ES2197844T3

ES2197844T3 - Metodo para calcular el volumen instantaneo inspirado por un sujeto durante una ventilacion.

Info

Publication number: ES2197844T3
Application number: ES00104511T
Authority: ES
Inventors: Michael Berthon-Jones
Original assignee: Resmed Pty Ltd
Current assignee: Resmed Pty Ltd
Priority date: 1996-09-23
Filing date: 1997-09-23
Publication date: 2004-01-16
Anticipated expiration: 2017-09-23
Also published as: JP2005279317A; CA2266454C; US20060150974A1; US8051853B2; CA2266454A1; US6532957B2; US7137389B2; US20100065057A1; DE69721330D1; DE69710100T2; DE69710100D1; EP0996358A1; EP0996358A4; DE69735557D1; DE69721837T2; ATE212206T1; WO1998012965A1; US20020023644A1; JP3902781B2; JP3558167B2

Abstract

Un método para calcular un volumen inspirado instantáneo de un sujeto durante una asistencia ventilatoria, comprendiendo las etapas de: estimación de un flujo de aire respiratorio; cálculo de un índice igual a la magnitud o extensión borrosa (fuzzy) en la cual cualquier fuga varia súbitamente; cálculo de un volumen inspirado instantáneo en función a la vez del flujo de aire respiratorio estimado y del citado índice.

Description

Método para calcular el volumen instantáneo inspirado por un sujeto durante una ventilación.

Campo de la invención

La invención concierne a métodos y a un aparato para proporcionar una asistencia de ventilación que se ajuste a una necesidad respiratoria de un sujeto. La asistencia de ventilación puede ser para un sujeto que respira espontánea o no-espontáneamente, o que alterna entre estos estados de respiración. La invención es especialmente adecuada, aunque no por ello limitada, para sujetos humanos que respiran espontáneamente que requieren una asistencia de ventilación de larga duración, particularmente durante el sueño.

Antecedentes de la invención

Los sujetos que con enfermedad grave de pulmón, enfermedad de la pared pectoral, enfermedad neuromuscular, o enfermedades del control respiratorio pueden requerir una asistencia mecánica de ventilación en un hospital, seguida de una asistencia mecánica de ventilación de larga duración en sus hogares, particularmente durante el sueño. El aparato de ventilación suministra al sujeto aire o aire enriquecido con oxígeno, a través de una interfaz tal como una máscara nasal, a una presión que es mayor durante la inspiración y menor durante la espiración.

En el estado de vigilia, y durante la espera para irse a dormir, el patrón de ventilación del sujeto es variable en ritmo y profundidad. La gran mayoría de dispositivos de ventilación conocidos no ajustan con precisión la amplitud y la fase de la presión de la máscara a los esfuerzos espontáneos del sujeto, produciendo incomodidad o pánico. Además, una gran cantidad de asincronías reduce la eficiencia del dispositivo. Durante el sueño, se producen cambios en el control neural de la respiración al igual que en la mecánica de los conductos de aire, músculos respiratorios y pared pectoral del sujeto, conllevando la necesidad de una asistencia de ventilación substancialmente mayor. Por lo tanto, a no ser que el dispositivo pueda ajustar automáticamente el grado de asistencia, la amplitud de la presión suministrada será o bien insuficiente durante el sueño, o bien excesiva durante el estado de vigilia. Esto es particularmente importante en sujetos que presentan disfunciones en el control de la respiración, por ejemplo síndromes de hipoventilación central, tal como el Síndrome de Hipoventilación por Obesidad, en el que tiene lugar una función quimioreceptora insuficiente, o la respiración tipo Cheyne Stokes como la de pacientes con un paro cardiaco severo o después de un ataque, donde tiene lugar una función quimioreceptora excesiva o poco regular.

Además, durante el sueño se producen, inevitablemente, grandes fugas entre la máscara y el sujeto, o en la boca del sujeto en el caso de que ésta no esté bien sujeta. Tales fugas aumentan el error en el ajuste de fase y magnitud del esfuerzo de la máquina a las necesidades del sujeto, y en el caso de fuga por la boca, reduce la eficiencia de la asistencia de ventilación.

Idealmente un dispositivo de asistencia de ventilación debería perseguir simultáneamente los siguientes objetivos:

(i): Mientras el sujeto está despierto y realizando esfuerzos de ventilación substanciales, debería ajustarse al máximo, en fase, la asistencia suministrada a los esfuerzos del paciente.

(ii): La máquina debería ajustar automáticamente el grado de asistencia para mantener al menos una ventilación mínima especificada, sin basarse en la integridad de los quimio-reflejos del sujeto.

(iii): Debería seguir funcionando correctamente en presencia de grandes fugas.

La mayoría de los aparatos domésticos simples de ventilación o bien suministran un volumen fijo, o realizan un ciclo entre dos presiones prefijadas. Lo hacen o bien a un ritmo fijo, o son activados por los esfuerzos espontáneos del paciente, o de ambas formas. Todos estos dispositivos simples no logran cumplir el objetivo (ii) de ajustar el grado de asistencia para mantener al menos una ventilación dada. Además, tampoco logran cumplir el objetivo (i) de ajustarse al máximo a la fase respiratoria de los sujetos: los dispositivos temporizados no intentan sincronizarse con los esfuerzos del sujeto; los dispositivos activados intentan sincronizar el principio y el fin de la respiración con los esfuerzos del sujeto, pero no intentan adaptar la presión instantánea durante una respiración a los esfuerzos del sujeto. Además, la activación suele fallar en presencia de fugas, incumpliendo por tanto el objetivo (iii).

La amplia familia de servo-ventiladores conocidos durante al menos 20 años mide la ventilación y ajustan el grado de asistencia para mantener la ventilación a, o por encima de, un nivel especificado, cumpliendo por tanto el objetivo (ii), pero siguen incumpliendo el objetivo (i) de ajustar al máximo la fase de los esfuerzos espontáneos del sujeto, por las razones dadas arriba. No se realiza intento alguno de cumplir el objetivo (iii).

La Asistencia Proporcional de Ventilación (Proportional assistist ventilation, PAV), tal como ha sido explicada por el Dr Madgy Younes, por ejemplo en el capítulo 15 de Principles and Practice of Mechanical Ventilation (Principios y Práctica de la Ventilación Mecánica), se centra en adaptar un perfil de presión respecto a tiempo durante una respiración para descargar parcial o completamente el trabajo resistivo y elástico del sujeto, a la vez que minimiza la presión requerida en el conducto de aire para conseguir la ventilación deseada. Durante el medio ciclo de inspiración, la presión administrada toma la forma de:

P(t) = P_{0} + R.f_{RESP}(t) + E.V(t)

donde R representa un porcentaje de la resistencia del conducto de aire, f_{RESP}(t) es el flujo de aire respiratorio en el instante t, E es un porcentaje de la elastancia del pulmón y de la pared pectoral, y V(t) es el volumen inspirado desde el inicio de la inspiración hasta el momento presente. Durante el medio ciclo de espiración, se toma V(t) como cero, para producir una espiración pasiva.

Una ventaja de la asistencia proporcional de ventilación durante la respiración espontánea es que el grado de asistencia es ajustado automáticamente para adaptarse a las necesidades inmediatas del sujeto y a su patrón de respiración, siendo por tanto confortable para el sujeto de respiración espontánea. Sin embargo, hay al menos dos inconvenientes importantes. En primer lugar, se calcula V(t) como la integral del flujo con respecto al tiempo desde el inicio de la inspiración. Un inconveniente de calcular V(t) de este modo es que, en presencia de fugas, la integral del flujo a través de la fuga será incluida en V(t), resultando en una sobre-estimación de V(t), resultando por tanto en un incremento divergente en la presión administrada. Esto puede resultarle angustioso al sujeto. En segundo lugar, la PAV se basa en los reflejos quimiorreceptores del sujeto para monitorizar la composición de la sangre arterial, y a partir de lo cual fijar el nivel de esfuerzo espontáneo. El dispositivo PAV amplifica entonces este esfuerzo espontáneo. En sujetos con reflejos quimiorreceptores anormales, los esfuerzos espontáneos pueden o bien cesar por completo, o dejar de estar relacionados con la composición de la sangre arterial, y la amplificación de estos esfuerzos producirá una ventilación insuficiente. En los pacientes que presentan respiración de tipo Cheyne Stokes durante el sueño, la PAV amplificará por diseño los esfuerzos de respiración del sujeto de tipo creciente y decreciente, y de hecho empeorará las cosas exagerando las molestias. Por tanto, la PAV cumple substancialmente el objetivo (i) de proporcionar asistencia en fase con la ventilación espontánea del sujeto, pero no puede cumplir el objetivo (ii) de ajustar el nivel de asistencia en el caso de que el sujeto tenga quimio-reflejos insuficientes, no cumpliendo satisfactoriamente el objetivo (iii).

Por tanto, existen dispositivos conocidos que cumplen cada uno de los objetivos descritos arriba, pero no hay dispositivo que cumpla todos los objetivos simultáneamente. Adicionalmente, es deseable aportar mejoras sobre el estado de la técnica dirigidas a cualquiera de los objetivos citados.

Por tanto, la presente invención busca cumplir, al menos parcialmente, uno o más de los siguientes objetivos:

(i): adaptar la fase y el grado de asistencia a los esfuerzos espontáneos del sujeto cuando la ventilación supera suficientemente una ventilación deseada.

(ii): ajustar automáticamente el grado de asistencia para mantener al menos una ventilación promedio mínima especificada, sin basarse en la integridad de los quimio- reflejos del sujeto y contrarrestar las irregularidades en los esfuerzos de ventilación espontáneos, como en el caso de la respiración de tipo Cheyne Stokes.

(iii): aportar algún tipo de inmunidad a los efectos de fugas repentinas.

En la patente US5535738, de Estes y otros se describe una variante de la asistencia proporcional de ventilación de Youne.

Descripción de la invención

A partir de este punto se asume que una función de la familia borrosa o borrosa (fuzzy) devuelve un valor entre cero y la unidad, que la intersección borrosa A y B es el menor valor de entre A y B, que la unión borrosa A ó B es el mayor valor de entre A y B, y que la negación borrosa NO A es 1-A.

La invención proporciona un método y un aparato tal y como se establece en las reivindicaciones adjuntas.

El aparato puede incluir ventiladores, dispositivos de asistencia de ventilación y dispositivos CPAP comprendiendo un nivel constante, dos niveles o dispositivos de auto selección de nivel.

Debe entenderse que aunque los algoritmos que implementan la invención se explican en términos de lógica borrosa, se pueden construir aproximaciones a estos algoritmos sin el uso de los formalismos de la lógica borrosa.

