BR112012028515B1

BR112012028515B1 - Sistema para administrar um fluxo de gás em uma via respiratória de um paciente

Info

Publication number: BR112012028515B1
Application number: BR112012028515-7A
Authority: BR
Inventors: Benjamin Irwin Shelly; Pooja Chatterjee; Peter Douglas Hill
Original assignee: Koninklijke Philips N.V
Priority date: 2010-05-11
Filing date: 2011-04-26
Publication date: 2020-09-29
Also published as: CN102892449A; BR112012028515A2; US20130056006A1; RU2012153242A; CN102892449B; AU2011251644B2; EP2569034B1; JP2013526328A; EP2569034A1; AU2011251644A1; US9526854B2; JP5878522B2; WO2011141845A1

Abstract

sistema para administrar um fluxo de gás em uma via respiratória de um paciente, método para prover um fluxo de gás, e sistema para ventilar um paciente. um sistema e método para administrar um fluxo de gás a uma via respiratória de um paciente. o sistema inclui um gerador do fluxo de gás e um circuito do paciente compreendendo um canal que comunica o fluxo de gás a um paciente. um sensor é configurado para medir uma taxo do fluxo de gás e gerar sinais de fluxo com base na vazão medida. um controlador é operavelmente conectado com o gerador do fluxo de gás e o sensor e é configurado para controlar uma pressão do fluxo de gás provido ao paciente. o controlador recebe os sinais de fluxo a partir do sensor, determina uma taxa de mudança no fluxo de gás, e modifica ou compensa a pressão do fluxo de gás provido ao paciente se a taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente exceder uma quantidade limite.

Description

REFERÊNCIA CRUZADA AOS PEDIDOS RELACIONADOS

Este pedido de patente reivindicado benefício da prioridade em 35 USC parágrafo 119(e) do Pedido de Patente Provisório Norte-Americano N° 61/333.291 depositado em 11 de maio de 2010, os conteúdos dos quais estão aqui incorporados por referência.

HISTÓRICO DA INVENÇÃO 1. CAMPO DA INVENÇÃO

A presente invenção se refere geralmente a um método e aparelho para prover a compensação de pressão para uma queda de pressão devido ao fluxo dinâmico em um sistema de suporte de pressão.

2. DESCRIÇÃO DA TÉCNICA RELACIONADA

Os modos de operação ventilatórios de pressão positiva são geralmente utilizados em dispositivos que proveem assistência respiratória, como dispositivos de Pressão Positiva Contínua nas Vias Aéreas (PPCVA). Os dispositivos de pressão positiva são tipicamente programados por um médico para prover uma pressão especificada e geralmente em diferentes pressões inspiratórias e expiratórias. De modo alternativo, os dispositivos de pressão positiva podem ser utilizados em um modo de controle de volume, no qual um médico programa o volume a ser administrado em uma determinada respiração.

A fim de prover a pressão ou volume prescrito, o dispositivo de pressão mede tipicamente a pressão e o fluxo próximos à saída do dispositivo e então estima a pressão e o volume que está sendo provido às vias respiratórias do paciente. A tubulação do circuito do paciente tem características que afetam a pressão e o fluxo administrado ao paciente. O dispositivo estima tipicamente tais efeitos na pressão e do fluxo para prover a quantidade correta de pressão.

A compensação para a tubulação do paciente é conhecida aos técnicos no assunto. Por exemplo, há dispositivos que compensam a resistência do fluxo do circuito da tubulação do paciente, como utilizando "compensação automática do tubo", onde a queda de pressão sobre o circuito do paciente é estimada para ser proporcional ao quadrado do fluxo taxa e uma constante de proporcionalidade é definida pela entrada do usuário. Há também dispositivos que compensam a déficit do volume administrado ao paciente devido à conformidade pneumática.

A quantidade de queda de pressão sobre o circuito do paciente é estimada de forma que uma quantidade precisa ou adequada de pressão possa ser provida ao paciente. Os padrões regulatórios requerem dispositivos de pressão positiva para atingir certos padrões de precisão nas condições do fluxo dinâmico. Enquanto os dispositivos de suporte de pressão típicos podem prover pressão a um nível que é suficientemente confortável para o paciente, e podem cumprir as exigências regulatórias sem compensar a queda de pressão devido ao fluxo dinâmico, a tubulação tipicamente utilizada antes foi a de um diâmetro relativamente grande. Se a tubulação de menor diâmetro deveria ser utilizada, a queda de pressão devido ao fluxo dinâmico na menor tubulação faria com que os sistemas de suporte de pressão tenham "oscilações" e de pressão mais desejáveis. Consequentemente, a pressão provida ao paciente pode ser menos confortável e pode ser incapaz de cumprir com os padrões regulatórios.

