技术领域
本发明涉及用于向患者提供高频振荡通气的呼吸设备、方法和计算机 程序。
背景技术
高频振荡通气(HFO或HFOV)通常用于向无法使用常规通气来充 分地对其进行通气的新生儿患者输送小潮气量的呼吸气体。在吸气过程 中，在通气机的呼吸回路中产生超压力以将呼吸气体推入患者体内，而在 呼气过程中，呼吸回路中的负压力用来将气体拉出患者的气道。在相对于 环境压力(大气压)的正负压力之间振荡的压力曲线(profile)的应用使 得吸气和呼气二者“主动”，这使得患者体内的气体陷闭的风险最小化。
通常在5-20Hz的频率范围内、以小于、等于或仅略大于无效腔容积 (即，包括患者气道的容积以及通气机的管道系统和气管导管的容积)的 潮气量执行HFO通气。定义HFO通气的特性的相关参数包括MAP(平 均气道压力)、振荡压力曲线的正压分量和负压分量的振荡频率和幅值。 就此而言，需要注意的是，尽管MAP是平均气道压力的缩写，但是MAP 是在呼吸回路的Y形接管(Y-piece)处测量的平均压力，该压力实际上 不对应于经受HFO通气的患者的气道压力。此外，也在Y形接管处测量 定义HFO通气的压力幅值。
HFO不应当与高频通气(HFV)混淆，高频通气是仅采用主动吸气 的通气治疗。与HFO通气相反，在HFV期间施加至患者的振荡压力从 不降到大气压力以下。因此，HFO涉及主动吸气和呼气，而HFO只涉及 主动吸气。
根据现有技术的HFO通气机使用各种技术来产生应用于患者的振荡 并且通常为正弦曲线的压力曲线。
例如，存在采用活塞振荡器来产生振荡压力曲线的HFO通气机。在 基于活塞的HFO通气机中，活塞通常作用于隔膜(diaphragm)以使隔 膜在隔膜室(diaphragm housing)内前后移动。通过使隔膜的一侧与气 体源以及通气的患者的气道流体连通，能够将具有振荡压力曲线的呼吸气 体输送至患者。这样的基于活塞的HFO通气机是从US 4,719,910知道的。
其他HFO通气机采用扬声器技术来产生振荡压力曲线。例如在US 4,805,612和US 6,085,746中公开了这样的HFO通气机。
另一HFO通气机使用有时被称为文丘里喷射系统的喷射器来至少产 生振荡压力曲线的负压，即至少提供患者的主动呼气。这通过在远离患者 的通气机的呼气管线(expiratory line)中吹气以在呼气管线中产生负压 来实现，该负压用来将气体拉出患者的气道。在一些HFO通气机中，喷 射器还用于通过在朝向患者的通气机的吸气管线(inspiratory line)中吹 气来产生振荡压力曲线的正压。在其他HFO通气机中，通过通气机的吸 气阀的调节来产生正压，而借助于呼气管道中的喷射器来产生负压。
在US 7,770,580的背景技术中进一步描述了不同类型的HFO通气 机，涉及具有用于基于施加给患者的潮气量来调节呼吸压力的幅值和振荡 频率中的至少一个的调节装置的HFO通气机。
存在与根据现有技术的HFO通气机相关联的若干缺点，并且基于活 塞和扬声器的HFO通气机由于活塞或隔膜的高频运动而有时会有噪声。 基于喷射器的HFO通气机有时不能产生足以完全支持患者的主动呼气的 负压力。此外，对于形式为活塞、扬声器或喷射器的振荡发生器的需要增 加了通气机的成本和复杂性。
发明内容
本发明的目的是消除或至少减轻与根据现有技术的用于提供高频振 荡(HFO)通气的通气机相关联的一个或多个上述缺点。
该目的通过由所附的一组权利要求中的权利要求1限定的用于向患 者提供HFO通气的呼吸设备来实现。
其还分别通过根据权利要求12和权利要求22的关联的方法和计算机 程序来实现。
本发明基于以下发现：足够高流量的呼吸气体的完全或几乎完全且足 够快速的中断可用于产生适于在HFO通气中使用的振荡压力曲线的负压 分量。这是由于以下事实：呼吸气体团(mass)的动能能够用于产生足以 提供连接至呼吸设备的患者的主动呼气的呼吸设备管道中的负压力。
通过根据本发明的呼吸设备的吸气阀的快速调节，产生呼吸气体的脉 冲并且将其通过呼吸设备的吸气管线、朝向患者传送。将呼吸气体注入吸 气管线中产生了管道系统中的压力增大，接着当吸气阀被快速关闭时，压 力由于呼吸气流的减速而减小。通过足够高的最大流速和吸气阀的足够快 速的关闭，流速的减速产生了呼吸气体脉冲之后的负压(即，次气压 (sub-atmospheric pressure))。呼吸气体脉冲的惯性使其通过吸气管线朝 向呼吸设备的近端管道(包括将患者连接至吸气管线和呼气管线的患者连 接器)传播。当压力在管道系统中增大时，气体将被推入患者的气道中， 从而提供主动吸气。呼吸气体脉冲的动能会使脉冲的至少一部分传播到呼 气管线中。如果到此时尚未允许新的呼吸气体流进入吸气管线中，则气体 脉冲之后的负压或气体脉冲的剩余部分会将气体从患者的气道拉出，从而 提供主动呼气。患者因此随着呼吸气体脉冲在呼吸设备的吸气管线中朝向 患者传播而经受主动吸气，而随着呼吸气体脉冲在呼吸设备的呼气管线中 远离患者传播而经受主动呼气。已经发现，除了振荡吸气阀外，无法利用 其他振动部件来生成大小为-50cmH2O的负压分量。