Breve descripción de los dibujos

Ahora se describirán un número de realizaciones en referencia a los dibujos adjuntos en los cuales:

las Figs. 1ª y 1b muestran un aparato para el primer y segundo ejemplo de realización de la invención respectivamente;

la Fig. 2 es una función de presión en forma de onda \Pi(\Phi) usada en el cálculo de la presión deseada instantánea entregada como función de la fase instantánea \Phi en el ciclo respiratorio para un primer ejemplo de realización de la invención;

la Fig. 3 muestra funciones de pertenencia borrosa para el cálculo del grado de pertenencia del flujo de aire normalizado a un único conjunto de cinco conjuntos difusos de magnitud (``negativo grande'', ``negativo pequeño'', ``cero'', ``positivo pequeño'' y ``positivo grande''), según el primer ejemplo de realización de la invención; y

la Fig. 4 muestra funciones de pertenencia borrosa para el cálculo del grado de pertenencia de ritmo normalizado de cambio del flujo de aire a un único conjunto de cinco conjuntos difusos de ritmo (``crece rápidamente'', ``crece lentamente'', ``constante'', ``cae lentamente'' y ``cae rápidamente''), según el primer ejemplo de realización de la invención;

la Fig. 5 es una función de presión en forma de onda \Pi(\Phi) usada en el cálculo de la presión deseada instantánea entregada como función de la fase instantánea \Phi en el ciclo respiratorio para un segundo ejemplo de realización de la invención;

la Fig. 6 muestra el cálculo de una cantidad ``introductoria'' en función del tiempo que transcurre desde la transición de la máscara de activa a desactiva más reciente;

la Fig. 7 muestra una función de pertenencia borrosa al conjunto difuso A_{I} en función del tiempo que transcurre desde el paso por cero respiratorio (negativo a positivo) más reciente de la señal de flujo de aire respiratorio, de forma que la función de pertenencia mide hasta que punto el flujo de aire respiratorio ha sido positivo durante más tiempo de lo esperado;

la Fig. 8 muestra una función de pertenencia al conjunto difuso B_{I} en función del flujo de aire respiratorio, de forma que la función de pertenencia mide hasta que punto el flujo de aire respiratorio es grande y positivo;

la Fig. 9 muestra un cálculo eléctrico análogo de un pico de bloqueo (obstrucción) reciente J_{PEAK} a partir del índice J de bloqueo (obstrucción) instantáneo;

la Fig. 10 muestra el cálculo de la constante de tiempo \tau usada en pasos de filtrado pasa bajos en el cálculo de la conductancia de una fuga, en función del índice de bloqueo (obstrucción) reciente J_{PEAK};

la Fig. 11 muestra una curva prototípica de flujo respiratorio en el tiempo, con el tiempo en el eje x, marcando nueve características;

la Fig. 12 muestra funciones de pertenencia a los conjuntos difusos ``negativo grande'', ``negativo pequeño'', ``cero'', ``positivo pequeño'' y ``positivo grande'' en función del flujo de aire respiratorio según un segundo ejemplo de realización de la invención;

la Fig. 13 muestra funciones de pertenencia a los conjuntos ``caída'', ``constante'', y ``creciente'' en función del ritmo normalizado de cambio de flujo de aire respiratorio df/dt según un segundo ejemplo de realización de la invención;

la Fig. 14 muestra una función de pertenencia al conjunto difuso ``hipopnea'';

la Fig. 15 muestra el cálculo de la constante de tiempo \tau para el cálculo de la ventilación normalizada reciente, en función de la ``ganancia de servo'', siendo ésta la ganancia usada para servo-controlar la ventilación minute hasta que supera al menos una ventilación específica deseada;

la Fig. 16 muestra la función de pertenencia al conjunto difuso ``hiperpnea'' en función de la ventilación normalizada reciente;

la Fig. 17 muestra la función de pertenencia a grupo ``fuga grande'' en función de la fuga;

la Fig. 18 muestra la función de pertenencia a los conjuntos ``paso a negativo'' y ``paso a positivo'' en función del flujo normalizado de aire respiratorio;

la Fig. 19 muestra las funciones de pertenencia a los conjuntos difusos ``fase de inspiración'' y ``fase de espiración'' en función de la fase instantánea \Phi del ciclo respiratorio;

la Fig. 20 muestra esquemáticamente como la función W(y), usada en la lógica borrosa inversa, calcula el área (sombreada) de un triángulo isósceles de base unidad y altura limitada por debajo de la altura y;

las Figs. 21-26 muestra un trazado actual de presión y flujo de 60 segundos, a partir de un segundo ejemplo de realización de la invención durante el funcionamiento; la escala vertical para el flujo (trazado grueso) es de \pm 1 L/seg., inspiración en sentido ascendente y la escala vertical para la presión (trazado fino) es de 0-25 cm H_{2}O; donde:

la Fig. 21 muestra que se permite una apnea central de corta duración (b) cuando cesa el esfuerzo en el punto (c) después de una respiración profunda precedente (a);

la Fig. 22 muestra que no se permite una apnea central cuando el esfuerzo cesa en la flecha (a) sin respiración profunda precedente;

la Fig. 23 es registrada con la ganancia de servo preajustada al máximo, y muestra que no sigue permitiéndose una apnea central cuando el esfuerzo cesa en la flecha (a) a pesar de que hubiera respiración profunda precedente;

la Fig. 24 muestra una presión que crece automáticamente al final de la inspiración a medida que el sujeto realiza esfuerzos voluntarios de inspiración más profunda;

la Fig. 25 es registrada teniendo seleccionada una forma de onda algo más cuadrada, y muestra una asistencia de presión creciente automáticamente cuando el sujeto intenta voluntariamente resistirse rigidizando la pared pectoral en el punto (a);

la Fig. 26 muestra cómo con la aparición de una fuga severa repentina de 1,4 L/seg. en (a), la señal de flujo retorna a la línea de base (b) durante la duración de una única respiración, y la presión continúa su ciclo correctamente a todo lo largo; y

la Fig. 27 muestra un trazado actual de 60 segundos que muestra el flujo de aire respiratorio (trazado grueso, \pm 1 L/seg. a escala completa) y la fase instantánea (trazado fino, de 0 a 1, de revolución y a escala completa).

Descripción de los ejemplos de realización preferidos

Los dos ejemplos de realización que serán descritos son ventiladores que funcionan de forma que buscan cumplir simultáneamente los tres objetivos expuestos arriba.

Primer ejemplo de realización

En la Fig. 1a se muestra un aparato que materializa un primer ejemplo de realización del aparato de la invención. Un ventilador impelente 10 suministra un gas respirable a la máscara 11 que está en comunicación con el conducto de aire del sujeto a través de un tubo de suministro 12 y cuya salida se produce a través del difusor de extracción 13. Se mide el flujo de aire hacia la máscara 11 usando un pneumotacográfo 14 y un transductor diferencial de presión 15. Entonces, la señal de flujo de la máscara obtenida por el transductor 15 es muestreada por un microprocesador 16. Se mide la presión de la máscara en el puerto 17 usando un transductor de presión 18. Entonces, la señal de presión obtenida por el transductor 18 es muestreada por el microprocesador 16. El microprocesador 16 envía una señal instantánea de petición de presión en la máscara al servo 19, que compara dicha señal de petición de presión con la señal de presión actual obtenida del transductor 18 para controlar el motor del ventilador 20. Los preajustes del microprocesador pueden ajustarse a través de un puerto serie 21.

Debe entenderse que la máscara podría igualmente reemplazarse por un tubo de traqueotomía, por un tubo endotraqueal, almohadillas nasales u otros medios que realicen una conexión sellada entre los medios de entrega de aire y el conducto de aire del sujeto.

Se programa el microprocesador 16 para realizar los siguientes pasos, a ser considerados conjuntamente con las Tablas 1 y 2.

TABLA 1 Leyes de Interferencia Borrosa para un primer ejemplo de realización

N		Leyes de Interferencia	Fase borrosa
		Borrosa
1	si la	Cero	y el ritmo	Crece	entonces la fase es	Inicio de la
	medida es					Inspiración
2	si la	Negativo	y el ritmo de	Crece Lentamente	entonces la fase es	Principio de la
	medida es	Pequeño	cambio			Inspiración
3	si la	Positivo	y el ritmo de	Es Constante	entonces la fase es	Punto de
	medida es	Grande	cambio			Inspiración
						Máxima
4	si la	Positivo	y el ritmo de	Decrece Lentamente	entonces la fase es	Final de la
	medida es	Pequeño	cambio			Inspiración
5	si la	Cero	y el ritmo de	Decrece Rápidamente	entonces la fase es	Inicio de la
	medida es		cambio			espiración

TABLA 1 (continuación)

N		Leyes de Interferencia	Fase borrosa
		Borrosa
6	si la	Negativo	y el ritmo de	Decrece Lentamente	entonces la fase es	Principio de la
	medida es	Pequeño	cambio			Espiración
7	si la	Negativo	y el ritmo de	Es Constante	entonces la fase es	Punto de
	media es	Grande	cambio			Espiración
						Máxima
8	si la	Negativo	y el ritmo de	Crece Lentamente	entonces la fase es	Final de la
	medida es	Pequeño	cambio			Espiración
9	si la	Cero	y el ritmo de	Es Constante	entonces la fase es	Pausa de la
	media es		cambio			Espiración
10	Siempre				la fase es	Sin cambios

TABLA 2 Asociación de fase con las Leyes Borrosas para un primer ejemplo de realización.

N	Fase	\Phi_{N}
1	Inicio de la Inspiración	0,0
2	Principio de la Inspiración	valores intermedios entre
3	Punto de Inspiración Máxima	0,0 y 0,5
4	Final de la Inspiración
5	Inicio de la espiración	0,50
6	Principio de la Espiración	valores intermedios entre
7	Punto de Espiración Máxima	0,0 y 0,5
8	Final de la Espiración
9	Pausa de la Espiración
10	Sin cambios	\Phi_{N}

1.: Preajustar los valores objetivo deseados para la duración de la inspiración TI_{TGT}, para la duración de la espiración TE_{TGT}, y para la ventilación minute V_{TGT}. Escoger constantes P_{0} y A_{STD} adecuadas donde P_{0} es la presión deseada y de espiración, y A_{STD} es el incremento de presión deseado por encima de P_{0} Al final de la inspiración para una respiración de duración TT_{TGT} = TI_{TGT} + TE_{TGT}.

2.: Escoger una función de presión en forma de onda conveniente \Pi(\Phi), tal como la mostrada en la Fig. 2, de modo que la presión entregada deseada en la fase \Phi vendrá dada por: P = P_{0} + A \Pi(\Phi) donde la amplitud A es igual a la diferencia entre el final de la presión de inspiración y el final de presión de espiración. Sin embargo, para sujetos con necesidades concretas, pueden ser convenientes otras formas de onda.

3.: Inicializar la fase \Phi en el ciclo respiratorio a cero, e inicializar la estimación actual de la duración actual de la inspiración y la espiración TI y TE a TI_{TGT} y TE_{TGT} respectivamente.

