过滤器的高通耦合过滤器。根据实施例，该互补流耦合过滤器对被配置为是互补的，以将致动器影响划分在不同频带上，并且不同频带根据混合目标来确定。
11.根据实施例，鼓风机压力控制器包括多级级联反馈结构。
12.根据实施例，单肢无创通气机还包括与压力控制器反馈的互补过滤器，互补过滤器被配置为从通气机压力传感器接收压力测量结果并从患者回路的近端压力传感器接收近端压力测量结果。根据实施例，互补过滤器被配置为通过将从通气机压力传感器所接收的压力测量结果与从近端压力传感器的接收的近端压力测量结果进行融合(blending)来向压力控制器生成单个压力信号。根据实施例，互补过滤器被配置为将使用互补频带的所接收的压力测量结果与在低频率处的近端压力传感器信号和在较高频率处的通气机压力传感器信号进行融合。
13.根据一方面，提供了一种被配置为依据目标压力和目标氧气混合来控制氧气混合的单肢无创通气机系统。该系统包括：(i)压力控制器，被配置为生成总流轨迹；(ii)空气鼓风机，包括鼓风机流控制器；(iii)加压氧源，在空气鼓风机下游并且包括氧气控制器和控制氧气流的比例流阀；(iv)互补流耦合过滤器对，该互补流耦合过滤器对包括鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器；以及(v)控制器，被配置为：从鼓风机压力控制器将所生成的总流轨迹提供到该互补流耦合过滤器对；并且从鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器中的每一者接收输出，该输出分别包括鼓风机流控制器的输入流轨迹和加压氧源流控制器的输入流轨迹；其中鼓风机流控制器和/或氧气流控制器基于输入流轨迹和目标压力和目标氧气混合来调节鼓风机速度和/或加压氧源比例流阀。
14.根据实施例，单肢无创通气机还包括与压力控制器反馈的互补过滤器，互补过滤器被配置为从通气机压力传感器接收压力测量结果并从患者回路的近端压力传感器接收近端压力测量结果。根据实施例，互补过滤器被配置为通过将从通气机压力传感器所接收
的压力测量结果与从近端压力传感器所接收的近端压力测量结果进行融合来对压力控制器生成单个压力信号。根据实施例，互补过滤器被配置为将使用互补频带的所接收的压力测量结果与在低频率处的近端压力传感器信号和在较高频率处的通气机压力传感器信号进行融合。
15.应当理解，前述构思和下面更详细讨论的额外构思的所有组合(假设这样的构思不是相互不一致)被认为是本文公开的本发明主题的部分。具体地，在本公开的末尾出现的要求保护的主题的所有组合被认为是本文公开的本发明主题的部分。
16.本发明的这些和其他方面将从下文描述的(多个)实施例是明显的并参考下文描述的(多个)实施例得以阐述。
附图说明
17.在附图中，类似的附图标记在不同视图中通常指代相同部分。此外，附图不一定按比例绘制，而是一般将重点放在说明本发明的原理上。
18.图1是根据实施例的无创通气机系统的示意图；
19.图2是根据实施例的用于控制单肢无创通气机的压力和氧气混合的方法的流程图；
20.图3是根据实施例的无创通气机系统的示意性表示；
21.图4是示出根据实施例的针对氧气和鼓风机(流)控制的流耦合过滤器频率响应的曲线图；
22.图5是根据实施例的例示在混合＝30％时具有阶跃响应的流耦合过滤器的曲线图；
23.图6是根据实施例的例示在混合＝60.5％时具有阶跃响应的流耦合过滤器的曲线图；
24.图7是根据实施例的例示在混合＝90％时具有阶跃响应的流耦合过滤器的曲线图；
25.图8是根据实施例的使用回路模拟用于压力控制器设计的肺-患者模型；
26.图9是示出根据实施例的具有泄漏的肺回路动力学的频率响应景象的曲线图；
27.图10是示出根据实施例的与比例积分微分控制相比较的伪微分反馈的曲线图；
28.图11是根据实施例的压力反馈控制中使用的互补过滤器的框图；
29.图12是图示根据实施例的管道系统的示意图，该管道系统当排气阀rv被打开时完成鼓风机压力到近端线路的分流；
30.图13是根据实施例的为包括患者回路时间常数的近端压力估计器所假设的回路模型；
31.图14是根据实施例的用于确定近端压力测量结果中的延迟的方法的框图；
32.图15是根据实施例的用于获得延迟参数的示例批次压力样本，其中实际延迟是7毫秒；
33.图16是根据实施例的成本函数和延迟估计的绘图，其中上部绘图示出成本(积分平方误差)，下部绘图示出延迟的估计；
34.图17是根据实施例的基于气体通路的简化图的流状态定义的图表；
35.图18是根据实施例的更定量地基于鼓风机和氧气流的相对大小和方向的流状态定义的图表；以及
36.图19是根据实施例的示出输入(右侧)和输出(左侧)的示例状态机混合估计器的示意性表示。
具体实施方式