通过生成定义明确的具有高动能的呼吸气体脉冲的脉冲串，这样，除 了具有足够快的关闭机构的振荡吸气阀外，其他装置不能提供具有主动吸 气和主动呼气的真正的HFO通气，从而在使得足够高流量的呼吸气体能 够通过吸气阀的打开位置与通过吸气阀的流量为零或接近零的关闭或几 乎关闭位置之间振荡。仅通过使用通过吸气阀注入的呼吸气体脉冲的动能 来产生提供主动呼气所需的负压。
因此，根据本发明的一个方面，提供了一种用于向患者提供HFO通 气的呼吸设备，诸如通气机或麻醉机。呼吸设备被配置成通过根据在相对 于环境(大气)压力的正压与负压之间振荡的振荡压力曲线向患者提供呼 吸气体来提供HFO通气。呼吸设备包括用于向患者传送呼吸气体的吸气 管线、用于传送气体远离患者的呼气管线以及用于调节进入吸气管线中的 加压呼吸气流的吸气阀。呼吸设备还包括用于控制吸气阀的控制单元，该 控制单元被配置成通过控制吸气阀在通过吸气阀的呼吸气流呈现最大流 速的最大流量位置与通过吸气阀的气流呈现最小流速的最小流量位置之 间振荡来产生振荡压力曲线，该最小流速为零或者几乎为零。
因此，与根据现有技术的HFO通气机相反，振荡压力曲线的正压分 量和负压分量二者都由振荡吸气阀产生。
如前所述，存在使用通气机的吸气阀来产生压力曲线的正压分量的根 据现有技术的HFO通气机。然而，这些HFO通气机全都使用喷射器或 其他适当的装置来产生压力曲线的负压分量。出于以下三个原因中的一个 或多个原因，通过这些根据现有技术的HFO通气机中的吸气阀的振荡不 产生或可能不产生负压分量。
-首先，在已知的HFO通气机中，最大流速不够高。为了使呼吸气 体脉冲的惯性足够高以产生能够将气体拉出患者的气道的负压，通 过吸气阀的呼吸气体的最大流速必须足够高。根据现有技术的HFO 通气机通常输送大约30lpm的最大流量。根据本发明的HFO通气 机能够输送达到180lpm的流量，这使通过吸气阀注入的气体脉冲 携带的动能是通过这些已知的HFO通气机的吸气阀注入的相应的 气体脉冲携带的动能的36倍。
-其次，在已知的HFO通气机中，吸气阀的调节过慢。除了通过吸 气阀的最大流量必须足够高的事实以外，其必须非常突然地被中断 以产生足以提供患者的主动呼气的负压。这表明吸气阀的调节速度 以及尤其是关闭速度必须非常高。由于根据现有技术的HFO通气 机不能足够快地使呼吸气流从最大流速下降至零流量或接近零流 量，所以它们不能产生患者的主动呼气所需的负压分量。此外，当 吸气阀以与HFO通气的频率相对应的频率振荡时，吸气阀优选地 必须能够从关闭或几乎关闭位置转到允许足够高的最大流速的打 开位置并且再次返回，每秒达到至少20次(对应于20Hz的HFO 通气)。根据现有技术的HFO通气机中的吸气阀及其控制机构太慢 以致不能以所需频率在这两个极限位置之间振荡。
-第三，在已知的HFO通气机中偏流过高。不仅最大流速要足够高， 并且吸气阀的调节要足够快以在患者回路中在患者附近产生负压， 此外，由于减速度(即，每单位时间的流量的减少)必须足够高， 所以当吸气阀处于其最密闭位置时通过吸气阀的流量(偏流)必须 足够小。在已知的HFO通气机中，偏流通常在约3lpm或更大， 这使得其最大流速和其吸气阀的关闭速度太高而不能在患者回路 中产生任何负压。
由以上可了解，最大流速、最小流速以及从最大流速到最小流速的流 量变化率都对在呼吸气体脉冲之后产生的负压的大小有影响。本发明的呼 吸设备的控制单元优选地控制吸气阀以导致流量的平均变化率从最大流 速到至少7200lmp/s(对应于从180lpm到零流量的流量下降时间25ms)、 更优选地至少12000lpm/s以及甚至更优选地至少18000lpm/s(对应于从 180lpm到零流量的流量下降时间10ms)的最小流速的速度从最大流量 位置转到最小流量位置。在导致18000lpm/s的平均变化率的关闭速度下， 30lpm的最大流速足以产生足够低以提供主动呼气的负压。然而，优选 地，为了在至少5Hz至20Hz的相关频率范围内获得恰当的MAP(平均 气道压力)和压力幅值范围，最大流速应当至少为60lpm，甚至更优选 地至少为120lpm。此外，最小流速(偏流)不应大于4lpm，以及优选 地不大于1lpm。
