用于流量治疗设备的流动路径感测的制作方法

用于流量治疗设备的流动路径感测
1.本技术是2017年5月17日提交的、名称为“用于流量治疗设备的流动路径感测”的发明专利申请201780039600.0的分案申请。
技术领域
2.本披露涉及用于在向患者递送气体的流量治疗设备中进行流动路径感测的方法和系统。本技术要求美国专利申请62/337,795和62/507,013的优先权，所述专利申请的全部内容通过援引并入本文。


背景技术：

3.呼吸辅助设备在诸如医院、医疗设施、居家护理或家庭环境等各种环境中用于向用户或患者递送气体流。呼吸辅助设备或流量治疗设备可以包括用于递送氧气与气体流的阀、和/或用于递送加热和加湿的气体的加湿设备。流量治疗设备可以允许调整和控制气体流的特性，包括流率、温度、气体浓度、湿度、压力等。使用诸如加热式温度感测元件和/或热敏电阻器的传感器来测量气体的这些特性。


技术实现要素：

4.本披露描述了流量治疗设备，该流量治疗设备可用于在非密封式或密封式系统中向患者提供气体流。可以基于检测到的患者呼吸循环来调整呼吸气体流。可以使用诸如流率、鼓风机马达速度和/或系统压力等一个或多个测量参数来确定患者呼吸循环。可以使用周期波形(该周期波形被调整为具有基于患者呼吸循环的相位的相位)来控制流源，使得响应于患者吸气和呼气来调整流量。
5.提供了用于在呼吸系统中进行呼吸治疗的方法。该方法可以包括使用控制信号来驱动鼓风机马达，该鼓风机马达配置为产生到患者的空气流。该方法可以进一步包括通过以下方式来检测患者的呼吸循环：接收第一传感器输入，该第一传感器输入包括来自至少一个流量传感器的一个或多个流量测量值；接收第二传感器输入，该第二传感器输入包括来自至少一个压力传感器的一个或多个压力测量值或与鼓风机马达相关联的马达速度测量值；以及至少使用所接收的流量测量值生成呼吸循环波形，其中该呼吸循环波形可以包括患者的多个交替的吸气和呼气周期。该方法可以进一步包括通过以下方式来使控制信号与呼吸循环同步：识别呼吸循环波形的相位，并且反复更新控制信号的相位以实现控制信号和呼吸循环波形之间的所确定的相位差，使得控制信号可以配置为基于患者的吸气和呼气来调整鼓风机马达的速度。该方法可以进一步包括基于鼓风机马达接收控制信号与一个或多个流量测量之间的系统延迟来对控制信号进行相移。该方法可以进一步包括对控制信号进行相移，使得控制信号可以抢先呼吸循环波形设定时间量。至少一个流量传感器可以包括超声波传感器组件。至少一个流量传感器可以进一步包括加热式温度感测元件。可以将控制信号锁相到呼吸循环波形。可以至少部分地基于呼吸循环波形的幅度、正反馈参数和负反馈参数来确定控制信号的幅度。第二输入传感器可以是与鼓风机马达相关联的一个
或多个马达速度测量值。可以使用所接收的流量和马达速度测量值来生成呼吸循环波形。可以至少部分地基于使用所接收的流量和马达速度测量值计算出的流量限制来生成呼吸循环波形。可以至少部分地基于计算出的患者流量来生成呼吸循环波形，其中患者流量可以基于使用所接收的流量和马达速度测量值计算出的系统泄漏。可以至少部分地基于一个或多个鼓风机马达参数来确定马达速度测量值。鼓风机马达可以包括无刷dc马达。检测患者的呼吸循环可以包括接收第三传感器输入，该第三传感器输入包括来自至少一个压力传感器的一个或多个压力测量值。第二输入传感器可以是来自至少一个压力传感器的一个或多个压力测量值。用于进行呼吸治疗的方法可以在大流量呼吸系统中进行。用于进行呼吸治疗的方法可以在非密封式呼吸系统中进行。用于进行呼吸治疗的方法可以在密封式呼吸系统中进行。该方法可以进一步包括基于来自至少一个压力传感器的一个或多个压力测量值来调整马达速度以实现系统的预定压力。密封式呼吸系统可以包括无创通气罩。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸系统的壳体内。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
6.提供了呼吸治疗设备。该设备可以包括用于为患者产生空气流的鼓风机，该鼓风机与马达相关联，其中该马达可以配置为由控制信号驱动。该设备可以进一步包括配置为至少测量流率的一个或多个传感器，该一个或多个传感器进一步配置为测量马达速度或压力。该设备可以进一步包括控制系统，该控制系统配置为通过以下方式来检测患者的呼吸循环：接收第一传感器输入，该第一传感器输入包括来自至少一个流量传感器的一个或多个流量测量值；接收第二传感器输入，该第二传感器输入包括来自至少一个压力传感器的一个或多个压力测量值或与鼓风机马达相关联的马达速度测量值；以及至少使用所接收的流量测量值生成呼吸循环波形，其中呼吸循环波形可以包括患者的多个交替的吸气和呼气周期。该控制系统可以进一步配置为通过以下方式来使控制信号与呼吸循环同步：识别呼吸循环波形的相位；以及反复更新控制信号的相位以实现控制信号与呼吸循环波形之间的所确定的相位差，使得控制信号可以配置为基于患者的吸气和呼气来调整鼓风机马达的速度。控制信号可以进一步配置为基于鼓风机马达接收控制信号与感测所得空气流之间的系统延迟来对控制信号进行相移。控制信号可以进一步配置为对控制信号进行相移，使得控制信号可以抢先呼吸循环波形设定量时间。至少一个流量传感器可以包括超声波传感器组件。至少一个流量传感器可以进一步包括加热式温度感测元件。可以将控制信号锁相到呼吸循环波形。呼吸循环波形可以用于计算患者呼吸速率。可以至少部分地基于呼吸循环波形的幅度、正反馈参数和负反馈参数来确定控制信号的幅度。第二输入传感器可以是与鼓风机马达相关联的一个或多个马达速度测量值。可以使用所接收的流量和马达速度测量值来生成呼吸循环波形。可以至少部分地基于计算出的患者流量来生成呼吸循环波形，其中患者流量可以基于使用所接收的流量和马达速度测量值计算出的系统泄漏。可以至少部分地基于一个或多个鼓风机马达参数来确定马达速度测量值。鼓风机马达可以包括无刷dc马达。控制系统可以配置为通过接收第三传感器输入来检测呼吸循环，该第三传感器输入包括来自至少一个压力传感器的一个或多个压力测量值。第二输入传感器可以是来自至少一个压力传感器的一个或多个压力测量值。呼吸治疗设备可以是呼吸大流量治疗设备。呼吸
治疗设备可以配置用于非密封式呼吸系统中。呼吸治疗设备可以配置用于密封式呼吸系统中。呼吸治疗设备可以配置为基于来自压力传感器的一个或多个压力测量值来调整马达速度以实现密封式呼吸系统的预定压力。呼吸治疗设备可以配置为与无创通气罩联接。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸治疗设备的壳体内。该设备可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
7.用于根据患者吸气和呼气来调整呼吸系统的流率的方法。该方法包括：在处理器处接收第一输入，该第一输入与由源至少部分地基于控制信号而产生的空气流的流率相对应；在处理器处至少接收第二输入；以及处理器至少部分地基于第一输入和第二输入来确定患者的预测呼吸循环。该方法可以进一步包括使用正反馈参数至少部分地基于预测呼吸循环的幅度来调整控制信号。该方法可以进一步包括使用负反馈参数至少部分地基于预测呼吸循环的幅度来调整控制信号。该方法可以进一步包括调整源的控制信号，其中调整控制信号包括相对于预测呼吸循环来对控制信号执行至少一个锁相循环迭代，使得按照所确定的相位差，控制信号的相位与预测呼吸循环的相位基本匹配。第二输入可以对应于与源相关联的马达的速度。该方法可以进一步包括接收第三输入，该第三输入包括压力。第二输入可以对应于压力。调整控制信号可以进一步包括相对于预测呼吸循环来对控制信号进行相移。调整控制信号可以进一步包括至少部分地基于系统延迟来相对于预测呼吸循环对控制信号进行相移。调整控制信号可以进一步包括相对于预测呼吸循环来对控制信号进行相移以抢先预测呼吸循环波形指定的量。该方法可以用于非密封式或密封式呼吸系统中。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