37.本公开描述了无创通气机(non-invasive ventilator，“niv”)系统和方法的各种实施例。更一般地，申请人已经认识到并理解，提供用于使用鼓风机作为空气源和在鼓风机出口下游流出的压缩氧气来准确地且快速地控制单肢无创通气机的压力和氧气混合的无创通气机系统和方法将是有益的。例如，该无创通气机系统包括：压力控制器，鼓风机和加压氧源两者，其中加压氧源在鼓风机下游，其中鼓风机和加压氧源中的每个包括控制器和控制流的比例流阀。总流轨迹从鼓风机压力控制器的输出生成，并且被提供到互补流耦合过滤器对，该互补流耦合过滤器对包括鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器。过滤器生成鼓风机流控制器的输入流轨迹和加压氧源流控制器的输入流轨迹，并且鼓风机流控制器和/或氧气流控制器基于输入流轨迹和目标压力和目标氧气混合来调整鼓风机速度和/或加压氧源比例流阀。
38.本文公开或另行设想的无创通气机系统和方法提供超过现有技术的许多优点。将鼓风机和阀流控制组合极大地增加了控制算法的复杂性，主要是在控制响应的稳定性、准确性和一致性方面。阀可以使鼓风机超功率。并且虽然气体流不能通过压缩气体阀反转方向，但是在鼓风机的情况下这是可能的。鼓风机与阀之间的动态响应可以是显著的以及流源输出阻抗中的差异(将流驱入负载中的能力)可以是显著的。控制复杂性的水平极大地依赖于气体通路的结构选择，并且具体地依赖于鼓风机和氧气彼此的相对位置。
39.将鼓风机和阀流控制组合的任何架构具有许多其他技术问题。例如，鼓风机流响应时间通常比阀的响应时间慢得多，因为鼓风机惯性要求明显更多的时间来加速和建立流；对于阀，能量全部被存储在气体的压缩中。鼓风机本身的更慢响应总体影响压力响应时间，但是鼓风机与阀之间的流动态不匹配使压力和混合控制成为具有挑战性的问题。另外，要求通常规定由用户设置的目标压力在患者连接处是准确的。尽管近端压力传感线路通常被提供在单肢无创通气(non-invasive ventilation，niv)中，但是单独使用该压力作为用于控制的源在压力反馈环路中引入明显延迟。为了补偿延迟，环路增益必须受限制。这进一步减慢鼓风机响应。
40.另外，使用鼓风机速度控制可以改进响应，但是转速计信号倾向于在低速时漏失(drop-out)。使用电流和电压的观测器可以用于解决漏失，但是在超过采样率的较高的速度下，转矩换相脉动频率可以被混叠回到控制带中，从而引起不稳定。
41.正如任何控制系统一样，干扰的影响必须作为设计的部分被考虑在内以确保控制在尽管有干扰的情况下也遵循期望目标压力，并且控制衰减而不是放大干扰。对于niv，干扰源包括(a)来自患者的流干扰(需求)(b)患者连接中的扰动(泄漏和部分阻塞)和(c)来自鼓风机电机轴承和气动压力负载的扭矩扰动。
42.另外，可以通过鼓风机流回到环境中的患者呼出气体可以用富含氧的气体“预装载”鼓风机通路。随后的气体的再呼吸在期望设定点上引入额外的氧气，从而进一步使混合
控制成为具有挑战性的问题。
43.通气机控制通常应用比例积分微分(pid)补偿器来使瞬态响应稳定和成形。对于固定增益控制，患者压力流动力学的变化由于过冲而导致瞬态响应和吸气末压力准确性的巨大差异。pid架构本身可以是过冲的原因，因为它在设计中应用两个实数或一对复数“零”，其持续在闭环中起作用。
44.若干版本或替换的定制控制器结构通常在通气机中需要以为通气的特定区域工作。例如，先前通气机设计已经应用了单独的控制器来服务呼吸递送、系统服务或诊断、待机模式，并且在一些情况下应用不同的控制器用于新生儿、儿科和成人患者。尽管这可以是有效的方法，但是它使复杂性加倍，变成三倍或四倍，从而使设计、测试和软件改变的维护变得更难以管理。
45.本文描述或另行设想的方法和系统处理并解决这些问题。尽管一些通气机取决于患者大小、回路大小、类型、特定通气机设置等等使用单独的增益或结构，但是本文描述的本发明要求保护利用单个结构的有效控制。这也扩展到辅助功能，诸如校准、系统服务和待机状态中使用的控制器。
46.参考图1，在一个实施例中，是示例性无创通气系统100的表示。该系统包括气体源，其可以是任何气体，其中包括但不限于大气中的空气和氧气。根据实施例，无创通气系统100包括鼓风机作为空气源和在鼓风机出口下游流出的压缩氧气。该系统还包括控制器120，该控制器120是常规微处理器、专用集成电路(asic)、片上系统(soc)和/或现场可编程门阵列(fpga)以及其他类型的控制器。控制器可以在采用或不采用处理器的情况下被实现，并且还可以被实现为执行一些功能的专用硬件和执行其他功能的处理器(例如，一个或多个编程微处理器和相关联的电路)的组合。
