專利名稱：：改變呼吸機的備用頻率的方法和裝置的制作方法
技術領域：
：本發明涉及用于治療諸如呼吸功能不全這樣的呼吸系統病癥的自動控制機械呼吸機。尤其是，本發明涉及當患者沒有正在自發呼吸時提供更合適的通氣備用頻率的方法和裝置。
背景技術：
：正和負壓力機械呼吸機都已被使用了數十年來治療患有呼吸系統病癥的病人。由MJTobin編寫的“Principles&PracticeofMechanicalVentilation(機械呼吸機的原理和實踐)”一書(1994，McGrawHillBookCompany，ISBN0-07-064943-X)中描述了呼吸機的一種范圍。S.P.McPherson的“RespiratoryTherapyEquipment(呼吸治療設備)”一書(第三版，1985，C.V.MosbyCompany，ISBN0-8016-3312-5)中描述了其它的呼吸機。Mushin等人的“AutomaticVentilationoftheLungs(肺的自動通氣)”一書(第三版，1980，BlackwellScientificPublications，ISBN0-632-002286-7)中描述了其它的呼吸機。正壓力呼吸機在正壓下向患者的氣道供應空氣或可呼吸氣體。流量是單位時間的空氣體積。潮氣量是呼吸循環期間進入和離開肺的空氣體積。每分通氣量是1分鐘內輸送到患者的空氣體積。存在兩種控制呼吸機的通常方法(1)體積或流量控制；和(2)壓力控制。通過調節每分通氣量，呼吸機可以被規劃來控制輸送到患者的空氣體積。空氣被輸送到患者的頻率是單位時間的呼吸(或循環)。為了獲得理想的每分通氣量，輸送到患者的空氣的頻率和體積都要變化。在該說明書中，呼吸機將被描述成被觸發到吸氣相或者被循環到呼氣相。自發呼吸是由患者發起的呼吸。如果呼吸機決定吸氣的開始或結束，那么呼吸被認為是強制的。如果患者觸發呼吸機(例如，用自發呼吸)，那么呼吸機被說成是輔助器。如果時間將呼吸機觸發到吸氣相，那么呼吸機被說成是控制器。如果患者可以輔助并且該機器可以援助他(如果他的呼吸頻率下降或者完全停止)，那么呼吸機被叫做輔助器/控制器。對于機器而言，成為所有這三者都是可能的。(1)當它是患者觸發時，它是輔助器并且沒有定時備用頻率；(2)當它是時間觸發時，它是控制器并且不提供輔助裝置；或者(3)當定時頻率備用患者頻率時，它是輔助器/控制器(有時被稱為“自發/定時”)。當呼吸機在患者自發呼吸相同的時間在吸氣和呼氣之間轉換時，呼吸機被說成是與患者同步。失去同步會導致患者不舒服和無效通氣。出于該描述的目的，當自發/定時呼吸機響應于所檢測到的患者呼吸而正在輸送通氣支持時，它被認為是處于自發模式。類似地，當自發/定時呼吸機響應于未能檢測到患者呼吸而正在根據備用計時閥值備用頻率輸送機器呼吸時，它被認為是處于定時模式。美國專利6,484,719(Berthon-Jones)中描述了在自發呼吸對象中提供通氣輔助的方法，該專利的內容被結合于此以作參考。在一些情況下，當患者在吸氣和呼氣之間轉換時，自發/定時呼吸機不能檢測。因此一些呼吸機具有自發模式的“超時”。這樣的呼吸機在超時時期結束時將從自發模式(等待患者)轉換到定時模式(以備用頻率輸送通氣)。美國專利6,213,119中描述了“超時”的改進系統，該專利的內容被結合于此以作參考。如這里所述，備用頻率(循環/時間)可以由其倒數，即備用周期(時間/循環)替代地描述。在為自動呼吸機編程時，出現了關于設備的最合適備用頻率的選擇的問題。