8.提供了配置为根据患者吸气和呼气来调整流率的系统。该系统可以包括源，该源配置为至少部分地基于控制信号来产生空气流。该系统可以进一步包括处理器，该处理器配置为接收对应于空气流的流率的第一输入，至少接收第二输入，并至少部分地基于第一输入和第二输入来确定患者的预测呼吸循环。该处理器可以进一步配置为使用正反馈参数至少部分地基于预测呼吸循环的幅度来调整控制信号。该处理器可以进一步配置为使用负反馈参数至少部分地基于预测呼吸循环的幅度来调整控制信号。该处理器可以进一步配置为调整源的控制信号，其中调整控制信号可以包括相对于预测呼吸循环来对控制信号执行至少一个锁相循环迭代，使得按照所确定的相位差，控制信号的相位可以与预测呼吸循环的相位基本匹配。调整控制信号可以进一步包括相对于预测呼吸循环来对控制信号进行相移。可以至少部分地基于系统延迟来相对于预测呼吸循环对控制信号进行相移。可以相对于预测呼吸循环对控制信号进行相移以抢先预测呼吸循环波形指定的量。该处理器可以进一步配置为至少部分地基于患者的预测呼吸循环来计算患者呼吸速率。第二输入可以对应于与源相关联的马达的速度。该处理器可以进一步配置为接收第三输入，该第三输入包括压力。第二输入传感器可以对应于压力。该系统可以包括大流量系统。该系统可以为非密封式呼吸系统。该系统可以为密封式呼吸系统。呼吸治疗设备配置为基于来自至少一个压力传感器的一个或多个压力测量值来调整马达速度以实现系统的预定压力。该系统可以包括无创通气罩。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸
导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸系统的壳体内。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
9.提供了用于调整呼吸辅助设备的控制波形的方法。该方法可以包括：检测患者的呼吸循环；使控制波形与检测到的呼吸循环同步；以及相对于检测到的呼吸循环来对控制波形进行相移。控制波形可以进行相移以相对于呼吸循环具有所确定的相位差。使控制波形与检测到的呼吸循环同步可以包括使用正反馈来增强呼吸循环。使控制波形与检测到的呼吸循环同步可以包括使用负反馈来调节呼吸循环，其中可以在呼吸循环的幅度满足阈值量时将负反馈施加到呼吸循环。控制波形可以为相对于检测到的呼吸循环的锁相环路。锁相环路可以使控制波形与检测到的呼吸循环之间的误差每个循环逐渐减小。控制波形可以相移一定量以补偿与呼吸辅助设备相关联的系统延迟。控制波形可以相移一定量以抢先呼吸循环。呼吸辅助设备可以包括至少一个流量传感器。至少一个流量传感器可以包括超声波传感器组件。可以从至少一个流量传感器接收流量反馈。呼吸辅助设备可以包括鼓风机。该鼓风机可以包括马达。可以从鼓风机马达接收马达速度反馈。马达可以为无刷dc马达，可以配置为提供无传感器反馈。马达可以为低惯性马达。该方法可以进一步包括使用相移的控制波形来驱动鼓风机马达。呼吸辅助设备可以包括鼓风机，该鼓风机包括马达和至少一个流量传感器，并且该方法可以进一步包括从马达和至少一个流量传感器接收反馈变量，其中可以相结合地计算所接收的马达和流量传感器反馈变量以产生呼吸循环波形。可以从鼓风机马达接收马达速度反馈。来自马达的反馈可以包括系统压力的指示。呼吸系统可以包括压力传感器。可以相结合地计算所接收的压力和流量传感器反馈变量以产生呼吸循环波形。可以相结合地计算所接收的压力、马达和流量传感器反馈变量以产生呼吸循环波形。用于进行呼吸治疗的方法可以在大流量呼吸系统中进行。用于进行呼吸治疗的方法可以在非密封式呼吸系统中进行。用于进行呼吸治疗的方法可以在密封式呼吸系统中进行。该方法可以进一步包括基于压力传感器的压力测量值来调整马达速度以实现系统的预定压力。密封式呼吸系统可以包括无创通气罩。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸系统的壳体内。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
10.提供了配置为根据患者吸气和呼气来调整流率的呼吸辅助设备。该设备可以包括鼓风机，该鼓风机包括马达。该设备可以进一步包括用于测量流率的至少一个传感器。该设备可以进一步包括处理器，该处理器配置为至少基于流率来确定患者的预测的吸气和呼气循环，并根据患者呼吸来调整呼吸气体的流量。至少一个传感器可以包括第一超声波换能器和第二超声波换能器。至少一个传感器可以包括加热式温度感测元件。至少一个传感器可以包括第一超声波换能器和第二超声波换能器两者以及加热式温度感测元件。呼吸气体的流量可以至少部分地基于使用了正反馈和负反馈两者的双稳态系统来调整。处理器可以基于流率和指示鼓风机马达速度的信号来确定所预测的吸气和呼气循环，该马达配置为提供指示鼓风机马达速度的信号。呼吸辅助设备可以进一步包括用于测量压力的压力传感器。处理器可以基于流率和压力来确定预测的吸气和呼气循环。处理器可以基于流率、马达速度和压力来确定预测的吸气和呼气循环。呼吸辅助设备可以为大流量呼吸辅助设备。呼
吸治疗设备可以配置用于非密封式呼吸系统中。呼吸治疗设备可以配置用于密封式呼吸系统中。呼吸治疗设备可以配置为基于由压力传感器测量的压力来调整马达速度以实现密封式呼吸系统的预定压力。呼吸治疗设备可以配置为与无创通气罩联接。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸辅助设备的壳体内。该设备可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
11.提供了配置为根据患者吸气和呼气来调整流率的系统。该系统可以包括鼓风机和处理器。处理器可以配置为接收对应于流率的第一输入，以及第二输入。处理器可以进一步配置为基于第一输入和第二输入来确定患者的预测的吸气和呼气循环，并根据患者的预测的吸气和呼气循环来调整呼吸气体的流量。可以使用第一超声波换能器和第二超声波换能器来确定流率。可以使用加热式温度感测元件来确定流率。可以使用第一超声波换能器和第二超声波换能器结合加热式温度感测元件来确定流率。呼吸气体的流量可以至少部分地基于使用了正反馈和负反馈两者的双稳态系统来调整。第二输入可以为马达速度反馈装置，该马达速度反馈装置配置为提供指示鼓风机马达速度的信号。该处理器可以进一步配置为接收第三输入，该第三输入包括压力。第二输入可以为来自压力传感器的压力。该系统可以为大流量系统。呼吸治疗设备可以配置用于非密封式呼吸系统中。呼吸治疗设备可以配置用于密封式呼吸系统中。呼吸治疗设备可以配置为基于来自压力传感器的压力来调整马达速度以实现密封式呼吸系统的预定压力。呼吸治疗设备可以配置为与无创通气罩联接。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸治疗设备的壳体内。除马达反馈之外，第二输入还可以为压力。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
12.提供了配置为确定患者的呼吸速率的呼吸系统。该系统可以进一步包括：至少一个传感器，该至少一个传感器配置为测量流率；处理器，该处理器配置为与至少一个传感器电连通以使用呼吸系统来接收患者的流率测量值，该处理器进一步配置为通过将流率测量值相对于时间的曲线图自相关来确定患者的呼吸速率。处理器可以配置为从流率测量值相对于时间的曲线图的自相关的一个或多个峰值或过零点确定呼吸循环。至少一个传感器可以包括第一超声波换能器和第二超声波换能器。至少一个传感器可以包括加热式温度感测元件。至少一个传感器可以包括第一超声波换能器和第二超声波换能器两者以及加热式温度感测元件。处理器可以配置为至少部分地基于所确定的呼吸速率来生成呼吸循环波形，其中呼吸循环波形可以包括患者的多个交替的吸气和呼气周期。该系统可以进一步包括用于为患者产生空气流的鼓风机，该鼓风机与马达相关联，其中马达可配置为由控制信号驱动。鼓风机马达可以包括无刷dc马达。该处理器可以配置为通过以下方式来使控制信号与呼吸循环同步：识别呼吸循环波形的相位；以及反复更新控制信号的相位以实现控制信号和呼吸循环波形之间的所确定的相位差，使得控制信号可以配置为基于患者的吸气和呼气来调整鼓风机马达的速度。该处理器可以进一步配置为基于鼓风机马达接收控制信号与感测所得空气流之间的系统延迟来对控制信号进行相移。该处理器可以进一步配置为对控制信号进行相移，使得控制信号可以抢先呼吸循环波形设定时间量。该处理器可以配置为基于与鼓风机马达相关联的流率测量值和马达速度测量值来生成呼吸循环波形。可以至少部