47.控制器120可以与任何需要的存储器、电源、i/o设备、控制电路、传感器、阀、鼓风机和/或根据本文描述或另行设想的实施例的通气机的操作必需的其他设备耦合或以其他方式通信。例如，在各种实现方式中，处理器或控制器可以与一个或多个存储介质相关联。在一些实现方式中，存储介质可以利用一个或多个程序而被编码，该程序当在一个或多个处理器和/或控制器上运行时执行本文讨论的功能中的至少一些功能。各种存储介质可以被固定在处理器或控制器内或者可以是可移植的，使得存储于其上的一个或多个程序可以被加载到处理器或控制器中以便实现本文讨论的本发明的各个方面。术语“程序”或“计算机程序”在一般意义上在本文用于指代可以被采用以对一个或多个处理器或控制器进行编程的任何类型的计算机代码(例如，软件或微代码)。
48.根据实施例，控制器120被配置或编程为用作协调和控制无创通气机的鼓风机功能的鼓风机控制器。例如，鼓风机控制器可以控制系统的(多个)鼓风机的速率和强度，由此控制或引导流通过回路。根据另一实施例，鼓风机控制器是单独的部件，优选地与控制器120通信，尽管系统的多个功能可以以其他方式被协调。尽管该实施例使用鼓风机流控制器来激发回路，但是包括例如比例控制的压缩气体阀的任何类型的流源可以被利用，其中该源提供实际流和压力测量的方式。
49.无创通气机包括管道或患者回路130，其将来自远程通气机部件140的气体递送到患者接口150。患者接口150可以是例如覆盖患者的口和/或鼻的全部或一部分的面罩。可以存在许多不同尺寸的面罩以适应不同尺寸的患者或个体，并且/或者面罩可以是可调节的。
作为另一备选，患者接口150可以适合放入气管切开插管内或上或以其他方式与气管切开插管交互。因此，患者接口150可以是各种尺寸以适应不同形状和尺寸的气管切开。患者接口被配置为适合患者气道的至少一部分并且包括呼出端口180。单肢无创通气系统包括在管道的靠近远程通气机部件140的端部处的远端气体流传感器160、在管道的靠近患者接口150的端部处的近端压力传感器170、和靠近远端气体流传感器160的远端(机器)传感器180。远端气体流传感器160或近端压力传感器170中的任何一者可以包括例如两个或更多个传感器。例如，远端气体流传感器160可以包括鼓风机流传感器和o2阀传感器。另外，任何传感器可以在通气机外部或内部。控制器120被配置为通过有线或无线通信从远端气体流传感器160、远端压力传感器180和近端压力传感器170接收传感器数据。根据实施例，近端压力传感器可以物理地附接在患者连接处并且电气地通信回到处理器，或者它可以位于通气机中，其中一段小直径的管道从该传感器连接回到患者连接。本文描述的实施例例如处理管道引入的延迟。
50.参考图2，在一个实施例中，是用于控制单肢无创通气机的压力和氧气混合的方法200的流程图。在步骤210处，提供无创通气机系统100。无创通气机系统可以是本文描述或另行设想的任何实施例中。
51.在步骤220处，系统接收目标压力和目标氧气混合。目标压力和目标氧气混合可以是任何期望的压力和混合并且将取决于患者和健康护理专业人员的需求。目标压力和目标氧气混合可以使用任何输入方法(包括经由用户接口或任何其他方法)来接收。
52.在该方法的步骤230处，该系统从该系统的鼓风机压力控制器的输出生成总流轨迹。总流轨迹可以使用本文公开或另行设想的方法中的任何来计算。
53.在该方法的步骤240处，从该系统的鼓风机压力控制器生成的总流轨迹被提供到互补流耦合过滤器对，该互补流耦合过滤器对包括鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器。氧气流耦合过滤器可以包括低通耦合过滤器，并且鼓风机流耦合过滤器可以包括相对于氧气流耦合过滤器的高通耦合过滤器。互补流耦合过滤器对被配置为是互补的，以将致动器影响划分在不同频带上。
54.在该方法的步骤250处，鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器中的每个生成输出，该输出分别包括鼓风机流控制器的输入流轨迹和加压氧源流控制器的输入流轨迹。这些输入被提供到鼓风机流控制器和加压氧源流控制器。
55.在该方法的步骤260处，基于所接收的目标压力和目标氧气混合并且还基于相应的所接收的输入流轨迹，鼓风机流控制器调整空气鼓风机的速度和/或氧气流控制器调整加压氧源比例流阀。
56.根据实施例，单肢无创通气机还可以包括与压力控制器反馈的互补过滤器，该互补过滤器被配置为从通气机压力传感器接收压力测量结果并且从患者回路的近端压力传感器接收近端压力测量结果。该互补过滤器可以被配置为通过将从通气机压力传感器的接收到的压力测量结果与从近端压力传感器的接收到的近端压力测量结果融合来向压力控制器生成单个压力信号。该互补过滤器还可以被配置为将使用互补频带的所接收的压力测量结果与在低频率处的近端压力传感器信号和在较高频率处的通气机压力传感器信号融合。
57.参考图3，图3是被配置为依据目标压力和目标氧气混合来控制氧气混合的单肢无
创通气机系统300的实施例。无创通气机系统可以是本文描述或另行设想的任何实施例。无创通气机系统的部件参考图3描述，并且下面更详细地进一步描述。
58.根据实施例，该系统可以包括被配置为生成总流轨迹和/或生成用于(诸如由系统的控制器120)生成总流轨迹的输出的单个压力控制器310。
