專利名稱：檢測(cè)無效吸氣努力并改進(jìn)患者-呼吸機(jī)相互作用的系統(tǒng)的制作方法
檢測(cè)無效吸氣努力并改進(jìn)患者-呼吸機(jī)相互作用的系統(tǒng)
本申請(qǐng)是申請(qǐng)?zhí)枮?00580036162. X(國(guó)際申請(qǐng)?zhí)枮镻CT/AU2005/001627)、申請(qǐng)日為2005年10月20日、發(fā)明名稱為“用于檢測(cè)無效吸氣努力并改進(jìn)患者-呼吸機(jī)相互作用的方法和裝置”的專利申請(qǐng)的分案申請(qǐng)。
相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用
本申請(qǐng)要求申請(qǐng)日為2004年10月20日的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)第60/619，957號(hào)的權(quán)益，在此公開其全部?jī)?nèi)容以供參考。
背景技術(shù)：
本發(fā)明涉及用于確定并最終校正患者-呼吸機(jī)不同步的方法，例如輔助和包括患者觸發(fā)(triggered)呼吸的呼吸機(jī)，包括但不限于PSV、AC、AMV以及雙水平PS，與能夠保護(hù)氣道并表現(xiàn)出一些自主呼吸的努力的患者、包括支配性C0PD、限制性、混合性病狀的患者以及需要輔助呼吸的普通病人之間的不同步。
問題說明
具有呼吸障礙或疾病的患者，特別是那些急性發(fā)作患者，可能沒有足夠呼吸力維持自主呼吸并且需要機(jī)械輔助呼吸。對(duì)于具體情況，所選呼吸機(jī)的任務(wù)和類型是不同的，并且所述呼吸機(jī)在呼吸參與的程度上有所不同，從患者完全被動(dòng)的控制性機(jī)械通氣(CMV)，到由患者主動(dòng)觸發(fā)機(jī)械呼吸后與患者分擔(dān)吸氣努力的輔助性呼吸形式。
輔助性呼吸形式按模式變化，如參數(shù)控制(流量/容積/壓力)，引入到自主呼吸的輔助量，和包括但不限于輔助控制通氣(AMV)，同步間歇性指令通氣(SIMV)，以及壓力支持通氣(PSV)。治療功效取決于可變壓力/流量供給與患者的自主呼吸周期之間的同步性。對(duì)此至關(guān)重要的是呼吸機(jī)識(shí)別患者開始自主呼吸努力(觸發(fā)機(jī)制)的能力，這通常通過患者達(dá)到正流量閾值或最小壓力閾值來實(shí)現(xiàn)。在患者不能達(dá)到這個(gè)觸發(fā)閾值的情況下， 患者-呼吸機(jī)的同步性被打破并可能抵消任何采用呼吸機(jī)預(yù)計(jì)的益處。這種現(xiàn)象被稱作無效觸發(fā)并在多種治療中觀察到，但在COPD中是最常見的。(“當(dāng)收到高水平壓力支持或輔助控制呼吸時(shí)，患者自主吸氣努力的四分之一到三分之一可能不能觸發(fā)呼吸機(jī)?！盩obin等 (Tobin M，Jubran A，Laghi F. Patient-Ventilator Interaction. American Journal of Respiratory and Critical Care Medicine. 163 :1059-1063，2001.)) ·
這種對(duì)抗的主要原因是呼氣流量受限、肺的動(dòng)態(tài)充氣過度和伴隨內(nèi)源性PEEP。動(dòng)態(tài)肺充氣過度可源自閉合氣道后方的氣流阻塞，機(jī)械與神經(jīng)系統(tǒng)呼氣的不匹配，或上述的結(jié)合。在COPD中對(duì)此進(jìn)行了深入研究，并在其他病理中進(jìn)行了少量程度、但在各種患者中進(jìn)行了觀察。機(jī)理如下1)C0PD中氣道阻塞是由如氣道分泌物、支氣道痙攣和粘膜水腫等病理效應(yīng)引起的。在所有情形中氣流阻力增加，并迫使肌肉補(bǔ)充輔助導(dǎo)致氣道的動(dòng)態(tài)壓縮的呼氣。2)同樣在肺氣腫的情況下，呼吸系統(tǒng)的順應(yīng)性(compliance)可能增加。肺的排空率變得不良，且有效的正常呼氣工作循環(huán)時(shí)間(由呼吸負(fù)反饋控制確定)不足以引發(fā)完全機(jī)械呼氣?；没颊吆粑芟薨l(fā)生在低肺容積的情況下，并且因此促使氣道閉合以及氣流阻塞，特別是如果呼吸率高。在所有情況中，呼氣末肺容量(EELV)不允許呼吸系統(tǒng)回到彈性平衡容量，且外來氣體被限制在肺中，即動(dòng)態(tài)肺充氣過度。
EELV的動(dòng)態(tài)增加具有在自主呼吸的患者中阻止吸氣的幾種影響。
通常，在任意時(shí)刻驅(qū)動(dòng)氣流方向的肺泡壓力的動(dòng)態(tài)值Palv，在呼氣過程中保持為正，并且在呼氣末衰減到相對(duì)于大氣的零彈性反沖壓力，即Palv = ，此處Ps是吸氣末的靜態(tài)壓力平穩(wěn)狀態(tài)。然而在存在動(dòng)態(tài)肺充氣過度的情況下，呼吸系統(tǒng)的平衡彈性反沖不是在呼氣末獲得且Palv保持為正(內(nèi)源性呼氣末正壓或PEEPi)。為開始吸入氣流，肺泡壓力必須相對(duì)于大氣為負(fù)，所以患者的呼吸肌在產(chǎn)生吸入氣流之前必須首先克服這個(gè)剩余的 Palv或PEEPi。在這個(gè)背景下，PEEPi作為吸氣負(fù)荷。
通過使呼吸肌纖維從最優(yōu)長(zhǎng)度變化到較短操作長(zhǎng)度并改變橫隔膜和胸腔間的幾何排列，肺容量的動(dòng)態(tài)增加也可降低呼吸肌的壓力產(chǎn)生能力。