分地基于一个或多个鼓风机马达参数来确定马达速度测量值。生成呼吸循环波形可以基于流率测量值和来自压力传感器的一个或多个压力测量值。生成呼吸循环波形可以基于流率测量值、马达速度测量值以及来自压力传感器的一个或多个压力测量值。呼吸系统可以包括呼吸大流量治疗设备。呼吸系统可以为非密封式呼吸系统。呼吸系统可以为密封式呼吸系统。处理器可以配置为基于来自压力传感器的一个或多个压力测量值来调整马达速度以实现系统的预定压力。呼吸系统可以包括无创通气罩。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸系统的壳体内。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
13.提供了用于使用呼吸系统来确定患者的呼吸速率的方法。该方法可以包括：从至少一个传感器接收使用呼吸系统获得的患者的流率测量值；将流率测量值相对于时间的曲线图自相关；以及从自相关确定患者的呼吸速率。确定患者的呼吸速率可以进一步包括从自相关中的一个或多个峰值或过零点确定患者的呼吸循环。可以由第一超声波换能器和第二超声波换能器进行流率测量。可以由加热式温度感测元件进行流率测量。可以由第一超声波换能器和第二超声波换能器两者以及加热式温度感测元件进行流率测量。该方法可以进一步包括至少部分地基于所确定的呼吸速率来生成呼吸循环波形，其中呼吸循环波形可以包括患者的多个交替的吸气和呼气周期。呼吸系统可以包括用于为患者产生空气流的鼓风机，该鼓风机与马达相关联，其中马达可配置为由控制信号驱动。鼓风机马达包括无刷dc马达。该方法可以进一步包括通过以下方式来使控制信号与呼吸循环同步：识别呼吸循环波形的相位，并且反复更新控制信号的相位以实现控制信号和呼吸循环波形之间的所确定的相位差，使得控制信号可以配置为基于患者的吸气和呼气来调整鼓风机马达的速度。同步可以进一步包括基于鼓风机马达接收控制信号与患者感测所得空气流之间的系统延迟来对控制信号进行相移。同步可以进一步包括对控制信号进行相移，使得控制信号可以抢先呼吸循环波形设定时间量。该方法可以进一步包括基于所确定的呼吸速率和与鼓风机马达相关联的马达速度测量值来生成呼吸循环波形。该方法可以进一步包括基于一个或多个鼓风机马达参数来确定马达速度测量值。生成呼吸循环波形可以基于所确定的呼吸速率和来自压力传感器的一个或多个压力测量值。生成呼吸循环波形可以基于所确定的呼吸速率、一个或多个鼓风机马达参数以及来自压力传感器的一个或多个压力测量值。呼吸系统可以包括呼吸大流量治疗设备。呼吸系统可以为非密封式呼吸系统。呼吸系统可以为密封式呼吸系统。处理器可以配置为基于来自压力传感器的压力测量值来调整马达速度以实现系统的预定压力。呼吸系统可以包括无创通气罩。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸系统的壳体内。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
14.提供了呼吸治疗设备。该呼吸治疗设备可以包括：鼓风机，该鼓风机用于为患者产生空气流，该鼓风机与马达相关联，其中马达可配置为由控制信号驱动；一个或多个传感器，该一个或多个传感器配置为至少测量流率；以及控制系统，该控制系统配置为通过以下方式来检测患者的呼吸循环：从一个或多个传感器接收一个或多个流量测量值；以及至少使用所接收的流量来生成呼吸循环波形，其中呼吸循环波形可以包括患者的多个交替的吸
气和呼气周期；以及从控制信号和呼吸循环波形的互相关识别控制信号和呼吸循环波形之间的相位差。控制系统可以配置为从控制信号和呼吸循环波形的互相关的一个或多个峰值或过零点确定/测定相位差。该控制系统可以配置为通过以下方式来使控制信号与呼吸循环同步：反复更新控制信号的相位以基于所识别的相位差来实现控制信号和呼吸循环波形之间的所确定的相位差，使得控制信号可以配置为基于患者的吸气和呼气来调整鼓风机马达的速度。控制信号可以进一步配置为基于鼓风机马达接收控制信号与患者感测所得空气流之间的系统延迟来对控制信号进行相移。控制系统可以进一步配置为对控制信号进行相移，使得控制信号可以抢先呼吸循环波形设定时间量。一个或多个传感器可以包括超声波传感器组件。一个或多个传感器可以进一步包括加热式温度感测元件。可以将控制信号锁相到呼吸循环波形。呼吸循环波形可以用于计算患者呼吸速率。可以从流率测量值随时间的自相关来计算患者呼吸速率。可以从自相关中的一个或多个峰值或过零点确定患者呼吸循环。可以至少部分地基于呼吸循环波形的幅度、正反馈参数和负反馈参数来确定控制信号的幅度。可以基于所接收的流量和与鼓风机马达相关联的马达速度测量值来生成呼吸循环波形。可以至少部分地基于计算出的患者流量来生成呼吸循环波形，其中患者流量是基于使用所接收的流量和与鼓风机马达相关联的马达速度测量值计算出的系统泄漏。可以至少部分地基于一个或多个鼓风机马达参数来确定马达速度测量值。鼓风机马达可以包括无刷dc马达。控制系统可以配置为基于所接收的流量和来自压力传感器的一个或多个压力测量值来生成呼吸循环波形。控制系统可以配置为基于所接收的流量、与鼓风机马达相关联的马达速度测量值以及来自压力传感器的一个或多个压力测量值来生成呼吸循环波形。呼吸治疗设备可以是呼吸大流量治疗设备。呼吸治疗设备可以配置用于非密封式呼吸系统中。呼吸治疗设备可以配置用于密封式呼吸系统中。呼吸治疗设备可以配置为基于来自压力传感器的压力测量值来调整马达速度以实现密封式呼吸系统的预定压力。呼吸治疗设备可以配置为与无创通气罩联接。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸治疗设备的壳体内。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
15.披露了用于在呼吸系统中进行呼吸治疗的方法。该方法可以包括：使用控制信号来驱动鼓风机马达，该鼓风机马达配置为生成到患者的空气流；通过从至少一个流量传感器接收一个或多个流量测量值来检测患者的呼吸循环；以及使用所接收的流量来生成呼吸循环波形，其中呼吸循环波形可以包括患者的多个交替的吸气和呼气周期；以及从控制信号和呼吸循环波形的互相关识别控制信号和呼吸循环波形之间的相位差。识别可以进一步包括从控制信号和呼吸循环波形的互相关的一个或多个峰值或过零点确定相位差。该方法可以进一步包括通过以下方式来使控制信号与呼吸循环同步：反复更新控制信号的相位以基于所识别的相位差来实现控制信号和呼吸循环波形之间的所确定的相位差，使得控制信号可以配置为基于患者的吸气和呼气来调整鼓风机马达的速度。同步可以进一步包括基于鼓风机马达接收控制信号与患者感测所得空气流之间的系统延迟来对控制信号进行相移。同步可以进一步包括对控制信号进行相移，使得控制信号可以抢先呼吸循环波形设定时间量。至少一个流量传感器可以包括超声波传感器组件。至少一个流量传感器可以包括加热式温度感测元件。该方法可以进一步包括将控制信号锁相到呼吸循环波形。呼吸循环波形
可以用于计算患者呼吸速率。检测可以进一步包括从流率测量值随时间的自相关来计算患者呼吸速率。可以从自相关中的一个或多个峰值或过零点确定患者呼吸循环。可以至少部分地基于呼吸循环波形的幅度、正反馈参数和负反馈参数来确定控制信号的幅度。可以基于所接收的一个或多个流量测量值和与鼓风机马达相关联的马达速度测量值来生成呼吸循环波形。可以至少部分地基于使用所接收的流量和与鼓风机马达相关联的马达速度测量值计算出的流量限制来生成呼吸循环波形。可以至少部分地基于计算出的患者流量来生成呼吸循环波形，其中患者流量可以基于使用所接收的流量和马达速度测量值计算出的系统泄漏。可以至少部分地基于一个或多个鼓风机马达参数来确定马达速度测量值。鼓风机马达可以包括无刷dc马达。可以基于所接收的流量和来自压力传感器的一个或多个压力测量值来生成呼吸循环波形。可以基于一个或多个流量测量值、与鼓风机马达相关联的马达速度测量值以及来自压力传感器的一个或多个压力测量值来生成呼吸循环波形。该方法可以在大流量呼吸系统中进行。该方法可以在非密封式呼吸系统中进行。用于进行呼吸治疗的方法可以在密封式呼吸系统中进行。该方法可以进一步包括基于来自压力传感器的压力测量值来调整马达速度以实现系统的预定压力。密封式呼吸系统可以包括无创通气罩。压力传感器可以位于无创通气罩中，或者位于将无创通气罩连接到患者呼吸导管的歧管中，或者位于患者呼吸导管内，或者位于呼吸系统的壳体内。该系统可以具有用于存储数据的存储器。所存储的数据可以包括呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率和/或压力。存储器可以是eeprom。
