CN102202574B - 测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的***和方法 - Google Patents

测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的***和方法 Download PDF

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Abstract

本发明涉及测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的***和方法。计算了患者在没有机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率和有机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率，并用于测定患者-通气机呼吸贡献指数。

Description

测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的***和方法
技术领域
本发明主要涉及自主呼吸患者中的机械通气(mechanical ventilation)。更具体地，本发明关注测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机(ventilator)呼吸贡献指数(breath contribution index)的***和方法。
发明背景
可将机械通气应用于自主呼吸的患者，例如借助机械通气机。然后，机械通气辅助的功能是帮助患者维持足够的通气，其通过辅助患者微弱的呼吸肌以及通过将吸气负荷分配于患者与机械通气机之间而达成。当机械通气辅助(表示为压力、流量和/或体积)与患者的吸气作用同步给予(即机械通气辅助与患者的吸气同时给予患者)时，机械通气机可以部分或完全地克服患者的肺和胸形成的呼吸***所诱发的吸气气流抗阻负荷和弹性负荷。
另外，如1998年10月13日授权予Sinderby等的美国专利5,820,560所述，当机械通气机由神经控制时，可在患者吸气的神经开始处(neural onset)给予机械通气辅助，以便部分或完全克服动态充气过度导致的吸气阈值负荷，也称为内源性呼气末正压(PEEP)。
目前所使用的机械通气机存在主要限制，因为当机械通气辅助与患者自身的吸气肌共同达成吸气时，它们不能充分测定患者呼吸肌的去负荷(unloading)程度或患者对吸气的贡献。尽管提出了预测患者呼吸肌去负荷和由患者呼吸***产生的抗阻负荷和弹性负荷的方法，但是这些方法仍存在不能显示患者的神经作用以及忽视患者肌无力和内源性PEEP作用的缺陷。
因此，存在测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的***和方法的需求。
附图说明
附图中：
图1为测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数的***的方框图；
图2为测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数的方法的流程图；
图3为9只兔子的患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数(Y轴)“相对于”食道吸气压力摆动(pressure swing)相对减少(％)(X轴)的图；且
图4为使用机械通气辅助的患者呼吸过程中吸气流量、吸气体积、气道压力和膈肌(diaphragm)电活动性的图，除了第四个呼吸过程中没有对患者施加机械通气辅助，其中非通气辅助的第四个呼吸过程的吸气体积与膈肌电活动性的比值除以通气辅助的第三个呼吸过程中吸气体积与膈肌电活动性的比值，可以用来计算患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数。
详细描述
根据本发明的第一个方面，提供了一种测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的方法，包括：计算无机械通气辅助患者产生一定吸气体积的效率；计算有机械通气辅助患者产生一定吸气体积的效率；使用计算的无机械通气辅助的患者产生一定吸气体积的效率和计算的有机械通气辅助的患者产生一定吸气体积的效率来计算患者-通气机呼吸贡献指数。
根据本发明的另一方面，提供了一种测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的***，包括：无机械通气辅助情况下患者产生一定吸气体积的效率的第一计算器；有机械通气辅助患者产生一定吸气体积的效率的第二计算器；患者-通气机呼吸贡献指数的第三计算器(使用计算的无机械通气辅助的患者产生一定吸气体积的效率和计算的有机械通气辅助的患者产生一定吸气体积的效率)。
本发明的上述及其他目标、优势以及特征将在下文非限制性描述的实施方式中得到体现，仅作为实例给出，并参考附图。