4.: Inicializar el ritmo de cambio de fase durante la inspiración \Delta\Phi_{I} entre intervalos de muestra de longitud T a: \Delta\Phi_{+}= 0,5 T / TI_{TGT}

5.: Inicializar el ritmo de cambio de fase durante la espiración \Delta\Phi_{E} a: \Delta\Phi_{+}= 0,5 T / TE_{TGT}

6.: Medir el flujo de aire respiratorio instantáneo f_{RESP}.

7.: Calcular el promedio total de duración de la respiración TT = TI + TE.

8.: Aplicar un filtrado pasa bajos al flujo de aire respiratorio con una constante de tiempo \tauf ajustable, donde \tauf es una pequeña fracción fijada de TT.

9.: Calcular la ventilación instantánea V como mitad del valor absoluto del flujo de aire respiratorio: V = 0,5 \; |f_{RESP}|

10.: A partir de la ventilación objetivo V_{TGT} y la ventilación minute medida V, derivar un término de error V_{ERR}, tal que los valores grandes de V_{ERR} indiquen una ventilación insuficiente: V_{ERR} = \int (V_{TGT} - V)\; dt

11.: Tomar V_{BAR} como el resultado del filtrado pasa bajos sobre V con una constante de tiempo \tauV_{BAR} que es de duración larga comparada con TT.

12.: Calcular un flujo o circulación de aire normalizado f_{NORM}, en donde f_{NORM} = f_{RESP}/V_{BAR}

13.: Calcular a partir de f_{NORM} el grado de pertenencia en cada uno de los conjuntos difusos cuyas funciones de pertenencia se muestran en la Fig. 3.

14.: Calcular un porcentaje normalizado de cambio df_{NORM}/d\Phi igual a df_{NORM}/dt dividido por la estimación actual del tiempo de ciclo respiratorio promedio TT.

15.: A partir del porcentaje de cambio o de variación, calcular el grado de pertenencia en cada uno de los conjuntos difusos mostrados en la Fig. 4.

16.: Para cada hilera N en la Tabla 1, calcular el grado de pertenencia g_{N} en el conjunto difuso mostrado en la columna etiquetada Fase Borrosa, aplicando las reglas de inferencia de lógica borrosa mostradas.

17.: Asociar al resultado de cada una de las N reglas una fase \Phi_{N} tal como se muestra en la Tabla 2, tomando nota de que \Phi_{10} es la fase actual \Phi.

18.: Incrementar cada una de las \Phi_{N} excepto \Phi_{10} en 0,89 \tau/TT, para compensar la etapa previa de filtrado pasa-bajos.

19.: Calcular una nueva fase instantánea \Phi_{INST} como el ángulo hasta el centro de gravedad de N unidades de masa según coordenadas polares de radio g_{N} y ángulo \Phi_{N}.

20.: Calcular la diferencia de signo más pequeña \Delta\Phi_{INST} entre la fase estimada en la etapa anterior y la fase actual. \Delta\Phi_{INST} = 1 - (\Delta\Phi_{INST} - \Phi) \qquad\qquad\qquad (\Delta\Phi_{INST} - \Phi > 0.5)\belowdisplayskip=.5\baselineskip \Delta\Phi_{INST} = \Delta\Phi_{INST} - \Phi + 1 \qquad\qquad\qquad (\Delta\Phi_{INST} - \Phi < -0.5)\belowdisplayskip=.5\baselineskip \Delta\Phi_{INST} = \Delta\Phi_{INST} - \Phi \qquad\qquad\qquad (de \; lo \; contrario)

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21.: Deducir una estimación revisada \Delta\Phi_{REV} igual a una media ponderada del valor calculado en la etapa precedente y el valor medio (\Delta\Phi_{I} o \Delta\Phi_{E} según sea apropiado). \Delta\Phi = (1 - W) \Delta\Phi_{I} + W\Delta\Phi_{INST} \qquad\qquad\qquad (0 < \Phi < 0.5)\belowdisplayskip=.5\baselineskip \Delta\Phi = (1 - W) \Delta\Phi_{I} + W\Delta\Phi_{INST} \qquad\qquad\qquad (de\; lo\; contrario) Valores más pequeños de W ocasionarán un mejor seguimiento de la fase si el sujeto está respirando regularmente, y valores mayores ocasionarán un mejor seguimiento de la fase si el sujeto está respirando irregularmente.

22.: Deducir una fracción de mezcla B, tal que la fracción de mezcla es uno si la ventilación del sujeto se halla bastante por encima de V_{TGT}, cero si el sujeto está respirando cerca o por debajo de V_{TGT}, e incrementándose proporcionalmente desde cero hasta la unidad si la ventilación del sujeto incrementa a través de un rango intermedio.

23.: Calcular \Delta\Phi_{MEZCLA} influenciada fuertemente por el \Delta\Phi calculado en la etapa 21 a partir de la actividad respiratoria del sujeto si la ventilación del sujeto está bastante por encima de V_{TGT}; influenciada fuertemente por la duración respiratoria objetivo si el sujeto está respirando cerca o por debajo de V_{TGT}; y proporcionalmente entre estas dos cantidades si la ventilación se halla en un rango intermedio:

\Delta\Phi_{BLEND} = B \Delta\Phi + 0.5 (1 - B) T / TI_{TGT} \qquad\qquad (0 < \Phi < 0.5)\belowdisplayskip=.5\baselineskip

\Delta\Phi_{BLEND} = B \Delta\Phi + 0.5 (1 - B) T / TE_{TGT} \qquad\qquad (de \; lo \; contrario)

24.: Incrementar \Phi en \Delta\Phi_{MEZCLA}

25.: Actualizar la tasa promedio de cambio de fase (\Delta\Phi o \Delta\Phi_{E} según sea apropiado). \Delta\Phi_{I} = T/\tau_{VBAR} (\Delta\Phi_{BLEND} - \Delta\Phi_{I}) \qquad\qquad (0 < \Phi < 0.5)\belowdisplayskip=.5\baselineskip \Delta\Phi_{E} = T/\tau_{VBAR} (\Delta\Phi_{BLEND} - \Delta\Phi_{E}) \qquad\qquad (de \; lo \; contrario)

26.: Volver a calcular la duración aproximada de inspiración TI y de espiración TE: TI = 0.5 \; T / \Delta\Phi_{I}\belowdisplayskip=.5\baselineskip TE = 0.5 \; T / \Delta\Phi_{E}

27.: Calcular la amplitud de modulación de la presión de la máscara deseada A_{D}: A_{D} = A_{STD} / 2 \qquad\qquad\qquad (TT < TT_{STD} /2)\belowdisplayskip=.5\baselineskip A_{D} = 2 \cdot A_{STD} \qquad\qquad\qquad (TT > 2 \cdot TT_{STD})\belowdisplayskip=.5\baselineskip A_{D} = A_{STD} \cdot TT / TT_{STD} \qquad\qquad (de \; lo \; contrario)

28.: A partir del término de error V_{ERR}, calcular una amplitud adicional de modulación de presión de la máscara. A_{E} = k \cdot V_{ERR} \qquad\qquad (para \;\; V_{ERR} > 0)\belowdisplayskip=.5\baselineskip A_{E}= 0 \qquad\qquad\qquad (de \; lo \; contrario) en donde valores grandes de K producirán un control más rápido pero menos estable del grado de asistencia, y valores pequeños de K producirán un control más lento pero más estable del grado de asistencia.

29.: Establecer o fijar la presión de máscara P_{MÁSCARA} en: P_{MÁSCARA} = P_{0} + (A_{D} + A_{E}) \Pi(\Phi)

30.: Esperar durante un intervalo de muestra T, corto comparado con la duración de un ciclo respiratorio, y luego continuar con la etapa de medida del flujo respiratorio.

Medida del flujo respiratorio

Según se desprende de lo anterior, es necesaria para el flujo respiratorio, que es un procedimiento estándar para un experto en la materia. En ausencia de fuga, el flujo respiratorio puede medirse directamente con un pneumotacógrafo colocado entre la máscara y la salida de espiración. En presencia de una posible fuga, un método descrito en la publicación de patente europea 0651971 consiste en calcular el flujo medio a través de la fuga, y luego calcular la cantidad de modulación de la señal de flujo del pneumotacógrafo debida a la modulación del flujo a través de la fuga inducida por el cambio de la presión de la máscara, utilizando las siguientes etapas:

1.: Medición del flujo en la máscara f_{MÁSCARA} utilizando un pneumotacógrafo.

2.: Medición de la presión en la máscara P_{MÁSCARA}.

3.: Calcular la presión de fuga media como el flujo filtrado por un pasa-bajos con una constante de tiempo larga comparada con una respiración.

4.: Cálculo del valor medio de la presión de la máscara como la presión de la máscara filtrada por un pasa-bajos, con una constante de tiempo larga comparado con una respiración.

5.: Calcular la modulación del flujo a través de la fuga como:

: \delta(fuga) = 0,5 veces el valor medio de fuga por la presión inducida, en donde la presión inducida es P_{MÁSCARA} - presión de la máscara media.

: A partir de ello, el flujo respiratorio instantáneo puede ser calculado como:

: f_{RESP} = f_{MÁSCARA} - valor medio de fuga - \delta(fuga)

Una ampliación conveniente tal como está descrito adicionalmente en la EP 0651971 consiste en medir el flujo de aire de f_{TURBINA} y presión P_{TURBINA} en la salida de la turbina, y a partir de allí calcular P_{MÁSCARA} y f_{MÁSCARA} dejando caer la presión por la conducción de suministro de aire, y el flujo de aire perdido a través del tubo de salida.

1.: \DeltaP_{CONDUCCIÓN}E = K_{1}(F_{TURBINA}) - K_{2}(F_{TURBINA})^{2}

2.: P_{MÁSCARA}=P_{TURBINA} - \DeltaP_{CONDUCCIÓN}

3.: F_{TUBO\; DE\; SALIDA}= K3 \surdP_{MÁSCARA}

4.: F_{MASCARA} =F_{TURBINA} - F_{ESCAPE}

Ejemplo de ejecución alternativo

El siguiente ejemplo de ejecución es aplicable particularmente a sujetos con mecánicas respiratorias variables, función respiratoria insuficiente, reflejos quimiorreceptores anormales, síndromes de hipoventilación, o respiración Cheyne Stokes, o a sujetos con anormalidades en las vías aéreas superior o inferior, pulmones, pared torácica o sistema neuromuscular.