附图说明
16.图1以图解形式示出了流量治疗设备形式的示例呼吸辅助设备。
17.图2a展示了与呼吸辅助系统的部件交互和/或向其提供控制和指导的控制系统的示例框图。
18.图2b展示了与呼吸辅助系统的部件交互和/或向其提供控制和指导的控制系统的示例框图。
19.图2c展示了示例控制器的框图。
20.图3展示了示例马达/传感器模块的框图。
21.图4展示了用于调整流量治疗设备的操作的示例过程的流程图
22.图5展示了用于确定流率的示例过程的流程图。
23.图6a展示了用于针对流量治疗设备执行呼吸循环增强的示例系统的框图。
24.图6b展示了用于针对流量治疗设备实施锁相控制环路的示例系统的框图。
25.图7展示了用于辅助患者的呼吸循环的示例过程的流程图。
26.图8展示了患者的呼吸循环波形和控制信号波形的示例图表。
27.图9展示了用于将鼓风机马达的控制信号实施为具有感测到的患者呼吸循环的锁相环路的示例过程的流程图。
28.图10展示了用于对控制信号进行相移以补偿系统延迟的示例过程的流程图。
29.图11示出了展示更新控制信号以补偿系统延迟的图表。
30.图12展示了用于配置相移的控制信号以抢先患者的呼吸循环波形的示例过程的流程图。
31.图13展示了患者呼吸循环和相移的控制环路的示例图表。
32.图14a展示了由系统测量的患者的原始流率读数的示例图表。
33.图14b展示了图14a的原始流率读数的自相关的示例图表。
具体实施方式
34.图1中示出了流量治疗设备10。一般而言，设备10可以包括主壳体100，该主壳体包含呈马达/叶轮安排形式的流发生器11、可选的加湿器12、控制器13和用户接口14(例如，包括显示器和输入装置诸如按钮、触摸屏等)。控制器13配置或编程为控制设备的部件，包括：操作流发生器11以产生气体流以递送给患者；操作加湿器12(如果存在的话)以加湿和/或加热生成的气体流；从用户接口14接收用户输入以进行重新配置和/或设备10的用户定义操作；以及将信息(例如在显示器上)输出给用户。用户可以为患者、医疗保健专业人员或对使用该设备感兴趣的任何其他人。
35.患者呼吸导管16联接到流量治疗设备10的壳体100中的气体流输出端21，并且联接到患者接口17(诸如具有歧管19和鼻塞18的鼻套管)。另外地或可替代地，患者呼吸导管16可以联接到面罩。气体流(该气体流可以被加湿)由流量治疗设备10生成并且经由患者导管16穿过套管17递送给患者。患者导管16可以具有加热器线16a，用于加热流经至患者的气体流。加热器线16a处于控制器13的控制之下。患者导管16和/或患者接口17可以被认为是流量治疗设备10的部分，或者替代性地在其外周。流量治疗设备10、呼吸导管16、和患者接口17一起形成流量治疗系统。
36.现在将描述流量治疗呼吸设备10的一般操作。控制器13可以控制流发生器11以生成期望流率的气体流，控制一个或多个阀以控制气体混合物(例如，o2控制)，和/或控制加湿器12(如果存在的话)以将气体流加湿和/或加热至适当水平。气体流穿过患者导管16和套管17被引导至患者。控制器13还可以控制加湿器12中的加热元件和/或患者导管16中的加热元件16a，以将气体加热至达到期望水平的治疗和/或患者舒适程度的期望温度。控制器13可以编程为具有或可以确定气体流的合适目标温度。
37.操作传感器3a，3b，3c(诸如流量传感器、温度传感器、湿度传感器和/或压力传感器)可以放置在流量治疗设备10中的各个位置。附加传感器(例如，传感器20，25)可以放置在患者导管16和/或套管17上的不同位置(例如，在吸气管的端部处或附近可以存在温度传感器)。来自传感器的输出可以由控制器13接收，以帮助该控制器以提供合适的治疗的方式操作流量治疗设备10。提供合适的治疗可包括满足患者的吸气需求。设备10可以具有发射器和/或接收器15以使控制器13能够从传感器接收信号8和/或控制流量治疗设备10的不同部件，包括但不限于流发生器11、加湿器12和加热器线16a、或与流量治疗设备10相关联的附件或外围设备。设备10可以具有用于存储数据诸如呼吸速率、治疗时间、马达速度、流率、压力等的存储器。存储器可以为例如eeprom。另外地或替代地，发射器和/或接收器15可以将数据递送到远程服务器或实现设备10的远程控制。
38.流量治疗设备10可以包括大流量治疗设备。如本文所用，“大流量”治疗可涉及以相对高的流率向患者的气道施用气体，例如，对于成人，至少15l/min，或20l/min，或25l/min，或30l/min，或40l/min，或50l/min，或高达150l/min。对于儿童和婴儿，流率可以为1l/min且高达25l/min，或2l/min，或3l/min，或5l/min，或10l/min，或15l/min，或20l/min。可
以向用户的鼻孔和/或通过口服，或经由气管造口术接口来施用大流量治疗。大流量治疗可以将气体以等于或超过预期用户的峰值吸气流量要求的流率递送到用户。到达患者气道的大流量气体可有利于冲洗患者的气道，这可以减小解剖死腔的体积。大流量治疗通常通过非密封式患者接口(例如鼻套管)来递送。鼻套管可以配置为将呼吸气体以超过预期用户的峰值吸气流量要求的流率递送到用户的鼻孔。
39.本文使用的术语“非密封式患者接口”可以指在患者气道和正气体流源(诸如来自流发生器11)之间提供气动连接且不完全堵塞患者气道的接口。非密封式气动连接可以包括小于患者气道的95％的堵塞。非密封式气动连接可以包括小于患者气道的90％的堵塞。非密封式气动连接可以包括患者气道的40％和80％之间的堵塞。气道可以为患者的鼻孔或嘴中的一个或多个。
40.本文所述的系统还可以与密封式患者接口一起使用。密封式患者接口的非限制性实例可以包括无创通气(niv)全面罩和鼻罩。niv罩可以支持患者的呼吸，而无需插管法或气管造口术。niv罩可以具有与患者的面部适形的患者接口，以在罩和患者面部之间提供密封的配合。
41.在2015年12月2日提交的名称为“flow path sensing for flow therapy apparatus”的美国临时申请序列号62/262,325中披露了示例流量治疗设备的附加细节，该申请全文以引用方式并入本文。
42.控制系统
43.图2a展示了示例控制系统220的框图200，该示例控制系统可以检测患者状况并控制包括气体源的流量治疗设备的操作。控制系统220可以管理流经流量治疗设备的气体在递送到患者时的流率。例如，控制系统220可以通过控制鼓风机的马达速度的输出230(下文中也称为“鼓风机马达”)或共混机中的阀的输出232来增大或减小流率。如下所述，控制系统220可以针对特定患者自动地确定流率的设定值或个性化值。可以由控制系统220优化流率以改善患者的舒适度和治疗。
44.控制系统220还可以生成音频和/或显示器/视觉输出238，239。例如，流量治疗设备可包括显示器308和/或扬声器。显示器308可以向医师指示由控制系统220生成的任何警告或警报。显示器308还可以指示能够由医师调整的控制参数。例如，控制系统220可以针对特定患者自动推荐流率。控制系统220还可以确定患者的呼吸状态，包括但不限于生成患者的呼吸速率，并将其发送到显示器。
45.控制系统220可以改变加热器控制输出以控制加热元件中的一个或多个(例如，以维持递送到患者的气体的温度设定点)。控制系统220还可以改变加热元件的操作或占空比。加热器控制输出可以包括加热板控制输出234和加热式呼吸管控制输出236。
46.控制系统220可以基于一个或多个所接收的输入201-216来确定输出230-239。输入201-216可以对应于由控制器300自动接收的传感器测量值(如图2b所示)。控制系统220可以接收传感器输入，这些传感器输入包括但不限于温度传感器输入201、流率传感器输入202、马达速度输入203、传感器输入204、气体分数传感器输入205、湿度传感器输入206、脉搏血氧计(例如，spo2)传感器输入207、存储的参数或用户参数208、占空比或脉宽调制(pwm)输入209、电压输入210、电流输入211、声学传感器输入212、功率输入213、电阻输入214、co2传感器输入215和/或肺活量计输入216。控制系统220可以接收来自存储器304中的