59.该系统还包括鼓风机330，该鼓风机包括控制鼓风机流的鼓风机流控制器332和空气鼓风机速度控制器336。因此，鼓风机流控制器和鼓风机速度控制器可以控制输入到系统中的流。鼓风机和鼓风机部件可以是适合于系统的适当控制的任何部件。
60.该系统还包括在鼓风机下游的加压氧源340，并且包括控制氧气流的氧气控制器342和比例流阀。因此，氧气控制器和氧气流阀可以控制流入系统的氧气和氧气混合。加压氧源可以是任何氧源。
61.该系统还包括互补流耦合过滤器对，该互补流耦合过滤器对包括一个鼓风机流耦合过滤器334和一个氧气流耦合过滤器344。这些过滤器可以包括适合于执行本文描述或另行设想的功能的任何过滤器。例如，氧气流耦合过滤器可以是低通耦合过滤器，并且鼓风机流耦合过滤器可以是相对于氧气流耦合过滤器的高通耦合过滤器。该互补流耦合过滤器对被配置为是互补的，以将致动器影响划分在不同频带上。
62.该系统的控制器120被配置为执行系统的一个或多个功能。控制功能中的许多或全部可以由控制器120执行。例如，控制器可以被配置为：(i)将所生成的总流轨迹从鼓风机压力控制器提供到互补流耦合过滤器对；并且(ii)从鼓风机流耦合过滤器和氧气流耦合过滤器中的每一者接收输出，该输出分别包括鼓风机流控制器的输入流轨迹和加压氧源流控制器的输入流轨迹。
63.因此，鼓风机流控制器和/或氧气流控制器可以基于输入流轨迹和目标压力和目标氧气混合来调整鼓风机速度或流控制器和/或加压氧源比例流阀。
64.根据实施例，该系统还包括与压力控制器反馈的互补过滤器350。该互补过滤器可以被配置为从通气机压力传感器352接收压力测量结果并从患者回路354的近端压力传感器接收近端压力测量结果。该互补过滤器可以被配置为通过将从通气机压力传感器所接收的压力测量结果与从近端压力传感器所接收的近端压力测量结果进行融合，以向压力控制器生成单个压力信号。另外，该互补过滤器可以被配置为将使用互补频带的所接收的压力测量结果与在低频率处的近端压力传感器信号和在较高频率处的通气机压力传感器信号进行融合。
65.根据实施例，该系统包括由氧气流耦合过滤器组成的混合控制的动态比率测量方法：
[0066][0067]
并且还包括鼓风机流耦合过滤器：
[0068][0069]
对于公式1和2，针对氧气和鼓风机的流耦合过滤器跨越从21％到100％的混合的完整范围。在图4中示出流耦合过滤器的示例频率响应。过滤器的可变截止频率取决于混合目标。稳态混合比在21％和100％的极端设置处的所有情况下被实现；所有动力学消失。在
图5-图7中示出过滤器单独的示例阶跃响应，图5-图7中图示了对称性(互补动作)；在鼓风机侧上的超前动作和在氧气侧上的滞后。其还示出了取决于混合目标的可变上升时间。图5示出了流耦合过滤器，其在混合＝30％时具有阶跃响应。图6例示了流耦合过滤器，其在混合＝60％时具有阶跃响应；图7例示了流耦合过滤器，其在混合＝60％时具有阶跃响应。
[0070]
控制结构；鼓风机级联结构
[0071]
以上导出的耦合过滤器接收相同的输入：压力控制器的输出——总流轨迹。耦合过滤器输出根据设置的混合针对鼓风机(空气)和氧气阀流控制环路提供相应输入流轨迹。耦合过滤器自然地包括实现在稳态处的恰当混合的代数缩放因子，但是同等重要的是，鼓风机和氧气阀以从最低混合设置到最高混合设置的不变稳定控制来响应的频率响应特性。图3是级联控制器的示意性表示，并且图示耦合过滤器如何用于将压力控制器与针对鼓风机和氧气阀的两个流控制环路连接。
[0072]
因此，图3还示出了多级级联反馈架构作为鼓风机压力控制器。该架构使内部环路硬度最大化并且管理在每个子级处的干扰抑制使得在最高级处的压力控制能够实现高性能。以级联的最内部部分开始，这些级包括(a)当前反馈环路，其最小化反电动势(back-emf)的影响，并且克服了发动机的固有电气时间常数(图中未示出)环路(b)鼓风机速度反馈环路，其使速度控制线性化，抑制电机负载干扰，并且以高精度对最大速度约束硬限制，(c)流反馈环路，其帮助抑制由患者流需求、咳嗽和部分回路阻塞而造成的压力干扰影响，以及在最高级处(d)压力反馈环路，其准确地跟踪所施加的压力轨迹。
[0073]
系统包括速度控制器，该速度控制器桥接流和电流控制器并抑制粘性摩擦和扭矩相关的干扰。速度控制器依靠补充在低速时的转速计速度读数的基于模型的电机速度观测器，从而提供以很低速率控制鼓风机速度的能力。这极大地改进了在利用鼓风机的呼出期间控制压力瞬变的能力。
[0074]
该系统包括提供前馈速度优势和改进的抗饱和能力的级联间补偿器通信。存在压力误差和鼓风机电流命令之间的前馈连接，并且操作从鼓风机速度限制回到压力环路积分器的抗饱和反馈连接。
[0075]
该系统包括一体适用应用架构。除了适合呼吸递送的目的，级联控制器架构可以服务其他应用，包括系统服务、待机和流治疗模式。使用肺部阻力估计的自适应压力控制