下文非限制性描述中的实施方式涉及测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数的***和方法。
一般地，测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数的方法基于无机械通气辅助患者产生一定吸气体积的效率和有机械通气辅助患者产生一定吸气体积的效率之间的关系。
更具体地，测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数的方法基于以下测量：(a)吸气过程患者呼吸肌(比如患者的膈肌)的电活动性，以及(b)患者的吸气体积，比如潮气(tidal)吸入体积(Vt)。
电活动性(EAdi)表示患者膈肌的时空修复(spatiotemporal recruitment)。因此，患者膈肌电活动性(EAdi)水平随着呼吸负荷而改变，更具体为增加和降低，所述呼吸负荷包括由患者呼吸***和/或外部负荷(如肺外负荷源)所诱发的吸气气流抗阻负荷和/或弹性负荷。同时，当患者的任意呼吸肌衰弱时，响应于特定激活作用产生特定力/压力的能力降低，相应的，产生该特定力/压力所需的患者膈肌电活动性(EAdi)水平增加。这种患者膈肌电活动性(EAdi)水平的增加是克服呼吸负荷(包括吸气气流抗阻负荷和/或弹性负荷)、吸气阈或内源性PEEP负荷以及任何呼吸肌衰弱所需的膈肌激活水平的指示。另外，这种膈肌电活动性(EAdi)的增加可以用来测定患者胸壁限制的作用、患者减弱的腹部顺应性，以及其他降低肺胀效率的外部负荷。
吸气过程膈肌电活动性(EAdi)和吸气体积(Vt)之间不同状况的动力学已表明：如果对患者不使用通气辅助，那么对特定吸气体积(Vt)所产生的呼吸负荷(无论是抗阻的和/或弹性的)的增加会导致吸气过程膈肌电活动性(EAdi)的增加。但是，如果借助机械通气机对患者进行通气辅助，则或者吸气体积(Vt)增加，或者吸气过程的膈肌电活动性(EAdi)减弱。
当患者没有使用机械通气辅助时，患者呼吸肌衰弱程度的增加会导致吸气过程膈肌电活动性(EAdi)的加强，从而来维持特定的吸气体积(Vt)。也即患者产生吸气体积的效率降低了。当患者使用机械通气机进行通气辅助时，则或者吸气体积(Vt)增加，或者吸气过程的膈肌电活动性(EAdi)减弱，也即患者产生吸气体积的效率增强了。
在另一实例中，内源性PEEP的增加(如通过动态充气过度引起的)可导致患者的呼吸肌(包括膈肌)变弱。这是由于胸壁的构造在过度充气时发生了变化。同时，当患者没有通气辅助时，内源性PEEP的增加可以作为阈值负荷(threshold load)，且促使吸气过程的膈肌电活动性(EAdi)加强，从而维持特定的吸气体积(Vt)。当在神经吸气作用(克服内源性PEEP)开始时使用机械通气机来对患者进行通气辅助，则或者吸气体积(Vt)增加，或者吸气过程的膈肌电活动性(EAdi)减弱。
吸气体积(Vt)和吸气过程膈肌电活动性(EAdi)之间的比值可以用来表示患者吸气的效率。更具体地，Vt/EAdi辅助表示了患者在有机械通气辅助时的吸气效率，Vt/EAdi无辅助表示了患者在无机械通气辅助时的吸气效率。接着，Vt/EAdi无辅助和Vt/EAdi辅助的比值描述和表示了患者在机械通气辅助过程中患者对呼吸的贡献。在下面的描述中，这个比值称为患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数。
在呼吸过程中，患者所产生的吸气体积(Vt)取决于他/她的呼吸中枢到呼吸肌的神经激活的转化效率，以及呼吸***所强加的负荷。事实上，对呼吸肌的激活导致了患者肺的扩张，从而产生吸气流量和吸气体积。上述转化效率即通常所指的神经通气效率。
现参考图1，其将描述检测吸气过程膈肌电活性(EAdi)和患者32的吸气体积(Vt)的***30。
膈肌电活动性(EAdi)的测量
患者吸气过程的膈肌电活动性(EAdi)由包含电极34的阵列(如安装在食道导管的自由端部分(未显示出))的EAdi检测器来进行测量。包括电极34阵列的食道导管可通过一个鼻孔或嘴引入患者32，然后经过食道直到电极34的阵列达到患者的膈肌的水平。如此安置的电极34阵列感测患者32呼吸过程患者膈肌产生的EAdi信号。然后所感测的EAdi信号通过连接于电极34阵列的EAdi检测器的计算器36进行处理，以生成和提供测量的患者膈肌的电活动性(EAdi)。安装在食道导管自由端部分的电极阵列的构型的实例以及处理通过电极阵列检测的EAdi信号的实例描述于1997年9月13日授权的Sinderby等的美国专利5,671,752，其内容在此引入作为参考。
吸气体积(Vt)的测量
患者吸气体积(Vt)可以通过例如体积检测器通过患者吸气流量的累积(integration)来进行测量，而吸气流量可以通过连接在为患者提供通气辅助的机械通气机上的流量检测器来进行测量。当然，使用其他可用并合适的方法来对患者的吸气体积(Vt)进行测量也在本发明的范围内。