Por exemplo, a indutância do ar em um tubo, L, é definida como: L - P«r l'ub° ; Eq. 1.1 ^tuho ' S onde: .Léa indutância do tubo em cmH20/ (litros/sec2) , paré a densidade do ar, gramas/litro, ltub0é o comprimento do tubo em cm, Atubné a área transversal do tubo, cm2, e gr é a constante gravitacional, 981 cm/sec2.

Desta forma, urn valor de indutância nominal pode ser 0,0775 cmH2O/ (litros/sec2) para urn tubo de tamanho padronizado tendo um comprimento de 6 ft, e um diâmetro interno de 22 mm utilizado para terapia de pressão não invasiva. Durante a respiração normal, a oscilação de pressão total causada pelo efeito indutivo pode apenas estar na ordem de 0,2-0,3 cmH20, pico a pico. Este pequeno erro transiente é geralmente não suficiente para o paciente detectar. Se o diâmetro de uma tubulação de seis pés deveria ser tão pequeno quanto 15 mm, 11 mm, ou talvez ainda menor, problemas podem ocorrer. Por exemplo, no caso da tubulação de 11 mm, o valor da indutância pode ser tão alto quanto 0,310 cmH20/(litros/sec2) , e um erro da pressão pico-a-pico poderia ser até 1,2 cmH2O, que poderia causar desconforto ao paciente.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

Certamente, é um objetivo de a presente invenção prover um sistema de suporte de pressão que supera as desvantagens do sistema de suporte de pressão convencional. Este objetivo é obtido de acordo com uma realização da presente invenção provendo um sistema de suporte de pressão para administrar um fluxo de gás a uma via respiratória de um paciente que include um gerador do fluxo de gás que gera um fluxo de gás e um circuito do paciente. O circuito do paciente é acoplado ao gerador do fluxo de gás e compreende um canal adaptado para comunicar o fluxo de gás a uma via respiratória de um paciente. O sistema também inclui um sensor associado com o gerador do fluxo de gás e/ou o circuito do paciente e é configurado para medir o fluxo de gás no circuito do paciente e gerar sinais de fluxo com base no fluxo medido. O sistema adicionalmente inclui um controlador operavelmente conectado com o gerador do fluxo de gás e o sensor. O controlador é configurado para controlar uma pressão do fluxo de gás provido ao paciente. O controlador recebe os sinais de fluxo do sensor e determina uma taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente. O controlador modifica ou compensa a pressão do fluxo de gás provido ao paciente se a taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente exceder uma quantidade limite.

Outro aspecto provê um método para ventilar ou administrar um fluxo de gás a um paciente. O método inclui administrar um fluxo de gás à via respiratória de um paciente a partir de uma fonte de gás através de um circuito do paciente. 0 circuito do paciente compreende um canal adaptado para comunicar o fluxo de gás à via respiratória do paciente. O método adicionalmente inclui medir o fluxo de gás e gerar sinais de fluxo com base na medição do fluxo. O método também inclui controlar uma pressão do fluxo de gás provido ao paciente pela 1) recepção dos sinais de fluxo e determinação de uma taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente e 2) modificação ou compensação da pressão do fluxo de gás provido ao paciente se a taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente exceder uma quantidade limite.

Outro aspecto provê um sistema para ventilar um paciente. O sistema inclui meios para administrar um fluxo de gás à via respiratória de um paciente a partir de uma fonte de gás através de um circuito do paciente. 0 circuito do paciente inclui um canal adaptado para comunicar o fluxo de gás à via respiratória do paciente. O sistema também inclui meios para medir uma taxa do fluxo e gerar sinais de fluxo com base no fluxo medido de gás no circuito do paciente. O sistema adicionalmente inclui meios para controlar uma pressão do fluxo de gás provido ao paciente pela 1) recepção de sinais de fluxo e determinação de uma taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente e 2) modificação ou compensação da pressão do fluxo de gás provido ao paciente se a taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente exceder uma quantidade limite.

Estes e outros objetivos, características e funções da presente invenção, bem como os métodos de operação e funções dos elementos relacionados de estrutura e a combinação das partes e economias de fabricação, se tornarão mais evidentes sob consideração da descrição a seguir e das reivindicações anexas com referência aos desenhos anexos, todos que formam uma parte desta especificação, em que os numerais de referência semelhantes designam as partes correspondentes nas várias figuras. Em uma realização da invenção, os componentes estruturais ilustrados aqui podem ser considerados desenhados em escala. Entretanto, deve ser expressamente entendido que os desenhos são para a finalidade de ilustração e descrição apenas e não são direcionados como uma definição dos limites da invenção. Conforme utilizado na especificação e nas reivindicações, a forma singular, de "um" , "uma" , "o" e "a" inclui referentes a menos que o contexto estabeleça claramente o contrário.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

A figura 1 é um diagrama em blocos funcional de um sistema de suporte de pressão positiva da via respiratória adaptado para implementar a terapia de suporte de pressão de acordo com os princípios da presente invenção;

As figuras 2A-2D são formas de onda do fluxo, a queda de pressão, o diferencial do fluxo e erro estimado na queda de pressão para um circuito da tubulação do paciente de acordo com uma realização;

As figuras 3 A-3D são formas de onda do fluxo, a queda de pressão, o diferencial do fluxo e erro estimado na queda de pressão para um circuito da tubulação do paciente de acordo com uma realização; e

A figura 4 é um fluxograma que ilustra uma parte do processo para implementar o modo de suporte de pressão da presente invenção.