[0076]
压力控制过冲与特定负载动力学(肺部和回路时间常数)相关联，然而取决于控制器结构和相关联的增益。肺部和回路可以根据如图8中所示出的线性回路模型(系统模拟)来建模。因此，图8示出了使用用于压力控制器设计的电路模拟的肺部患者模型。
[0077]
通气机净流是qv，集总患者管道顺应性是ct，集总回路泄漏阻力是rl，净回路泄漏流是ql。pp是近端压力，ql是肺部流，rl是肺部阻力，pl是肺部压力，并且cl是肺部顺应性。
[0078]
给定该系统和线性参数假设，可以将从通气机净流到近端压力的以下二阶实极点传递函数写为：
[0079][0080]
该传递函数的幅频响应的曲线被绘制在图9中(即，示出具有泄漏的肺部回路动力学的频率响应“景象”的图表)。通常，频率响应函数由粗黑线图示，其中低频率(稳态)增益等于回路泄漏阻力。随着泄漏阻力变得很高，公式26中的零次项消失，从而得到已经在早前
的论文中描述以表示有创系统(其中泄漏可忽略)的rcc模型：
[0081][0082]
但是频率响应公式4还可以在另一个参数方面被界定；肺部阻力r
l
的极端界限。对于r
l
→
o,传递函数被减少为一阶响应，该一阶响应具有根据与回路泄漏阻力相关联的时间常数和回路与肺部的组合顺应性的截止：
[0083][0084]
对于r
l
→
∞，阻塞状态，传递函数再次被精简为一阶响应，然而该一阶响应具有根据与回路泄漏阻力相关联的时间常数和仅患者回路的顺应性的截止。
[0085][0086]
在这些极端情况(公式5a)或(公式5b)的任一个中，传递函数的零点消失。但是对于一般情况，二阶系统，由肺部时间常数确定的零点将两个极点之间存在的截止频率关联起来，并且这些由以上描述的极端界定。在该一般情况下，至少出于任何实际目的，这两个频率在解析地减小它们的值方面是无望纠缠的。
[0087]
以这些项实现系统提供用于压力控制解决方案的直接合成的框架；其中尝试迫使开环系统表现为简单的积分器。仅仅需要确定有效地“抵消”系统的动力学但是确保积分器的剩余存在的环路成形过滤器。可以将环路成形过滤器简单地定义为具有积分器的(3)的倒数：
[0088][0089]
并且设置k的值以实现期望闭环截止频率。当然，抗饱和措施必须被适当地包括以在使流控制饱和的情况下管理饱和。但是作为线性补偿器(公式6)被容易地识别为与滞后过滤器级联的pid(比例积分微分)过滤器。吸收了环路增益k，pid增益变成：
[0090]
kd＝kc
tclrl
(公式7)
[0091][0092][0093]
在理论中；准确地说，在线性系统理论中，这将全部起作用。问题在于所有这些参数可以取决于许多因素而变化。
[0094]
管道顺应性c
t
可以在患者附接之前被校准，并且尽管回路中的冷凝水可以引起顺应性的略微增加，但是通过在比它被校准的温度更高的温度操作的回路将产生更大的影响。气体的操作(绝对)温度的增大引起针对固定顺应性边界(刚性边界)的顺应性的成比例增大。这可以在假设的操作温度或气体温度测量结果被提供的情况下被校正。如果边界是柔性的，那么管道顺应性在不同操作压力下还可以是不同的，因为增大的压力导致几何体
积增大。
[0095]
肺部顺应性c
l
中的最大变化/差异是特定患者，尽管针对特定患者的肺部顺应性可以随着疾病发展或者改善，或者随着患者改变床上的位置(仰卧，侧卧等等)而变化。甚至更大的效果可以归因于患者的强烈的主动呼吸，其倾向于表现为“增加的顺应性”。根据线性模型，肺部顺应性不能容易地与患者努力区分开。即使临床医师可以在施加的通气之前或期间测量顺应性，这些测量结果也不应当被假设为是固定的。肺部顺应性的在线，实时估计的一些装置应当被布置使得控制可以保持鲁棒。与管道顺应性不同，肺部顺应性将不受温度影响，因为气道和肺部的巨大表面积将温度调节在37摄氏度附近。
[0096]
肺部气道阻力r
l
具有与肺部顺应性类似的问题并且应当被在线估计，但是主要问题在于流阻力，至少上部气道或ett不能总是很好地符合线性模型。流，压力关系被更好地近似为二次的；作为2参数模型。阻力作为流的函数给出。因此对于肺部阻力：
[0097]rl
(q
l
)＝k2|q
l
| k1(公式10)
[0098]
因此，阻力随着流变化而连续地变化。
[0099]
泄漏阻力r
l
还遵循相同模型，当然具有不同系数：
[0100]rl
(q
l
)＝k2|q
l
| k1(公式11)
[0101]
尽管固定的(已知)泄漏阻力可以在患者附接之前被校准，或者从工厂测量结果(特别是面罩泄漏或呼出端口泄漏)先验地确定，但是应当包括用于估计未知泄漏的准备，因为泄漏可以在呼吸递送期间增加(或同样地减少)。
[0102]
针对压力控制考虑的选择包括：
[0103]
1.将所有参数固定为一些标称值以在低气道阻力处的过冲与在高阻力处的振荡之间折中。已知当患者负载接近极端动力学(慢和快肺部时间常数)时这不太奏效。
[0104]