在下文中，在提到打开和关闭吸气阀时，应当理解，打开吸气阀意味 着将阀从最小流量位置打开至最大流量位置，以及关闭吸气阀意味着使阀 从最大流量位置到最小流量位置。从上述讨论了解到，最小流量位置是通 过吸气阀的流量为零的完全关闭位置或者通过吸气阀的流量在4lpm以 下并且优选地在1lpm以下的几乎关闭位置。
因此，为了以20Hz或更高的频率提供所提出的HFO通气，呼吸设 备的吸气阀应当能够非常快速地从其打开最多的“最大流量位置”转到完 全或几乎关闭位置。具有满足上述要求的吸气阀和阀控机构的市售(非 HFO)通气机是由Maquet Critical Care AB开发并制造的SERVO-i通气 机。可以设想的是，可以通过修改具有足够快的吸气阀的传统通气机(诸 如SERVO-i通气机)以提供所提出的HFO通气来实现本发明。可以通 过在通气机的控制单元的非易失性存储器上安装适当的计算机程序来对 HFO通气做出修改，当控制单元的处理单元执行计算机程序时，该计算 机程序通过使传统的通气机执行本文中描述的方法来将传统的通气机转 变为支持HFO的通气机。不需要对SERVO-i通气机进行硬件修改以提 供所提出的HFO通气。然而，优选地，移除通常布置在吸气管线和呼吸 管线的近端中的止回阀以避免在HFO通气期间由止回阀以另外的方式引 起的噪声。
为了进一步增加主动呼气的效果，呼吸设备优选地包括用于防止或至 少限制呼气管线中的反向气流(即，朝向患者的气流)的装置。在每个气 体脉冲之后产生的负压在通过管道系统传播时具有使气体脉冲减速的效 果。如果气体脉冲的惯性变为零、同时在呼气管线中仍然存在一些负压， 则抵消患者的主动呼气的反向流(反吸)可能在呼气管线中出现。通过防 止这样的反向流，可以延长患者的主动呼气。
优选地，借助于布置在呼气管线的远端的呼气阀来防止反向流。当今 大部分的呼吸设备中都使用这样的呼气阀。为了防止在HFO通气期间呼 气管线中的反向流，呼气阀可以被配置成在呼气管线中的负压造成反向流 之前关闭。优选地，呼气阀是被设计成只要控制电流未被施加至阀就允许 在远离患者的方向上的气流、同时阻止在相反方向上的气流的机电单向呼 气阀。当控制电流被施加至阀时，无论流动方向如何，阀都保持关闭，并 且关闭力取决于控制电流的大小。这样的呼气阀会自动阻止通过呼气阀的 反向流，同时还具有允许呼吸设备的控制单元根据患者回路中的压力来调 节呼气阀的关闭力以防止在HFO通气的吸气阶段期间通过呼气阀的气体 泄漏的优点。这可通过将控制电流施加至呼气阀来实现，该控制电流的大 小在每个吸气阶段的持续期间增加以补偿患者回路中增大的压力。
还可以通过布置在呼气管线中的一个或多个无源部件(诸如机械单向 阀)来防止呼气管线中的反向流。也已经表明，可以通过增加提供HFO 通气的呼吸设备的呼气管线的长度来实现对呼气管线中的反向流的足够 限制。因此，根据本发明的又一实施例，用于防止或限制呼气管线中的反 向流的装置包括延伸呼吸设备的呼气管线的长度的一段管道。
当呼吸设备包括电子控制的呼气阀时，控制单元优选地被配置成通过 同步地控制吸气阀和呼气阀来进一步改善HFO通气的效果。在本发明的 优选实施例中，控制单元被配置成控制吸气阀和呼气阀以使得它们不同 相，从而表明不同时打开和关闭它们。
当打开吸气阀时，保持呼气阀关闭。优选地，在关闭吸气阀之后的短 时间段内也保持呼气阀关闭。吸气阀的关闭与呼气阀的打开之间的时间延 迟在本文中被称为呼气延迟。这具有增加在每次吸气期间输送给患者的新 鲜气体含量的作用，因为呼气阀的延迟打开会增加进入将吸气管线和呼气 管线与患者连接的患者连接器的共用管线中并且进一步进入患者的气道 中的呼吸气流。优选地选择呼气延迟以使得每个呼吸气体脉冲促使足够容 积的呼吸气体在HFO通气的每个周期期间流入患者的气道。
如上所述，可控呼气阀也可用来防止呼气管线中的反向流。如果被设 计为如上所述的机电单向阀，则其会自动防止呼气管线中的反向流。然而， 根据呼气阀的设计，例如在当没有施加控制电流时在阀的膜片 (membrane)与阀座之间存在较小间隙的情况下，对患者的主动呼气具 有负面影响的小的反向流仍然可能出现。因此，期望通过在呼气阶段快结 束时向阀施加控制电流来主动地关闭呼气阀，而在呼气管线中仍然存在一 些负压。这表明在通过打开吸气阀来开始后续的吸气阶段之前可以主动地 控制呼气阀关闭一段时间。
因此，对吸气阀和呼气阀的控制还可以包括呼气阀的关闭与吸气阀的 打开之间的另一时间延迟，在本文中被称为吸气延迟。