用户参数值或存储的参数值的输入(如图2b所示)。控制系统220可以在患者治疗期间动态地调整患者的流率。控制系统220可以连续地检测系统参数和患者参数。基于本文的披露内容，本领域普通技术人员将理解，任何其他合适的输入和/或输出可以与控制系统220一起使用。
47.如图2b所示，控制系统220可以接收来自流量治疗设备的多个部件的输入，诸如胸腹起伏不一致(taa)传感器输入202、呼吸传感器输入204、呼吸功(wob)传感器输入206、co2和/或压力传感器输入208、用户输入和/或存储的值210。并非图2a中所示的所有输入202-210都可能存在。图2b中的控制系统220可以基于输入202-210来输出加热器控制输出230、流量控制输出232和显示器/音频输出234。输入202至210和输出230至234可能不必存在。例如，控制系统220可仅接收emg输入206并生成流量控制测量值232。取决于配置，对应于输入的一些部件可以不包括在流量治疗设备中。控制系统220可以使用缺少输入本身来确定输入条件或系统条件。
48.控制器
49.控制系统220可以包括用于检测输入条件和控制输出条件的编程指令。编程指令可以存储在控制器300的存储器304中，如图2b所示。编程指令可以对应于本文所述的方法、过程和功能。控制系统220可以由控制器300的一个或多个硬件处理器302执行。编程指令可以用c、c 、java、或任何其他合适的编程语言来实现。控制系统220的一些或所有部分可以在诸如asic和fpga的专用电路306中实现。
50.图2c展示了示例控制器300的框图。控制器可以包括可以执行存储在存储器304中的指令的硬件处理器302。控制系统220可以作为编程指令存储在存储器304中。控制器还可以包括用于接收传感器信号的电路306。控制器可以进一步包括用于传输患者和呼吸辅助系统的状态的显示器308。显示器308还可以显示警告。控制器还可以经由诸如显示器308的用户接口来接收用户输入。用户接口可以替代地或另外地包括按钮或拨号盘。
51.马达/传感器模块
52.图3展示了可以用作流量治疗设备的一部分的马达/传感器模块2000的框图。马达/传感器模块包括鼓风机2001，该鼓风机夹带室内空气以递送给患者。鼓风机2001可以为离心式鼓风机。
53.室内空气进入室内空气入口2002，该室内空气入口通过入口端口2003进入鼓风机2001。入口端口2003可以包括阀2004，加压气体可以通过该阀进入鼓风机2001。阀2004可以控制氧气流进入鼓风机2001。阀2004可以为任何类型的阀，包括比例阀或双态阀。入口端口可以不包括阀。
54.鼓风机2001可以以大于1,000rpm且小于30,000rpm、大于2,000rpm且小于25,000rpm、大于20,000rpm且小于24,000rpm、或在任何前述值之间的马达速度操作。鼓风机2001的操作将通过入口端口2003进入鼓风机2001的气体混合。使用鼓风机2001作为混合器可以降低在具有单独的混合器(诸如包括挡板的静态混合器)的系统中否则会发生的压降，因为混合需要能量而鼓风机赋予能量。
55.混合空气穿过导管2005离开鼓风机2001并进入测量室2007中的流动路径2006。具有传感器2008的电路板定位在测量室2007中，使得电路板浸没在气体流中。电路板上的传感器2008定位在气体流内以测量流内的气体特性。在通过测量室2007中的流动路径2006之
后，气体离开2009进入液体室300。
56.相对于将传感器定位在鼓风机和/或混合器的上游的系统，将传感器2008定位在组合式鼓风机和混合器2001的下游可以提高测量(诸如对气体分数浓度包括氧气浓度的测量)的准确性。这样的定位可以提供可重复的流量曲线。此外，将传感器定位在组合式鼓风机和混合器的下游避免了否则会发生的压降，因为在鼓风机之前发生感测的情况下，在入口和感测系统之间需要单独的混合器，诸如具有挡板的静态混合器。混合器在该混合器上引入压降。将感测定位在鼓风机之后允许鼓风机作为混合器，而静态混合器将降低压力，相反，鼓风机增大压力。此外，将电路板和传感器2008浸入流动路径中会提高测量的准确性，因为传感器浸没在流中意味着它们更可能与气体流温度相同，且因此可以更好地表示气体特征。
57.测量室
58.如图3所示，测量室2007可以定位在马达/传感器模块2000内的鼓风机2001的下游。测量室2007包括流动路径2006并且被设计为保持电路板和一个或多个传感器2008。
59.气体流可能在通过流量治疗设备期间经历压降，这消耗了能量并且继而可以影响系统达到特定流率的能力。压力损失可能是由于流动路径的直线部分的摩擦力、或者因从直线路径的偏离(诸如路径中的弯部、阀、收缩、或膨胀)而造成。
60.流动路径2006具有弯曲的形状。气体流在入口2103处进入，沿着弯曲的流动路径2104流动，并在流动路径2105的相对侧离开。入口和出口可以沿垂直相对的方向定位，并且气体流可以沿垂直向上方向进入路径，然后绕水平方向弯曲，然后再次绕垂直向上方向弯曲。流动路径可能没有急转弯。流动路径可以具有弯曲端部与较直的中间部分。流动路径可以在流动路径的整个长度上保持恒定的横截面形状。流动路径可以从流动路径的第一端部稍微向内渐缩，并且再次变宽到流动路径的第二端部，这可以加速流动以在测量中获得更好的准确性、稳定性和再现性。流动路径的表面可以衬有表面改性剂/润滑剂，以减少流动路径内的摩擦。弯曲的流动路径形状可以通过使测量区域与流动路径部分重合来减小气体流的压降，而不降低流量测量的灵敏度。可以使用许多不同的流动路径构型。在本文引用的美国临时申请序列号62/262,325中披露了可能的流动路径构型的其他实例。
61.基于呼吸循环来调整流量
62.为了更好地辅助患者的呼吸，能够基于患者的呼吸循环来调整流量治疗设备的操作可能是有益的。例如，可以随着患者的吸气和呼气来调整由流量治疗设备提供的空气的流率。可以基于患者的吸气或呼气来调整流率。例如，可以使流率在患者吸气期间增大，而在患者呼气期间减小。可以在患者吸气期间调整流率(例如，在吸气期间增大)，而在患者呼气期间不进行调整，反之亦然。吸气和呼气也可以称为吸气和呼气。
63.患者的呼吸循环可以表示为包括交替的呼气相位和吸气相位的波形。通过确定和监测患者的呼吸循环波形，可以基于患者的呼吸循环来修改流量治疗设备的操作。例如，流量治疗设备可以配置为使用周期波形来控制气体流，该周期波形可以基于患者的测量的呼吸循环波形来调整。
64.图4展示了用于调整流量治疗设备的操作的示例过程的流程图。在框402处，使用控制信号来驱动与流量治疗设备相关联的鼓风机马达(例如，如图1所示的流发生器11或图3所示的鼓风机2001)。可以使用鼓风机马达来产生空气流以便辅助患者的呼吸。控制信号
可以包括初始波形。初始波形可以包括默认波形，或者可以基于与患者相关联的一个或多个测量值。
65.在框404处，接收可用于确定患者的呼吸循环的多个测量值。这些测量值可以包括流率404a、马达速度404b、压力404c等。下面将更详细地描述这些类型的测量值中的每一个。
66.在框406处，使用所接收的测量值来确定患者的预测呼吸循环。可以使用一种或多种不同的技术(诸如流量偏差406a、流量限制406b、系统泄漏406c等)来确定患者的预测呼吸循环。下面将更详细地描述这些不同技术中的每一种。
67.在框408处，基于预测呼吸循环来调整到鼓风机马达的控制信号。例如，可以调整控制信号，使得流率在患者吸气时增大，而在患者呼气时减小。控制信号可以配置为具有预测呼吸循环的锁相环路。下面将更详细地描述这些实施方式中的每一个。
68.然后该过程可以返回到框402，其中使用所调整的控制信号来驱动鼓风机马达为患者产生空气流。
69.测量系统参数
70.如所讨论的，可以至少部分地基于多个不同的测量值(诸如测量的流量、测量的马达速度、测量的压力或它们的组合)来确定患者的呼吸循环。
71.a)流