2.构建估计器以连续地更新参数并且因此实时地更新pid增益。这是对(1.)的改进，但是它假设针对线性参数变化系统的“冻结参数”假设；该系统不仅在特定(冻结)操作状态下是稳定的，而且当系统在它们之间转变时在状态之间也是稳定的。该假设不总是真的，不存在简单方式来确保它的，并且因此除了设计估计器的复杂性之外，在选择连续更新中存在相当大的风险。
[0105]
3.使用增益分配方法，聚焦更小的参数集或单个参数；对稳定性和响应具有更显著影响的那些。通过呼吸的基础更新适当的增益。
[0106]
针对本公开，最后的选项被选择以避免更广泛的多状态估计器的复杂性，然而技术上不禁止使用方法(2.)。实验确定，ki和kd增益可以是固定的并且可以根据使用假设的单个参数二次模型对的单个系统参数估计来简单地调节kp。在公式33中，假设k1《《k2，等于k2：
[0107][0108]
其中是以cmh2o/(lps)2为单位的气道阻力估计。
[0109]
为了进一步避免压力过冲，使用控制的pdf(伪微分反馈)版本。该方法在积分器之后而不是之前反馈补偿器非积分分量。换言之，比例和微分反馈测量结果p而不是测量误差e。pdf结构与图10中的pid结构相比较。因此，图10示出了与pid控制相比较的伪微分反馈
(pdf)；pdf保留与pid控制相同的特征函数，然而去除了由pid补偿器引入的零点。
[0110]
用于压力控制的互补过滤器
[0111]
针对压力控制器，另一不同的互补过滤器被用于压力的反馈。该过滤器组合将机器和近端压力信号融合成用于压力反馈控制的单个信号。跨互补频带进行融合：在低频率处的近端传感器和在较高频率处的机器传感器。具有较少延迟的机器信号提供稳定的但是更快的鼓风机响应，并且近端信号提供在稳态处的准确近端压力。压力反馈控制中使用的互补过滤器的框图被图示在图11中。对于新方法，增加了低通过滤器与带通过滤器之间的交叉频率，给予近端压力比先前设计中更大的权重。
[0112]
吹扫(purge)期间的近端压力估计
[0113]
只要在反馈测量结果中存在完整性，高性能压力控制就是可能的。但是针对必须定期吹扫近端传感线路(以防止水和粘液的侵入)的气动设计结构，压力暂时不存在。这“打开”闭环，并且这可以引起不稳定性。对于高性能控制，最后的良好测量结果不能在吹扫的持续时间内被简单地“锁住”或暂停。这仍然构成传感器断电——开环情形。在持续仅几百毫秒的该间隔期间维持稳定操作的最好方式是使用其他可用压力和流传感器来估计近端压力。该估计需要在幅值、相位和延迟方面尽可能接近正常测量结果，以用作代理。反馈控制和稳定性对所有这些因素是敏感的。因此延迟(传播延迟)还必须是估计的部分。
[0114]
根据实施例，来自鼓风机歧管压力传感器(鼓风机压力传感器)的压力被分流到近端压力传感器连接中，以排出可能已经累积、迁移到近端压力传感线路的端部中的任何冷凝水。图12示意性地图示了吹扫流如何通过由阻力表示的吹扫阀rv从鼓风机压力被分流。因此，图12是图示当吹扫阀rv被打开时完成鼓风机压力到近端线路的分流的管道系统的示意性表示。因此，pm的完整性在吹扫期间被维持。针对单肢niv，这可以在呼吸开始的每分钟被完成。并且在该间隔期间，近端传感器将感测叠加，在实际鼓风机与近端压力之间的某个地方存在的压力值，其主要由从传感器过滤器发生的压降和吹扫值限制确定。这些参数难以估计，在每一个系统中很可能是不同的。
[0115]
根据实施例，因此，本文描述或另行设想的方法和系统可以使用在吹扫期间的一个剩余压力，机器压力pm，和来自通气机的流传感器测量结果，qo2和qb。这要求回路顺应性ct和回路传播延迟的先验参数，其可以被确定为患者回路校准的部分。
[0116]
参考图13，是针对包括患者回路时间常数的近端压力估计器假设的回路模型。相对于管道阻力的集总回路顺应性的位置保留机器压力和通气机流作为输入。因此，图13图示了假设的回路模型和广义患者负载阻抗z
l
，其不需要是已知的而是相反用于说明非零近端压力出现p
p
。r
t
是管道阻力，qv是来自通气机的净流(qo2加qb)，c
t
是患者管道顺应性，并且pm是在到患者管道的入口处测量到的机器压力。
[0117]
不像用于估计回路参数的先验模型，(集总)管道顺应性被选择为存在于(集总)管道阻力的上游(左)侧上。该关键选择确保顺应性、基本动态参数被保留在模型公式中。被写为线性模型的回路模拟通过允许管道阻力为穿过它的流的函数而被扩展到非线性模型：
[0118]rt
(q
l
)＝k
t2
|q
l
| k
t1
(公式13)
[0119]
机器压力由到管道顺应性中的净流而出现：
[0120]
[0121]
并且从机器到近端压力的压降为：
[0122]
p
m-p
p
＝q
lrt
(公式15)
[0123]
最后，管道的非线性阻力被替代，求解近端压力作为估计，但是另外，通过延迟d延迟该估计以模拟如同存在传感线路而引起的相同延迟。
[0124][0125]