最佳的吸气延迟时间和呼气延迟时间主要取决于患者回路的管道的 长度、HFO通气的频率和通气的患者的特性。根据本发明的一个实施例， 吸气延迟时间和呼气延迟时间中的一个或两个可以由通气机的操作者来 设置或者由通气机的控制单元通过执行使用前检查来自动地设置，在使用 前检查中，对所述延迟时间中的一个或两个进行优化以根据预定压力曲线 来向患者提供HFO通气。在这样的使用前检查中，通气机可以适于将患 者回路中的测量压力与由预定压力曲线给出的压力进行比较，并且调整吸 气延迟时间和/或呼气延迟时间以使它们之间的任意偏差最小化。优选地， 通气机还适于在正在进行的HFO通气期间自动调整吸气延迟时间和呼气 延迟时间中的一个或两个以确保所输送的压力曲线不偏离期望的预定压 力曲线，例如通过重复地将测量压力值与期望的压力曲线进行比较并且调 整一个或两个时间延迟以对任意偏差进行补偿。
在下文中，将在以下详细描述中描述本发明的进一步的有利方面。
附图说明
根据下文中提供的详细描述和仅通过图示给出的附图，将更充分地理 解本发明。在不同的附图中，相同的附图标记对应于相同的元件。
图1示出了根据本发明的示例性实施例的用于向患者提供HFO通气 的呼吸设备。
图2是示出了根据本发明的示例性实施例的用于向患者3提供HFO 通气的方法的流程图。
图3A至图3G以简化的方式示出了根据本发明的示例性实施例的提 供HFO通气的呼吸设备的患者回路中的压力和流量发展。
图4是示出了根据本发明的示例性实施例的用于向患者3提供HFO 通气的方法的流程图。
图5A至图5G以简化的方式示出了根据本发明的示例性实施例的提 供HFO通气的呼吸设备的患者回路中的压力和流量发展。
图6更详细地示出了根据本发明的示例性实施例的提供HFO通气的 呼吸设备的患者回路中的压力和流量发展。
图7示出了在15Hz下对于不同平均流速的本发明的HFO通气的 MAP和压力幅值范围。
具体实施方式
图1示出了根据本发明的示例性实施例的用于向患者3提供高频振荡 (HFO)通气的呼吸设备1。呼吸设备1是通气机，其包括用于从至少一 个气体源7向患者3传送加压呼吸气体的吸气管线5、以及用于传送呼出 气体离开患者3到大气或净化系统(未示出)的呼气管线9。吸气管线5 和呼气管线9经由患者连接器11彼此连接并且连接至患者3，该患者连 接器11包括用于向患者传送呼吸气体以及传送来自患者的呼出气体的共 用管线13。患者连接器11还包括将吸气管线5和呼气管线9与共用管线 13连接的所谓的Y形接管。吸气管线5、呼气管线9和患者连接器11一 起构成呼吸设备1的患者回路。
呼吸设备1还可以包括用于测量吸气管线5、呼气管线9和/或患者连 接器11中的流量的至少一个流量传感器15a至15c。此外，呼吸设备可 以包括用于测量患者回路中的压力的一个或多个压力传感器。在该实施例 中，呼吸设备包括布置在患者连接器11的Y形接管中的至少一个压力传 感器16。
此外，呼吸设备1包括用于调节经由吸气管线5提供给患者3的呼吸 气流的可控吸气阀17和可控呼气阀19。
呼吸设备1的控制单元21基于由其操作者输入至呼吸设备的预设参 数和/或由呼吸设备的各种传感器(诸如流量传感器15a至15c以及压力 传感器16)测量的测量参数来控制吸气阀17和呼气阀19。控制单元21 包括存储计算机程序的非易失性存储器23，计算机程序在由控制单元21 的处理单元25执行时使得控制单元21根据下述的原理来控制吸气阀17 和呼气阀19。除非另有声明，否则下文中所描述的方法的所有步骤都由 呼吸设备1的控制单元21通过计算机程序的执行来执行。
尽管图1中示出了仅一个气体源7，但是应当理解的是，呼吸设备1 可以连接至多个气体源，以向患者3提供包括多种气体组分的呼吸气体混 合物。如本领域中常见的，呼吸设备因此可以包括在吸气阀17的上游的 气体混合罐，或者其可以包括多个吸气阀，每一个均被布置成控制进入吸 气管线5中的相应气体组分的流量。气体源7例如可以包括通常在医院环 境中可用的、输送加压空气和/或氧气的一个或多个壁出口(wall outlet)。
图2示出了根据本发明的示例性实施例的用于借助于呼吸设备1向患 者提供HFO通气的方法。
在第一步骤S1中，将呼吸设备1的吸气阀17打开至最大流量位置， 在最大流量位置处，通过吸气阀17的加压呼吸气流达到最大流速。
在第二步骤S2中，通过使吸气阀17从所述最大流量位置到通过吸气 阀17的流被限制为最小流速的最小流量位置来突然关闭吸气阀17，该最 小流速为零或几乎为零。
在步骤S1中吸气阀17的打开在患者回路中产生正压，从而提供患者 3的主动吸气。选择最大流速、最小流速和吸气阀17的关闭速度以使得 在由吸气阀17的打开引起的正压之后，在步骤S2中吸气阀17的突然关 闭在患者回路中产生负压，如以下将参照图3A至图3G描述的那样。