72.流是指穿过系统的气体流(例如，从鼓风机马达或其他流发生器到患者)。可以使用一个或多个流量传感器来测量流率。例如，可以使用加热式温度感测元件来测量流率。加热式温度感测元件可以包括加热式温度感测元件、热线风速计，例如铂丝或加热的热敏电阻、和/或负温度系数(ntc)热敏电阻。加热式温度感测元件的其他非限制性实例包括玻璃或环氧树脂封装或未封装的热敏电阻。加热式温度感测元件被配置为测量气体的流率。
73.可以使用快速响应时间流量传感器(诸如包括第一超声波换能器和第二超声波换能器的超声波传感器组件)来测量流率。一个或多个传感器可以位于流动路径(诸如图3中所示的流动路径)附近。在本文引用的美国临时申请序列号62/262,325中披露了沿着流动路径的一部分使用超声波换能器来测量流量的实例。具体地，第一超声波换能器可以位于上述测量室中的流动路径的下游部分，且第二超声波换能器可以位于上述测量室中的流动路径的上游部分。第一超声波换能器和第二超声波换能器可以各自向彼此发射和从彼此接收超声波信号。呼吸设备的控制器可以基于第一超声波换能器和第二超声波换能器之间的飞行时间测量值来确定气体流的一个或多个特性，包括但不限于流率。还可以使用一个或多个超声波发射器和一个或多个超声波接收器(诸如麦克风)来测量流率。一个或多个超声波发射器可以沿着声学路径发射超声波信号。一个或多个超声波接收器可以沿着声学路径定位并接收超声波信号。呼吸设备的控制器可以基于一个或多个超声波发射器和超声波接收器之间的飞行时间测量值来确定气体流的一个或多个特性，包括但不限于流率。
74.由于系统的流率可能随着患者的吸气和呼气而波动，因此能够快速且准确地测量流率是很重要的。可以使用两个或更多个不同的传感器的组合来测量流率。例如，第一类型的传感器可能能够以较好的短期或局部准确性测量流率(例如，检测流率中的快速的呼吸变化)，但可能具有较差的长期准确性(例如，由于小误差的累积而造成)，而第二类型的传感器可能能够以较差的局部准确性(例如，由于局部噪声而造成)测量流率，但具有更好的
平均准确性。可以将来自第一类型的传感器和第二类型的传感器两者的输出读数组合以确定更准确的流量测量值。例如，可以使用先前确定的流率以及来自第二类型的传感器的一个或多个输出来确定预测的当前流率。然后可以使用来自第一类型的传感器的一个或多个输出来更新预测的当前流率，以便计算最终流率。第一类型的传感器可以包括超声波传感器组件，而第二类型的传感器可以包括加热式温度感测元件。
75.图5展示了用于确定流率的示例过程的流程图。在框502处，从第一流量传感器(诸如加热式温度感测元件传感器)接收第一流率测量值。在框504处，如上所述从超声波传感器组件接收第二流率测量值。
76.在框506处，基于第二流率测量值和先前的流率测量值来确定当前流量预测值。在框508处，使用当前流量预测和第一流率测量值来确定流率。通过利用加热式温度感测元件传感器和超声波换能器两者，可以缓解这两种类型的传感器的缺点，从而允许快速且准确地测量流率。
77.来自不同类型传感器的测量值可以以不同的方式组合。例如，可以直接读取来自一个或多个超声波换能器的测量值，同时过滤加热式温度感测元件测量值以提供对超声波流量计算的基础校正(例如，通过使用加热式温度感测元件(该加热式温度感测元件具有较好的长期准确性)来校正超声波换能器(该超声波换能器表现出更快的响应时间)的测量值)。
78.b)马达速度
79.一个或多个传感器(例如，霍尔效应传感器)可用于测量鼓风机马达的马达速度。鼓风机马达可以包括无刷dc马达，可以从该无刷dc马达测量马达速度而无需使用单独的传感器。例如，在无刷dc马达的操作期间，可以从马达的非通电绕组测量反电动势，可以从该马达绕组确定马达位置，继而可以使用该马达位置来计算马达速度。此外，可以使用马达驱动器来测量马达电流，该马达电流可以与测量的马达速度一起使用以计算马达转矩。鼓风机马达可以包括低惯性马达。
80.c)压力
81.可以使用一个或多个压力传感器来确定系统压力。一个或多个压力传感器可以为一个或多个表压力传感器或一个或多个绝对压力传感器。一个或多个压力传感器可以在系统中的任何位置，但至少一个压力传感器可以定位在呼吸设备的主壳体内的流动路径中。可以使用一个或多个马达参数来确定系统压力，而不需要单独的压力传感器。可以使用压力传感器来确认由马达参数所确定的系统压力。
82.使用马达参数来计算系统压力可具有良好的短期准确性，但与使用单独的压力传感器相比，可能具有较差的长期平均准确性。这样，来自压力传感器的输出和马达参数可以一起用于确定准确的系统压力测量值(例如，使用上面关于流率测量所描述的一种或多种技术)。
83.确定呼吸循环
84.a)流量偏差
85.可以通过观察系统的流率q相对于平均或设定点流率值的偏差来确定患者的呼吸循环。例如，流率可能往往响应于患者的吸气而增大，并且响应于患者的呼气而减小。然而，由于马达的速度也可能变化，因此可能难以确定偏差的哪个部分是由于马达速度的变
化而造成，以及哪个部分是由于患者的呼吸循环而造成。
86.b)限制
87.流量限制可用于确定患者的呼吸循环。一般来讲，呼吸系统总体上将具有一定的流动阻力(也称为“限制”或r)，该流动阻力可用于指示系统的压力p的变化与系统的流量的平方(q2)之间的关系，如下式所示。
88.p＝rq289.因此，限制r可以近似为：
[0090][0091]
限制r可以随着患者的吸气和呼气而变化。r值越小，表示限制越大(例如，当患者呼气时)。
[0092]
此外，压力p也可以近似为马达速度的函数，如下式所示：
[0093]
p＝kmω2[0094]
其中ω对应于马达速度，且km对应于常数。因此，限制r可以近似为：
[0095][0096]
这样，在使用变化的r值作为患者的呼吸循环的指示的情况下，可以基于测量的流率q和测量的马达速度ω来确定患者的呼吸循环。可以使用一个或多个压力测量值来计算常数km的值，或者可以假设km的值。
[0097]
由于患者呼吸循环(吸气/呼气)而造成的压降和由于其他因素而造成的压降(也称为系统压降)可以相加，如下面的等式所示：
[0098]km
ω2＝kcq2 rq2[0099][0100]
其中kc对应于与系统压降相关联的常数。患者的呼吸循环的检测是基于检测r的偏差(例如，与平均值的偏差)，而不是r的幅度。因此，常数kc可以忽略不计。可以将的值作为移动平均值来跟踪，以便补偿限制的偏差(例如，由于不规则的呼吸、套管的移动等而造成)并提供更平滑的波形。
[0101]
c)系统泄漏
[0102]
由鼓风机产生的空气流可包括流到患者肺部的第一部分和由系统泄漏的第二部分(称为“泄漏流”)。这可以用以下等式表示：
[0103]
q＝q
p
q
l
[0104]
其中q
p
对应于患者流，且q
l
对应于泄漏流。
[0105]
另外，套管处的压力可以称为“泄漏压降”。系统的总鼓风机压力可近似为系统压降和泄漏压降之和，其可表示为：
[0106]
[0107]
其中k
l
对应于泄漏常数。在封闭式或密封式系统中，k
l
将为常数。在非密封式系统中，当患者呼吸时，k
l
可随时间变化，但在特定呼吸循环中可被视为基本恒定。k
l
表征“系统泄漏”。
[0108]
因此，泄漏流可以近似为：
[0109][0110]
套管处的压力可近似为(仅泄漏压力)且患者的肺流量可近似为q
p
＝q-q
l
。随着患者的肺流量的变化，可以确定患者的呼吸循环。
[0111]
如上所述，可以测量、计算或估计变量q、q
p
、q
l
、km和kc。另外，可以通过知晓进入患者肺部的平均流量出于提供呼吸辅助的目的将被近似为零来估计k
l
。换句话说，可以做出以下假设：并且可以计算患者由于气体交换(也称为“漂移”)而吸气和呼气的气体量的差，从而允许对平均流量进行漂移校正。如果患者呼吸的周期t已知，那么系统的平均泄漏可以近似为：
[0112][0113]
然后，可以使用上面的等式来计算k
l
。如果周期t未知，则可以在已知一定数量的呼吸接近周期t的时间段上使用时间加权平均值。
[0114]
一旦患者的呼吸循环确定(例如，使用上面披露的任何技术)，就可以基于患者呼吸循环来调整控制信号。另外，呼吸循环可用于计算患者呼吸速率(例如，每分钟呼吸次数)。可以(例如，在显示器308处)显示、存储或传输计算出的呼吸速率。
[0115]
密封系统中的压力控制
[0116]