DESCRIÇÃO DETALHADA DAS REALIZAÇÕES EXEMPLARES

A figura 1 ilustra esquematicamente um sistema de suporte de pressão da via respiratória 10 adequado para prover um modo aprimorado de pressão positiva variável da via respiratória do suporte de pressão para um paciente de acordo com os princípios da presente invenção. O fluxo de gás pressurizado, geralmente indicado pela seta D a partir de um gerador do fluxo de gás/pressão 52 é administrado, através de um canal de administração 56 em uma máscara de respiração ou interface do paciente 58 de qualquer construção conhecida, que é tipicamente vestida ou, caso contrário, presa a um paciente 54 para comunicar o fluxo de gás à via respiratória do paciente. O canal de administração 56 também é geralmente referido como um circuito do paciente. Em algumas realizações, o canal de administração 56 pode compreender uma tubulação flexível 100. Em algumas realizações, a tubulação 100 do circuito do paciente tem um diâmetro de 15 mm ou menos.

Conforme mencionado acima, a tubulação 100 tem características que podem afetar a pressão e o fluxo de gás provido ao paciente. Por exemplo, a tubulação pode causar resistência do fluxo e indutância que afeta a pressão ou o fluxo de gás provido ao paciente. Para prover a quantidade adequada de pressão ou fluxo de gás ao paciente, o sistema 10 compensa a queda de pressão no circuito do paciente resultante do fluxo de gás dinâmico. O sistema de suporte de pressão 10 modifica ou compensa a pressão do fluxo de gás provido ao paciente com base nos efeitos da tubulação do paciente. Em particular, o sistema de suporte de pressão determina uma taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente e modifica ou compensa a pressão do fluxo de gás provido ao paciente se a taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente exceder uma quantidade limite.

As figuras 2A-2D mostram formas de onda exemplares do paciente fluxo, queda de pressão, diferencial do fluxo e erro de estimativa na queda de pressão para tubulação do paciente 100 que é 22 mm no diâmetro e 6 pés no comprimento. Em contraste, as figuras 3A-3D mostram formas de onda exemplares do paciente fluxo, queda de pressão, diferencial do fluxo e erro de estimativa na queda de pressão para a tubulação do paciente 100 que é 15 mm em diâmetro e 6 pés no comprimento. Conforme mostrado nas figuras 2A e 2D e figuras 3A e 3D, o erro de estimativa na queda de pressão sem compensar os picos da queda de pressão indutiva no início da inalação e conforme o fluxo reduz da inalação para a exalação. Conforme mostrado nas figuras 2D e 3D, o erro de estimativa na queda de pressão sem compensar o efeito indutivo é maior na tubulação do paciente 100 tendo um diâmetro de 15 mm (ver figura 3D) do que na tubulação do paciente tendo um diâmetro de 22 mm (ver figura 2D). Assim, o sistema 10 pode compensar o efeito indutivo do fluxo dinâmico. Isto pode ser utilizado para a tubulação de qualquer diâmetro ou comprimento, mas pode ter benefício particular para a tubulação com menor diâmetro ou maiores comprimentos (onde mais indutância é apresentada).

Novamente com referência à figura 1, o sistema de suporte de pressão 10 inclui um gerador do fluxo de gás/pressão 52, como um soprador utilizado em um PPCVA convencional PPCVA ou dispositivo de suporte de pressão de dois níveis, pistão, foles, compressor ou qualquer outro dispositivo que recebe gás, geralmente indicado pela seta C, a partir de qualquer fonte adequada, por exemplo, um tanque de oxigênio ou ar pressurizado, a atmosfera ambiente ou uma combinação destes. O gerador do fluxo de gás/pressão 52 gera um fluxo de gás, como ar, oxigênio ou uma mistura destes, para administrar em uma via respiratória de um paciente 54 em pressões relativamente mais altas e mais baixas.

O sistema 10 pode ser configurado para gerar o fluxo de gás respirável pressurizado de acordo com um ou mais modos. Um exemplo não limitativo deste tal modo é Pressão Positiva Contínua nas Vias Aéreas (PPCVA). A PPCVA foi utilizada por muitos anos e provou ser útil para promover respiração regular. Outro modo de terapia de suporte de pressão é a terapia de dois níveis. Em um modo de pressão de ar positiva de dois níveis, dois ou mais níveis de pressão de ar positiva são providos a um paciente. A presente invenção ainda observa prover uma terapia de autotitulação contínua ou terapia de dois níveis na qual a pressão muda com base em uma variável monitorada, como se o paciente estivesse apresentando uma apneia.