發明內容根據本發明的第一方面，呼吸機被設計成具有備用處理模塊或備用計時模塊，使得該呼吸機被構造或編程以在自發呼吸未被檢測到的情況下輸送具有計時閥值或備用頻率的定時呼吸。在第一實施例中，計時閥值或備用頻率可以被設置為第一頻率，該第一頻率基本上低于(即，頻率小于)患者的正常呼吸頻率。在這點上，該第一頻率以一種方式被選擇成脫離或偏離通常與正常或期望的患者呼吸相關的頻率，所述方式通過呼吸機促進了患者發起的通氣，而在呼吸暫停的情況下允許定時通氣。因此，第一頻率被設置成相對較低，從而呼吸機將更不可能干涉患者的正常呼吸循環，這意味著當瞬時備用頻率低于已經由傳統的固定備用頻率呼吸機設置的備用頻率時，呼吸機從定時模式重新開始自發模式或者繼續處于自發模式的機會增加。換句話說，如果患者再次開始自發呼吸，定時模式被中止或者自發呼吸模式繼續。如果在未檢測到呼吸時(意味著自發呼吸未重新開始)患者繼續要求定時通氣，那么呼吸機將自動地使計時閥值正常化為更高警惕的計時或者大約正常期望的呼吸計時。因此，呼吸機逐漸或逐步將呼吸頻率從第一頻率增加到第二頻率，第二頻率等于、接近于或稍低于患者的正常呼吸頻率。當然，取決于特定應用，第二頻率也可以變為高于患者的正常呼吸頻率。換句話說，低定時頻率用于減小錯誤進入呼吸機的定時模式的可能性，而可在定時模式中調整計時頻率以使得患者在定時模式期間能夠適當呼吸。因此，備用頻率被作為定時模式中經過時間的函數而自動地進行調節，從而增加到患者的通常或平均呼吸頻率。依據計時閥值為備用周期，該備用周期作為定時模式中的時間的函數而被自動地調節，從而減小到患者的通常或平均呼吸頻率。在另一方面，定時頻率可以在兩個界限之間調節，即第一較低頻率和高于第一頻率的第二頻率。在一種形式中，第一頻率明顯低于患者的通常呼吸頻率，第二頻率等于或稍低于患者的通常呼吸頻率。當然，第二較高頻率可以任選地等于或高于患者的通常或頻率呼吸頻率。當呼吸轉換到定時模式時，未能檢測到自發呼吸，呼吸機被初始地設置為第一較低頻率，然后患者被通氣。如果預定周期之后自發患者呼吸仍未被呼吸機檢測到，那么備用頻率被增加到第二頻率。在一個優選形式中，如果自發呼吸機未被檢測到，根據本發明的裝置在定時模式中將備用頻率從較低頻率變到超過大約5次呼吸的較高頻率。在一種形式中，在根據本發明的裝置中，第二頻率大約比第一頻率快25％。在另一個優選實施例中，第二頻率大約比第一頻率快50％。在另一實施例中，將可調節備用頻率作為通氣充足率的函數自動修改。在這種調節備用頻率的優選實施例中，通氣充足率影響在備用頻率的最小和最大值之間備用頻率調節的變化速度。在一個實施例中，在定時模式中，所述設備周期性地將計時閥值返回到更低警惕的計時閥值，以促進與患者的再次同步。在這里的具體描述中描述了本發明的其它方面。圖1顯示了根據本發明的一個實施例規劃的呼吸機；圖2是在計時閥值的自動調節中采取的步驟的一個實施例的流程圖；圖3是在計時閥值的自動調節中采取的步驟的一個替代實施例的流程圖；圖4顯示了根據通氣充足率調節備用頻率的“Δ”函數。發明詳述圖1作為例子顯示了適合實現本發明的裝置。圖1顯示了在伺服控制器3的控制下連接到電動機2的葉輪1，所述伺服控制器又在控制器4的控制下。在一個形式中，控制器4是基于微處理器的控制器，例如英特爾486微處理器。葉輪1和電動機2形成吹風機。來自吹風機的空氣沿著柔性管道6通到患者接口，例如帶有氣孔9的鼻罩5。盡管例舉了鼻罩，但本發明可以與鼻—口罩、全罩式面罩或氣管內插管結合使用。許多開關7連接到控制器。許多傳感器連接到控制器，即流量傳感器10，壓力傳感器11，鼾聲傳感器12，電動機速度傳感器13和電動機電流傳感器14。有一組顯示器8連接到控制器4以用于顯示來自控制器的信息。存在接口15以允許控制器4與諸如計算機這樣的外部設備通信。使用這種設備，吹風機的速度變化可以被控制，以可選擇地改變所述罩中的壓力，從而實現通氣支持。任選地，吹風機的電動機速度可以通常保持恒定，所述罩中的壓力變化可以通過控制伺服閥(未示出)的打開而實現，所述伺服閥可以可變地轉向/排氣或者將氣流輸送到所述罩。本領域的熟練技術人員將認識到用于產生通氣支持和將該通氣支持輸送到患者的其它設備。