更具体地，参照图1，患者32可以通过装戴连接于机械通气机38上的吸气仪器或者面具来为患者32提供吸气辅助。而且，和机械通气机38以及患者32相连接的是体积检测器的流量检测器40，其用于感测患者32呼吸循环中的吸气流量。
然后所检测到的吸气流量通过连接在流量检测器40上的体积检测器的累积器42来进行处理。累积器42的功能是将流量检测器40所检测到的吸气流量累积成一个体积，例如上述的潮气吸入体积(Vt)。
认为检测吸气流量并对检测的吸气流量进行累积来得到潮气吸入体积(Vt)是在本领域技术人员的能力范围内，因此在说明书中不会再进一步进行描述。
患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数的测定
现将参考图1和图2描述测定患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数的方法50。
操作52
操作52(图2)中，从通气辅助方式54和无通气辅助方式66之中选择一种呼吸方式。出于该目的，机械通气机38(图1)可被设计成不产生压力、气流和/或体积辅助(无通气辅助)，也可以设计成产生足以帮助患者呼吸效应的某一更高程度的压力、气流和/或体积辅助。如果施加呼气末正压(PEEP)，无通气辅助也可构成PEEP的水平。
操作52(图2)通常选择通气辅助方式54(图2)。然后，在患者吸气过程机械通气机38(图1)向患者32递送通气辅助。例如，当吸气过程的膈肌电活动性(EAdi)存在且与1998年10月13日授权的Sinderby等的美国专利5,820,560中公开的膈肌电活动性(EAdi)成比例时，可向患者32递送通气辅助(图1)。
操作56
操作56中(图2)，利用上述技术通过电极34的阵列和计算器36(图1)来测量无机械通气辅助状况下吸气过程(相当于患者一次呼吸)的膈肌电活动性(EAdi)。例如，上述1997年9月30日授权于Sinderby等的美国专利5,671,752中公开的双减法(double subtraction)技术可用来提供患者膈肌电活动性(EAdi)的改进测量。
操作58
操作58(图2)中，计算了吸气过程所测的膈肌电活动性(EAdi)的RMS(均方根)，例如通过计算器36(图1)。作为非限定性实例，所测膈肌电活动性(EAdi)的RMS值可通过μV来表示。
检测患者32的呼吸中枢的神经激活(图1)并提供到吸气肌的方法是，例如，使用引入患者32食道的电极34阵列测量吸气过程呼吸肌(例如患者的膈肌)的电活动性，如上述1997年9月30日授权于Sinderby等的美国专利5,671,752中所提出的。但是，得到除了膈肌电活动性(EAdi)之外的其他类型的代表神经激活或吸气作用的测量值也在本发明的范围之内。同时，所有这些测量值(包括膈肌电活动性(EAdi))可以通过信号的均值、峰值等值来表示。
操作60
在操作60中(图2)，患者呼吸循环中(相当于所述有机械呼吸辅助状况下患者的一次呼吸)的吸气流量使用如流量检测器40(图1)来检测。流量检测器40可以作为机械通气机38的一部分(图1)，也可以作为加在机械通气机38上的设备。
操作62
在操作62中(图2)，对流量检测器40(图1)所测出的吸气流量进行累积(integrate)，得到吸气体积(Vt)。例如累积器42(图1)可用于对吸气流量进行累积。所计算的吸气体积(Vt)可以例如用mL来表示。
操作64
操作64中(图2)，操作62中计算的吸气体积(Vt)可表示成，例如，与操作58中计算的吸气过程的膈肌电活动性(EAdi)的RMS值相关，或与其他反映神经吸气作用的测量值相关。更具体地，在各吸气过程结束时，计算器使用Vt/EAdi辅助(可用例如mL/μV来表示)关系来确定有机械通气辅助时患者产生一定吸气体积的效率。这种有机械通气辅助条件下患者产生一定吸气体积的效率描述了辅助吸气过程中的神经通气效率指数。
周期性地，患者一次呼吸过程中的各个时间，操作52选择了无通气辅助方式66(图2)。机械通气机38随即将压力、气流和/或体积辅助降低到零水平或呼气末正压(PEEP)水平。当通气辅助不能被完全移除时，将压力、气流和/或体积辅助降低到比零水平或PEEP水平高的水平，以及使用线性或非线性预测方式来评估在零水平或PEEP水平膈肌电活动性(EAdi)和吸气体积(Vt)的降低，都在本发明的方法范围之内。
操作68
操作68中(图2)，吸气过程(相当于所述无机械呼吸辅助状况下患者的一次呼吸)的膈肌电活动性(EAdi)或其他神经吸气作用的测量使用与操作56(图2)一样的方法测量，但对患者的吸气没有使用通气辅助。
操作70
操作70中，源自操作68的吸气过程的测量的膈肌电活动性(EAdi)随后由计算器36(图1)处理，得到所测的膈肌电活动性(EAdi)的RMS值，例如用μV来表示。如上文所述，测量的膈肌电活动性(EAdi)的其他值如均值、峰值等值，或反映患者32神经吸气作用的其他量度都可进行计算。
操作72
操作72中(图2)，利用操作60中同样的方法测量吸气流量(相当于所述无机械呼吸辅助条件下患者的一次呼吸)，但并未使用通气辅助。
操作74
接着，在操作74中，利用操作62中同样的方式对操作72中测量的吸气流量进行累积，计算吸气体积(Vt)(相当于所述无机械呼吸辅助条件下患者的一次呼吸)。所计算出的吸气体积(Vt)可以用例如mL来进行表示。