Muchos pacientes con enfermedades pulmonares graves no pueden ser tratados fácilmente utilizando una forma de onda de presión fisiológica suave, porque el pico de presión requerido es inaceptablemente alto, o inalcanzable con por ejemplo una máscara de nariz. Tales pacientes pueden preferir una forma de onda cuadrada, en la cual la presión se eleva de forma muy rápida o explosiva en el momento del inicio del esfuerzo inspiratorio. Esto puede ser particularmente importante en pacientes con elevado PEEP intrínseco, en el cual no es practicable superar el PEEP intrínseco mediante el uso de elevados niveles de PEEP extrínseco o CPAP, debido al riesgo de hiper-hinchado. En tales sujetos, un retardo en la activación o disparo es percibido de forma muy angustiosa por el enorme desajuste entre el soporte esperado y el observado. Formas de onda con una transición suave exageran el retardo percibido, debido al tiempo necesario para que la presión administrada exceda el PEEP intrínseco. Este ejemplo de ejecución permite el uso de formas de onda que varían continuamente desde cuadrada (adecuada para pacientes con, por ejemplo, patologías de pulmón o de la pared torácica graves), a formas de onda con transiciones muy suaves adecuadas para pacientes con pulmones y pared torácica normales, pero control respiratorio anormal, o anormalidades neuromusculares, esta forma de onda se combina o bien con o sin elementos de ventilación asistida (correctores para cambios bruscos en fugas) con servocontrol de la ventilación por minuto para igualar o exceder una ventilación objetivo. El último servocontrol tiene una ganancia ajustable de manera que los sujetos con, por Ejemplo una respiración tipo Cheyne Stokes pueden ser tratados utilizando una ganancia de servo muy alta para superar sus propios crecimientos y decrecimientos; sujetos con varios síndromes de hipoventilación central pueden ser tratados con una pequeña ganancia de servo, de manera que se permiten cortas apneas centrales, por ejemplo, para toser, aclarar la garganta, hablar o girarse en la cama, pero solo si van seguidas de un período previo de elevada ventilación; y los sujetos normales son tratados con una ganancia intermedia.

Re-exposición de lo anterior en otras palabras:

. La ganancia integral del servocontrol del grado de asistencia es ajustable desde valores muy rápidos (0,3 cm H_{2}O/L/seg/seg) a muy lentos. Los pacientes con una respiración tipo Cheyne-Stokes tiene una ganancia de bucle de control de elevada ventilación, pero un retardo del bucle de control largo, que conduce a una persecución. Estableciendo la ganancia de bucle incluso más alta, el control del paciente se estabiliza. Esto evita la falta de respiración extrema que normalmente ocurre durante cada ciclo de la respiración de tipo Cheyne-Stokes, y da mucha confianza al paciente. Es imposible para dichos pacientes que se les produzca una apnea central. Y al revés, los sujetos con síndrome de hipoventilación por obesidad tienen un bucle de ganancia cero o bajo. Dichos pacientes no se quedan sin respiración durante una apnea central. Sin embargo, presentan mucha mucosidad y precisan toser, y a menudo también se mueven con impaciencia, precisando girar sobre la cama. Esto requiere que presenten apneas centrales que la máquina no debe intentar tratar. Estableciendo la ganancia de bucle muy baja, se le permite al paciente efectuar un par de profundas respiraciones y luego tener una apnea central de duración moderada mientras están tosiendo, girando sobre la cama, etc., pero se evitan apneas sostenidas o prolongadas o hipoapneas.

. Cambios bruscos en el flujo de fuga son detectados y tratados utilizando un algoritmo de lógica borrosa. Al principio del algoritmo la constante de tiempo de filtrado de la fuga es reducida dinámicamente hasta la magnitud borrosa en la que el flujo respiratorio aparente es un camino largo desde cero hasta un tiempo largo comparado con la duración del ciclo respiratorio esperado por el paciente.

. En lugar de simplemente disparar entre dos estados (IPAP, EPAP), el dispositivo utiliza un algoritmo de lógica borrosa para estimar la posición en el ciclo respiratorio como una variable continua. El algoritmo permite que la forma de onda de presión de transición suave ajuste su tiempo de elevación automáticamente al patrón respiratorio instantáneo del paciente.

. La fase de detección borrosa del algoritmo bajo condiciones normales rastrea estrechamente la respiración del paciente. En la medida en la que se presenta una elevada o brusca fuga, o que la ventilación del paciente es baja, el ritmo de cambio de fase (ritmo respiratorio) retorna suavemente hacia el ritmo respiratorio objetivo especificado. Se permiten hipoapneas largas o profundas en la medida en que la ventilación se mantenga en unos valores adecuados de promedio. En la medida en que la ganancia de servo se fija en un valor alto para evitar la respiración tipo Cheyne Stokes, se permiten pausas cortas y profundas.

. El filtrado del flujo de aire utiliza un filtro adaptativo, que acorta su constante de tiempo si el sujeto está respirando rápidamente, para proporcionar unos tiempos de respuesta rápidos, y se ralentiza si el sujeto está respirando lentamente, para ayudar a eliminar elementos cardiogénicos.

. El algoritmo de detección de variaciones de fuga de lógica borrosa, el algoritmo de detección de fase borroso con su tratamiento diferencial de breves pausas de espiración, y el tratamiento de variaciones en las fugas, junto con la forma de onda suave contribuyen de una manera importante y cooperativa ha hacer que el sistema sea relativamente inmune a los efectos de fugas súbitas.

. Mediante la fijación de parámetros adecuados, el sistema puede operar en CPAP, en dos niveles espontáneos, en dos niveles temporizados, según una ventilación asistida proporcional, según una ventilación de volumen cíclica y según una ventilación servo controlada en los ciclos de volumen, y en consecuencia todos estos modos son subconjuntos del presente ejemplo de ejecución, Sin embargo, el presente ejemplo de ejecución permite estados de funcionamiento que no pueden ser alcanzados por ninguno de los anteriores estados, y en consecuencia es distinto de los mismos.

Notas Nota 1

En este segundo ejemplo de ejecución, los nombres y símbolos utilizados para las diversas cantidades pueden ser distintos de los empleados para el primer ejemplo de ejecución.

Nota 2

El término ``balanceo'' se utiliza para referirse a la diferencia entre la presión instantánea deseada al final de la inspiración y la presión instantánea deseada al final de la espiración.

Nota 3

Se adopta una función de pertenencia borrosa como un valor de retorno entre cero para una función completa de n pertenencia y una unidad para una función completa de pertenencia. La intersección borrosa y A y B es el valor menor de A y B, y una unión borrosa A o B es el valor mayor de A y B, y la negación borrosa No A es 1-A.

Nota 4

La raíz (x) es la raíz cuadrada de x, abs(x) es el valor absoluto de x, sign (x) es -1 si x es negativo, y +1 en caso contrario. Se utiliza un asterisco (*) para indicar explícitamente la multiplicación cuando dicha operación no resulte obvia del contexto.

Aparato

En la Fig. 1b se muestra el aparato para el segundo ejemplo de ejecución. La turbina o ventilador impelente 110 suministra aire bajo presión a la máscara 111 a través de la conducción de suministro de aire 112. El aire exhalado es extraído a través de la tubería de escape 113 en la máscara 111. El pneumotacógrafo 114 y un transductor de presión diferencial 115 miden el flujo de aire en la nariz 112. La señal de flujo es alimentada al microprocesador 116. La presión en cualquier punto conveniente 117 a lo largo de la nariz 112 es medida utilizando un transductor de presión 118. La salida del transductor de presión 118 es alimenta al microcontrolador 116 y también a un servomotor 119. El microprocesador 116 alimenta al servomotor 119 con una señal de petición de presión, la cual es comparada luego con la señal del transductor de presión 118 para controlar el motor 120 del ventilador impelente. Parámetros configurables del usuario son cargados en el microprocesador 116 a través de un puerto de comunicación 121, y la presión de la máscara computada y el flujo pueden, si se desea, ser alimentados al exterior a través del puerto de comunicación 121.

Inicialización

Los siguientes parámetros ajustables del usuario son especificados y alimentados:

máxima presión permisible	máxima presión de la máscara permisible
máximo balanceo	máxima diferencia permisible entre la presión inspiratoria
	final y la presión espiratoria final
mínimo balanceo	Mínima diferencia permisible entre la presión la presión
	inspiratoria final y la presión espiratoria final
epap	presión espiratoria final
mín. presión permisible	mínima presión de la máscara permisible
ventilación objetivo	la ventilación por minuto es servocontrolada para igualar o
	exceder dicha cantidad
frecuencia objetivo	Ritmo respiratorio esperado. Si el paciente alcanza una
	situación de ausencia de flujo respiratorio, la presión se
	acoplará cíclicamente a esta frecuencia.
ciclo de utilización o de trabajo objetivo	Proporción esperada del tiempo de inspiración al tiempo de
	ciclo. Si el paciente está alcanzando una situación de ausencia
	de flujo respiratorio, la presión seguirá este ciclo de trabajo
resistencia lineal resistencia	descarga resistiva = resistencia lineal * f + resistencia\_quad *
andquad (y cuádruple)	f^{2} sign(f), donde f es el flujo respiratorio, en donde sign(x) = -1
	para x<0, de lo contrario +1
elastancia	descargar al menos esta mucha elastancia
servo-ganancia	ganancia para el servocontrol de la ventilación por minuto
	para al menos exceder la ventilación objetivo
constante de tiempo de la forma	constante de tiempo de la forma de onda de descarga elástica
de onda	como una fracción de la duración de inspiración (0.0 = onda
	cuadrada)
resistencia de la conducción	\DeltaP desde la entrada preceptora de presión a la máscara interior
	= resistencia de la conducción por el cuadrado del flujo en la
	tubería de intervención
conductancia del difusor	Flujo a través del puerto de escape de la máscara =
	conductancia del difusor * raíz de la presión de la máscara

En el momento de la inicialización, se calcula lo siguiente a partir de los valores fijados especificados por el usuario:

La duración esperada de un ciclo respiratorio, de una inspiración, y de una espiración se establece respectivamente en:

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
 STD T _{TOT}  \+  = \+ 60 / ritmo de respiración objetivo\cr  STD
T _{I}  \+  = \+ STD T _{TOT}  * ciclo de utilización objetivo\cr 
STD T _{E}  \+ = \+ STD T _{TOT}  - STD
T _{I} \cr}

Los ritmos estándar de cambio de fase (revoluciones por seg.) durante una inspiración y una espiración se establecen respectivamente en:

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
 STD d \phi_{I}  \+ = \+ 0.5 / STD T _{I} \cr  STD d \phi_{E}  \+ =
\+ 0.5 / STD
T _{E} \cr}

El soporte instantáneo elástico en cualquier fase \phi del ciclo respiratorio viene dado por:

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
 PEL( \phi ) \+ = \+ swing *
 \Pi ( \phi )\cr}

donde swing es la presión al final de una inspiración menos la presión al final de un espiración,

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
  \Pi ( \phi ) = \+ e ^{-2}\tau\phi   \+  \hskip2cm 
durante la inspiración,\cr  \+
e ^{-4}\tau   ( \phi   -  0.5)  \+
 \hskip2cm  durante la
espiración\cr}

y \tau es la constante de tiempo de la forma de onda que el usuario puede seleccionar.