控制器4或處理器被構造成或用于實現這里所述的方法學，并且可以包括集成芯片、存儲器和/或其它指令或數據存儲介質。例如，用控制方法學編程的指令可以在設備的存儲器中的集成芯片上被編碼，或者這樣的指令可以作為軟件被裝載。使用這樣的控制器，可以僅僅通過調節壓力輸送方程，將該裝置用于許多不同的壓力通氣治療，其中所述壓力輸送方程用于設置吹風機的速度或者利用釋放閥來操縱排氣。本領域的熟練技術人員也將認識到所述控制器的方面也可以由模擬設備或其它電路實現。一般而言，如圖2的流程圖的步驟所示，根據本發明的設備可以在自發模式下輸送通氣支持(步驟22)，以根據檢測患者的吸氣(步驟20)同步地使患者通氣。然而，如果在通過閥值與測量的頻率或周期的比較而確定的某個計時閥值(例如，計時頻率(1/Tcurrent)或計時周期(Tcurrent))經過之前未檢測到患者吸氣(步驟24)，那么該設備將發起定時模式(步驟26)，在該定時模式中將輸送機器發起的呼吸。本領域的那些熟練技術人員將認識到通過強制執行計時閥值而進入定時模式的方法。如這里進一步所述的，然后可以在步驟28和30中執行計時閥值(1/Tcurrent或Tcurrent)的自動調節。在下面的描述中，除非另外指出，“周期”表示頻率的倒數。定義Tapn為當患者不呼吸時備用周期的理想時間，或者從吸氣開始(非患者觸發的)到下一次吸氣開始(非患者觸發的)的時間的理想時間，即當患者未觸發呼吸機并且從呼吸機的觀點來看至少明顯地(如果并非真正地呼吸暫停)沒有觸發呼吸機時，為理想頻率的倒數。優選地該頻率大約是患者的正常期望呼吸頻率，但是根據需要，它可以偏高或偏低。定義Tspont為當患者自發呼吸時備用周期的理想時間，Tdpont被優選地選擇成偏離患者的正常期望呼吸頻率，使得計時閥值的警惕性比正常呼吸更低。定義Tcuttent為被用來對向患者輸送通氣進行控制的當前備用周期。如果當前呼吸在時間tbreathstart開始，那么如果患者在該時間之前還未觸發呼吸機，則機器發起的或“定時”的呼吸將在tbreathstart+Tcurrent發生。應當理解的是，Tspont和Tapn被選擇成使得根據正在被治療的患者的呼吸力學，從Tspont到Tapn的呼吸周期的減小導致了通氣的單調增加，其中壓力支持水平固定。那些本領域的熟練技術人員將會認識到確定呼吸事件再次發生的時間tbreathstart，或者為了給自發或定時循環通氣支持的輸送計時而另外檢測呼吸循環中的事件的方法。(I)基本方法學Tcurrent被初始化為Tspont。如果定時呼吸發生，那么Tcurrent被減小了某個量ΔdTcurrent(不一定是常數)，然后結果被限制成至少為Tapn。更具體而言，在一個實施中，Tcurrent被減小了(Tspont-Tapn)/Ndec，其中Ndec例如為5，從而在該情況下當5次定時呼吸之后到達呼吸暫停備用頻率。在圖2的步驟28中示出了對計時閥值進行的該調節。由于希望最大化與患者再同步的機會，所以通常Ndec不應當太小(例如，1)。患者未觸發呼吸機的時間周期越長，觸發就越不可能馬上發生，并且如果定時通氣繼續處于低頻率，那么將越有可能發生缺氧。如果在任意時間發生觸發呼吸，那么Tcurrent被減小某個量ΔiTcurren，然后結果被限制成使得它至多為Tspont。更具體而言，在一個實施中，Tcurrent被增加了(Tspont-Tapn)/Ninc，其中在優選實施中，Ninc＝1，從而在該情況下當1次觸發呼吸之后備用頻率立即返回到自發呼吸備用頻率Tspont。理想的是Ninc＜Ndec，這是因為如果檢測到一次自發呼吸，那么可能有更多的自發呼吸，并且希望最大化觸發下一個的機會。在圖2的步驟30中示出了對計時閥值進行的該調節。