容量的增加也可使肺的工作轉(zhuǎn)換到更高的、在呼氣末的容量-壓力曲線的非線性、順應(yīng)性更小的區(qū)域。由于此處肺的硬度相對(duì)增加，需要更大的肌肉努力和吸氣動(dòng)力使肺部擴(kuò)張。
為針對(duì)上述因素，呼吸肌遭受疲勞和無力，最終導(dǎo)致肺不能進(jìn)氣和排氣。結(jié)果，當(dāng)患者做吸氣努力時(shí)達(dá)到微小的氣流或壓力變化，并且這些吸氣努力可能不能達(dá)到觸發(fā)閾值，因此完全沒有被呼吸機(jī)檢測(cè)到。
圖1表示在PSV模式(氣流觸發(fā))下理想工作的呼吸機(jī)。表示出兩個(gè)完整的呼吸周期。氣道開口處的氣流和壓力(PAO)是呼吸機(jī)可利用的信號(hào)，胸膜壓力(PPL)是通過反轉(zhuǎn)表示患者吸氣努力開始的外部參照[1]。此事件大約300毫秒后，患者獲得觸發(fā)呼吸機(jī)所需氣流[2]且IPAP隨后被供給[3]。
相反，圖2說明患者努力沒有被呼吸機(jī)檢測(cè)到的結(jié)果。數(shù)據(jù)序列PPL中觀察到四個(gè)患者吸氣努力，按照前面的說明只有第一個(gè)努力被呼吸機(jī)支持[1]。每個(gè)隨后的吸氣努力[2]均產(chǎn)生相應(yīng)的氣流上升，然而每種情況都沒有達(dá)到觸發(fā)閾值[3]并且結(jié)果是呼吸機(jī)仍保持在EPAP下。
目前沒有在PV相互作用期間識(shí)別并記錄患者的無效努力的發(fā)生的自動(dòng)測(cè)量學(xué)。Varon 等(Varon J, et al. Prevalence of patient ventilator asynchrony in critically ill patients [abstract]. Chest. 106 :141S, 1994)將“對(duì)抗指數(shù)(index)”表示為不能觸發(fā)的監(jiān)測(cè)到的呼吸的百分比，但并沒有對(duì)實(shí)現(xiàn)這個(gè)的裝置做進(jìn)一步說明。作者指出指數(shù)隨所施加的PEEP變化，可通過分別減小PSV或AC模式中的壓力支持或潮氣量供給來消除觸發(fā)對(duì)抗，并指出患者的清醒狀態(tài)適當(dāng)?shù)赜绊懼笖?shù)，即睡眠中比清醒時(shí)指數(shù)低。這些觀察報(bào)告意味著給統(tǒng)計(jì)參考輔助性呼吸機(jī)的對(duì)抗的設(shè)備增加顯著價(jià)值，此外還建議響應(yīng)動(dòng)作可用于減輕對(duì)抗并使呼吸的負(fù)荷最小化。
在完美的患者-呼吸機(jī)相互作用中，呼吸機(jī)可與源自中央神經(jīng)系統(tǒng)的電脈沖同步觸發(fā)。雖然這對(duì)人類在事實(shí)上和倫理上來說可能是不能實(shí)現(xiàn)的，以與最接近事件的時(shí)間檢測(cè)患者的吸氣努力是實(shí)現(xiàn)同步的患者-呼吸機(jī)同步性的終極目標(biāo)。
進(jìn)一步說明表明胸膜壓力支持的觸發(fā)壓力可改進(jìn)PV同步性，并且圖1和2中的數(shù)據(jù)支持這個(gè)理論。然而，這種測(cè)量方法源自插入食管的球囊擴(kuò)張導(dǎo)管，并且這種水平的侵入力對(duì)ICU外的應(yīng)用，如家用，是不理想的也是不可能的。
用以協(xié)助改進(jìn)呼吸機(jī)觸發(fā)的精確檢測(cè)患者努力的其他方法包括使用外部傳感器(USP 6758216，USP 6015388)和增加呼吸機(jī)內(nèi)部的觸發(fā)靈敏度算法(USP 6626175)。
上述方法的目的不在于解決無效努力的主要原因，即患者肺部存在的動(dòng)態(tài)肺充氣過度和內(nèi)源性PEEP。
一種更有意義的解決方案是消除PEEPi作用并減少呼吸功能在開始處的衰退。通常通過呼吸機(jī)增加外部PEEP以抵消PEEPi取得一些成功，因而在呼氣末時(shí)，嘴的壓力和氣泡壓力之間存在平衡。最終，通過減小觸發(fā)呼吸機(jī)所需的胸膜壓力(由呼吸肌努力產(chǎn)生) 的反轉(zhuǎn)幅度改進(jìn)患者-呼吸機(jī)相互作用。PEEP還通過補(bǔ)充前面壓扁的、不通風(fēng)的、充滿的空間，增加功能性余氣量和呼吸順應(yīng)性(在低容量)，提高總體灌注(perfusion)和1^02。
因此，用外部施加PEEP抵消PEEPi減小了呼吸負(fù)荷并促進(jìn)了呼吸機(jī)有效觸發(fā)。然而，確定施加的PEEP的值存在困難的幾個(gè)原因是
1)太多將會(huì)導(dǎo)致動(dòng)態(tài)肺充氣過度加劇(及相關(guān)問題)，甚至可能在某些患者中引發(fā)氣壓性創(chuàng)傷。示出了理想值高度依賴于PEEPi的現(xiàn)有水平。
2)在沒有完全機(jī)械通氣(患者被動(dòng)參與)時(shí)，PEEPi的靜態(tài)測(cè)量是不可能的，并且由于來自吸氣和呼氣肌群的壓力作用，動(dòng)態(tài)測(cè)量被估計(jì)過高。
3)即使可獲得絕對(duì)量度，呼吸和呼吸的PEEPi是高度變化的，因此外部PEEP的一次性測(cè)量是不夠的。優(yōu)選連續(xù)PEEPi測(cè)量和伺服調(diào)節(jié)PEEP的供給。