Si \tau = 0, entonces \Pi(\phi) es una onda cuadrada. El valor máximo implementado para \tau = 0.3, produce una forma de onda aproximadamente como se muestra en la Fig.5.

El valor promedio de \Pi(\phi) se calcula de la siguiente manera:

\Pi_{BAR} = \int^{0,5}_{0} \Pi(\phi)d\phi

Operaciones realizadas cada 20 milisegundos

Lo siguiente es una visión general de una rutina de procesado efectuada a 50 Hz.

: medir el flujo en el detector de flujo y presión en el puerto de detección de presión

: calcular la presión de la máscara y el flujo con el detector de presión y flujo

: calcular la conductancia de la fuga de la máscara

: calcular el flujo instantáneo a través de la fuga

: calcular el flujo respiratorio y el flujo respiratorio filtrado por un pasa-bajos

: calcular el estado de la máscara puesta-desconectada y de introducción

: calcular el pico de obstrucción instantáneo y reciente

: calcular la constante de tiempo para cálculos de conductancia de fuga

: calcular la fase en un ciclo respiratorio

: actualizar porcentajes medios de cambio de fase para inspiración y espiración, duraciones de los tiempos de inspiración y de espiración, y ritmo respiratorio

: añadir pérdidas de presión en la conducción a la presión EPAP

: añadir descarga resistiva

: calcular la asistencia elástica instantánea requerida para una ventilación servocontrolada

: estimar la presión de retroceso elástica instantánea utilizando varias suposiciones

: sopesar y combinar las estimaciones

: añadir servo presión para proporcionar la presión de detección deseada

: servocontrolar la velocidad del motor para alcanzar la presión de detección deseada

Los detalles de cada etapa se detallarán ahora.

Medida del flujo y de la presión

El flujo se mide en la salida del ventilador impelente o turbina utilizando un pneumotacógrafo y un transductor de presión diferencial. La presión se mide en cualquier punto apropiado entre la salida del ventilador y la máscara. Un humidificador y/o un filtro antibacterial puede ser insertado entre el puerto de detección de presión y el ventilador impelente. El flujo y la presión son digitalizados a 50 Hz utilizando un convertidor A/D.

Cálculo del flujo de la máscara y de la presión

La pérdida de presión desde el punto de medida de la presión hasta la máscara se calcula a partir del flujo en el ventilador impelente y la resistencia (cuadrática) desde el punto de medida a la máscara.

Perdida de presión conducción = sign(flujo) * resistencia de la conducción * flujo^{2}

en donde sign(x) = 1 para x<0, o +1 en caso contrario. La presión de la máscara se calcula luego substrayendo la pérdida de presión de la conducción de la presión medida en el detector o sensor:

Presión máscara = presión sensor - pérdida presión conducción

El flujo a través del difusor de escape de la máscara se calcula a partir de la resistencia parabólica conocida de los orificios del difuso, y la raíz cuadrada de la presión de la máscara:

flujo difusor = resistencia escape * sign(presión máscara) * raíz(abs(presión máscara))

Finalmente, el flujo de la máscara se calcula por:

flujo de la máscara = flujo del detector - flujo del difusor

En el apartado anterior se ha descrito el cálculo de la presión de la máscara y del flujo en varios modos de tratamiento. En el modo de diagnóstico, el paciente lleva únicamente una cánula nasal, no una máscara. La cánula está enchufada en el puerto de detección de presión. El flujo nasal se calcula a partir de la presión, tras una etapa de linealización, y la presión de la máscara se establece en cero por definición.

Conductancia de fuga

La conductancia de la fuga se calcula según sigue:

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
 raíz de la presión de máscara \+ = \+ sign(P _{MÁSCARA} ) 
 \sqrt{abs(P_{MASK})} \cr  LP flujo máscara \+ = \+ flujo
máscara filtrado por un filtro pasa-bajos\cr  LP
raíz presión máscara \+ = \+ raíz presión máscara filtrada por un
filtro pasa-bajos\cr  conductancia de fuga \+ = \+
LP flujo máscara/LP raíz presión
máscara\cr}

La constante de tiempo para las dos etapas de filtrado de pasa-bajos se inicializa en 10 segundos y luego se ajusta dinámicamente (ver más abajo).

Flujo instantáneo a través de una fuga

El flujo instantáneo a través de una fuga se calcula a partir de la presión de la máscara instantánea y la conductancia de la fuga:

fuga instantánea = conductancia de la fuga * raíz presión máscara

Flujo respiratorio

El flujo respiratorio es la diferencia entre el flujo en la máscara y la fuga instantánea.

flujo respiratorio = flujo máscara - fuga instantánea

Flujo respiratorio filtrado por un pasa-bajos

Un filtro pasa-bajos filtra el flujo respiratorio para eliminar flujo de aire cardiogénico y otros ruidos. La constante de tiempo es ajustada dinámicamente para que sea 1/40 de la duración estimada actual del ciclo respiratorio T_{TOT} (inicializado a STD_T_{TOT} y actualizado después). Esto significa que a ritmos respiratorios elevados, únicamente existe un corto retardo de fase introducido por el filtro, pero a ritmos respiratorios bajos, existe un buen rechazo de flujo de aire cardiogénico.

Estado de la máscara conectada / desconectada

Se asume que la máscara está inicialmente desconectada. Se asume que ha ocurrido una transición de desconexión a conexión cuando el ritmo respiratorio pasa por primera vez por encima de 0,2 L/seg, y una transición de conexión a desconexión se asume que ha ocurrido si la presión de la máscara es inferior a 2 cmH_{2}O durante más de 1,5 segundos.

Introducción

La introducción o cebado es una cantidad que va desde cero si la máscara está desconectada, o acaba de ser colocada, a 1,0 si la máscara ha estado conectada durante 20 segundos o más, tal como se muestra en la Fig. 6.

Cálculo del índice de bloqueo u obstrucción instantáneo, J

J es la magnitud borrosa (fuzzy) a la cual la impedancia de la fuga ha cambiado súbitamente. Se calcula como la magnitud borrosa a la cual la magnitud absoluta del flujo respiratorio es mayor durante más tiempo del esperado.

La magnitud borrosa A_{I} a la cual el flujo ha sido positivo durante un tiempo superior al esperado se calcula a partir del tiempo t_{ZI} desde el último cruce por cero desde un valor positivo de la señal del flujo de respiratorio calculado, y la duración esperada STD T_{I} de una inspiración normal para el sujeto particular, utilizando la función de pertenencia borrosa mostrada en la Fig. 7.

La magnitud B_{I} a la cual el flujo de aire es mayor y positivo se calcula desde el flujo respiratorio instantáneo utilizando la función de pertenencia borrosa mostrada en la Fig. 8.

La magnitud borrosa I_{I} a la cual la fuga ha sufrido un incremento súbito se calcula calculando la intersección borrosa (menor) de A_{I} y B_{I}.

Se realizan cálculos simétricos precisos para la espiración, derivando o deduciendo I_{E} como la magnitud borrosa a la cual la fuga ha sufrido una caída súbita. A_{E} se calcula desde T_{ZE} y T_{E}, B_{E} se calcula desde menos f_{RESP}, e I_{E} es la intersección borrosa de A_{E} y B_{E}. El índice de obstrucción instantáneo J se calcula como la unión borrosa (más grande) de los índices I_{I} e I_{E}.

Pico de bloqueo u obstrucción reciente

Si el índice de obstrucción instantáneo es mayor que el valor actual del índice de obstrucción del pico reciente, entonces el índice de obstrucción del pico reciente se fija igual al incide de obstrucción instantáneo. En caso contrario. el índice de obstrucción del pico reciente se establece igual al índice de obstrucción instantáneo filtrado por un pasa bajos con una constante de tiempo 9 de 10 segundos. Una analogía eléctrica para el cálculo se muestra en la Fig. 9.

Constante de tiempo para cálculos de la conductancia de fuga

Si la conductancia de la fuga cambia súbitamente, entonces la conductancia calculada será inicialmente incorrecta, y gradualmente se acercará al valor correcto a un ritmo que puede ser lento si la constante de tiempo de los filtros pasa-bajos es larga y rápido si la constante de tiempo es corta. Inversamente, si la impedancia de la fuga es constante, cuanto mas larga sea la constante de tiempo más preciso será el cálculo de la fuga instantánea. En consecuencia, es deseable acortar la constate de tiempo en la medida en que la fuga sea estable, reducir la constante de tiempo en la medida en que la fuga haya cambiado súbitamente, y utilizar unas constantes de tiempo de duración intermedia si la situación es intermedia en relación a una fuga estable.

Si existe un gran y súbito incremento en la conductancia de la fuga, entonces el flujo respiratorio calculado será incorrecto. En particular, durante una inspiración aparente, el flujo respiratorio calculado será ampliamente positivo durante un tiempo que es mas largo comparado con la duración esperada de una inspiración normal. Inversamente, si existe un súbito descenso en la conductancia de la fuga, entonces durante la espiración aparente el flujo respiratorio calculado será ampliamente negativo durante un tiempo que es de duración superior comparado con la duración de una espiración normal.

En consecuencia, la constante de tiempo para el cálculo de la conductancia de la fuga se ajusta dependiendo de J_{PICO}, que es una medida de la magnitud borrosa en la que la fuga ha experimentado un cambio reciente, según se muestra en la Fig. 10.

En funcionamiento, en la medida en que se ha producido recientemente un súbito y amplio cambio en la fuga, J_{PICO} será grande, y la constante de tiempo para el cálculo de la conductancia de la fuga será pequeño, permitiendo una rápida convergencia del nuevo valor de la conductancia de fuga. Inversamente, si la fuga es constante o estable durante un largo tiempo, J_{PICO} será pequeño, y la constante de tiempo para el cálculo de la conductancia de FUBA será grande, permitiendo un cálculo preciso del flujo respiratorio instantáneo. En el espectro de situaciones intermedias, cuando el flujo respiratorio calculado es mayor y para períodos largos, J_{PICO} será progresivamente mayor, y la constante de tiempo para el cálculo de la fuga se reducirá progresivamente. Por Ej., en un momento en el tiempo en el que no se sabe con seguridad si la fuga es de hecho constante, y el sujeto ha simplemente iniciado un amplio suspiro, o si de hecho se ha producido un súbito incremento en la fuga, el índice será de un valor intermedio, y la constante de tiempo para el cálculo de la impedancia de la fuga será también un valor intermedio. La ventaja es que alguna acción correctora ocurrirá muy pronto, pero sin una pérdida total momentánea de conocimiento de la impedancia de la fuga.

Fase instantánea en un ciclo respiratorio

La fase actual \Phi varia desde 0 para en inicio de la inspiración a 0,5 para el inicio de la espiración hasta 1,0 para el momento del final de la espiración = inicio de la próxima inspiración. Se identifican nueve características separadas (picos, cruces por cero, valles, y algunos puntos intermedios) en la forma de onda según se ilustra en la Fig. 11.