在第三步骤S3中，以对应于HFO通气的期望频率的频率重复步骤 S1和步骤S2。呼吸设备1适于至少在5Hz至20Hz的频率范围内，优选 地在更宽的5Hz至50Hz的频率范围内，提供HFO通气，从而表明呼吸 设备能够重复步骤S1和S2至少每秒20次，优选地达到每秒50次。
吸气阀17在最大流量位置与最小流量位置之间的振荡使呼吸设备1 的患者回路5、9、11中的压力在HFO通气的每个周期期间在用来将气体 推入患者3的气道的正压与用来将气体拉出患者3的气道的负压之间振 荡。因此，呼吸设备1能够在除了振荡吸气阀17以外不使用任何振荡部 件的情况下提供具有主动吸气和主动呼气的HFO通气。
控制单元21通过将控制电流施加到吸气阀17来控制吸气阀17以根 据振荡压力曲线来输送呼吸气体，从而使吸气阀17根据控制电流的频率 在最大流量位置与最小流量位置之间振荡。控制电流例如可以具有正弦波 形、方波形、三角波形或锯齿波形。方波形的有利之处在于，其提供了吸 气阀17的最快打开速度和关闭速度。然而，方波控制电流的谐波使得HFO 通气机的操作有噪声。因此，控制电流优选地被选择为具有接近方波形， 例如通过混合方波和正弦波。
通常，呼吸设备1的操作者通过设置对于HFO通气的期望振荡频率 和MAP(平均气道压力)，例如分别在5Hz至20Hz的范围以及0mbar 至35mbar的范围内，选择要提供给患者的期望的振荡压力曲线。此外， 呼吸设备1可以被配置成允许操作员设置压力曲线的期望幅值。可能的压 力幅值的范围取决于设置的频率和MAP以及呼吸回路的特性，因此，优 选地，控制单元21基于设置的频率、设置的MAP和呼吸设备的特性来 限制可选幅值的范围。基于设置的频率、设置的MAP，以及另外还基于 设置的压力幅值，控制单元21自动确定导致期望的压力曲线的流量曲线， 并且调整施加到吸气阀的控制电流以获得所确定的流量曲线。
在HFO通气期间通常对患者回路中的压力进行采样，例如借助于患 者连接器11中的压力传感器16。如果所测量的压力偏离期望的压力曲线， 则相应地调整控制电流并且因此调整通过吸气阀17的呼吸气流的曲线。 优选地，控制单元21被布置成将所测量的压力与预设的控制值进行比较， 并且在必要的情况下基于所述比较来调整控制电流并且因此调整吸气阀 17的振荡运动。优选地，在HFO通气的每个周期内执行采样和比较，这 表明能够基于每次呼吸调整流量曲线以确保患者总是经受遵循期望压力 曲线的压力。如下面将描述的，在本发明的其他实施例中，主动控制的呼 气阀可以用于增强患者的主动呼气。在这样的实施例中，也可以调整呼气 阀的调节以补偿所测量的压力与期望的压力曲线之间的偏差。
图3A至图3G以简化的方式示出了上述方法步骤对呼吸设备1的患 者回路中的压力和流量的影响。在图3A至图3G中，患者回路的较密集 打点区域指示压力高于患者回路的次密集打点区域的压力，而箭头用于指 示在由各幅附图表示的不同时间点处气体是被推入患者3体内还是从患 者3体内被拉出。
步骤S1中吸气阀的打开使得来自一个或多个气体源7(图1)的加压 呼吸气体流入吸气管线5，如图3A和图3B所示。呼吸气体的提供引起 患者回路中的压力增大。
如由图3B中的箭头所示，该压力增大使得呼吸气体强制流入患者连 接器11的共用管线13中并且进入患者3的气道中，并因此提供患者的主 动吸气。在一段时间之后，如图3C所示，压力在整个患者回路5、9、11 中增大，并且呼吸气体继续流入患者3体内。
如图3D所示，在步骤S2中吸气阀17的突然关闭切断了呼吸气体流 或者至少突然使呼吸气体流减速，并因此产生由于呼吸气体的惯性而通过 吸气管线5传播的呼吸气体脉冲27。
由吸气阀17的突然关闭造成的呼吸气体流速的快速减速造成负压 (即次气压)在呼吸气体脉冲27之后产生。在呼吸气体脉冲27之后的负 压场由附图标记29表示。这里，在图3C所示的时间点与图3D所示的时 间点之间出现的时间点处关闭吸气阀17。
当在患者回路中压力增大时，气体流入患者回路的共用管线13并且 流入患者的气道，如由图3B至图3D中的箭头表示。在HFO通气的每个 周期内进入患者3的气道中的气体通常但不一定包括在同一周期期间经 由吸气阀17注入吸气管线5的呼吸气体脉冲27中的至少部分气体。在 HFO通气的每个周期期间进入患者3的气道中的气体的容积通常远小于 呼吸气体脉冲27的气体容积。
如图3E和图3F所示，呼吸气体脉冲27中的部分以及随后的负压场 29将传播到患者回路的呼气管线9中，其中负压会导致气体被拉出患者3 的气道和共用管线13以抵消(level out)患者回路中的压力。负压因此将 提供患者3的主动呼气。