解決第一個(gè)問題的第一步驟是推導(dǎo)出PEEP與PEEPi的合適比率，以避免進(jìn)一步的動(dòng)態(tài)肺充氣過度。已經(jīng)確定附加的PEEP對(duì)肺排空率以及動(dòng)態(tài)肺充氣過度的作用不大，直到其超過臨界值PCTit。然而，需要進(jìn)一步研究測(cè)量的PEEPi和Prait之間的精確關(guān)系，如果有關(guān)系的話。同樣地，Prait是PEEPi的什么比例是有效并且無害(75%至90%之間變化)，以及存在這是否與PEEPi的動(dòng)態(tài)或靜態(tài)值相關(guān)的臨床討論。此外，在動(dòng)態(tài)條件下測(cè)量作為動(dòng)態(tài)肺充氣過度結(jié)果的PEEPi的可靠且簡(jiǎn)單的方法仍有待開發(fā)。因此，最清楚的方案是視對(duì)問題比現(xiàn)在更實(shí)際的理解和評(píng)估而定。
美國(guó)專利6，588，422說明了在對(duì)呼吸衰竭患者進(jìn)行呼吸支持過程中抵消PEEPi的方法和裝置。該發(fā)明旨在將動(dòng)態(tài)地抵消PEEPi的可調(diào)PEEP供給到患者。它通過類似于測(cè)量動(dòng)態(tài)氣道壓縮程度解決了實(shí)時(shí)且非侵入性地測(cè)量PEEPi的問題。說明實(shí)現(xiàn)這個(gè)測(cè)量的兩個(gè)主要方法1)利用受迫振動(dòng)技術(shù)(FOT)設(shè)定吸氣傳導(dǎo)率與呼氣傳導(dǎo)率的比率，和2)檢查呼出氣流對(duì)時(shí)間的曲線的形狀。
然而，實(shí)際上這些方案存在困難。兩種技術(shù)均采用了在實(shí)際中可能受限的純粹且理想化的理論基礎(chǔ)。此外，線性的FOT需求使利用小幅振動(dòng)變得必要，這可能忽略潮氣呼吸過程中出現(xiàn)的其他重要非線性特性。同樣在臨床方案、數(shù)據(jù)采集和分析中所需的方法精確性，使其在無人監(jiān)管的環(huán)境，即家用通氣中的可應(yīng)用性更小。
因此，產(chǎn)生了呼吸技術(shù)中能改進(jìn)或消除上述缺陷中一項(xiàng)或多項(xiàng)方法的需要。發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一方面涉及用于檢測(cè)未覺察的觸發(fā)信號(hào)，以及因此在患者-呼吸機(jī)(輔助性的)相互作用過程中未被識(shí)別的患者努力的算法。該算法的一個(gè)功能是當(dāng)在供給的吸氣輔助之外(壓力支持或容量控制)發(fā)生氣流信號(hào)顯著擾動(dòng)(表示患者努力)時(shí)進(jìn)行記錄。 這個(gè)算法的結(jié)果是這些事件以時(shí)間為參考的標(biāo)記，其可用作患者-呼吸機(jī)同步性以及因此的治療成功的統(tǒng)計(jì)量度。
另一方面，可能是最終目標(biāo)，是使患者-呼吸機(jī)對(duì)抗最小化并減小呼吸負(fù)荷，可相應(yīng)地通過采取措施使指數(shù)最小化(手動(dòng)地或伺服調(diào)節(jié)的)_通過改變呼吸機(jī)參數(shù)(增加 PEEP，減小壓力支持，或減少潮氣量供給)，和/或環(huán)境因素(患者狀態(tài)，用藥)。
本發(fā)明的另一方面是用作標(biāo)定在患者-輔助呼吸機(jī)相互作用中發(fā)生的未被呼吸機(jī)檢測(cè)到的患者吸氣努力的量度。
本發(fā)明的又一方面是提供作為呼吸機(jī)供給的呼吸和檢測(cè)到的無效患者努力的總和的真實(shí)的患者呼吸比率的指示。
本發(fā)明的再一方面是通過呼吸機(jī)的伺服調(diào)節(jié)使無效患者吸氣努力最小化，通過以下一項(xiàng)或更多來實(shí)現(xiàn)
1)利用統(tǒng)計(jì)參考量度，伺服調(diào)節(jié)通過呼吸機(jī)的外部PEEP供給，例如在一連串無效觸發(fā)后，遞增地加大所施加的PEEP以使指數(shù)最小化。
2)利用統(tǒng)計(jì)參考量度，伺服調(diào)節(jié)通過呼吸機(jī)的潮氣容量供給，例如在一連串無效觸發(fā)后，逐漸地減少潮氣容量供給以使指數(shù)最小化。
3)利用統(tǒng)計(jì)參考量度，伺服調(diào)節(jié)通過呼吸機(jī)的壓力支持供給，例如在一連串無效觸發(fā)后，逐漸地減少壓力支持以使指數(shù)最小化。
4)在氣流觸發(fā)呼吸機(jī)中，基于它對(duì)氣流極性的公正性(impartiality)，用算法直接觸發(fā)IPAP，例如在一連串無效觸發(fā)信號(hào)后，再次激活觸發(fā)以使指數(shù)最小化。
本發(fā)明的一方面是為臨床醫(yī)生提供對(duì)應(yīng)于患者以下方面情況的參考1)病情進(jìn)展和急性惡化和/或幻用藥。
來自量度的統(tǒng)計(jì)，如未覺察的觸發(fā)的出現(xiàn)或比率，可用作1)觸發(fā)表示患者病情不穩(wěn)定的警報(bào)，幻作為適當(dāng)?shù)幕颊吖芾沓绦虻闹笇?dǎo)，如手動(dòng)PEEP滴定和/或幻長(zhǎng)期記錄并跟蹤病情進(jìn)展。
本發(fā)明的又一方面指向?qū)τ幂o助性呼吸機(jī)的COPD患者的未被呼吸機(jī)檢測(cè)到和支持的吸氣努力進(jìn)行檢測(cè)和標(biāo)定標(biāo)記的方法。
本發(fā)明的另一方面指向通過呼吸機(jī)的外部PEEP供給的伺服調(diào)節(jié)的方法，使用統(tǒng)計(jì)參考量度，例如在一連串無效觸發(fā)后，加大所施加的PEEP以使指數(shù)最小化。
本發(fā)明的再一方面指向基于氣流極性的公正性，激活該呼吸機(jī)氣流觸發(fā)的方法。 算法可提供作為可變氣流觸發(fā)閾值的指示計(jì)，如指數(shù)最小化所要求。