Cálculo del flujo respiratorio normalizado

El flujo respiratorio filtrado se normaliza respecto a la ventilación objetivo especificada para el usuario según sigue:

flujo estándar	=	ventilación objetivo /7,5L/min
f'	=	flujo respiratorio filtrado/flujo estándar

Luego, se calculan los miembros de las funciones borrosas en conjuntos, negativo grande, negativo pequeño, cero, positivo pequeño y positivo grande, describiendo el flujo instantáneo utilizando las funciones de pertenencia de la Fig. 12. Por Ej., si el flujo de aire normalizado es de 0,25, entonces el flujo de aire es negativo grande hasta un valor 0,0, negativo pequeño hasta un valor de 0,0, cero hasta un valor de 0,5, positivo pequeño hasta un valor de 0,5 y positivo grande hasta un valor de 0,00.

Cálculo de un ritmo normalizado de cambio del flujo de aire

El ritmo de cambio del flujo de aire respiratorio se calcula y normaliza hasta una ventilación objetivo de 7,5 L/min a 15 respiraciones/minuto según sigue:

estándar df/dt = flujo estándar * frecuencia objetivo/15

d calculado(flujo de aire filtrado)/dt

filtro pasa-bajos con una constante de tiempo de 8/50 segundos

normalizar dividiendo por df/dt estándar

Evaluar ahora la pertenencia de df/dt normalizado en los conjuntos borrosos (caída, constante y creciente), cuyas funciones de pertenencia se muestran en la Fig. 13.

Cálculo de la ventilación, ventilación normalizada, e hipopnea

ventilación =abs(flujo respiratorio)

filtrada con un pasa-bajos con una constante de tiempo de STD T_{TOT}

ventilación normalizada = ventilación / flujo de aire estándar

Hipopnea es la magnitud borrosa en la cual la ventilación normalizada es cero. La función de pertenencia de la hipopnea se muestra en la Fig. 14.

Cálculo de la ventilación reciente, ventilación reciente normalizada e hiperpnea

La ventilación reciente es también el valor abs(flujo respiratorio) filtrado por un pasa-bajos, pero filtrado con una constante de tiempo ajustable, calculada desde una ganancia de servo (especificada por el usuario) según se muestra en la Fig. 15. Por Ej., si la ganancia de servo se establece a un valor máximo de 0,3, la constante de tiempo es cero, y la ventilación reciente iguala el valor instantáneo abs(flujo respiratorio). Inversamente, si la ganancia de servo es cero, la constante de tiempo es dos veces STD T_{TOT}, la duración esperada de una respiración típica.

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
 Flujo de aire objetivo absoluto \+ = \+ 2 * ventilación objetivo\cr
 ventilación reciente normalizada \+ = \+ ventilación reciente/flujo
de aire  absoluto
objetivo.\cr}

La hiperpnea es la magnitud borrosa en la cual la ventilación reciente es grande. La función de pertenencia se muestra en la Fig. 16.

Fuga grande

La magnitud borrosa en la cual existe una fuga grande se calcula a partir de la función de pertenencia mostrada en la Fig. 17.

Conjuntos borrosos adicionales relativos con ``disparo o activación'' borrosa

La pertenencia a los conjuntos borrosos paso a negativo y paso a positivo o de conmutación se calcula a partir del flujo respiratorio normalizado utilizando las funciones de pertenencia mostradas en la Fig. 18 y los conjuntos de pertenencia fase-insp y fase-espi se calculan a partir de la fase actual f utilizando las funciones de pertenencia mostradas en la Fig. 19.

Reglas de inferencia borrosa para fase

El procedimiento W(y) calcula el área de un triángulo isósceles de altura unitaria y base unitaria, truncado en altura tal como se muestra en la Fig. 20. En los cálculos que siguen ha de recordarse que la intersección borrosa a y b es el valor menor de a y b, la unión a o b es el valor mayor de a y b, y la negación NO a es 1-a.

La primera regla borrosa indica que en ausencia de cualquier otra información la fase debe incrementarse a un porcentaje estándar. Esta regla es incondicionalmente verdadera, y tiene un peso muy importante, especialmente si existe una fuga amplia, o si se ha producido recientemente un cambio súbito en la fuga, o si existe una hipopnea.

W_{ESTANDAR} = 8 + 16 * J_{PICO} + 16* hipopnea + 16 * fuga grande

El próximo conjunto de reglas borrosas corresponden a la detección de varias característi9cas de una curva típica de flujo versus tiempo. Estas reglas todas tienen un peso unitario, y son condicionales en relación a la pertenencia borrosa en los conjuntos indicados.

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
 W _{INSP \; ANTERIOR}  \+ = \+ W (ascenso Y positivo pequeño)\cr 
W _{INSP \; PICO}  \+ = \+ W (positivo grande Y estable) y NO
obstrucción pico  reciente)\cr  W _{ÚLTIMA \; INSP}  \+ = \+
W(caída Y positivo pequeño)\cr  W _{ESPI \; ANTERIOR}  \+ =
\+ W(caída Y negativo pequeño)\cr  W _{ESPI \; PICO}  \+ = \+
W(negativo grande Y estable)\cr  W _{ÚLTIMA \; ESPI}  \+ = \+
  W(ascenso Y negativo
pequeño)\cr}

La próxima regla indica que existe una pausa espiratoria legítima (en oposición a una apnea) si ha existido una reciente hiperpnea y la fuga no ha cambiado recientemente:

W_{PAUSA} = (hiperpnea Y NO J_{PICO}) * W(estable Y cero)

Recordando que la constante de tiempo para la hiperpnea se vuelve mas corta cuando la ganancia de servo aumenta, la duración permitida de la pausa espiratoria se vuelve corta y más corta a medida que la ganancia de servo aumenta, y llega a ser cero cuando se alcanza la máxima ganancia de servo. La razón de esto es que (i) ganancias de servo alta más largas pausas en la respiración darán como resultado ``persecución'' del servocontrol, e (ii) en general una ganancia de servo alta se utiliza cuando las respuestas quimioreceptoras del sujeto son muy enérgicas o dinámicas y la supresión de largas apneas o hipopneas ayudará a prevenir el servocontrol del propio sujeto respecto a una persecución, ayudando con ello a prevenir la respiración tipo Cheyne-Stokes.

Finalmente, existen las reglas de dos fases-conmutación. Durante respiración regular tranquila a aproximadamente el ritmo esperado, estas reglas no se deben activar, pero están ahí para tratar respiración irregular o respiración a ritmos inusuales. Tienen un peso muy importante.

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
 W _{INSP \; ACTIV}   \+ = \+ 32 W(fase espiratoria) Y
conmutación positiva)\cr  W _{ESPI \; ACTIV}  \+ = \+ 32
W(fase inspiratoria Y conmutación
negativa)\cr}

Defuzzificación

Para cada una de las diez reglas borrosas anteriores, se anexan ángulos de fase FAINSA, tal como se muestra en la Tabla ZZZ. Nótese que \PhiN están en revoluciones, no en radianes. Se colocan ahora las diez masas W(N) calculadas anteriormente en los apropiados ángulos de fase \PhiN alrededor del círculo unitario, y se toma el centroide.

Regla	N	\PhiN
ESTÁNDAR	1	ACTUAL \Phi
INSP ACTIV	2	0,00
INSP ANTERIOR	3	0,10
INSP PICO	4	0,30
ÚLTIMA INSP	5	0,50
ESPI ACTIV	6	0,5 + 0,05K
ESPI ANTERIOR	7	0,5 + 0,10k
ESPI PICO	8	0,5 + 0,20 K
ÚLTIMA ESPI	9	0,5 + 0,4k
PAUSA ESPI	10	0,5 + 0,5K

en donde K = STD T_{I} / STD T_{E}

Nótese que si el usuario ha entrado en un ciclo de utilización o de trabajo muy corto, K será pequeña. Por ejemplo un ciclo de utilización normal es de un 40%, rindiendo una k = 40/60 = 0,67. Así el pico de espiración estará asociado con un ángulo de fase de 0,5 + 0,2*0,67 = 0,63, correspondiente a un 26% del camino hacia el tiempo de espiración, y la pausa de espiración empezaría a 0,5+0,5*0,67=0,83, correspondiente a un 67% del camino hacia el tiempo de espiración. Inversamente, si el ciclo de utilización se establece a un 20% en un paciente con enfermedad pulmonar obstructiva grave, las características 6 a 10 estarán comprimidas en la espiración primera, generando una pausa de espiración larga.

La nueva estimación de la fase es el centroide, en coordenadas polares, de las anteriores diez reglas.

centroid = arctan \left(\frac{\sum W_{N} \; sin\phi_{N}}{\sum W_{N} \; cos\phi_{N}}\right)

El cambio en la fase d\Phi desde la fase actual \Phi al centroide se calcula en coordenadas polares. Así, si el centroide es 0,01 y la fase actual es 0,99, el cambio en fase es d\Phi = =,02. Inversamente, si el centroide es 0,99 y la fase actual es 0,01, entonces d\Phi = -0,02. Entonces, la nueva fase se establece en el centroide.

\Phi = centroide

Esto concluye el cálculo de la fase instantánea del ciclo respiratorio \Phi.

Estimación de la duración media de inspiración, espiración, tiempo de ciclo y ritmo respiratorio. Si la fase actual es inspiratoria (\Phi < 0,5) la duración estimada de la inspiración T_{I} es actualizada:

LP(d\phi_{I}) = d\phi filtrada por pasa bajos con una constante de tiempo de 4*STD T_{TOT}

Clip LP(d\phi_{I}) hasta el alcance (0.5/STD T_{I})/2 to 4 (0.5/STD T_{I})

T_{I} = 0.5 / recortada LP(d\phi_{I})

Inversamente, si la fase actual es espiratoria, (\Phi > = 0,5) la duración estimada de la espiración T_{E} es actualizada:

LP(d\phi_{E}) = d\phi filtrada por pasa bajos con una constante de tiempo de 4*STD T_{TOT}

Clip LP(d\phi_{E}) hasta el alcance (0.5/STD T_{E})/2 hasta 4 (0.5/STD T_{E})

T_{E} = 0.5 / recortada LP(d\phi_{E})

El propósito del recorte es en primer lugar evitar la división por cero, y también para que los valores calculados T_{I} y T_{E} nunca sean más que un factor de 4 más cortos o un factor de 2 más largos que lo esperado.