该公式提供对近端压力的非常接近的估计，足够好以用作在吹扫间隔期间的压力控制中的反馈信号。测试已经表明针对吹扫/正常呼吸的压力控制中的察觉不到的差异。
[0126]
获得延迟参数d的方法通过运行单肢回路顺应性校准来完成。患者管道顺应性和阻力参数全部被确定，但是额外地，机器压力、实际近端压力和净通气机流信号测量结果被保存以进一步确定患者回路延迟。在校准确定参数之后，未延迟的模型近端压力输出与(延迟的)测量到的压力进行比较。然后，针对d的连续估计被导出并应用到未延迟的估计使得分组样本差异被最小化。d的值被取整到控制中使用的最近步长δt。
[0127]
为了说明该方法的一个实施例，n抽头延迟线路被使用在批量闭环过程中。逐步地，测量结果的样本和延迟的估计被区分开，并且平方误差在批量上求积分。结果然后被输入到优化例程(例如鲍威尔梯度搜索)，其得到根据系统计时的采样区间被量化的延迟指数。对于各种实施例，其是0.001秒，但是其他值是可能的。延迟指数选择延迟抽头的数量以针对下一次迭代应用到所估计的近端压力样本。当误差达到由优化器设置的阈值时，过程以所估计的延迟停止。参考图14，在一个实施例中，是用于确定近端压力测量结果中的延迟的方法的框图。
[0128]
向量的闭环迭代使得对回路的实际延迟的收敛，如由图15中的近端压力的曲线图所示，近端压力是示例批量压力样本以获得延迟参数，其中实际延迟是7毫秒。参考图16，其是成本函数和延迟估计，其中上部绘图示出成本(积分平方误差)，下部绘图示出在小于14次迭代中收敛到实际值(7毫秒)的延迟的估计。
[0129]
混合控制器
[0130]
混合控制主要由流耦合过滤器——将总流输出轨迹耦合到鼓风机和氧气流控制器的过滤器而促进。每个耦合过滤器接收经校正的混合目标——在每个呼吸周期由混合控制器基于设置的混合目标与如下面进一步描述的混合估计之间的差(如果有的话)而调整的混合目标。混合控制器是基于样本的，意味着混合收敛随着时间变化不均匀，而是相反随着呼吸次数变化均匀；在每次呼吸的末尾提供的信息构成用于控制器的样本。其进一步改进混合准确性，超过了单独的流耦合过滤器无法实现的混合准确性。
[0131]
混合估计器
[0132]
再呼吸，更经常用于描述从先前呼吸呼出的气体的后续吸入的术语，更一般地被使用在涉及可能随后被返回到其起源的气体路径中的任何隔室的气体的通气控制设计中。因此，当歧管压力超过由鼓风机以及正由患者吸入的末呼出气体生成的压力时，例如在基于鼓风机的设计中可以存在再呼吸。尽管鼓风机可以在将正常地产生正向流的方向上快速旋转，但是从下游电势施加的压力可以导致使通过鼓风机的流反向。如果存在这样的空间，这可以导致下游气体重新进入鼓风机和鼓风机进气室。
[0133]
鼓风机通路能够再呼吸来自以下两个源的气体：患者，以及氧气流路(flow
stream)。在患者的情况下，返回到鼓风机隔室的气体将是来自后续呼吸的混合。取决于其他条件，可能的是，氧气可以直接利用反向鼓风机流从氧气阀被迫压入鼓风机隔室中。在这种情况下，引入的气体的体积在该再呼吸间隔期间处于100％o2富集度。在任一情况下，再呼吸的存在和气体体积和混合的估计可以使用鼓风机和氧气流传感器来跟踪，然后用于校正后续混合。因此，鼓风机通路中的气体的氧气浓度不一定总是21％的氧气，而是可以相反被分配以“富集因子”以说明再呼吸的气体，直到鼓风机流反向并清理隔室，在该隔室中富集因子返回到0.21。
[0134]
为了跟踪再呼吸和变化的富集因子，流状态根据氧气和鼓风机流传感器中测量的流方向来定义。流状态用作针对状态机中的转换逻辑的触发条件，该状态机计算并保持跟踪患者和鼓风机隔室中的氧气混合。
[0135]
自然地预计到，当流前进时，该混合跨气体路径通道散开，但是这不容易针对实时应用定量建模并且因此混合估计基于活塞流的假设，好像明显的边界存在于不同气体混合的团块之间。
[0136]
参考图17和图18，在一个实施例中，是从鼓风机和氧气阀流连接的概念图导出的流状态的定义。图17是基于系统的气体通路的简化图的流状态定义的图表。图18是更定量地基于鼓风机和氧气流的相对大小和方向的流状态的定义的图表。下面描述流状态的进一步细节。流状态1:具有来自o2阀的o2的鼓风机
[0137]
流前进到状态1中，其中来自鼓风机和o2阀的氧气和空气朝向患者。鼓风机通路可以包含氮化物》0.21，因为氧气阀入口的再呼吸窗口是活跃的。
[0138]
流状态1:清理鼓风机
[0139]
流前进到状态1中，其中来自鼓风机和o2阀的氧气和空气两者都朝向患者。鼓风机通路应当被清理》0.21的氮化物，因为没有再呼吸窗口是活跃的。
[0140]
流状态1:具有患者回流的气体的鼓风机
[0141]
流前进到状态1中，其中来自鼓风机和o2阀的氧气和空气朝向患者。鼓风机通路可以包含》0.21的氮化物，因为再呼吸窗口患者呼出的流是活跃的。
[0142]
流状态2
[0143]
在该流状态中，o2流压制鼓风机流，因此o2流入鼓风机通路中并且朝向患者。