如图3G所示，来自患者3的气道的气流会逐渐地抵消患者回路中的 负压。在一些时间点处，负压会被抵消，由此主动呼气阶段结束，并且可 以通过再次打开吸气阀17(图3A)来开始以主动吸气阶段开始的HFO 通气的新周期。然而，应当理解的是，在从患者3的气道流出的气体完全 抵消患者回路中的负压场29之前，可以通过打开吸气阀17来开始新的吸 气阶段。为了使患者3经历主动呼气，重要的是由于吸气阀17的突然关 闭而在患者回路中产生具有足以将至少小容积的气体拉出患者的气道的 大小的负压，以及在通过吸气阀17注入新的呼吸气体脉冲之前给予负压 至少一些时间以将气体拉出患者的气道。
图4示出了根据本发明的另一示例性实施例的用于借助于呼吸设备1 来向患者提供HFO通气的方法。与图2中的方法相比的不同之处在于， 呼吸设备1的可控呼气阀19用于增强主动呼气的效果。
第一步骤S11和S12分别对应于图2中的步骤S1和S2。
在第三步骤S13中，打开呼气阀19(图1)(当在步骤S11中打开吸 气阀时被关闭)。优选地，不同时进行在步骤S12中吸气阀17的关闭以及 呼气阀19的打开。替代地，优选地，使呼气阀19的打开延迟一定延迟时 间，在下文中被称为呼气延迟。与在关闭吸气阀17时可能已打开呼气阀 19的情况相比，在已经关闭吸气阀15之后保持呼气阀19关闭一定时间 使得呼吸气体脉冲27中的更多新鲜气体流入患者连接器11的共用管线 13并且进入患者3的气道中。呼气阀17的打开使得呼吸气体脉冲27中 的至少部分以及随后的负压场29传播进入呼气管线9中，在呼气管线9 中，负压用来将气体拉出患者3的气道，并因此用来开始主动呼气阶段。 根据患者回路的管道的长度、HFO通气的频率和患者的特性，呼气时间 延迟优选地在0ms至10ms的范围内。
在第四步骤S14中，关闭呼气阀19。优选地在主动呼气阶段快结束 时关闭呼气阀19，同时在呼气管线9中仍然存在一些负压。这样做是为 了防止呼气管线中的反向流，即从呼气管线9的远端朝向呼气管线的近端 的气流。这样的反向流会抵消呼气管线9的更近端部分中的负压并从而阻 止气体被拉出患者3的气道。呼气阀19的关闭因此具有延长患者3的主 动呼气的效果。在呼气阶段快结束时关闭呼气阀19与打开吸气阀17以开 始随后的吸气阶段之间的时间延迟在下文中被称为吸气延迟。同样根据患 者回路的管道的长度、HFO通气的频率和患者的特性，吸气延迟优选地 在0ms至50ms的范围内。
在第五及最后的步骤S15中，以对应于HFO通气的期望频率的频率 重复步骤S11至步骤S14。
图5A至图5G以简化的方式示出了图3中的方法步骤对呼吸设备1 的患者回路中的压力和流量的影响。如在图3A至图3G中一样，患者回 路的较密集打点区域指示压力高于患者回路的次密集打点区域的压力，以 及箭头用于指示在由各幅图表示的不同时间点处气体是被推入患者3体 内还是从患者3体内拉出。
图5A至图5G与前文所描述的图3A至图3G之间的唯一不同之处在 于，如上文参照图4所述，呼吸设备1的呼气阀19用于改善HFO通气。
为了增加到患者3的气流，在吸气阶段的初始部分期间，保持呼气阀 19关闭，如图5A至图5E所示。如图5E所示，保持呼气阀19关闭使得 患者回路5、9、11中的压力持续增大，这又使压力在患者3的肺部中也 增大。该压力增大起到使振荡压力曲线的幅值和平均压力二者增大的作 用。
在由图5E表示的时间点与图5F表示的时间点之间的时间点处，关 闭吸气阀17。然后，在由图5F表示的稍后的时间点处，打开呼气阀19。 关闭吸气阀17与打开呼气阀19之间经过的时间对应于上述呼气延迟。如 上所述，吸气阀17的突然关闭使得流减速并因此在患者回路中的吸气阀 17处产生负压29。当呼气阀19打开时，患者回路中的总体过压力使患者 回路中的呼吸气体加速并且通过呼气阀19流出，于是随后的负压29用来 将气体从患者3的气道拉出，并因此提供患者3的主动呼气。如图5G所 示。
在主动呼气阶段快结束时，关闭呼气阀19以防止呼气管线9中的反 向气流。当患者回路中仍然存在一些负压29时，这在由图5H表示的时 间点处发生。因此，在主动呼气阶段快结束时关闭呼气阀用来将负压力 29陷闭于患者回路中以确保该负压力被从患者3的气道流出的气体抵消， 如图5I所示，而不是被呼气管线9中的反向气流抵消。
如图5H和图5I所示，在打开吸气阀17以开始随后的吸气阶段(如 图5A所示)之前，关闭呼气阀19。在呼气阶段的最后阶段期间关闭呼气 阀19(图5H)与打开吸气阀从而开始随后的吸气阶段(图5A)之间经 过的时间对应于上述吸气延迟。