Finalmente, la duración media observada de una respiración T_{TOT} y de un ritmo respiratorio RR son:

\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\+#\hfil\+#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
 T _{TOT}  \+ = \+ T _{I}  + T _{E} \cr  RR \+ = \+ 60 /
T _{TOT} \cr}

Descarga resistiva

La descarga resistiva es la caída de presión a través de las vías aéreas superiores e inferiores del paciente, calculada a partir del flujo respiratorio y valores de resistencia almacenados en una memoria SRAM.

f	=	flujo respiratorio truncado a +/-2L/seg
descarga resistiva	=	resistencia vía aérea* f + resistencia vía aérea superior * f^{2}* sign (f)

Asistencia elástica instantánea

El propósito de la asistencia elástica instantánea es proporcionar una presión que equilibre parte o la totalidad de la presión de desinflado suministrada por las estructuras de muelle de los pulmones y de la pared torácica (presión elástica instantánea), además de una componente adicional requerida para servocontrolar la ventilación por minuto para al menos exceder en promedio una ventilación objetivo preestablecida. Además, un mínimo balanceo, siempre presente, se añade al total. El parámetro de elastancia especificado para el usuario se fija digamos que a un 50-75% de la elastancia conocida o estimada de los pulmones y pared torácica del paciente. Los diversos componentes se calculan como sigue:

Asistencia instantánea basada en una mínima oscilación fijada por un médico

asistencia mínima instantánea = mínima oscilación * \Pi(\phi)

Asistencia elástica requerida para una ventilación servocontrolada para igualar o exceder un objetivo

La cantidad de oscilación servocontrolada es la amplitud de modulación de presión adicional requerida para servocontrolar la ventilación por minuto para igualar al menos en promedio una ventilación objetivo preestablecida.

La ventilación por minuto se define como el número total de litros inspirados o espirados por minuto. Sin embargo, no podemos esperar todo un minuto, o incluso varios segundos, para calcular este valor, puesto que deseamos ser capaces de prevenir apneas o hipopneas con una duración incluso de unos pocos segundos, y un controlador de PI basado en una ventilación promediada durante unos pocos segundos sería o bien de curso lento o inestable.

La cantidad realmente servocontrolada es la mitad del valor absoluto del flujo respiratorio instantáneo. Un simple controlador de integral recortada sin amortiguación opera satisfactoriamente. La ganancia del controlador y la máxima rampa de salida se obtienen tras unos pocos segundos tras la puesta de la máscara.

Si se ha producido un súbito incremento en fuga bucal, el flujo de aire será distinto de cero durante un largo tiempo. Un efecto lateral es que la ventilación será medida de manera falsa así como el anterior objetivo, y la cantidad de servoasistencia será reducida falsamente a cero. Para evitar esto, en la medida en que el índice de obstrucción de pico reciente borroso sea amplio, se mantiene el grado de servoasistencia en su valor promedio reciente, anterior a la obstrucción.

El algoritmo para calcular la servo-oscilación es el siguiente:

: error = ventilación objetivo - abs(flujo respiratorio)/2

: servo-oscilación = S error * servoganancia * intervalo de muestra

: recortar la servo-oscilación hasta un alcance de 0 a 20 cm H_{2}O * introducción

: fijar servo-oscilación reciente = servooscilación filtrada por un pasa-bajos con una constante de tiempo de 25 segundos

: recortar la servo-oscilación para ser al menos J_{PICO} * servo-oscilación reciente

La servo-asistencia instantánea se calcula multiplicando la servo-oscilación por la presión calculada previamente a partir de una plantilla de forma de onda de presión:

servo-asistencia instantánea = servo-oscilación * \Pi(\phi)

Estimación de la presión elástica instantánea

La presión instantánea requerida para descargar el trabajo elástico de inspirar contra la elastancia especificada para el usuario, es la elastancia especificada por el volumen inspirado instantáneamente. Desdichadamente, el cálculo del volumen inspirado instantáneamente simplemente mediante la integración del flujo respiratorio respecto al tiempo no es operativo en la práctica por tres razones: en primer lugar la fuga ocasiona fugas de la integración. En segundo lugar, el integrador es puesto a cero al inicio de cada inspiración, y en este punto es difícil de detectar de una manera fiable. En tercer lugar, y crucial, si el paciente no está haciendo esfuerzos, nada ocurrirá.

En consecuencia, se realizan cuatro estimaciones separadas, y se toma un valor promediado en peso.

Estimación 1

Retroceso elástico instantáneo exacto calculado a partir del volumen tidal, con una corrección para un cambio súbito por fuga

La primera estimación es el retroceso elástico instantáneo de una elastancia especificada en el volumen inspirado instantáneo estimado, calculado por la multiplicación de la elastancia especificada por la integral de un flujo de aire respiratorio evaluado respecto al tiempo, puesto a cero si la fase respiratoria es espiratoria. El flujo respiratorio es evaluado por la negación borrosa del índice de obstrucción de pico reciente J_{PICO}, para mejorar parcialmente una explosiva fuga de la integración durante breves períodos de incremento súbito en fuga, antes de que el detector de fuga haya tenido tiempo para adaptarse al cambio impuesto por la fuga. En el caso en que la fuga es muy estable, J_{PICO} será cero, el valor estimado será la unidad, y el volumen inspirado se calculará normal y correctamente. En el caso en que la fuga se incrementa súbitamente, J_{PICO} se incrementará rápidamente, el valor evaluado disminuirá, y aunque típicamente el volumen inspirado calculado será incorrecto, la sobre-estimación del volumen inspirado será mejorada.

Los cálculos son como sigue:

: Volumen instantáneo = integral del flujo respiratorio * (1-J_{PICO})dt

: si la fase es espiratoria (0,5 < \Phi <1,0 revoluciones) poner a cero la integral

: estimación 1 = volumen instantáneo * elastancia

Estimación 2

Basada en la asunción de que el volumen tidal iguala al volumen tidal objetivo

La cantidad de oscilación estándar es la amplitud de modulación de presión adicional que descargaría la elastancia especificada para una respiración de un volumen tidal objetivo preestablecido.

: volumen tidal objetivo = ventilación objetivo / frecuencia objetivo

: oscilación estándar = elastancia * volumen tidal objetivo

: estimación 2 = oscilación estándar * \Pi(\phi)

Estimación 3

Basada en la asunción de que el volumen tidal iguala al volumen tidal objetivo dividido por el ritmo respiratorio medio observado RR calculado previamente

: Estimación 3 = elastancia * ventilación objetivo / RR * \Pi(\phi)

Estimación 4

Basada en la asunción de que esta respiración es muy similar que las respiraciones recientes

La asistencia instantánea basada en la asunción de que el trabajo elástico para esta respiración es similar al realizado para respiraciones recientes se calcula según sigue:

: Asistencia elástica LP = asistencia elástica instantánea

: filtrada por un pasa-bajos con una constante de tiempo de 2 STD T_{TOT}

: estimación 4 = asistencia elástica LP *\Pi(\phi)/ P_{BAR}

El algoritmo anterior opera correctamente incluso si \Pi(\phi) cambia dinámicamente durante la respiración por el usuario, desde una cuadrada a una suave o viceversa. Por ejemplo, si una onda cuadrada de 8 cmH_{2}O (\Pi_{BAR}) asiste adecuadamente al paciente, entonces una onda en diente de sierra (\Pi_{BAR} = 0,5) requerirá 16 cm H_{2}O de oscilación para producir la misma asistencia promedio.

Mejor estimación de la presión de retroceso elástica instantánea

Seguidamente se calcula la presión requerida para descargar una estimación óptima de la presión de retroceso elástica real basada en una evaluación promediada de lo anterior. Si \Pi(\phi) se establece en un ajuste suave, la estimación se basa igualmente en todas las anteriores estimaciones de retroceso elástico instantáneo. Si \Pi(\phi) es una onda cuadrada, la estimación se basa sobre todas las anteriores estimaciones excepto en la estimación 1, porque una onda cuadrada tiene un máximo en \Phi = =. Formas de onda intermedias son tratadas de una manera intermedia. La cantidad de suavidad de las ondas va de cero para una onda cuadrada a 1 para una forma de onda con una constante de tiempo de 0,3 o superior.

: grado de suavidad de la onda = constante de tiempo de la onda / 0,3

: retroceso instantáneo = grado de suavidad onda * estimación 1 +

: estimación 2 + estimación 3 + estimación 4) / (grado de suavidad + 3)

Ahora se añaden las estimaciones basadas en un mínimo y servo oscilación, se truncan para no exceder un máximo de oscilación fijada por el usuario. Se reduce (introducción gradual) si la máscara acaba de ser colocada.

: I = asistencia mínima instantánea +

: servoasistencia instantánea +

: retroceso instantáneo

: Truncar I para que sea inferior que una oscilación instantánea máxima permisible prefijada

: asistencia elástica = I * introducción

Esto completa el cálculo de la asistencia elástica instantánea.

Presión deseada en el detector o sensor

: presión deseada sensor = epar + pérdida presión conducción +

: descarga resistiva + asistencia elástica instantánea

Servocontrol de la velocidad del motor

En la etapa final, la presión media en el sensor es servocontrolada para igualar a la presión del sensor deseada, utilizando por ejemplo un controlador seudo-diferencial de recorte para ajustar la corriente del motor. Puede hacerse referencia a tal efecto a la Fig. 1.

Rendimiento del dispositivo

Las Figs. 21-27 muestran cada una grabación o registro de 60 segundos reales mostrando un aspecto del segundo ejemplo de ejecución. Todos los registros son de un sujeto normal entrenado para realizar las maniobras deseadas. El flujo respiratorio calculado, la presión de la máscara, y la fase respiratoria se han calculado utilizando los algoritmos descritos anteriormente, con salida a través de un puerto serie, y trazado digital.

En las Figs. 21-26 el flujo respiratorio se muestra como un trazado oscuro, la escala vertical para el flujo es de \pm L/seg, correspondiendo la inspiración hacia arriba. La escala vertical para la presión (trazo mas ligero) es de 0,2 cmH_{2}O.

La Fig. 21 se ha registrado con una servoganancia de 0,1 cmH_{2}O/L/seg/seg, que es adecuada para sujetos con quimio-reflejos normales. El sujeto está respirando por encima de la ventilación mínima, y una respiración particularmente profunda (suspiro) se aprecia en el punto (a). Tal como es usual, el esfuerzo respiratorio cesa tras el suspiro, en el punto (c). El dispositivo permite correctamente una apnea central corta (b) según indica el dispositivo permaneciendo al final de la presión espiratoria durante el período marcado por (b). Inversamente, la Fig. 22 muestra que si no existe una respiración profunda precedente, cuando el esfuerzo cesa en (a), la presión continua correctamente el ciclo, evitando así una hipoxia. La Fig. 23 está grabada con una servo-ganancia establecida en un nivel alto, tal como sería apropiada para un sujeto con quimio-reflejos anormalmente altos tal como ocurre típicamente en el caso de la respiración tipo Cheyne Stokes. Ahora cuando el esfuerzo cesa en la flecha (a), la presión continua su ciclo y una apnea central ya no es permitida a pesar de que esté precedida por respiración profunda. Esto es ventajoso para evitar el próximo ciclo de respiración Cheyne-Stokes.