在圖3所示的一個實施中，當利用周期Tapn輸送連續的定時呼吸時，用高達Tspont的更長周期輸送偶然呼吸(例如在每10次定時呼吸的相鄰系列中的1次呼吸)，以便增加與患者的再同步的機會，同時平均而言，以接近Tapn的倒數的頻率為患者通氣。因此，當呼吸機處于定時模式，如果出現一定數量的連續定時呼吸(步驟32)，那么為了促進與患者的再同步，可以周期地改變或放寬備用頻率，使其更不警惕，如圖3中的步驟34所示。因此，在定時模式中，對于一次呼吸循環，頻率或周期可以分別減小或增加。如果根據更寬松的備用速度或周期沒有檢測到患者呼吸，所述患者呼吸將觸發自發模式，那么對于接下來的呼吸循環，備用頻率被返回到更高警惕的頻率或周期(例如，患者正常期望的或平均的呼吸頻率或周期)。例如，在步驟30中，呼吸機可以使Tcurrent返回到Tspont，然后重復上面的方法學以用于向Tapn或者按照選擇增加，當單個機器產生的呼吸之后，呼吸機將在步驟28將Tcurrent調回到Tapn。(II)優點本發明的優點包括設置比通常更低的備用頻率的能力，從而比通常更不容易干涉患者的自發呼吸，同時能夠設置更高并且因此更有效的備用頻率，當患者真正地或顯著地呼吸暫停時，該頻率將具有優勢，從而允許更低的壓力支持水平。(III)使用測量通氣量來修改備用頻率變化速度的算法如果可獲得每分通氣量的快速響應測量值(響應時間典型地為2或3次呼吸的數量級，例如，拐角頻率大約為3.2/60Hz的流量的絕對值的第4階貝塞爾低通濾波)，并且也可獲得理想或目標通氣量(如伺服呼吸機中的，盡管呼吸機實際上不需要伺服—控制呼吸機--沒有伺服控制仍可以產生一些優點，但這里所設想的典型情況為伺服呼吸機)，那么可以使ΔdTcurrent取決于實際通氣充足率的某個測量值，例如可以由來自流量傳感器或被構造成這樣做的差動壓力傳感器的信號確定的測量通氣量對目標通氣量的比率Rvent(例如，Vmeas/Vtarg)。當Rvent遠大于1時，比如≥1.2，由于通氣完全充足，于是ΔdTcurrent可以被選擇為0。在帶有低或零最小壓力支持水平的伺服呼吸機的情況下，如果所有的呼吸都被定時，那么Rvent不能在≥1.2停留任何明顯的時期周期，這是因為這樣的事實Rvent大于1將導致壓力支持水平被減小從而使得Rvent≈1。當嘆氣之后緊接著短暫的暫停時，出現Rvent≥1.2的定時呼吸的情況可以典型地發生，并且在這些情況下減小Tcurrent是不可取的，這是因為自發呼吸將可能非常快地發生，并且一希望最大化與它同步的機會。在缺少壓力支持水平的伺服控制時，Rvent≥1.2表示在設定的壓力水平在低頻下獲得了充足以上的通氣(假定被認為是可接受的)，因此沒有必要增加頻率。當Rvent明顯小于1時，ΔdTcurrent可以被增加，從而，例如如果存在顯著的通氣不足，那么Tcurrent可以在兩次呼吸中從Tspont減小到Tapn，這是因為在該情況下非常快速地到達更有效的呼吸暫停備用頻率是可期望的。Rvent的中間值應當以單調方式產生Tcurrent的中間值，但是未必使用端點(即，Tspont和Tapn)之間的線性插值。為了在伺服呼吸機的情況下得到本發明的全部益處，當Rvent≈1時必須ΔdTcurrent＞0。這種情況的原因在于，壓力支持的自動增加，所述壓力支持的自動增加響應這樣的事實當Rvent＜1時，它可以導致通氣不足被快速地校正，即Rvent≈1，從而當Rvent≈1時，若ΔdTcurrent＝0，那么備用周期永不減小，從而導致患者使用高于最佳的壓力，在低于最佳的頻率下持續通氣。為了防止該情況，可期望的是當Rvent≈1時，ΔdTcurrent≥(Tspont-Tapn)/10。圖4例舉了用于根據通氣充足率調節備用頻率的分段線性“Δ”函數，該函數由下面的公式表示ΔdTcurrent＝(Tspont-Tapn)*Kdec(Rvent)如圖中所示，x軸顯示了通氣充足率的測量值Rvent。