[0144]
流状态3
[0145]
流前进到状态3中，其中氧气被设置为零并且患者气体从回路流回到通气机中。仅将鼓风机流整合为来自患者的富集气体。
[0146]
在状态图中，随着呼吸发展，处理在状态之间转变。维持两个估计：鼓风机富集因子的估计和从患者端口递送出来的气体的估计。参考图19，在一个实施例中，是示出输入(右侧)和输出(左侧)的示例状态机混合估计器。
[0147]
流状态3基本上定义患者呼出，其中来自肺部的气体流的呼出在某个点处超过患者回路中存在的泄漏率。由于不存在用于估计(来自患者的)气体富集度的传感器，所以可以假设返回的气体是从引导呼气的即时时间间隔发出的。先前的发明简单地假设针对返回的气体的平均混合富集因子，但是本发明考虑到可以存在通过患者回路的显著梯度。因此，使用后进先出方法。本发明中的权利要求重放在吸入期间发出的相同的混合估计轮廓，然而相反，不是根据时间而是根据体积。这通过在流状态3之后立即开始的缓冲体积和混合估
计数据来完成。这样，流状态3的开始的(未知)发生可以在呼吸的任何点处开始。
[0148]
尽管以上的分析关于某些实施例来检查，但是这些仅被提供为示例。以上描述了许多其他实施例，并且设想为关于单肢无创通气系统和方法的变型。
[0149]
如本文定义和使用的所有定义应当被理解为控制在词典定义、通过引用并入的文档中的定义和/或所定义的术语的普通含义上。除非清楚地给出相反指示，如本文在说明书中和权利要求书中使用的不定冠词“一”和“一个”应当被理解为意指“至少一个”。
[0150]
如本文在说明书中和权利要求书中使用的短语“和/或”应当被理解为意指如此结合的要素(即，在一些情况下结合地存在和在其他情况下分离地存在的要素)中的“任一者或两者”。用“和/或”列出的多个元件应当以相同方式来理解，即如此结合的元件中的“一个或多个”。除了由“和/或”子句具体标识的要素之外的其他要素可以任选地存在，不管与具体标识的那些元件相关还是不相关。
[0151]
如本文在说明书中和权利要求书中使用的，“或”应当被理解为具有与如以上所定义的“和/或”相同的含义。例如，当分离列表中的项时，“或”或“和/或”应当被解释为包含性的，即包括许多元件或元件列表中的至少一个，而且包括多于一个，并且可选地包括附加的未列出的项。仅仅清楚地给出相反指示的术语，诸如“中的仅一个”或“中的确切地一个”或当在权利要求书中使用时“由...组成”将指包括许多要素或要素列表中的确切地一个要素。一般而言，当前面加上排他性术语(诸如“任一个”、“中的一个”、“中的仅一个”或“中的确切地一个”)时，如本文所使用的术语“或”应当仅被解释为指示排他性替代(即，“一个或另一个但非两者”)。
[0152]
如本文在说明书中和权利要求书中使用的，短语“至少一个”在引用一个或多个要素的列表时应当被理解为意指从要素的列表中的要素中的任何一个或多个选择的至少一个要素，但是不一定包括要素列表内具体列出的每一个要素中的至少一个，并且不排除元件列表中的要素的任何组合。该定义还允许除了短语“至少一个”指代的要素列表内具体标识的要素之外的要素可以任选地存在，不管与具体标识的那些元件相关还是不相关。
[0153]
还应当理解，除非清楚地给出相反指示，否则在本文要求保护的包括多于一个步骤或动作的任何方法中，该方法的步骤或动作的次序不一定限于该方法的步骤或动作被叙述的次序。
[0154]
在权利要求书中以及在以上的说明书中，诸如“包括(comprising)”、“包含”、“携带”、“具有”、“含有”、“涉及”、“持有”、“包括(composed of)”等的所有过渡词应被理解为开放式的，即意味着包括但不限于。仅仅过渡词“由...组成”和“基本上由...组成”应当分别是封闭式或半封闭式过渡性短语，如美国专利局专利审查程序手册第2111.03章节中所阐述的。
[0155]
尽管若干发明实施例已经在本文描述和说明，但是本领域普通技术人员将容易设想用于执行本文描述的功能和/或获得本文描述的结果和/或优点中的一个或多个优点的各种其他装置和/或结构，并且这样的变型和/或修改中的每个被认为在本文描述的发明实施例的范围内。更一般地，本领域技术人员将容易认识到，本文描述的所有参数、尺寸、材料和配置旨在为示例性的并且实际参数、尺寸、材料和/或配置将取决于本发明教导被用于的特定应用或应用。本领域技术人员将意识到或者能够仅仅使用常规实验来确定本文描述的特定发明实施例的许多等效方案。因此，应理解，前述实施例仅通过举例的方式呈现并且在
所附权利要求及其等价方案的范围内，发明实施例可以以除了如具体描述和要求保护的方式之外的其他方式来实践。本公开的发明实施例涉及本文描述的每个单独特征、系统、制品、材料、套件和/或方法。另外，两个或更多个这样的特征、系统、制品、材料、套件和/或方法的任何组合(如果这样的特征、系统、制品、材料、套件和/或方法不相互不一致的话)被包括在本公开的发明范围内。