压力传感器读数可以在患者端或沿着呼吸系统中的患者呼吸导管的一部分获得，该呼吸系统如上所述具有密封式患者接口。压力传感器读数也可以从流量治疗设备内获得。压力传感器可以放置在流动路径中的任何位置。密封式患者接口的非限制性实例为niv罩。niv罩可以抵靠患者面部密封，从而导致基本上没有系统泄漏。这使得可以测量在患者端附近或在患者端处递送给患者的气体的压力。压力传感器可以定位在niv罩内。压力传感器可以定位在患者鼻孔外的位置。压力传感器可以定位在将niv罩连接到患者呼吸导管(诸如图1所示的患者呼吸导管16)的歧管中。
[0117]
来自位于患者端附近或患者端处的压力传感器(诸如niv罩中或沿着患者呼吸导管的一部分的压力传感器)的测量值可以允许使用上述一些等式来控制递送给患者的压力。具体地，等式kmω2＝kcq2 rq2中的压力项rq2可以由压力传感器读数p代替，以得到下面的等式。
[0118][0119]
对于该等式，可以假设q/ω近似恒定，因为系统的操作不会快速变化。通过将等式的两边乘以项(q/ω)2，可以进一步重新安排该等式，以得到更清楚地显示压力传感器读数
p和/或系统的流量q可以如何影响马达速度ω的表达式。
[0120][0121]
基于该等式，可以通过控制马达速度来实现系统的期望压力。如果系统的期望压力或预定压力已知，则可以计算实现期望压力或预定压力所需的马达速度。然后，控制器可以通过调整密封呼吸系统中的马达速度来控制系统的压力。
[0122]
呼吸循环增强
[0123]
一旦患者的呼吸循环已确定，就可以基于所确定的呼吸循环来调整到鼓风机马达的控制信号，以便更好地辅助患者的呼吸。例如，流量治疗设备可以通过在患者吸气时增加空气流，同时在患者呼气时减少流来辅助患者的呼吸循环。
[0124]
图6a展示了用于针对流量治疗设备执行呼吸循环增强的示例系统的框图。如图6a所示，患者602连接到流量治疗设备604。呼吸系统设备604包括鼓风机马达606或可用于向患者602提供空气流的其他类型的流发生器。
[0125]
在流量治疗设备604的操作期间，可以获得多个测量值并将其传输到控制信号反馈模块610，以便基于患者602的呼吸循环来调整到鼓风机马达406的控制信号。例如，可以使用鼓风机马达406的参数来测量马达速度和/或系统压力。可以使用一个或多个流量传感器608来监测空气流的流率。流量传感器408可以包括两种或更多种不同类型的传感器，诸如加热式温度传感元件和超声波传感器组件。另外，可以使用一个或多个附加传感器诸如压力传感器(未示出)来测量一个或多个附加测量值(例如，压力)。
[0126]
可以使用多个测量值(例如，马达速度、流率等)来在呼吸循环检测模块612处确定患者的呼吸循环。所确定的呼吸循环可以呈交替波形的形式(例如，基本上正弦波形)。
[0127]
一旦患者的呼吸循环已确定，就可以将其用于调整到鼓风机马达606的控制信号。例如，来自呼吸循环检测模块612的计算出的呼吸循环波形可以经受正反馈614和/或负反馈616。正反馈614和负反馈616都可以基于计算出的呼吸循环来执行，并且在618处组合生成针对鼓风机马达602的控制信号。
[0128]
通过随着患者的呼气减轻马达速度，以及/或者随着患者的吸气增大马达速度，正反馈614可以用于在患者的呼吸循环期间与患者一起作用。基于患者的吸气/呼气的所确定的幅度，可以使用一个或多个缩放参数来增大/减小控制鼓风机马达406的速度的控制信号的幅度。例如，鼓风机马达控制信号的正反馈可以表示为：
[0129][0130]
其中ω对应于马达速度，r对应于患者限制，以及对应于它们的平均值或基线值，并且k
p
对应于正反馈参数。
[0131]
另一方面，通过抑制控制信号随着患者的吸气或呼气的改变，可以使用负反馈616来限制提供给患者呼吸循环的正反馈。例如，随着患者的吸气，鼓风机马达的马达速度可能仅增大到一定限度，即使患者吸气的幅度增大。仅当患者的吸气或呼气的幅度超过阈值水平时，才能任选地使用负反馈616。可以在吸气而不是呼气期间提供负反馈，反之亦然。
[0132]
负反馈可以包括将施加到控制信号的正反馈限制到一定界限。负反馈可以包括明确的项，诸如：
[0133][0134]
其中负反馈参数kn和n设置成使得当限制偏差低(例如，接近零)时负反馈可忽略不计，但随着偏差的增加正反馈开始占优势。可以基于患者的呼吸循环(例如，不管患者是吸气还是呼气)来调整正反馈或负反馈的量(例如，正反馈参数k
p
和负反馈参数kn的值)。
[0135]
图7展示了用于辅助患者的呼吸循环的示例过程的流程图。在框702处，使用控制信号来驱动与流量治疗设备相关联的鼓风机马达。
[0136]
在框704处，检测患者呼吸循环。检测患者呼吸循环可以包括从一个或多个传感器接收多个测量值，诸如流率测量值、马达速度测量值、压力测量值等。可以使用所接收的测量值来例如使用上述任何技术来确定患者的呼吸循环。
[0137]
在框706处，确定患者当前是吸气还是呼气。如果患者正在吸气，则在框708处，可以修改到马达的控制信号以增加到患者的空气流，这可能减少患者在吸气期间需要做的呼吸功。由于空气流的增加，呼吸功可以减少。另一方面，如果患者正在呼气，则在框710处，可以修改到马达的控制信号以减少到患者的空气流。这可能对患者有益，因为在呼气期间由于患者不必呼吸进入的空气流而降低了呼吸功。另外，由患者的呼气气体和来自套管的进入气体之间的碰撞引起的噪声可以减少。能够基于患者吸气/呼气来调整空气流可以增强大流量呼吸治疗的效果。例如，由于患者在呼气期间不必吸气进入的空气流，因此可以递送相当高的流率(例如，在吸气期间)以提供更大的死区冲刷和/或co2冲洗。
[0138]
空气流的增加或减少的量可以基于患者的吸气/呼气的幅度。可以使用正反馈和负反馈的组合来调整控制信号。例如，正反馈可以用于通过基于患者的吸气/呼气的幅度，在患者吸气时增大马达速度以及在患者呼气时减小马达速度来辅助患者的呼吸，同时负反馈可以用于限制或缓和施加到马达控制信号的正反馈。然后，该过程可以返回到框702，其中使用更新的控制信号来驱动马达，并且继续监测患者的呼吸循环。
[0139]
虽然图7展示了在患者呼吸循环的吸气相位和呼气相位期间都实施反馈，但如上所述，可以至少部分地基于患者在呼吸循环中的位置(例如，患者在吸气还是呼气)来调整正反馈参数或负反馈参数。例如，可以在吸气期间但不在呼气期间实施正反馈。例如，尝试在呼吸时使用“噘嘴式呼吸”呼气来降低其功的患者可以通过在吸气期间以正反馈增大流率而在呼气期间无正反馈减小流率进行辅助来受益。通过在呼气期间不实施正反馈，呼气压力和呼气时间可以增加，这对于某些患者可能是有益的。
[0140]
相移的控制环路
[0141]
为了辅助患者的呼吸，用于驱动鼓风机马达的控制信号可以配置为具有感测到的患者呼吸循环的锁相环路，从而使控制信号与患者的呼吸循环同步。
[0142]
图6b展示了用于针对流量治疗设备实施锁相控制环路的系统的框图。如图6b所示，患者602连接到流量治疗设备404，与图6a所示类似。鼓风机马达606配置为根据所接收的控制信号来向患者602供应空气流。控制鼓风机马达606的控制信号可以包括初始周期波形(例如，默认波形，或基于一个或多个患者测量值的波形)。
[0143]
鼓风机马达606和流量传感器608可以配置为分别测量马达速度和流率(马达速度和流率可以由控制信号反馈模块610接收)，其中可以在呼吸循环检测模块612处确定患者的呼吸循环。呼吸循环可以包括波形。
[0144]
在使用了所确定的呼吸循环的情况下，确定患者的呼吸循环波形的相位620，并将其与施加的控制信号波形624的相位626进行比较，以进入锁相控制环路622，该锁相控制环路更新施加的控制信号波形624的相位。这样，可以反复减小施加的控制信号波形624的相位与呼吸循环波形之间的误差，使得施加的控制信号波形624与患者的呼吸循环基本匹配。例如，图8展示了患者的呼吸循环波形802和控制信号波形804的示例图表。将控制信号804的相位与呼吸循环802的相位进行比较，以确定相位失配806。可以反复更新控制信号804的相位，使得控制信号和呼吸循环的相位将基本上同步(例如，减少相位失配806)。可以反复更新控制信号的相位，直到相位失配在阈值量(例如，设定时间、相位百分比等)内。
[0145]
另外，控制信号进行相移以产生相移的施加波形628。控制信号波形进行相移，以便补偿信号到鼓风机马达和患者接收所得流之间的延迟。波形可以进行相移以便抢先患者的呼吸循环。例如，控制信号可以配置为在患者开始吸气之前稍微增大鼓风机马达的速度，并且在患者开始呼气之前稍微降低鼓风机马达的速度。这提供了预测系统，而不是严格反应系统，使得随着患者的吸气和呼气，允许更舒适的呼吸过渡。