Em uma realização, o sistema de suporte de pressão positiva da via respiratória 10 funciona essencialmente como um sistema de suporte de pressão de dois níveis e, desta forma, inclui todas as capacidades necessárias em tais sistemas a fim de prover níveis separados de IPAP e EPAP ao paciente. Isto inclui receber os parâmetros necessários através de comandos de entrada, sinais, instruções ou informações para prover uma pressão de dois níveis, como ajustes máximo e mínimo de IPAP e EPAP. Um sinal do fluxo Qmedido a partir de um sensor de fluxo 62 é também provido ao processo de suporte de pressão, que controla o controlador de pressão para emitir as formas de onda inspiratória e expiratória desejadas. Tipicamente, a realização da operação do suporte de pressão inclui estimar ou determinar o fluxo atual do paciente Qpaciente com base no sinal do fluxo Qmedido, determinando se o paciente está na fase inspiratória ou expiratória do ciclo respiratório e provendo um sinal do estado de I/E indicativo do estado respiratório do paciente, e acionando e fazendo o ciclo do sistema de suporte de pressão.

O sistema de suporte de pressão 10 mostrado na figura 1 é um sistema de único membro, significando que o circuito do paciente inclui apenas um canal de administração 56 que conecta o paciente ao suporte de pressão dispositivo. Assim, uma saída de escape 57 é provida no canal de administração para ventilar os gases exalados do sistema conforme indicado pela seta E. Deve ser observado que a saída de escape pode ser provida em outras localizações além ou em vez de no canal de administração, como no dispositivo da interface do paciente. Também deve ser entendido que a saída de escape pode ter uma ampla variedade de configurações dependendo da forma desejada na qual o gás deve ser ventilado a partir do sistema de suporte de pressão.

A presente invenção também observa que o sistema de suporte de pressão positiva da via respiratória variável pode ser um sistema de dois membros, tendo um canal de administração e um canal de escape conectado ao paciente.

Na realização exemplar ilustrada, a interface do paciente 58 é uma máscara nasal/oral. Entretanto, deve ser entendido que a interface do paciente 58 pode incluir uma máscara nasal, almofadas nasais, tubo traqueal, tubo endotraqueal, ou qualquer outro dispositivo que provê a função comunicativa do fluxo de gás. Ainda, para finalidades da presente invenção, a frase "interface do paciente" pode incluir o canal de administração 56 e quaisquer outras estruturas que conectam a fonte de gás pressurizado ao paciente.

Os vários componentes podem ser providos ou acoplados ao circuito do paciente. Por exemplo, um filtro de bactéria, válvula de controle de pressão, válvula de controle de fluxo, sensor, medidor, filtro de pressão, umidificador e/ou aquecedor podem ser providos ou fixados ao circuito do paciente. Da mesma forma, outros componentes, como silenciadores e filtros podem ser providos na entrada do gerador do fluxo de gás/pressão 52 e na saída da válvula 60.

Na realização ilustrada, o sistema de suporte de pressão positiva da via respiratória variável 10 inclui um controlador de pressão na forma de uma válvula 60 provida no canal de administração 56. A válvula 60 controla a pressão do fluxo de gás do gerador do fluxo de gás/pressão 52 administrado ao paciente. Para as presentes finalidades, o gerador do fluxo de gás/pressão 52 e a válvula 60 são coletivamente referidos como um "sistema gerador de pressão", pois agem em conjunto para controlar a pressão e/ou fluxo de gás administrado ao paciente.

Deve ser evidente que outras técnicas para controlar a pressão administrada ao paciente pelo gerador do fluxo de gás/pressão, como variar a velocidade do soprador, sozinho ou em combinação com uma válvula de controle de pressão, são observados pela presente invenção. Assim, a válvula 60 é opcional dependendo da técnica utilizada para controlar a pressão do fluxo de gás administrada ao paciente. Se a válvula 60 for eliminada, o sistema gerador de pressão corresponde ao gerador do fluxo de gás/pressão 52 sozinho, e a pressão de gás no circuito do paciente é controlada, por exemplo, pelo controle da velocidade do motor do gerador do fluxo de gás/pressão.

O sistema de suporte de pressão 10 adicionalmente inclui um sensor de fluxo 62 que mede o fluxo de gás dentro do canal de administração 56. De acordo com uma realização mostrada na figura 1, o sensor de fluxo 62 é interposto em linha com o canal de administração 56, como a downstream da válvula 60. 0 sistema de suporte de pressão 10 também pode incluir um sensor de pressão 63 para medir a pressão de gás administrada do sistema. Conforme mostrado na figura 1, o sensor de pressão 63 também pode ser interposto em linha com o canal de administração 56, como a downstream da válvula 60. Entretanto, é observado que os sensores 62, 63 podem estar localizados em qualquer localização adequada no sistema 10. Em algumas realizações, o sensor de pressão 34 está localizado em uma saída de gás ou próximo a ela. O sensor de pressão 63 pode ser posicionado para medir a pressão do fluxo de gás que entra no canal 56.