本發(fā)明的其他方面可指向以下一項(xiàng)或多項(xiàng)用藥的指導(dǎo)方法；對(duì)臨床醫(yī)師手動(dòng)調(diào)整所施加的PEEP的度量參考；病情進(jìn)展的指示計(jì)，以預(yù)測(cè)和警告即將發(fā)生的惡化；和/或用于觸發(fā)警報(bào)使臨床醫(yī)生調(diào)整設(shè)置或管理病人的方法。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，提供了檢測(cè)正在由呼吸機(jī)進(jìn)行機(jī)械換氣的患者的無效努力的方法，該方法包括以下步驟(i)在所述呼吸機(jī)運(yùn)轉(zhuǎn)后監(jiān)測(cè)患者的呼吸氣流；(ii)產(chǎn)生表示所述氣流的信號(hào)；(iii)去除所述信號(hào)中的偽差；(iv)監(jiān)測(cè)所述信號(hào)的擾動(dòng)；及(ν) 當(dāng)所述擾動(dòng)顯著時(shí)確定發(fā)生了無效努力。
根據(jù)本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施例，提供了用于檢測(cè)正在由呼吸機(jī)進(jìn)行機(jī)械換氣的患者的無效努力的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括(i)在所述呼吸機(jī)運(yùn)轉(zhuǎn)后用于監(jiān)測(cè)患者的呼吸氣流的裝置；(ii)用于產(chǎn)生表示所述氣流的信號(hào)的裝置；(iii)用于去除所述信號(hào)中的偽差的裝置；(iv)監(jiān)測(cè)所述信號(hào)的擾動(dòng)的裝置；及(ν)當(dāng)所述擾動(dòng)顯著時(shí)用于確定發(fā)生了無效努力的裝置；其中所述用于監(jiān)測(cè)所述信號(hào)的擾動(dòng)的裝置包括用于檢測(cè)局部極大值的裝置。
根據(jù)本發(fā)明的又一個(gè)實(shí)施例，提供了用于檢測(cè)正在由呼吸機(jī)進(jìn)行機(jī)械換氣的患者的無效努力的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括在所述呼吸機(jī)運(yùn)轉(zhuǎn)后用于監(jiān)測(cè)患者的呼吸氣流并產(chǎn)生表示所述氣流的信號(hào)的流量傳感器；以及用于去除所述信號(hào)中的偽差，監(jiān)測(cè)有擾動(dòng)的所述信號(hào)， 并且當(dāng)所述擾動(dòng)顯著時(shí)確定發(fā)生了無效努力的處理器；其中所述處理器被設(shè)置成通過檢測(cè)局部極大值來監(jiān)測(cè)所述信號(hào)的擾動(dòng)。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，呼吸機(jī)運(yùn)轉(zhuǎn)后出現(xiàn)的氣流信號(hào)中的擾動(dòng)根據(jù)分類系統(tǒng)進(jìn)行分類。分類系統(tǒng)將無效努力與如咳嗽、吞咽和心原性起端(cardiogenic origin)等其他動(dòng)作區(qū)別開。
根據(jù)另一方面，監(jiān)測(cè)無效努力用于測(cè)量順應(yīng)性。在另一種形式中，使用無效努力的測(cè)量來檢測(cè)患者狀況惡化的發(fā)作。
在另一種形式中，呼氣末正壓(PEEP)根據(jù)測(cè)量的無效努力來調(diào)整。在又一種形式中，壓力支持根據(jù)測(cè)量的無效努力來調(diào)整。在再一種形式中，潮氣量和/或氣流供給根據(jù)測(cè)量的無效努力調(diào)整。
根據(jù)本發(fā)明的又一方面，提供了用于患者的呼吸機(jī)系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括產(chǎn)生加壓的可呼吸氣體源的鼓風(fēng)機(jī)；以及將可呼吸氣體供給患者氣道的患者界面(如面罩、插管、支架 (prong)、吹氣(puff)等)。呼吸機(jī)系統(tǒng)包括構(gòu)造用于執(zhí)行此處描述的任一方法的處理器 (如通常目的計(jì)算機(jī)等)、程序、算法、硬件和/或軟件。例如，基于處理器確定的測(cè)量到的患者呼吸努力，呼吸機(jī)至少被部分地控制。
本發(fā)明的這些和其他方面將在下文的優(yōu)選實(shí)施例的詳細(xì)說明中進(jìn)行描述或在其中是顯而易見的。


圖1為說明在PSV模式下同步的患者-呼吸機(jī)相互作用的實(shí)例的圖表；
圖2為說明異步的患者-呼吸機(jī)相互作用的圖表；
圖3為說明單個(gè)無效努力模式的特征集合的圖表；
圖4為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例概述監(jiān)測(cè)對(duì)抗的高級(jí)方法的示意性流程圖5為根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的用于監(jiān)測(cè)對(duì)抗的示意性流程圖6a_6c是用于識(shí)別呼吸中的呼氣階段的示意性流程圖7為根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的用于監(jiān)測(cè)對(duì)抗的示意性流程圖；及
圖8為說明使用本發(fā)明的實(shí)施例實(shí)現(xiàn)的運(yùn)行結(jié)果的圖表。
具體實(shí)施方式
雖然以下實(shí)施例按過程順序說明，應(yīng)該理解的是，該過程可通過非線性、非順序或非階段過程實(shí)現(xiàn)，或可改變過程的順序。同樣地，盡管下文描述整個(gè)過程，發(fā)明的某些方面可能僅涉及到這個(gè)過程的子集。