y軸顯示了將用于備用頻率的校正系數(Kdec)的相對大小。例如，x軸上的值0.2表示通氣的低充足率，該通氣的低充足率由相對高的校正系數補償，從而導致備用頻率以較大的Δ值增加。在本發明的其他實施例中，Δ函數可以具有不同的形狀，例如，線性的、曲線的和/或它們的組合。該Δ函數也可以具有其它輸入參數。應當注意的是，該算法與固定壓力水平的組合構成了呼吸暫停期間通氣的伺服控制的形式，盡管這并不是本發明的主要意圖。當通氣超過目標時，基于頻率的這樣的伺服控制算法將會要求ΔdTcurrent為負值。在一種形式中，該裝置具有學習模式，該學習模式在名稱為“DeterminingSuitableVentilatorSettinginPatientswithAlveolarHypoventilationDuringSleep(在睡眠時確定帶有肺泡通氣不足的患者的合適通氣設置)”的公布的澳大利亞專利申請AU24896/01(Berthon-Jones)中被描述，并且也在美國專利No.6,644,312中被公開，該專利的公開文本被結合于此以作參考。在學習模式期間，該設備學習患者的自然呼吸頻率。然后，較低備用頻率被設置為該頻率的函數，優選地大約等于該頻率的2/3或67％，或者替代地為75％，較高頻率被設置成等于被確定為患者的自然呼吸頻率的頻率或者根據時期周期確定的平均正常呼吸頻率。當然，呼吸機可以包括一種功能，以按照需要或者必要，提示由較高和/或較低呼吸頻率或周期的用戶進行輸入。在一種形式中，通過將“Δ”加入到備用頻率中，將備用頻率以步進的方式從第一頻率變化到第二頻率。Δ可以是固定大小，或者它可以是通氣充足率的測量值的函數。在本發明的一個實施例的下面例子中，在C++程序語言中被執行，確定Δ函數的大小的子例程被例舉<prelisting-type="program-listing"><![CDATA[intVPAP_ST_Sync_RelVentErrT∷CalcBackupPeriodDecrement(){//返回以HZ為單位的信號減小值。intMaxBackupDecrement＝BackupPeriodWhenBreathing-BackupPeriodApnoeic；doubleRelVentErr；if(RelativeVentilationErrGetP＝NIL‖!RelativeVentilationErrGetP-＞Get(RelVentErr)))//如果沒有獲得關于通氣錯誤的信息。returnMaxBackupDecrement/5；//目的是如果呼吸機提供定時呼吸并且恰好到達目標通氣量，我們希望保證適當//快速地到達呼吸暫停頻率。我們不希望受困于在低頻率下提供高壓力支持和這樣符合目標值。if(RelVentErr＞＝0.3)//很好地超過目標值，所以根本不改變備用周期。這例如可以是嘆氣之后的暫停。return0；doublePropnOfMaxDecrement；if(RelVentErr＞＝-0.1)PropnOfMaxDecrement＝0.2*(0.3-RelVentErr)/0.4；else{if(RelVentErr＜-1.0)RelVentErr＝-1.0；//應當是不必要的PropnOfMaxDecrement＝(-0.1-RelVentErr)/0.9；}return(int)(PropnOfMaxDecrement*MaxBackupDecrement+0.5)；}]]></pre>盡管已經參考優選實施方式描述了本發明，應當理解的是，這些實施例僅僅是本發明的原理的應用的例示。在不超出本發明的精神和范圍的情況下可以對此進行許多修改和設想其它的方案。權利要求1.