[0146]
图9展示了用于将鼓风机马达的控制信号实施为具有感测到的患者呼吸循环的锁相环路的示例过程的流程图。在框902处，使用控制信号来驱动与流量治疗设备相关联的鼓风机马达。
[0147]
在框904处，检测患者呼吸循环。检测患者呼吸循环可以包括从一个或多个传感器接收多个测量值，诸如流率测量值、马达速度测量值、压力测量值等。可以使用所接收的测量值来例如使用上述任何技术来确定患者的呼吸循环。另外，可以基于所确定的呼吸循环来计算呼吸速率或频率。
[0148]
控制器可以以多种方式估计呼吸速率。控制器可以在控制器最初启动时和/或控制器运行时估计呼吸速率。可以通过对本文所述任何类型的呼吸信号的过零点计数来估计呼吸速率。可以通过采用呼吸信号的快速傅里叶变换(fft)并寻找优势频率来估计呼吸速率。可以通过找出呼吸信号的自相关的过零点或峰值来估计呼吸速率。
[0149]
自相关可以是信号与其自身的延迟副本的比较，作为延迟的函数。自相关可以揭示例如通过噪声隐藏在信号的原始波形中的重复模式。具体地，由系统测量的患者的原始流率读数相对于时间的曲线图(诸如图14a所示的曲线图)可以自相关，如图14b所示。可以识别自相关的峰值。峰值可以为估计的呼吸循环，可以用于估计患者的呼吸速率，也称为呼吸速率。还可以通过识别自相关的过零点来确定呼吸循环。与直接在原始呼吸信号波形上作用时相比，自相关(尤其是前几个循环)可以提供呼吸循环的更加噪声稳健的估计。这是因为边缘检测可能由于噪声而在原始波形上是不稳定的。
[0150]
除了帮助确定呼吸速率或频率以将鼓风机马达的控制信号实现为锁相环路之外，从自相关中提取的呼吸速率信息还可用于提供一致性信息。例如，所提取的呼吸速率信息可以指示患者是否正确地使用系统。所提取的呼吸速率信息可以指示呼吸功。
[0151]
在框906处，确定控制信号的相位与感测到的患者呼吸循环的相位是否匹配。如果控制信号的相位在感测到的患者呼吸循环的相位的阈值量或百分比内，则该确定可以得到
满足。可以以与上述用于估计呼吸速率的类似方式确定控制信号与感测到的患者波形之间的相位差。例如，控制器可以执行控制信号和感测到的患者波形之间的互相关，并寻找互相关中的峰值。峰值可以出现在或基本出现在两个波形之间的时间延迟处。
[0152]
如果确定控制信号相位与感测到的患者呼吸循环的相位不匹配，则在框908处，反复调整控制信号的相位使其与感测到的患者呼吸循环的相位匹配。可以将控制信号的相位调整预定量、预定百分比、基于控制信号的相位与感测到的患者呼吸循环的相位之间的差的百分比或量等。然后，该过程可以返回到框902，其中可以继续由控制信号驱动马达，并且可以继续监控患者的呼吸循环。
[0153]
控制信号的幅度可以基于一个或多个正反馈或负反馈参数。例如，患者的吸气或呼气的幅度可以被测量，并且可以用于使用正反馈参数和负反馈参数来确定控制信号波形的幅度。
[0154]
通过实施锁相环路，可以实现控制信号与患者呼吸循环之间的同步，以允许随着患者的吸气和呼气实现更舒适的呼吸过渡。当怀疑异步时，可以减少或消除正反馈。在此类情况下，控制信号可以配置为减小流量的峰值，或者使流量基本恒定，其中恒定流率低于实施正反馈时的流率。由于对控制信号的正反馈，减少或消除正反馈可以减少或消除患者的潜在不适。一旦控制信号与患者呼吸循环之间的同步重新建立，就可以重新开始或增加正反馈。
[0155]
随着同步的获得，可以逐渐引入控制信号波形。例如，控制信号波形的幅度可以从较低的值开始，使得与患者的呼吸循环略微异相的控制信号波形不会对患者造成太多的不适。随着同步的获得，控制信号波形的幅度可以增加。
[0156]
控制信号波形可以配置为实现相对于患者的呼吸循环的目标相位差。例如，控制信号波形可以相对于呼吸循环相移目标量，以便补偿系统延迟，或者抢先患者的呼吸循环。下面更详细地讨论这些实施方式。
[0157]
在将控制信号递送到鼓风机马达的时间和由鼓风机马达产生所得空气流的时间之间可能感测到延迟(由于例如马达加速或减速、因惯性造成的延迟、感测的延迟等)，这在下文中称为系统延迟。控制信号可以进行相移以便补偿该系统延迟。图10展示了用于对控制信号进行相移以补偿系统延迟的示例过程的流程图。在框1002处，使用控制信号来驱动与流量治疗设备相关联的鼓风机马达。
[0158]
在框1004处，可以使用一个或多个传感器来感测来自鼓风机马达的所得流量。一个或多个传感器可以包括加热式温度感测元件、超声波传感器等。基于测量的流量，确定在鼓风机马达接收到控制信号的时间与感测到所得流量的时间之间的系统延迟。
[0159]
在框1006处，基于所确定的系统延迟来调整控制信号。例如，图11示出了展示更新控制信号以补偿系统延迟的图表。测量马达接收到控制信号1102的时间与患者接收到所得流量1104的时间之间的系统延迟1106。然后可以对控制信号进行相移以形成相移后的控制信号1108，以便补偿延迟1106。
[0160]
控制波形可以进一步移位，使得其抢先感测到的呼吸循环波形。图12展示了用于配置相移的控制信号以抢先患者的呼吸循环波形的示例过程的流程图。在框1202处，使用控制信号来驱动与流量治疗设备相关联的鼓风机马达。
[0161]
在框1204处，检测患者呼吸循环。检测患者呼吸循环可以包括从一个或多个传感
器接收多个测量值，诸如流率测量值、马达速度测量值、压力测量值等。可以使用所接收的测量值来例如使用上述任何技术来确定患者的呼吸循环。
[0162]
在框1206处，可以将控制信号的相位与呼吸循环的相位匹配。这可以包括迭代过程，诸如以上参考图8和/或图9所描述的迭代过程。
[0163]
在框1208处，分析患者呼吸循环以识别患者何时吸气或呼气。例如，图13展示了患者呼吸循环1302和相移的控制信号1304的示例图表。如图13所示，可以推断患者在1306处在患者的呼吸循环波形的峰值附近(例如，在峰值之后不久)开始呼气，并且在1308处在呼吸循环波形的谷值附近(例如，在谷值之后不久)开始吸气。
[0164]
回到图12，在框1210处，基于患者呼吸循环来对控制信号进行相移。例如，控制信号可以进行相移，使得控制信号领先呼吸循环的相位达设定量的相位或时间。例如，如图13所示，控制波形可以进行移位，使得马达在患者开始呼气之前开始减小速度，并且在患者开始吸气之前开始增加速度。
[0165]
可以从一系列预定形状中选择控制波形，并且可以基于一个或多个呼吸参数(例如，呼吸循环波形的幅度)来修改控制波形。可以基于感测到的呼吸波形来动态地创建控制波形。
[0166]
除非上下文另有明确要求，否则在整个说明书和权利要求书中，词语“包括(comprise/comprising)”等应以包含性的意义，而不是排他性或穷举性的意义，也就是说，以“包括但不限于”的意义进行解释。
[0167]
术语“约”在此用于表示在标准测量精度内。
[0168]
对本说明书中的任何现有技术的引用并非，也不应被视为承认或以任何形式暗示该现有技术构成世界上任何国家的努力领域中的公知常识的一部分。
[0169]
所披露的设备和系统在广义上也可以说单独地或共同地存在于本技术的说明书中提及或指出的部件、元件和特征以及两个或更多个所述部件、元件或特征的任何或所有组合中。
[0170]
在前面的描述中提及具有已知相当物的整数或组分之处，这些整数象单独列出一样引入本文中。
[0171]
本文描述的任何算法、方法或过程的某些动作、事件或功能可以以不同的顺序执行，可以被添加、合并或完全省略(例如，并非所有描述的动作或事件都是实践算法所必须的)。此外，动作或事件可以例如通过多线程处理、中断处理、或多个处理器或处理器核或在其他并行体系结构上同时执行，而不是顺序执行。
[0172]
应当注意，基于本披露的各种变化和修改对于本领域技术人员而言将是显而易见的。可以在不脱离所披露的设备和系统的精神和范围并且不减少其附属优点情况下做出此类改变和修改。例如，可以根据需要重新定位多个不同部件。因此，旨在将此类改变和修改包括在所披露的设备和系统的范围内。此外，并非所有特征、方面和优点都是实践所披露的设备和系统所必需的。因此，所披露的设备和系统的范围旨在仅由下面的权利要求书限定。