本發(fā)明的一方面指向改進(jìn)患者-呼吸機(jī)同步性，消除對(duì)外部傳感器的需求，測(cè)量?jī)?nèi)源性PEEP (或通過類推(analogy))，或修改/復(fù)雜化呼吸機(jī)內(nèi)部觸發(fā)靈敏度算法的方法。相反地，它識(shí)別在氣流或壓力信號(hào)中表現(xiàn)為特殊特征的未支持的患者努力，對(duì)它們的發(fā)生標(biāo)定標(biāo)記，并可選地將輸出用作誤差函數(shù)，通過調(diào)整多種呼吸機(jī)/環(huán)境參數(shù)迫使該誤差函數(shù)隨時(shí)間最小化。這些調(diào)整或者是手動(dòng)或者是伺服調(diào)節(jié)的，可能涉及PEEP和/或潮氣量供給(為抵消PEEP且減小動(dòng)態(tài)肺充氣過度)，以及觸發(fā)靈敏度。
在一個(gè)實(shí)施例中，提供了用于檢測(cè)對(duì)應(yīng)于患者努力的未覺察的觸發(fā)的算法，該算法沒有用到直接努力傳感器的益處。只是處理患者氣流和氣道壓力來確定這個(gè)。
如圖2所示，未被支持的努力在氣流信號(hào)[4]中伴隨顯著并且獨(dú)特的擾動(dòng)，這是通?，F(xiàn)象。這些擾動(dòng)
在呼吸機(jī)運(yùn)轉(zhuǎn)后的呼氣過程中和下次觸發(fā)之前發(fā)生，即缺少成功的吸氣輔助；
不必要被正向氣流表征，而是被遲延反向氣流表征。
其“顯著”在于它們與噪音或其他如分泌或心原性振動(dòng)等低振幅現(xiàn)象相區(qū)別。
其“獨(dú)特”在于它們與如吞咽或咳嗽等其他生理現(xiàn)象所引起的顯著擾動(dòng)相區(qū)別。
氣流信號(hào)的一些特征可被識(shí)別作為單獨(dú)無效努力的特征，如圖3所示。順次連接它們形成特征集合。在連續(xù)的呼氣過程中，并且在到達(dá)呼出氣流的峰值后，氣流分布圖向零加速。這個(gè)趨勢(shì)對(duì)于正常對(duì)象可能是指數(shù)的，或?qū)τ诤舫鰵饬魇芟迣?duì)象是接近線性衰減的。 當(dāng)在呼氣曲線上出現(xiàn)無效努力時(shí)，在對(duì)應(yīng)于肌肉努力開始的反氣流中可能存在或不存在短的、迅速的(相對(duì)于呼氣基線)減速，但總是存在局部極大值[1]和用局部極小值[3]間斷的短的、回到呼出氣流分布圖基線的相當(dāng)迅速的傾斜[2]。
本發(fā)明的一方面涉及對(duì)呼氣氣流信號(hào)的識(shí)別，以及屬于無效努力的這部分信號(hào)的顯著和獨(dú)特的擾動(dòng)。這涉及至少對(duì)局部最大值的識(shí)別，以及另外的連續(xù)傾斜。此外，本發(fā)明的一方面對(duì)呼氣過程中作用于氣流信號(hào)的擾動(dòng)的通用分類器進(jìn)行概述，所述擾動(dòng)與生理原因有關(guān)，包括吞咽、咳嗽和心原性振動(dòng)，因此無效努力可被更有效地區(qū)分開。參看圖4的高級(jí)的流程圖說明。
本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例用呼氣過程中發(fā)生的顯著局部最大值檢測(cè)無效努力，其可按以下方法實(shí)施。圖5說明了這個(gè)過程的流程圖。
初步信號(hào)處理包括以下步驟
1)采用包括數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)和內(nèi)存的記錄儀記錄兩個(gè)來自用呼吸機(jī)的病人的信號(hào)， 該記錄儀可以是呼吸機(jī)自身。這些信號(hào)是嘴的氣流(Q)和氣道壓力(P)。
2)氣流和氣道壓力信號(hào)通過平滑/噪音濾波器以使噪音最小化。這樣的例子是具有使相位滯后最小化且截止頻率為1赫茲的低階Butterworth低通濾波器。
幻將無意遺漏(leak)補(bǔ)償算法應(yīng)用到氣流信號(hào)，如美國(guó)專利 6，152，129 (Berthon-Jones)所述。
4)計(jì)算氣流信號(hào)的一次導(dǎo)數(shù)(Q’ )。
5)計(jì)算氣流信號(hào)的二次導(dǎo)數(shù)⑴”)。
三個(gè)布爾控制信號(hào)由預(yù)處理信號(hào)得到
1)呼氣階段的指示信號(hào)。這可通過采用任意數(shù)量的方法來實(shí)現(xiàn)，例如基于氣流的極性對(duì)呼氣階段進(jìn)行分類(圖6(a))，或選擇性地基于用觸發(fā)和運(yùn)轉(zhuǎn)事件所確定的治療供給(therapy delivery)的狀態(tài)對(duì)呼氣階段進(jìn)行分類(圖6 (b))，或針對(duì)相變閾值測(cè)定壓力信號(hào)(圖6 (c))(如((IPAP或最大壓力)-(EPAP或最小壓力))*50 %，取決于輔助的類型)。總的控制信號(hào)，Crap，在呼氣過程中是TRUE。
2)標(biāo)記表明一次導(dǎo)數(shù)氣流信號(hào)中的零交叉。當(dāng)Q’ = 0時(shí)，總控制信號(hào)Cq，是TRUE, 并標(biāo)識(shí)氣流信號(hào)的變形(inflection)。
3)控制信號(hào)確保a)由步驟2標(biāo)識(shí)的變形是最大的；b)變形具有夠格視為特征的顯著上升，與噪音或心原性氣流相區(qū)別。例如，這可通過相對(duì)于中間負(fù)值(impartial negative)、非零閾值α測(cè)試二次導(dǎo)數(shù)氣流信號(hào)來實(shí)現(xiàn)，但不限于它自己的標(biāo)準(zhǔn)差或百分比，定義為