一種為患者設置備用支持通氣的方法，該方法包括以下步驟在患者的呼吸循環的吸氣和呼氣部分期間，將壓力支持通氣輸送給該患者；在該患者呼吸的循環中檢測再發呼吸事件；在所述再發呼吸事件之后且在未檢測到下一個再發呼吸事件時，設置用于對所述壓力支持通氣的輸送進行控制的計時閥值；在未檢測到在所檢測的再發呼吸事件之后的再發呼吸事件時，根據所述計時閥值控制壓力支持的輸送；其中在設置計時閥值的步驟中，所述計時閥值被選擇成以一種方式偏離該患者的正常期望呼吸計時，該方式引起該患者發起的壓力支持通氣的同步，但在呼吸暫停的情況下允許備用通氣。2.根據權利要求1所述的方法，進一步包括以下步驟在未檢測到隨后的再發呼吸事件時，自動調節所述計時閥值，以將所述計時閥值正常化到所述患者的正常期望呼吸計時。3.根據權利要求2所述的方法，其中，根據響應于所述計時閥值而輸送的多個輸送通氣循環，所述計時閥值逐步調節。4.根據權利要求2所述的方法，進一步包括以下步驟在檢測到隨后的再發呼吸事件時，自動調節所述計時閥值，以將所述計時閥值調節到被選擇成偏離患者的正常期望呼吸計時的計時閥值。5.根據權利要求4所述的方法，其中，根據響應于所檢測到的患者呼吸而輸送的多個輸送通氣循環，所述計時閥值逐步調節。6.根據權利要求5所述的方法，其中響應于對患者的單個呼吸循環的檢測，所述計時閥值返回到被選擇成偏離患者的正常期望呼吸計時的初始計時閥值。7.根據權利要求6所述的方法，其中所述計時閥值是呼吸頻率，并且在未檢測到隨后的再發呼吸事件時自動調節所述計時閥值的步驟中，所述呼吸頻率從被選擇成偏離患者的正常期望呼吸頻率的頻率增加到正常期望呼吸頻率。8.根據權利要求7所述的方法，其中所述計時閥值的自動調節受限于最高呼吸頻率，所述最高呼吸頻率大約比被選擇成偏離正常期望呼吸頻率的所述頻率快50％。9.根據權利要求7所述的方法，其中所述計時閥值的自動調節受限于最低呼吸頻率，所述最低呼吸頻率作為在學習期間被確定的正常呼吸頻率的百分比被計算。10.根據權利要求9所述的方法，其中所述百分比大約為67％。11.根據權利要求6所述的方法，其中所述計時閥值是呼吸周期，并且在未檢測到隨后的再發呼吸事件時自動調節所述計時閥值的步驟中，所述呼吸周期從被選擇成偏離患者的正常期望呼吸周期的周期減小到正常期望呼吸周期。12.根據權利要求2所述的方法，進一步包括確定患者的通氣充足率的步驟，其中所述計時閥值的自動調節是患者的通氣充足率的函數。13.根據權利要求12所述的方法，其中所述患者的通氣充足率的函數包括測量通氣量和目標通氣量的比率。14.根據權利要求13所述的方法，其中所述測量通氣量是每分通氣量，對于測量每分通氣量對目標每分通氣量的比率而言，所述函數是分段線性的。15.根據權利要求2所述的方法，進一步包括以下步驟在未檢測到隨后的再發呼吸事件時，將正常化的計時閥值自動周期性地返回到被選擇成偏離正常期望呼吸的所述計時閥值。16.根據權利要求15的方法，進一步包括以下步驟在應用被選擇成偏離正常期望呼吸的所述計時閥值期間，如果隨后的再發呼吸事件仍未被檢測到，在輸送機器呼吸之后，將所述計時閥值變回所述正常化的計時閥值。17.根據權利要求16所述的方法，其中所述周期性返回根據多個輸送的機器呼吸而發生。18.一種向患者提供備用通氣的裝置，該裝置包括呼吸機，用于向患者產生和輸送通氣支持；和控制器，被配置成控制由所述呼吸機提供的通氣支持，其中所述控制器被配置成具有自發模式，在該自發模式中通過檢測患者的呼吸循環的存在而發起同步循環通氣支持；其中所述控制器進一步被配置成具有定時模式，在該定時模式中，在未檢測到患者的呼吸循環時，根據計時閥值輸送循環通氣支持，和其中所述控制器被配置成將所述計時閥值設置為患者的正常期望呼吸計時的函數，所述函數被選擇成以一種方式使患者的正常期望呼吸計時偏離所述計時閥值，該方式促進患者發起的通氣支持的同步，但在呼吸暫停的情況下允許備用通氣。19.