因此，在该实施例中，控制单元21被配置成控制吸气阀17和呼气阀 19以使得它们不同相，从而表明不同时打开和关闭它们。在该实施例中， 存在用来在主动吸气阶段期间增加进入患者3体内的新鲜气流的呼气时 间延迟以及用来通过防止呼气管线9中的反向气流来延长主动呼气阶段 的吸气时间延迟二者。这些时间延迟可以由HFO通气机的操作者基于例 如患者回路的管道的长度、HFO通气的设定频率和患者的特性来设置。 它们还可以由控制单元21基于在患者回路中获得的流量和/或压力测量结 果(例如，由流量传感器15a至15c和/或压力传感器16(图1)中的一 个或多个获得的流量和/或压力测量结果)来连续地设置和/或调整。优选 地，控制单元21被配置成在正在进行的HFO通气期间基于这样的测量 结果来自动调整吸气和/或呼气时间延迟，以便确保振荡压力曲线遵循具 有期望的MAP和可接受的正负压力幅值的期望压力曲线。
为了确保振荡压力曲线遵循期望的压力曲线，控制单元21还可以被 配置成在正在进行的HFO通气期间自动调整通过吸气阀17注入的流的 曲线。为此，控制单元21可以被配置成调整吸气阀17的最大开度(即， 吸气阀的最大流量位置)，并且根据阀的类型，调整吸气阀17的打开和/ 或关闭速度。控制单元21可以通过调整用于调节吸气阀17的控制电流的 曲线来调整这些参数。如上所述，控制单元21也可以在正在进行的HFO 通气期间自动调整呼气阀19的调节以补偿所测量的压力曲线与期望的压 力曲线之间的任何偏差。为此，控制单元21可以调整用于调节呼气阀19 的控制电流的曲线，从而调整以下参数中的一个或多个参数：打开和关闭 该呼气阀19的定时；开度；打开速度；关闭速度；以及在关闭时打开该 阀所需的力(关闭力)。尽管在图4以及图5A至图5G中所示的实施例涉 及呼气阀17的主动控制以增强HFO通气的效果，应当理解的是，呼气 阀19及其控制是本发明的有利的但不是必需的特征。已经表明，可以甚 至在不使用呼气阀19的情况下实现患者3的主动吸气和主动呼气二者。
在没有使用可控呼气阀19的情况下，有利的是为呼吸设备1配备用 于防止或限制呼气管线9中的反向气流的一些其他装置。这样的装置可以 例如包括防止在呼气管线中的反向流(即从单向阀的另一侧朝向患者的 流)的单向阀。同样已经表明，通过增加呼气管线9的长度来实现对呼气 管线中的反向流的充分限制。因此，应当理解的是，本发明的呼吸设备1 可以包括用于在主动呼气阶段结束期间防止或限制呼气管线9中的反向 气流的装置，该装置可以包括以下项中的一个或多个：
-布置在呼气管线9的远端的可控呼气阀19，
-布置在呼气管线9的远端单向阀(止回阀)，以及
-延伸呼气管线9的长度的一段管道。
如本领域技术人员理解的那样，图3A至图3G以及图5A至图5G仅 是呼吸设备1的患者回路中的流量和压力的示意性图示。提供它们仅仅是 为了向读者给出如下物理原理的简单说明：在不使用喷射器、扬声器、活 塞或在现今的HFO通气机中通常使用的任何其他装置的情况下，使得能 够借助于吸气阀17的快速调节产生振荡压力曲线的负压分量来向患者3 提供真正的HFO通气。
可通过研究图6来获得对患者回路5、9、13中的压力和流量变化的 更好理解，图6示出了对在所提出的阀控HFO通气期间患者回路中的流 量和压力发展的模拟结果。
通过以下方式来进行模拟：用电流发生器模拟吸气阀17，用电容模 拟吸气管线5的顺应性，以及用布置在电压发生器的近端侧的二极管模拟 呼气阀19。患者回路由具有计算的分量值(component value)的两个64 节点RLC网络来建模，一个针对吸气管线5以及一个针对呼气管线9。 具有使肺部模型对应于新生儿患者的肺部的分量值的电阻器和电容对患 者的肺部进行了建模。选择所有其他分量值以模拟来自Maquet Critical Care AB的SERVO-i通气机的行为。
对最大流速为180lpm、振荡频率为15Hz以及Map为25mbar的 HFO通气进行了模拟。最小流速(偏流)被设置为零。这表明该模拟对 吸气阀17在最大流量位置与完全关闭位置之间振荡的HFO通气进行了 模拟，在最大流量位置处通过吸气阀的流量是180lpm，在完全关闭位置 处通过吸气阀的流量是零。根据Servo-i通气机的阀控机构的能力，从180 lpm到零流量的下降时间为10ms，这产生了为18000lpm/s的通过吸气 阀17的流的减速度。该模型包括呼气阀19的使用以便延长患者的主动呼 气阶段，如上文参照图4以及图5A至图5G所描述的那样。