STD(F) 二 J^-y^· -F)2，此處 P =丄文 &V""1 μnj^
當(dāng)小于-α?xí)r，總控制信號(hào)Cq，，是TRUE。
上述控制信號(hào)被與(AND)以導(dǎo)出總指數(shù)，此處對(duì)于每個(gè)檢測(cè)到的無效努力INDEX =TRUE。
本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施例檢測(cè)無效努力作為呼氣過程中的特征集合，并且該特征集合包括顯著的局部最大值和連續(xù)傾斜，還有對(duì)于生理原因獨(dú)特的參數(shù)。它可按以下方式實(shí)施。
初步信號(hào)處理包括以下步驟
1)采用包括數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)和內(nèi)存的記錄儀記錄兩個(gè)來自用呼吸機(jī)的病人的信號(hào)， 該記錄儀可以是呼吸機(jī)自身。這些信號(hào)是嘴的氣流(Q)和氣道壓力(P)。
2)氣流和氣道壓力信號(hào)通過平滑/噪音濾波器以使噪音最小化。這樣的例子是具有使相位滯后最小化且截止頻率為1赫茲的低階Butterworth低通濾波器。
3)將無意遺漏補(bǔ)償算法應(yīng)用到氣流信號(hào)，如美國(guó)專利6，152，129 (Berthon-Jones) 所述。
4)計(jì)算氣流信號(hào)的一次導(dǎo)數(shù)(Q’ )。
5)計(jì)算氣流信號(hào)的二次導(dǎo)數(shù)⑴”)。
確定呼氣階段的指示信號(hào)。這可通過采用任意數(shù)量的方法來實(shí)現(xiàn)，例如基于氣流的極性對(duì)呼氣階段進(jìn)行分類(圖6(a))，或選擇性地基于用觸發(fā)和運(yùn)轉(zhuǎn)事件所確定的治療供給的狀態(tài)對(duì)呼氣階段進(jìn)行分類(圖6(b))，或針對(duì)相變閾值測(cè)定壓力信號(hào)(圖6(c))(如 ((IPAP或最大壓力)-(EPAP或最小壓力))*50 %，取決于輔助的類型)?？偟目刂菩盘?hào)，Crap， 在呼氣過程中可能是TRUE。
下文對(duì)組合擾動(dòng)特征集合檢測(cè)和模式分類器進(jìn)行描述并且表示在圖5中。參考特征已經(jīng)描述并在圖3中示出。
檢查呼氣階段控制信號(hào)是否為TRUE，來確定是否對(duì)氣流進(jìn)行擾動(dòng)檢測(cè)處理[1]。
以下狀態(tài)變量和計(jì)時(shí)被初始化[2]
1. max-detected-表明是否出現(xiàn)局部極大值
2. Tie-從最近的局部極大值發(fā)生，即患者努力開始衰減所經(jīng)過的時(shí)間
3. potential_swallow-表明患者是否可能正在吞咽
4. Tsa-從可能的吞咽發(fā)生所經(jīng)過的時(shí)間
5. dec-detected-表明是否已經(jīng)檢測(cè)到顯著的傾斜
峰值呼氣氣流(PEF)在連續(xù)呼氣過程中出現(xiàn)得早，并且在進(jìn)行擾動(dòng)檢測(cè)[3]之前通過以下公式計(jì)算
如果(Qi> Qh)，那么 PEF = Qi
此處i表示取樣次序(sequence)。在PEF超過大約ZOOLmirT1的閾值時(shí)，認(rèn)為出現(xiàn)咳嗽且PEF被賦空值。
優(yōu)先檢測(cè)局部極大值特征[4]，并通過一次導(dǎo)數(shù)上下降的零交叉或完全零斜率的出現(xiàn)確定
Q，i < 0 且 Q，Η > 0，或 Q，i = 0
基于檢測(cè)到的局部極大值，狀態(tài)變量用max-detected表示且Tie重置。氣流的局部最大值被存儲(chǔ)為變量A [5]。
檢驗(yàn)A的近零值以識(shí)別可能的吞咽動(dòng)作[6]。呼氣中發(fā)生的吞咽可能是與無效努力具有相似的特征集合的擾動(dòng)。然而，這可被區(qū)別為氣道的暫時(shí)閉合以及由此的呼吸暫停或零氣流階段。預(yù)計(jì)吞咽呼吸暫停的持續(xù)時(shí)間為至少500毫秒。如果這個(gè)檢驗(yàn)結(jié)果是TRUE， 狀態(tài)變量用potentialswallow表示且吞咽呼吸暫停計(jì)時(shí)Tsa隨取樣時(shí)間增大。
直至檢測(cè)到顯著傾斜，引入的氣流取樣在這組循環(huán)中被處理，首先識(shí)別出局部極大值并啟動(dòng)無效努力計(jì)時(shí)，然后識(shí)別吞咽發(fā)生的可能性，如果發(fā)生吞咽，啟動(dòng)吞咽呼吸暫停計(jì)時(shí)。兩個(gè)計(jì)時(shí)在每次重復(fù)均增加與取樣時(shí)間相等的量。
通過遞減氣流變化率的極大值的出現(xiàn)⑴” =0)識(shí)別顯著傾斜[7]，因此它的值大于中間負(fù)值、非零閾值α，例如但不限于標(biāo)準(zhǔn)差的百分比(如33% )，定義為
η是隨引入的氣流漸進(jìn)變化的、在長(zhǎng)期限或循環(huán)緩沖器中的樣本數(shù)。
為了表明對(duì)這個(gè)顯著傾斜特征的檢測(cè)，狀態(tài)變量用dec-detected表示[8]。
為了對(duì)傾斜是否是吞咽的結(jié)果進(jìn)行分類，檢查吞咽呼吸暫停計(jì)時(shí)是否大于最小預(yù)計(jì)吞咽時(shí)間500毫秒[9]，如果大于，重置包括全部狀態(tài)變量和計(jì)時(shí)的特征檢測(cè)過程。