Outras técnicas para medir o fluxo do paciente são observadas pela presente invenção, ê observado que o fluxo pode ser medido em outras localizações ao longo do canal de administração 56. Também, é conhecido para medir a pressão e/ou fluxo pelo monitoramento da operação do gerador de fluxo/pressão 52.

Uma interface do usuário 66 é provida para ajustar vários parâmetros utilizados pelo sistema de suporte de pressão 10, bem como para exibir e emitir informações e dados a um usuário, como um médico ou cuidados. Isto permite que os dados, resultados e/ou instruções e quaisquer itens comunicáveis, coletivamente referidos como "informações", a serem comunicados entre o paciente e o sistema 10. Exemplos dos dispositivos da interface adequados para inclusão na interface do usuário 66 incluem um teclado numérico, botões, interruptores, um teclado, maçanetas, alavancas, uma tela, uma tela sensível ao toque, alto-falantes, um microfone, uma luz indicadora, um alarme audível, uma impressora e/ou outros dispositivos da interface. Em uma realização, a interface do usuário 66 inclui uma pluralidade de interfaces separadas. Em uma realização, a interface do usuário 66 inclui pelo menos uma interface que é provida integralmente com o alojamento contendo os componentes do sistema de suporte de pressão. Também é observado que os terminais de entrada/saída podem ser providos de forma que as informações de operação e os dados coletados pelo sistema de suporte de pressão podem ser monitorados e controlados remotamente.

O controlador 64 pode ser um processador ou microprocessador que pode implementar e executar as rotinas para monitorar as características da respiração do paciente e controlar o fluxo de gás com base nele conforme discutido em detalhes abaixo. Assim, o controlador pode incluir um ou mais de um processador digital, um processador analógico, um circuito digital para processar informações, um circuito analógico desenhado para processar informações, uma máquina de estado e/ou outros mecanismos para eletronicamente processar as informações. Além disso, o controlador 64 inclui memória 65, ou conjuntos de memória para armazenar e variar as informações necessárias para implementar as técnicas discutidas aqui. Deve ser entendido que o controlador 64 pode ser um único componente de processamento, ou pode ser compreendido por vários componentes (memórias, processador, matrizes, circuitos lógicos etc.) que operam em conjunto para implementar as técnicas aqui discutidas. O controlador 64 pode ser configurado para implementar o processo 400, mostrado na figura 4 e que será descrito em detalhes posteriormente, por software; hardware; firmware; alguma configuração de software, hardware e/ou firmware; e/ou outros mecanismos para configurar as capacidades no processador 24.

Em uma realização, o controlador 64 controla o gerador do fluxo de gás/pressão 52, a válvula 60 ou ambos para administrar uma forma de onda de pressão a uma via respiratória do paciente 54. Em uma realização exemplar da presente invenção, a forma de onda de pressão é essencialmente uma forma de onda de pressão de dois níveis que alterna entre um nível IPAP e um nível EPAP. Em algumas realizações, o nível IPAP é variável na direção do controlador 64 conforme discutido abaixo. Os níveis máximo e mínimo de IPAP (IPAPmax, IPAPrain) são providos ao controlador através do dispositivo de entrada 66 de um usuário. De modo alternativo ou adicional, o nível de EPAP é variável na direção do controlador 64. Em tais realizações, os níveis máximio e mínimo (EPAPmax, EPAPmin) são providos ao controlador através do dispositivo de entrada 66 de um usuário. Deve ser entendido que os níveis máximo e mínimo de IPAP/EPAP também podem ser pré-estabelecidos e armazenados no controlador como um padrão ou no lugar dos parâmetros de entrada do operador do sistema. O controlador 64 pode incluir matrizes de armazenamento e buffers para calcular os parâmetros em tempo real, e armazenar os resultados em janelas móveis.

O controlador 64 pode determinar a quantidade de pressão a ser provida ao paciente durante a inspiração. O controlador pode determinar a queda de pressão total devido aos efeitos resistivos e indutivos da tubulação do paciente 100. A queda de pressão total é então adicionada na pressão provida ao paciente durante a próxima inspiração do paciente.

A figura 4 é um fluxograma que mostra o processo ou algoritmo 400 que o sistema 10 utiliza em algumas realizações para compensar os efeitos do circuito da tubulação do paciente 100. Na etapa 402, o sistema 10 obtém a saída do sensor de fluxo 62. Em algumas realizações, a saída é testada em uma taxa de amostragem, como 100 amos tras/segundo. O processo 400 então procede para a etapa 404 e 412.