El anterior comportamiento correcto también es mostrado por un dispositivo en modo tiempo, pero es muy distinto del dispositivo con dos niveles de modo espontáneo, o igualmente de la ventilación proporcional asistida, habiendo mostrado ambos sistemas fallos para mantener el ciclo tras apneas centrales, apropiadas o inesperadas.

La Fig. 24 muestra la presión final-inspiratoria incrementando automáticamente cuando el sujeto realiza esfuerzos inspiratorios voluntarios profundos. El comportamiento deseado es común con la PAV, pero es diferente del de un simple dispositivo de dos niveles, en que mantendría un nivel constante de soporte a pesar de un requerimiento del paciente creciente, o de un dispositivo cíclico, que en realidad disminuiría el soporte real en el momento de una necesidad creciente.

La Fig. 25 registra una situación con una forma de onda seleccionada aproximadamente cuadrada. Esta Fig. muestra un soporte de presión automáticamente creciente cuando el sujeto voluntariamente intenta resistir rigidizando la pared torácica en el punto (a). Este comportamiento deseable es común con la PAV y los dispositivos cíclicos de volumen, con la expectativa de que la PAV no puede suministrar una forma de onda cuadrada. Es distinto de un dispositivo simple de dos niveles en que no aumenta el nivel de soporte con una necesidad creciente.

La Fig. 26 muestra que con un súbito inicio de una grave fuga de 1,4 L/seg en (a), la señal de flujo retorna a una línea de base (b) con la extensión de una única respiración, y la presión continúa su ciclo correctamente. Aunque los dispositivos de tipo temporizado pueden también continuar el ciclo correctamente ante súbitos cambios generados por una fuga, son incapaces de seguir el ritmo respiratorio del sujeto cuando se precisa (tal como se muestra en la Fig. 27), Otros dispositivos conocidos de dos niveles y la PAV fallan en el momento de activación para períodos largos o cortos tras el principio de una fuga grave súbita y la PAV puede suministrar presiones excesivamente grandes bajo tales condiciones.

La Fig. 27 muestra un flujo respiratorio mostrando el seguimiento real de 60 segundos (trazo grueso \pm 1L/seg plena escala) y la fase respiratoria como una variable continua (trazo delgado, de o a 1 revolución) con ritmo respiratorio alto en la mitad izquierda del gráfico y ritmo respiratorio en la mitad derecha del gráfico. Este gráfico demuestra que la invención puede determinar la fase como una variable continua.

Aspectos ventajosos de los ejemplos de ejecución de la invención Uso de fase como una variable continua

En el estado de la técnica anterior, se toma la fase como una categoría variable, con dos valores: inspiración y espiración. Los errores en la detección del inicio de la inspiración y de la espiración producen errores de categoría en la presión suministrada. Inversamente, aquí, la fase es tratada como una variable continua teniendo valores entre cero y la unidad. Estos errores de categoría en la medida de fase se evitan.

Frecuencia de filtrado ajustable y posibilidad de retardo de fase

Utilizando una constante de tiempo corta cuando el sujeto está respirando rápidamente, y una constante de tiempo larga cuando el sujeto está respirando lentamente, el filtro introduce un retardo de fase fijo que es siempre una pequeña fracción de un ciclo respiratorio. Así, pueden evitarse retardos de fase innecesarios, pero objetos cardiogénicos pueden ser rechazados en sujetos que están respirando lentamente. Además, debido a que la fase es tratada como una variable continua, es posible compensar ampliamente el retardo en el filtro pasa-bajos.

Regulación de presión dentro de una respiración como una función continua de la fase respiratoria

Con todo el estado de la técnica anterior existe un cambio discontinuo intrusivo en la presión, ya sea al principio de la inspiración o al principio de la espiración. Aquí, el cambio de presión es continuo, y por ello más confortable.

Con ventilación asistida proporcional, la presión instantánea es una función del volumen instantáneo que se produce durante la respiración. Esto significa que una fuga amplia súbita puede ocasionar un embalamiento de la presión explosivo. Aquí, como la presión instantánea es una función de la fase instantánea en lugar de una función del volumen tidal, este problema se evita.

Regulación de la presión entre respiraciones como una función de la duración de una inspiración promedio

La duración promedio de una inspiración es más fácil de calcular en presencia de una fuga que en función del volumen tidal. Tomando la ventaja de una correlación entre la duración inspiratoria promedio y el volumen tidal promedia, es posible ajustar la amplitud de modulación para un seguimiento del volumen tidal promedio.

Aporte de una componente de presión para descargar resistencia de vías aéreas superiores turbulentas y evitar inestabilidades de presión cardiogénica.

Aunque Younes describe el uso de una componente de presión proporcional al cuadrado del flujo respiratorio para descargar la resistencia de un aparato externo, la resistencia del aparato externo en los ejemplos de ejecución de la presente invención es típicamente despreciable. Inversamente, los ejemplos de ejecución de la presente invención describen dos usos para tal componente proporcional al cuadrado del flujo respiratorio que no están anticipados por Younes. En primer lugar, los sujetos que están durmiendo, y los sujetos con una nariz obstruida, tienen una resistencia mayor proporcional al cuadrado del flujo de aire, y una componente de presión proporcional al cuadrado del flujo de aire puede ser usada para descargar la resistencia anatómica de la vía aérea superior. En segundo lugar, componentes pequeñas de flujo de aire no respiratorio debidas a latidos del corazón u otros motivos, cuando son cuadrados, producen modulación de presión despreciable, de manera que el uso de tal componente rinde una inmunidad relativa a tal flujo no respiratorio.

Transición suave entre respiración espontánea y controlada

Existe un suave escalonamiento desde un seguimiento flexible del patrón respiratorio de un sujeto durante la respiración espontánea por encima de la ventilación objetivo hasta un control completo de la duración, profundidad y fase de la respiración si el sujeto no está haciendo esfuerzos, a través de un período transitorio en el cual el sujeto puede hacer progresivamente pequeños cambios en la temporización y profundidad de su respiración. Una transición suave evita errores de categorización cuando la ventilación está próxima pero no a un deseado umbral. La ventaja es que la transición desde una ventilación espontánea a una controlada ocurre sin obstrucciones para el sujeto. Esto puede ser especialmente importante en un sujeto que intenta dormirse. Una transición suave similar puede ocurrir en la dirección opuesta, cuando un sujeto se despierta e inicia espontáneamente esfuerzos respiratorios.

Claims

1. Un método para calcular un volumen inspirado instantáneo de un sujeto durante una asistencia ventilatoria, comprendiendo las etapas de:

estimación de un flujo de aire respiratorio;

cálculo de un índice igual a la magnitud o extensión borrosa (fuzzy) en la cual cualquier fuga varia súbitamente;

cálculo de un volumen inspirado instantáneo en función a la vez del flujo de aire respiratorio estimado y del citado índice.

2. Un método según la reivindicación 1, en el cual dichas función es la integral en el tiempo del producto del citado índice y del citado flujo de aire respiratorio estimado.

3. El método de la reivindicación 1, en el cual dicha magnitud borrosa en la cual cualquier fuga varía súbitamente se calcula como la magnitud borrosa en la cual el flujo respiratorio es importante durante más tiempo que el esperado.

4. El método de la reivindicación 1, en el cual dicha magnitud borrosa en la cual cualquier fuga varía súbitamente es una función de la magnitud borrosa en la cual la fuga ha aumentado súbitamente y la magnitud borrosa en la cual la fuga ha descendido súbitamente.

5. El método de la reivindicación 4, en el cual dicha función es la negación borrosa de un pico de unión borrosa de dicha magnitud borrosa en la cual la fuga ha aumentado súbitamente y dicha magnitud borrosa en la cual la fuga ha descendido súbitamente.

6. El método de la reivindicación 4, en el que dicha magnitud borrosa en la cual la fuga ha aumentado súbitamente es la intersección borrosa de la magnitud borrosa en la cual dicho flujo respiratorio ha sido positivo durante más tiempo del esperado y la magnitud borrosa en la cual el flujo de aire es importante y positivo.

7. El método de la reivindicación 1, en el que dicha magnitud borrosa en la cual la fuga ha descendido súbitamente es la intersección borrosa de la magnitud borrosa en la cual dicho flujo respiratorio ha sido negativo durante más tiempo del esperado y la magnitud borrosa en la cual el flujo de aire es importante y negativo.

8. Un método para calcular el volumen inspirado instantáneo de un sujeto durante una asistencia ventilatoria comprendiendo las etapas de:

estimación de un flujo de aire respiratorio;

cálculo de un índice igual a la magnitud borrosa en la cual la impedancia de cualquier fuga cambia súbitamente; y

9. El método de la reivindicación 8 en el cual la citada función es la integral en el tiempo de dicho índice y dicho flujo de aire respiratorio estimado.

10. Un aparato para calcular el volumen inspirado instantáneo de un sujeto durante una asistencia ventilatoria, comprendiendo:

unos medios para suministrar un soporte ventilatorio a un paciente;

unos medios para determinar una estimación del flujo o circulación de aire respiratorio del paciente; y

unos medios para calcular un volumen inspirado instantáneo a partir de la citada circulación de aire respiratorio,

en el cual dicho volumen inspirado instantáneo se calcula como una función a la vez de la circulación de aire respiratorio y de un índice igual a la magnitud borrosa en la cual una fuga varía súbitamente.

11. El aparato de la reivindicación 10 en el cual dicha magnitud borrosa en la cual cualquier fuga varía súbitamente se calcula como la magnitud borrosa en la cual el flujo o circulación de aire respiratorio es importante durante más tiempo que el esperado.

12. El aparato de la reivindicación 10 ó 11, en el cual la citada función es la integral en el tiempo del producto del citado índice y de la citada circulación de aire respiratorio.

\newpage

13. Un aparato para calcular el volumen inspirado instantáneo de un sujeto durante una asistencia ventilatoria, comprendiendo:

una máscara;

una turbina para suministrar aire presurizado a dicha máscara;

un servo-control acoplado a dicha turbina;

un transductor para generar una señal de circulación que representa una circulación de aire respiratorio; y

un procesador, acoplado al citado transductor y al citado servo-controlador, para ejecutar unas instrucciones,

en el cual las citadas instrucciones calculan un volumen inspirado instantáneo en función a la vez de la circulación de aire respiratorio y de un índice igual a la magnitud borrosa en la cual cualquier fuga varía súbitamente.

14. El aparato de la reivindicación 13, en el cual dicha magnitud borrosa en la cual cualquier fuga varía súbitamente se calcula como la magnitud borrosa en la cual la circulación de aire respiratorio es importante durante más tiempo que el esperado.

15. El aparato de la reivindicación 13 ó 14, en el cual dicha función es la integral en el tiempo del producto de dicho índice y de dicha circulación de aire respiratorio.