如果檢測(cè)到傾斜不是吞咽的結(jié)果，通過一次導(dǎo)數(shù)中增大的零交叉的出現(xiàn)確定下一個(gè)局部極小值
Q，i > 0 且 Q，η < 0，
基于檢測(cè)到的局部極小值，傾斜的整個(gè)持續(xù)時(shí)間和患者努力的衰減由計(jì)時(shí)值Tie 給出。對(duì)于大于500毫秒的值，特征集合被認(rèn)為作為無效努力難以實(shí)行并被忽略[11]。
氣流的局部極大值被存儲(chǔ)為變量A，且傾斜幅度被定義[12]為
Declivityl = Qa-Qb
傾斜幅度用于對(duì)特征集合按照其生理原因進(jìn)行分類。除了無效努力，顯著擾動(dòng)最通常的生理原因以及呼氣過程中出現(xiàn)的更精確的傾斜是分泌、咳嗽和心原性振動(dòng)(CGO)。
可通過高分辨率氣流信號(hào)如呼氣開始后即刻發(fā)生的高頻捻發(fā)音觀察到患者的分泌。對(duì)信號(hào)進(jìn)行向下采樣或噪音過濾可消除這種捻發(fā)音的存在，而不會(huì)消除無效努力中的高頻成分。根據(jù)本實(shí)施例中的濾波技術(shù)，分泌的影響較小或沒有影響。
咳嗽是胸腔的突發(fā)的、痙攣性收縮，導(dǎo)致氣體從肺部猛烈地釋放。在呼氣中，氣流可達(dá)到大于200L/min，遠(yuǎn)遠(yuǎn)超過呼出氣流的峰值。這些閾值用于測(cè)試傾斜幅度[13]。
在高阻力和低肺順應(yīng)性的阻塞性患者中，CGO如果不是完全不能，也是不能很好地傳送到嘴。它們的存在可能被向下采樣或噪音過濾減弱，或用如ECG或脈沖體積描記器的門控心肌信號(hào)的自適應(yīng)濾波技術(shù)進(jìn)行抑制。
在CGO出現(xiàn)在氣流信號(hào)中且沒有被抑制的情況下，可基于它們較小的峰-谷 (peak-trough)或傾斜幅度，將其與無效努力區(qū)分。這個(gè)實(shí)施例中采用的閾值是4L/ min[14]。
如果傾斜幅度在總限制之內(nèi)，則認(rèn)為發(fā)生了無效努力。
在檢測(cè)到無效努力之后和檢測(cè)到對(duì)應(yīng)于連續(xù)無效努力的新的局部極大值之前，執(zhí)行了一個(gè)等待時(shí)間段[16]。這基于吸氣嘗試的預(yù)計(jì)最小神經(jīng)時(shí)間(neural time)，即努力是500毫秒。
圖8示出了本發(fā)明實(shí)施例的輸出。與氣流信號(hào)中的顯著擾動(dòng)相匹配的兩個(gè)未被支持的吸氣努力是明顯的，[1]和[2]，且這些隨后及時(shí)地被算法識(shí)別和記錄。
這些實(shí)施例是本發(fā)明的可行性的范例，且這些說明不應(yīng)被作為限制。
本發(fā)明的另一方面涉及使用無效努力的指數(shù)估算真正的患者呼吸率。在一種形式中，這通過將如上述檢測(cè)到的無效努力的數(shù)量與一定時(shí)間段內(nèi)呼吸機(jī)供給的呼吸的數(shù)量相加來完成。
本發(fā)明的又一方面涉及改進(jìn)患者-呼吸機(jī)對(duì)抗。在周期性間隔之內(nèi)或用于一組呼吸循環(huán)的算法輸出的累加和(指數(shù)統(tǒng)計(jì)的)可用作治療效果的指示。在大量未覺察的患者狀況(高PEEPi，急性發(fā)作)的結(jié)果的觸發(fā)，或不正確的呼吸機(jī)設(shè)置的情況下，度量可促進(jìn)報(bào)警以使臨床醫(yī)生采取響應(yīng)動(dòng)作(用藥或PEEP/壓力支持/潮氣量供給調(diào)整)，并參照之前的指數(shù)統(tǒng)計(jì)測(cè)量該響應(yīng)動(dòng)作的有效性。
擴(kuò)展這個(gè)概念，對(duì)指數(shù)統(tǒng)計(jì)的響應(yīng)動(dòng)作，即對(duì)呼吸機(jī)設(shè)置PEEP/壓力支持/潮氣量供給的調(diào)整在呼吸機(jī)本身中可實(shí)現(xiàn)自動(dòng)化。此外，這些調(diào)整的效應(yīng)的連續(xù)評(píng)估以及治療的伺服調(diào)節(jié)將成為可能。
雖然結(jié)合目前被認(rèn)為是最實(shí)際和最優(yōu)選的實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了說明，應(yīng)該理解的是，本發(fā)明不應(yīng)局限于所公開的實(shí)施例，相反地，旨在覆蓋在本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)的多種改進(jìn)和等同設(shè)置。同樣地，上述多種實(shí)施例可與其他實(shí)施例結(jié)合實(shí)施，例如，一個(gè)實(shí)施例的某些方面可與另一個(gè)實(shí)施例的某些方面相結(jié)合以實(shí)現(xiàn)又一個(gè)實(shí)施例。
例如，代替被監(jiān)測(cè)的氣流信號(hào)，在患者氣道入口監(jiān)測(cè)壓力信號(hào)?？蓱?yīng)用于壓力信號(hào)的一種形式的特征集合相反地與上述有關(guān)氣流的特征集合相關(guān)。例如，代替檢測(cè)傾斜度，監(jiān)測(cè)壓力信號(hào)在局部極小值后明顯增加。
此外，盡管本發(fā)明對(duì)患COPD的患者具有特殊應(yīng)用，應(yīng)該理解的是，患其它疾病(例如充血性心力衰竭、糖尿病、病態(tài)肥胖、中風(fēng)、胃繞道(barriatric)手術(shù)等)的患者也可從上述技術(shù)中獲益。
權(quán)利要求
