专利名称：采用诱发的中枢性呼吸暂停估计上气道阻力和肺顺应性的系统和方法公知的压力支持通气系统以高压向患者的气道提供呼吸气体流以增强或替代患者自己的通气努力。例如，通常使用称为压力支持通气(PSV)的机械通气技术来减小需要通气辅助的患者的呼吸努力。在PSV期间，每次检测到患者的吸气努力，通气机就施加恒压。比例辅助通气(PAV)是另一种类型的机械通气技术，其按照线性比例向患者产生的体积和 流量提供动态吸气压力辅助。常用于处置急性肺损伤患者的另一种通气技术称为气道压力释放通气(APRV)。在APRV模式中，在两个不同的交替正压水平(常称为PEEP高和PEEP低)下向患者的气道提供诸如空气的呼吸气体流，以提供通气和肺扩张，同时允许患者在两种压力水平下都自主呼吸。另外，还公知使用压力支持系统提供正气道压力(连续(CPAP)或可变)以处置医学性机能失调，诸如睡眠呼吸暂停综合征或充血性心力衰竭。在向患者提供通气辅助时，例如在上述各种通气治疗中，常常有助益和/或必要的是能够获得患者的上气道阻力和/或肺顺应性的估计。然而，估计进行机械通气并且有自主呼吸努力的患者体内的上气道阻力和/或肺顺应性是相当复杂的，主要是因为需要知道施加到呼吸系统的力，并且在进行通气的有自主呼吸努力的患者体内，该力包括与呼吸肌产生的压力(Pmus)相关的分量，其在通气的扩张阶段期间连续变化。此外，对肺顺应性的量化可能是评估受检者的健康状况的有用工具，包括检测与发展中的急性充血性心力衰竭相关联的体液潴留。于是，需要一种系统和方法，用于简单而有效地估计受检者的气道阻力和/或肺顺应性，所述受检者包括进行通气的有自主呼吸努力的患者。
在一个实施例中，提供了一种估计患者的上气道阻力或肺顺应性的方法，该方法包括在患者体内诱发中枢性呼吸暂停；在患者正经历中枢性呼吸暂停的同时向所述患者提供包括具有已知压力水平的呼吸气体流的已知压力刺激；确定患者的流相关的参数，诸如流速(flow rate)和/或流体积(flow volume),其中所述患者的流相关的参数与所述已知压力刺激相关联；以及使用，例如，但不限于，输入-输出系统识别方法，利用所述患者的流相关的参数，来估计所述患者的上气道阻力或肺顺应性。在另一实施例中，提供了一种包括压力发生系统、患者回路(circuit)和控制器的系统，其实施刚刚描述的方法。参考附图考虑以下描述和所附权利要求，本发明的这些和其他目的、特征和特性，相关结构元件的操作方法和功能，以及各部分的组合和制造的经济性，将变得更加显而易见，所有附图都形成本说明书的一部分，其中，在各幅图中类似的附图标记表示对应的部分。然而，应当明确理解，附图仅仅为了例示和描述，并非意在作为对本发明限度的界定。如说明书和权利要求中所使用的那样，单数形式“一”、“一个”和“该”包括多个指示物，除非语境明确做出其他说明。图I是根据本发明原理，适于估计上气道阻力和/或肺顺应性的示范性正气道压力支持系统的示意图；图2为流程图，该流程图示出了一种估计受检者的气道阻力和/或肺顺应性的方法，其中，根据本发明的一个特定非限制性实施例，在受检者体内诱发中枢性呼吸暂停；图3是根据一个示范性实施例，利用单室肺模型采用输入-输出系统识别方法来 估计上气道阻力和/或肺顺应性的方法中使用的线路图。(i)已知分量，其形式为从诸如压力支持系统50的压力支持系统由压力信号(即，输送的呼吸气体)施加到呼吸系统的压力，以及(ii)隔膜压(Pmus)导致的未知分量。这使得估计这种患者的上气道阻力和/或肺顺应性特别复杂，因为通常必须补偿/说明这一未知分量，并且因为这一未知分量随着每个呼吸周期而变化。然而，如果存在患者不施加隔膜努力的一段时间，将不需要补偿/说明上气道阻力和/或肺顺应性估计中的未知分量，结果，可以直接向测得的患者数据应用利用人肺模型的输入-输出系统识别方式或方法来估计上气道阻力和/或肺顺应性。患者不施加任何隔膜努力的一段时间是在中枢性呼吸暂停期间。具体而言，在缺少呼吸驱动造成气流停止时发生中枢性呼吸暂停。本发明提供了一种估计上气道阻力和/或肺顺应性的方法，其中，在患者体内诱发中枢性呼吸暂停，以便创造消除了上述未知分量的一段时间，因此允许利用输入-输出系统识别方式更简单地估计上气道阻力和/或肺顺应性，这种方式采用人肺的模型，例如，但不限于，已知的单室肺模型。