Na etapa 404, os sinais de fluxo obtidos na etapa 402 podem ser filtrados utilizando um filtro 67 para reduzir ou remover o ruído nos sinais de fluxo. A filtragem dos sinais de fluxo pode ser necessária para permitir que o sistema 10 proveja compensação de pressão mais precisa. O filtro 67 pode ser um ou uma combinação de um filtro passa baixo, um filtro passa alto ou filtro passa-faixa. Em algumas realizações, o filtro 67 pode incluir uma capacidade de armazenamento de dados para armazenar um histórico de sinais de fluxo.

Em algumas realizações, os sinais de fluxo podem ser passados por um filtro passa baixo que atenua o ruído de alta frequência e produz um sinal de fluxo de ar total limpo em uma saída. A saída resultante dos filtros pode ser um sinal do fluxo do paciente com o ruído reduzido...

O processo 400 então procede para a etapa 406. Na etapa 406, o sistema 10 diferencia a amostra anterior da amostra atual para obter o fluxo do diferencial ou a taxa de mudança do fluxo. Um filtro passa alto pode ser utilizado nesta etapa 406. Em uma realização, as etapas 404 e 406 podem ser realizadas utilizando um filtro passa-faixa. A comparação pode opcionalmente ser feita no controlador 64. O valor de fluxo do diferencial pode ser armazenado na memória 65, ou qualquer outro dispositivo de armazenamento. O valor de fluxo refletivo dos sinais de fluxo filtrados também pode ser armazenado na memória 65, ou qualquer outro dispositivo de armazenamento.

Na etapa 408, o fluxo do diferencial obtido na etapa 4 06 é comparado com um limite baixo e um limite alto. Esta comparação pode ser implementada no controlador 64. 0 sistema 10 pode opcionalmente incluir um conversor AD para converter os sinais de fluxo para processar pelo controlador 64. Em algumas realizações, um limite pode ser utilizado para "condicionar" o valor do fluxo do diferencial. Os sinais de fluxo e os sinais de fluxo do diferencial podem ainda ser barulhentos mesmo se os sinais foram filtrados. Entretanto, adicionar mais filtros pode causar atraso. Assim, o(s) limite(s) pode(m) ser utilizado(s) para impedir o sistema de prover falsas quantidades de compensação de pressão e sem o atraso adicionado.

Na etapa 408, o processo 400 determina se compensar utilizando o valor do fluxo do diferencial com base no valor do fluxo do diferencial está acima de um limite baixo e/ou estiver abaixo de um limite alto. Em algumas realizações, o limite baixo pode ser, apenas, por exemplo, 30 (L/min)/seg. Em algumas realizações, o limite alto pode ser, apenas, por exemplo, 200 (L/min)/seg. De modo alternativo ou adicional, os sinais de fluxo do diferencial podem ser adicionalmente filtrados. Se o valor do fluxo do diferencial excede o limite baixo e está abaixo do limite alto, o processo 4 00 procede para a etapa 410. Em algumas realizações, se o fluxo do diferencial está abaixo do limite baixo, o processo 400 pode proceder para a etapa 414 e o fluxo do diferencial é definido a zero de forma que a queda de pressão total possa ser determinada utilizando apenas a queda de pressão resistiva.

Se o fluxo do diferencial está acima do limite alto, o processo 400 pode proceder para a etapa 414 e o fluxo do diferencial é definido ao valor do limite alto de forma que a queda de pressão total seja uma função do valor do limite alto. O valor absoluto do fluxo do diferencial pode ser utilizado ao comparar o fluxo do diferencial aos valores limite. Além disso, os valores do limite baixo e do limite alto podem ser positivos e negativos. Por exemplo, em uma realização tendo um limite baixo de 30 (L/min)/seg, se o fluxo do diferencial está entre -30 (L/min)/seg e 30 (L/min)/seg, o fluxo do diferencial é definido a 0. Em uma realização, se o fluxo do diferencial for menor do que -200 (L/min)/seg (o valor do limite alto), o fluxo do diferencial é definido a -200 (L/min)/seg.

Na etapa 410, o controlador 64 multiplica o valor do fluxo do diferencial obtido na etapa 408 por um coeficiente indutivo. 0 coeficiente C pode ser definido como uma função do diâmetro da tubulação 100, o comprimento da tubulação 100 e a densidade do gás. Em algumas realizações, o valor do coeficiente C pode ser definido pelo usuário. C pode ser armazenado na memória 65, ou em qualquer dispositivo de armazenamento.