根據權利要求18所述的裝置，其中所述控制器進一步被配置成在未檢測到患者的呼吸循環時，在定時模式中將所述計時閥值從偏離患者的正常期望呼吸定時自動調節到患者的正常期望呼吸定時。20.根據權利要求19所述的裝置，其中根據響應于所述計時閥值而輸送的多個輸送通氣循環，所述計時閥值逐步調節。21.根據權利要求20所述的裝置，其中所述控制器進一步被配置成當檢測到患者的呼吸循環存在時，通過將所述計時閥值調節到偏離患者的正常期望呼吸計時的計時閥值，自動改變所述計時閥值。22.根據權利要求21所述的裝置，其中根據響應于所檢測到的患者呼吸循環而輸送的多個輸送通氣循環，所述計時閥值逐步調節。23.根據權利要求22所述的裝置，其中響應于患者的單個呼吸循環的檢測，所述計時閥值返回到被選擇成偏離患者的正常期望呼吸計時的初始計時閥值。24.根據權利要求19所述的裝置，其中所述計時閥值是呼吸頻率，并且在所述定時模式下，自動調節所述計時閥值的所述控制器使所述定時閥值從低于患者的正常期望呼吸頻率的最低頻率增加到大約為患者的正常期望呼吸頻率的最大較高頻率。25.根據權利要求24所述的裝置，其中對所述計時閥值的自動調節受限于最高呼吸頻率，所述最高呼吸頻率大約比所述最低頻率快50％。26.根據權利要求24所述的裝置，其中所述最低呼吸頻率作為在學習期間被確定的正常呼吸頻率的百分比被計算。27.根據權利要求26所述的裝置，其中所述百分比大約為67％。28.根據權利要求18所述的裝置，其中患者的正常期望呼吸頻率的函數是患者所學習的呼吸頻率的固定百分比。29.根據權利要求28所述的裝置，其中所述固定百分比大約為67％。30.根據權利要求19所述的裝置，其中所述計時閥值是呼吸周期，并且自動調節所述計時閥值的所述控制器將該計時閾值從偏離正常期望呼吸周期的最大周期減小到大約為正常期望呼吸周期的最小較低周期。31.根據權利要求18所述的裝置，其中所述控制器進一步被配置成確定患者的通氣充足率并且將所述計時閥值作為患者的通氣充足率的函數進行調節。32.根據權利要求31所述的裝置，其中所述患者的通氣充足率的函數包括測量通氣量和目標通氣量的比率。33.根據權利要求32所述的裝置，其中所述測量通氣量是每分通氣量，對于測量每分通氣量對目標每分通氣量的比率而言，所述患者的通氣充足率的函數是分段線性的。34.根據權利要求18所述的裝置，其中所述控制器被進一步配置成在未檢測到患者的呼吸循環時，將所述計時閥值從接近正常期望呼吸計時的較高警惕閥值自動周期性地返回到偏離正常期望呼吸計時的較低警惕閥值。35.根據權利要求34所述的裝置，其中所述控制器被進一步配置成在應用較低警惕計時閥值期間，如果隨后的患者呼吸循環仍未被檢測到，則在輸送機器呼吸之后，將所述計時閥值從較低警惕計時閥值改變到較高警惕閥值。36.根據權利要求34所述的裝置，其中根據多個連續輸送的機器呼吸，所述控制器周期性返回所述計時閥值。37.一種向患者提供備用通氣的裝置，該裝置包括患者接口和管道，其連接來用于向患者輸送可呼吸氣體的受控供應；可控吹風機設備，其連接到所述管道以產生所述可呼吸氣體的供應，所述可呼吸氣體的供應為患者提供通氣支持；壓力傳感器，被配置成通過所述接口檢測患者呼吸的測量值和產生指示所述測量值的信號；和處理器，其與所述吹風機設備和傳感器連接以控制向患者輸送所述可呼吸氣體的供應，其中所述處理器包括編碼指令以控制自發模式，在所述自發模式中，通過根據來自所述壓力傳感器的信號檢測患者的呼吸循環的存在，發起同步循環通氣支持；其中所述控制器進一步包括編碼指令以控制定時模式，在所述定時模式中，在根據來自所述壓力傳感器的信號未檢測到患者的呼吸循環時，根據計時閥值輸送循環通氣支持，和其中所述處理器進一步包括編碼指令以將所述計時閥值設置為患者的正常期望呼吸計時的函數，所述函數被選擇成以一種方式從患者的正常期望呼吸計時偏離所述計時閥值，該方式引起患者發起的通氣支持的同步，但在呼吸暫停的情況下允許備用通氣。