在模拟中没有将对HFO通气具有积极影响的一些方面考虑在内。例 如，由吸气阀17的打开引起的患者回路中的压力增大在吸气阀17的膜片 上施加力，该力用来提高打开速度并因此甚至更多地提高通过阀的流的加 速度。同样，在关闭吸气阀17时，由通过吸气阀的气流的减速度引起的 负压场29(例如，参见图3D)会对吸气阀17的膜片施加力，该力用来 提高关闭速度并因此甚至更多地提高流的减速度。这些现象没有被建模。
在图6中，以下注释用于作为模拟的结果而获得的不同流量和压力。
-Pprox：近端压力。这是在共用管线13的远端处的压力，并且对应 于压力传感器16(图1)测量的压力。该压力是当提到HFO通气 的压力幅值和MAP时通常被提及的压力。
-Fprox：近端流量。这是通过患者连接器13的共用管线13的流量， 即朝向患者的流量(正流量)或离开患者的流量(负流量)。该流 量对应于流量传感器15C(图1)测量的流量。
-Pinsp：吸气管线压力。这是在吸气管线5中在吸气阀17处或附近的 压力。该压力对应于可能已由与流量传感器15a(图1)共同设置 的压力传感器测量的压力。
-Finsp：吸气管线流量。这是通过吸气管线5、在吸气阀17处或附近 的流量。该流量对应于由流量传感器15a(图1)测量的流量。
-Pexp：呼气管线压力。这是在呼气管线9中在呼气阀19处或附近的 压力。该压力对应于可能已由与流量传感器15b(图1)共同设置 的压力传感器测量的压力。
-Fexp：呼气管线流量。这是通过呼气管线9、在呼气阀19处或附近 的流量。该流量对应于流量传感器15b(图1)测量的流量。
-Plung：肺部压力。这是患者3的肺部压力。
在图6中，y轴示出了以m3/s为单位(1A＝1m3/s，表示1mA等于 1l/s或60lpm)的流量以及以帕斯卡为单位(1V＝1Pa，表示1kV等于 10cmH2O)的压力。x轴示出了以秒为单位的时间。
T1表示开始打开吸气阀17的时间点，T2是吸气阀17达到其最大打 开位置(最大流量位置)的时间点，T3是开始关闭吸气阀的时间点，以 及T4是完全关闭吸气阀的时间点。T5表示打开呼气阀19的时间点，以 及T6表示关闭呼气阀19的时间点。
如通过研究图6中的曲线Pinsp可以看出，吸气阀17的打开造成吸气 管线中的压力急剧增大。当吸气阀已经达到其最大打开位置时，通过吸气 阀的流量Finsp停止增加，这导致当压力由于患者的充盈(filling)而增大 并且患者回路顺应性成为主导因素时吸气管线压力Pinsp在开始再次增大 之前暂时降低。由于声音的速度，压力波在吸气阀17与患者连接器11之 间延迟。如通过研究近端压力Pprox可以看出，在患者连接器11处的压力 在突然关闭吸气阀17之后立刻变为负值。该模拟表明，在患者回路的近 端部分获得最大幅值为约-40cmH2O的负压力摆动，这不仅仅足以提供患 者3的主动呼气。此外，从Finsp与Fprox之间的比较可以看出，通过吸气 阀17的流量的仅一小部分到达患者3。
为了获得足以提供适当主动呼气的负压，吸气阀17的动态和由控制 单元21施加到吸气阀的控制电流的曲线应当使得吸气阀的关闭速度导致 从最大流速到最小流速的流量的平均变化率为至少7200lpm/s，更优选地 为12000lpm/s以及甚至更优选地为18000lpm/s。此外，如前所述，负压 的大小取决于呼吸气体脉冲的动能并因此取决于通过吸气阀的呼吸气体 的流速。通过吸气阀17的最大流速越高，振荡压力曲线的压力摆动就越 高。尽管上述模拟是针对180lpm的最大流速而做出的，但是30lpm的 最大流速可足以提供主动呼气。优选地，然而，最大流速应当为至少60 lpm，并且甚至更优选地为至少120lpm。此外，尽管上述模拟对吸气阀 17在最大流量位置与通过阀的流速为零的完全关闭位置之间振荡的场景 进行了模拟，但是在吸气阀17处于其最密闭位置时以通过吸气阀17的较 小偏流仍然可以获得足够的负压。该偏流不应当超过4lpm并且优选地不 应当超过1lpm。
图7是示出了对于不同的平均流速在15Hz的示例性频率下本发明的 阀控HFO通气的近端平均压力和近端压力幅值范围的图。如上所述，近 端平均压力和近端压力幅值由图1中的压力传感器16测量并且在HFO 通气的背景下分别对应于通常所称的MAP和压力幅值。本领域的技术人 员可以理解的是，平均流速是在HFO通气的时期内通过吸气阀17的平 均流量，在HFO通气期间吸气阀17从最小流量位置转到最大流量位置 并且再次返回。在图7中，内环示出在平均流速为10lpm时的MAP和 压力幅值范围，紧接着的环示出了在平均流速为20lpm时的MAP和压 力幅值范围等，直到示出在平均流速为70lpm时的MAP和压力幅值范 围的外环为止。