Na etapa 412, o sistema 10 determina a queda de pressão resistiva. A queda de pressão resistiva pode ser determinada utilizando os métodos conhecidos, como de acordo com a equação a seguir: Pqmda=A-Q2+B-Q, Eq. 1.2 onde A é um coeficiente de resistência turbulento, B é um coeficiente de resistência laminar, e Q é definido como a vazão. Os coeficientes A e B podem ser definidos pela entrada do usuário. De modo alternativo, também é possível determinar automaticamente as constantes A e B utilizando um sensor de pressão próximo ao paciente. Em algumas realizações, os coeficientes A, B e C podem ser determinados empiricamente para uma dada tubulação do paciente 100 ou podem ser determinados com base no retorno de pressão. Em algumas realizações, os testes de calibração podem ser realizados para determinar os valores de A, B e C. Os valores de A, B e C podem ser armazenados na memória 65, dispositivos de DIRF (identificação por rádio frequência), ou outros dispositivos de armazenamento.

Na etapa 414, o sistema 10 calcula e compensa a queda de pressão total sobre o circuito da tubulação do paciente que é devido ao fluxo dinâmico, por exemplo, a queda de pressão devido ã mudança de fluxo. Nesta etapa, o controlador 64 soma o valor da queda de pressão indutiva obtido na etapa 410 ao valor da queda de pressão resistiva obtido na etapa 412. Desta forma, a queda de pressão sobre a tubulação pode ser estimada como: P^=^-Q,+B-Q + C-^, Eq. 1.3 onde A é o coeficiente de resistência turbulento, B é o coeficiente de resistência laminar, e C é o coeficiente indutivo, Q é definido como a vazão, e é uma aproximação da taxa de mudança do fluxo, ou também conhecido como o diferencial do fluxo.

O controlador 64 pode utilizar a Equação 1.3 durante a compensação de pressão para compensar a queda de pressão devido ao efeito resistive e efeito indutivo do fluxo dinâmico através da tubulação 100. O controlador 64 pode prover a compensação de pressão com base na queda de pressão calculada na etapa 414 no início da inspiração.

Em algumas realizações, os valores fixos podem ser utilizados para os diferenciais do fluxo em vez de ou além da diferenciação dos sinais de fluxo conforme descrito acima. Por exemplo, em algumas realizações, o sistema 10 determina quando a vazão está aumentando e provê um valor fixo para o diferencial do fluxo durante a compensação de pressão. O sistema 10 também pode determinar quando a vazão está reduzindo e provê outro valor fixo para o diferencial do fluxo durante a compensação de pressão. Se o sistema 10 determina que a vazão está relativamente estável, o sistema 10 pode prover um terceiro valor fixo para o diferencial do fluxo durante a compensação de pressão. Os valores fixos podem ser ajustados pelo usuário ou podem ser determinados pelo sistema. Embora a quantidade de compensação de pressão provida não possa ser tão precisa quanto utilizar o diferencial do fluxo obtido através do processo 400, utilizar os valores fixos ainda pode ser efetivo para compensar a queda de pressão indutiva devido ao fluxo dinâmico.

O diferencial do fluxo, conforme determinado utilizando o algoritmo mostrado na figura 4, também pode ser utilizado para compensar o atraso no sistema sensorial e sistema de controle do sistema de suporte de pressão 10. O sensor de fluxo pode ter um atraso inerente e condicionamento do sinal. Os eletrônicos que processam o sinal a partir do sensor de fluxo podem adicionar mais atraso. Assim, este atraso pode causar erros na estimativa da queda de pressão sobre o circuito. Alguns destes erros podem ser removidos provendo a compensação utilizando o valor do fluxo do diferencial obtido conforme descrito acima.

O controlador 64 pode utilizar o valor da queda de pressão total calculado na etapa 414 ao prover a pressão prescrita ao paciente. A pressão medida pode ser reduzida pela queda de pressão total para estimar a pressão atual que está sendo provida ao paciente...

O controlador 64 pode determinar se está na fase inspiratória do ciclo respiratório. Isto pode ser realizado utilizando qualquer técnica convencional para diferenciar entre inspiração e expiração. Em uma realização, um indicador é ajustado sempre que o paciente está na inspiração.

Nas realizações onde um indicador é definido durante a inspiração, se o paciente estiver na fase inspiratória do ciclo respiratório, o controlador 64 faz com que o gerador do fluxo de gás/pressão comece a administrar a pressão inspiratória ao paciente que compensa a queda de pressão total calculada na etapa 414 do processo 400. O controlador pode então controlar a pressão administrada ao paciente durante ou dentro do ciclo respiratório. O controlador determina se o suporte de pressão administrado ao paciente é suficiente. O sistema pode continuamente implementar o processo 400 para garantir que uma quantidade de pressão precisa e adequada esteja sendo provida ao paciente. Em algumas realizações, o processo pode ser implementado em momentos diferentes dentro de uma única fase de inspiração ou expiração de forma que a taxa de mudança do fluxo de gás possa ser calculada em um único ciclo respiratório.