38.根據權利要求37所述的裝置，其中所述處理器進一步包括編碼指令，以在未檢測到患者的呼吸循環時，在定時模式下，將所述計時閥值從偏離患者的正常期望呼吸計時自動調節到患者的正常期望呼吸計時。39.根據權利要求38所述的裝置，其中根據響應于所述計時閥值而輸送的多個輸送通氣循環，所述計時閥值逐步調節。40.根據權利要求39所述的裝置，其中所述處理器進一步包括編碼指令，以在檢測到患者的呼吸循環存在時，自動改變所述計時閥值，以將所述計時閥值調節到偏離患者的正常期望呼吸計時的計時。41.根據權利要求40所述的裝置，其中根據響應于檢測到的患者呼吸循環而輸送的多個輸送通氣循環，所述計時閥值逐步調節。42.根據權利要求41所述的裝置，其中響應于對患者的單個呼吸循環的檢測，所述計時閥值返回到被選擇成偏離患者的正常期望呼吸計時的初始計時閥值。43.根據權利要求38所述的裝置，其中所述計時閥值是呼吸頻率，并且所述處理器的所述編碼指令在所述定時模式下控制所述計時閥值的自動調節，以使所述定時閥值從低于患者的正常期望呼吸頻率的最低頻率增加到大約為正常期望呼吸頻率的最大較高頻率。44.根據權利要求43所述的裝置，其中對所述計時閥值的自動調節受限于最高呼吸頻率，所述最高呼吸頻率大約比所述最低頻率快50％。45.根據權利要求44所述的裝置，其中所述處理器的編碼指令計算作為在學習期間被確定的正常呼吸頻率的百分比的最低呼吸頻率。46.根據權利要求45所述的裝置，其中所述百分比大約為67％。47.根據權利要求37所述的裝置，其中患者的正常期望呼吸頻率的函數是患者所學習的呼吸頻率的百分比。48.根據權利要求47所述的裝置，其中所述百分比大約為67％。49.根據權利要求38所述的裝置，其中所述計時閥值是呼吸周期，并且所述處理器的所述編碼指令控制所述計時閥值的自動調節，以使該呼吸周期從偏離正常期望呼吸周期的最大周期減小到大約為正常期望呼吸周期的最小較低周期。50.根據權利要求37所述的裝置，其中所述處理器進一步包括編碼指令以根據來自所述壓力傳感器的信號確定患者的通氣充足率并且調節作為被確定的患者的通氣充氣率的函數的所述計時閥值。51.根據權利要求50所述的裝置，其中患者的通氣充足率的函數包括測量通氣量和目標通氣量的比率。52.根據權利要求51所述的裝置，其中所述測量通氣量是每分通氣量，以及對于測量每分通氣量與目標每分通氣量的比率，所述患者的通氣充足率的函數是分段線性的。53.根據權利要求37所述的裝置，其中所述處理器進一步包括編碼指令，以在未檢測到患者的呼吸循環時，控制所述計時閥值從接近正常期望呼吸計時的較高警惕閥值自動周期性地返回到偏離正常期望呼吸計時的較低警惕閥值。54.根據權利要求53所述的裝置，其中如果患者隨后的呼吸循環仍未被檢測到，則在輸送機器呼吸之后，所述編碼指令進一步控制所述計時閥值從較低警惕閥值變化到較高警惕閥值。55.根據權利要求53所述的裝置，其中根據多個連續輸送的機器呼吸，所述編碼指令控制所述計時閥值的自動周期性返回。全文摘要一種呼吸機設備，在未檢測到患者呼吸的備用定時模式(22)中或者檢測到患者呼吸(20)的自發模式中，該呼吸機設備向患者輸送通氣支持。控制備用模式的計時閥值(18)被選擇成偏離患者的正常期望呼吸時間，以在自發模式中促進患者發起的通氣，但在呼吸暫停的情況下允許備用通氣。在定時模式期間將所述計時閥值從更低警惕計時閥值自動調節(28，30)到等于或接近于患者的正常期望呼吸計時的更高警惕閥值。可以使這樣的調節從最小變化到最大警惕計時設置，或者作為在定時模式下優選為輸送的機器呼吸數量的時間函數在它們之間逐漸增加。文檔編號A61M16/00GK1758931SQ200480006230公開日2006年4月12日申請日期2004年3月5日優先權日2003年3月7日發明者戴維·約翰·巴辛申請人:雷斯梅德有限公司