1.一種系統(tǒng)，包括呼吸機(jī)，其被設(shè)置成接合并且提供通風(fēng)空氣給患者氣道； 用于確定患者何時(shí)處于呼吸的呼氣階段的裝置； 用于產(chǎn)生與患者的呼吸氣流有關(guān)的信號(hào)的裝置；用于基于與呼吸氣流有關(guān)的信號(hào)確定在患者呼吸的呼氣階段中的無效努力的裝置； 用于跟蹤在一定時(shí)間段范圍內(nèi)的多次呼吸機(jī)供給的呼吸的裝置； 用于基于在所述一定時(shí)間段內(nèi)確定的那些無效努力來計(jì)算所述一定時(shí)間段范圍內(nèi)的無效努力的總數(shù)的裝置；以及用于基于計(jì)算出的所述一定時(shí)間段范圍內(nèi)的無效努力的總數(shù)來控制呼吸機(jī)的至少一個(gè)設(shè)置的裝置。
2.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述用于控制至少一個(gè)設(shè)置的裝置包括呼吸機(jī)的部件的伺服調(diào)節(jié)。
3.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述至少一個(gè)設(shè)置包括呼吸機(jī)的呼氣末正壓。
4.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述至少一個(gè)設(shè)置包括由呼吸機(jī)供給的潮氣量。
5.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述至少一個(gè)設(shè)置與供應(yīng)有所述通風(fēng)空氣的壓力支持相關(guān)。
6.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述信號(hào)是基于在確定的呼氣階段中的呼吸氣流中的空氣量的。
7.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述信號(hào)是基于在確定的呼氣階段中的呼吸氣流的壓力的。
8.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述用于確定患者何時(shí)處于呼吸的呼氣階段的裝置包括用于確定與患者氣道相互作用的氣流的極性的裝置。
9.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述用于確定患者何時(shí)處于呼吸的呼氣階段的裝置包括用于針對(duì)預(yù)定相位閾值測(cè)定所得到的壓力信號(hào)的裝置。
10.如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其中，所述預(yù)定相位閾值是基于最大壓力和最小壓力之間的差除以2而計(jì)算出的。
11.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，用于基于與呼吸氣流有關(guān)的信號(hào)確定在患者呼吸的呼氣階段中的無效努力的裝置進(jìn)一步包括用于確定所述信號(hào)中的局部極大值的裝置；以及用于通過計(jì)算所述信號(hào)的一部分的二次導(dǎo)數(shù)并且將所述二次導(dǎo)數(shù)與預(yù)定負(fù)閾值進(jìn)行比較來確定在所述局部極大值之后的顯著傾斜，其中，當(dāng)所述顯著傾斜在所述局部極大值之后時(shí)，所述無效努力被確定。
12.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，用于基于與呼吸氣流有關(guān)的信號(hào)確定在患者呼吸的呼氣階段中的無效努力的裝置進(jìn)一步包括用于計(jì)算所述信號(hào)的一次導(dǎo)數(shù)的裝置； 用于計(jì)算所述信號(hào)的二次導(dǎo)數(shù)的裝置，其中，當(dāng)1)所述一次導(dǎo)數(shù)與下降的零交叉或零斜率有關(guān)時(shí)；和2、所述二次導(dǎo)數(shù)大于負(fù)值、非零閾值時(shí)，所述無效努力被確定。
13.如前述權(quán)利要求中的任一項(xiàng)所述的系統(tǒng)，其中，所述用于計(jì)算所述一定時(shí)間段范圍內(nèi)的無效努力的總數(shù)的裝置進(jìn)一步包括加上呼吸機(jī)供給的呼吸的數(shù)量。
全文摘要
本發(fā)明涉及用于檢測(cè)無效吸氣努力并改進(jìn)患者-呼吸機(jī)相互作用的系統(tǒng)，其包括呼吸機(jī)，其被設(shè)置成接合并且提供通風(fēng)空氣給患者氣道；用于確定患者何時(shí)處于呼吸的呼氣階段的裝置；用于產(chǎn)生與患者的呼吸氣流有關(guān)的信號(hào)的裝置；用于基于與呼吸氣流有關(guān)的信號(hào)確定在患者呼吸的呼氣階段中的無效努力的裝置；用于跟蹤在一定時(shí)間段范圍內(nèi)的多次呼吸機(jī)供給的呼吸的裝置；用于基于在所述一定時(shí)間段內(nèi)確定的那些無效努力來計(jì)算所述一定時(shí)間段范圍內(nèi)的無效努力的總數(shù)的裝置；以及用于基于計(jì)算出的所述一定時(shí)間段范圍內(nèi)的無效努力的總數(shù)來控制呼吸機(jī)的至少一個(gè)設(shè)置的裝置。
文檔編號(hào)A61M16/00GK102512736SQ20111044289
公開日2012年6月27日 申請(qǐng)日期2005年10月20日 優(yōu)先權(quán)日2004年10月20日
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