在题为“Methodand Breathing Apparatus for Assessing Pulmonary Stress，，的美国专利申请公开No. 2004/0097821中描述了单室肺模型的范例，在此通过引用将其公开并入本文。图2为流程图，该流程图示出了一种估计受检者的上气道阻力和/或肺顺应性的方法，其中，在受检者体内诱发中枢性呼吸暂停，从而能够根据本发明的一个特定非限制性实施例简单而有效地进行估计。可以通过对控制器64进行适当编程控制在图I中所示的示范性压力支持系统50 (或者在另一种适当的压力支持系统)中实施图2中所示的方法。出于例示性目的，在这里将把该方法描述为实施于压力支持系统50中。另外，不必连续重复图中所示的方法。相反，可以周期性地执行该方法。此外，执行该方法的频率可以取决于所获阻力和/或顺从性估计的质量(质量越高，执行的频率越低)。在下文所述的示范性实施例中，采用最小二乘误差估计，均方误差通常用作“拟合质量”的评估，因此表示估计的质量。图2的方法开始于步骤100，其中，利用压力支持系统50向患者提供诱发中枢性呼吸暂停的刺激。诱发中枢性呼吸暂停的刺激可以采取若干种不同的形式。例如，压力支持系统50可以将患者在给定呼吸努力下的潮气量增加至患者PCO2水平下降到呼吸暂停阈值以下的点。这可以通过使压力支持系统50提供双水平压力来实现，双水平压力具有高水平的压力支持(即，吸气压力和呼气压力之间的差异)，直到发生中枢性呼吸暂停。或者，可以致动主动阀门57，允许呼出的空气，以及因此允许CO2重新进入患者回路，由此导致发生CO2的重新呼吸。这会导致通气过度，以及PCO2下降到呼吸暂停阈值以下，以诱发中枢性呼吸暂停。可以独立地或者组合地应用这些方法和/或其他适当的中枢性呼吸暂停诱发方法 来诱发中枢性呼吸暂停。接下来，在步骤102，基于流量传感器62的输出来确定是否已经检测到气流停止。气流停止将指示已经成功在患者体内诱发了中枢性呼吸暂停。如果在步骤102的答案为否，那么该方法返回到步骤100，在此重复诱发中枢性呼吸暂停的努力。然而，如果步骤102的答案为是，表示已经成功在患者体内诱发了中枢性呼吸暂停，那么方法前进到步骤104。在步骤104，由压力支持系统50通过输送管道56和患者接口 58向患者54提供已知压力水平下的形式为呼吸气体流的已知压力刺激。例如，但不作为限制，压力刺激可以是压力支持系统50提供的呼吸气体流压力水平的阶跃变化。接下来，在步骤106，确定与所提供的已知压力刺激相关联的患者54处的气体流速(Q.tg)和/或患者54处的气体流体积。可以由控制器64以本文所述的任何方式(例如，基于流量传感器62的输出)或者以任何其他适当方式确定患者54处的气体流速(Qs帛)。另外,如本文别处所述的,可以由控制器64通过对患者流速积分或者以任何其他适当方式来确定患者54处的气体流体积。应当认识到，在患者54正经历中枢性呼吸暂停的时间期间，以及因此在患者54正未施加任何隔膜努力的时候，执行步骤104和106。在步骤106之后，该方法前进到步骤108，其中，利用所确定的患者流速和患者流体积之一或者两者来估计患者54的上气道阻力和/或肺顺应性。在示范性实施例中，例如基于单室肺模型，利用输入-输出系统识别方法直接从所确定的患者流速和患者流体积之一或者两者来确定上气道阻力和/或肺顺应性。在一个具体的非限制性实施例中，以如下方式利用单室肺模型，使用输入-输出系统识别方法直接确定上气道阻力和/或肺顺应性。由下式给出针对图3中的线路将患者流量关联到装置压力和受检者隔膜的s域中的传递函数
Γ η、 Κ(Λ.) Cs( I )=-，
"(Λ) RCs+其中， (2 ) P (s) =Pd (s) +Pmus (s) =Pd (s)。此外，由如下方程给出患者体积[004

提供了一种估计患者的上气道阻力或肺顺应性的方法，所述方法包括在患者体内诱发中枢性呼吸暂停；在患者正经历中枢性呼吸暂停的同时向实施患者提供包括具有已知压力水平的呼吸气体流的已知压力刺激；确定患者的流相关的参数，诸如流速和/或流体积，所述患者的流相关的参数与所述已知压力刺激相关联；以及使用，例如，但不限于，输入-输出系统识别方法，利用所述患者的流相关的参数，来估计所述患者的上气道阻力或肺顺应性。