As realizações da invenção, como o controlador, microprocessadores ou processadores, por exemplo, podem ser feitas em hardware, firmware, software ou várias combinações destes. A invenção também pode ser implementada como instruções armazenadas em um meio legível por máquina, que pode ser lido e executado utilizando um ou mais dispositivos de processamento. Em uma realização, o meio legível por máquina pode incluir vários mecanismos para armazenar e/ou transmitir informações em uma forma que pode ser lida por uma máquina (por exemplo, um dispositivo de computação). Por exemplo, um meio de armazenamento legível por máquina pode incluir memória somente leitura, memória de acesso aleatório, meio de armazenamento de disco magnético, meio de armazenamento óptico, dispositivos de memória flash, e outro meio para armazenar informações, e um meio de transmissão legível por máquina pode incluir formas de sinais propagados, incluindo ondas de suporte, sinais infravermelhos, sinais digitais e outro meio para transmitir informações. Enquanto firmware, software, rotinas ou instruções podem ser descritos na revelação acima em termos de aspectos exemplares específicos e realizações que executam certas ações, será evidente que tais descrições são meramente para conveniência e que tais ações de fato resultam dos dispositivos de computação, dispositivos de processamento, processadores, controladores ou outros dispositivos ou máquinas que executam firmware, software, rotinas ou instruções.

Pode ser observado que as realizações não são limitadas aos períodos de tempo específicos, porcentagens e constantes observadas acima. Adicionalmente, outros valores destas quantidades podem ser utilizados desde que os princípios gerais da presente invenção sejam mantidos. Além disso, estas quantidades não precisam ser fixas. Adicionalmente, elas podem ser dinamicamente alteradas pelo controlador 64 com base na condição monitorada do paciente. Isto pode ser feito, por exemplo, para tratar o paciente mais agressivamente se eles não estão respondendo ao esquema de tratamento atual e vice versa.

Embora a invenção tenha sido descrita em detalhes para a finalidade de ilustração com base no que é atualmente considerado as realizações mais práticas, deve ser entendido que tal detalhe é apenas para esta finalidade e que a invenção não está limitada às realizações reveladas, mas, ao contrário, é direcionada para abranger as modificações e disposições equivalentes que estão dentro do espírito e escopo das reivindicações anexas. Por exemplo, deve ser entendido que a presente invenção observa que, na extensão possível, uma ou mais funções de qualquer realização pode ser combinada com uma ou mais funções de qualquer outra realização.

Claims

1. SISTEMA (10) PARA ADMINISTRAR UM FLUXO DE GÁS EM UMA VIA RESPIRATÓRIA DE UM PACIENTE, compreendendo: um gerador do fluxo de gás (52) que gera um fluxo de gás; um circuito do paciente (56) acoplado ao gerador do fluxo de gás (52) e compreendendo um canal (100) adaptado para comunicar o fluxo de gás a uma via respiratória de um paciente; um sensor (62) associado ao gerador do fluxo de gás (52) e/ou com o circuito do paciente (56) e configurado para medir a taxa do fluxo de gás e gerar sinais de fluxo com base na vazão medida; e um controlador (64) operavelmente conectado com o gerador do fluxo de gás (52) e o sensor (62), o controlador (64) configurado para controlar uma pressão do fluxo de gás provido ao paciente, em que o controlador (64) recebe os sinais de fluxo do sensor (62), caracterizado pelo controlador (64) ser configurado adicionalmente para determinar uma taxa de mudança em uma taxa do fluxo do gás provido ao paciente e calcular uma queda de pressão total sobre o circuito do paciente (56) que é devido à taxa de mudança no fluxo de gás, e pelo controlador (64) ser configurado para modificar ou compensar a pressão do fluxo de gás provido ao paciente como uma função da dita queda de pressão total para compensar a queda de pressão sobre o circuito do paciente (56) devido a um efeito resistivo e um efeito indutivo do fluxo dinâmico através do canal (100) .

2. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela modificação ou compensação da pressão do fluxo de gás provido ao paciente como uma função da taxa de mudança na taxa de fluxo de gás compreende determinar: (a) se a taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente exceder uma baixa quantidade limite, ou (b) se a taxa de mudança no fluxo de gás provido ao paciente estiver abaixo de uma alta quantidade limite.

3. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado por compreender adicionalmente um filtro (67) que recebe os sinais de fluxo do sensor (62) e é configurado para filtrar os sinais para processamento pelo controlador (64) .

4. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo filtro (67) ser um filtro passa baixo, um filtro passa alto, ou um filtro passa-faixa.

5. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo canal (100) compreender um tubo tendo um diâmetro menor do que 15 mm.

6. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela determinação da taxa de mudança da taxa de fluxo de gás compreender a determinação de uma diferença entre um valor de taxa de fluxo atual e um valor de taxa de fluxo prévio.

7. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela compensação da pressão do fluxo de gás provido ao paciente compreender a determinação de um coeficiente indutivo que é uma função de um diâmetro do tubo, densidade do gás e comprimento do tubo.