操作76
接着，在操作76中(图2)，吸气体积(Vt)表示成与操作70中计算出的吸气过程所测的膈肌电活动性(EAdi)的RMS值相关，或者与上述其他反映无通气辅助时患者32神经吸气作用的量度相关。更具体地，在每次吸气结束时，使用Vt/EAdi无辅助关系来计算无机械通气辅助状况下患者产生一定吸气体积的效率，且由例如mL/μV来表示。无机械通气辅助时患者产生一定吸气体积的效率描述了无通气辅助条件下的神经通气效率指数。为了避免非线性的影响，可以在匹配的EAdi水平计算Vt/EAdi无辅助和Vt/EAdi辅助的比值。换言之，可以仅通过累积到特定EAdi水平的体积来计算相同EAdi水平下的Vt无辅助和Vt辅助之间的比值。
应注意的是，方式54和方式66(有和无通气辅助)这两种方式可以在无特定或预定周期情况下连续使用。例如，可先在预定呼吸次数的过程中使用通气辅助方式54，再在一次呼吸过程中使用无通气辅助方式66，且只要有需要就一直持续该方案(参见例如图4，其中Pmo曲线显示了被一个无辅助呼吸中断的连续通气辅助呼吸)。
操作78
在已得到特定呼吸过程(例如图4中的4号呼吸)操作76中无机械通气辅助患者产生一定吸气体积的效率的量度，以及在之后或之前的呼吸过程(例如图4中的3号呼吸)操作64中有机械通气辅助患者产生一定吸气体积的效率的量度后，在操作78中用计算器计算患者32(图1)的患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数。更具体地，患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数使用以下关系式来计算：
Figure BDA0000057460850000081
如前文所述，患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数描述了患者机械通气辅助过程中患者对呼吸的贡献。以表示患者无机械通气辅助条件下产生一定吸气体积的效率和患者有机械通气辅助条件下产生一定吸气体积的效率的比值的相对单位得到患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数。可以理解，患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数与患者吸气肌(特别包括膈肌)的相对去负荷是相关的。
为了通过实验来验证上述计算出的患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数，患者呼吸肌的真实相对去负荷以吸气食道压力摆动(Pes)的相对减少百分比(％)来测量。神经驱动(neural drive)以吸气过程中膈肌电活动性(EAdi)来测量。该实验从对患者不进行通气辅助的条件开始，随后是对患者逐渐增加通气辅助的条件，其使用例如1998年10月13日授权于Sinderby等的美国专利5,820,560中所描述的神经调节的通气辅助(NAVA)。
该实验表明：患者-通气机呼吸贡献(PVBC)指数随着增加的通气辅助而下降，并与吸气食道压力偏离的相对减少成比例，回归系数接近1，决定系数高于0.8。参考附图的图3和图4。
尽管本发明已通过前述的非限定性实施方式来进行描述，此阐述性实施方式可以在所附权利要求范围内随意修改，而不偏离本发明的精神和本质。

Claims (7)

1.用于测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的方法，包括：
测量在吸气过程中和无机械通气辅助情况下患者呼吸肌的电活动性；
测量在无机械通气辅助情况下患者的吸气体积；
计算患者在无机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率，该效率为在无机械通气辅助情况下所测的吸气体积比在无机械通气辅助情况下所测的患者呼吸肌电活动性的比值；
测量在吸气过程中和有机械通气辅助情况下患者呼吸肌的电活动性；
测量在有机械通气辅助情况下患者的吸气体积；
计算患者在有机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率，该效率为在有机械通气辅助情况下所测的吸气体积比在有机械通气辅助情况下所测的患者呼吸肌电活动性的比值；和
计算患者-通气机呼吸贡献指数，该指数为所述计算的患者在无机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率比所述计算的患者在有机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率的比值。
2.如权利要求1所述的方法，其中患者的呼吸肌为患者的膈肌。
3.如权利要求1所述的方法，其中患者的吸气体积为潮气吸气体积。
4.用于测定自主呼吸的、机械通气患者中患者-通气机呼吸贡献指数的***，包括：
电活动性检测器，其用于测量在下述(i)和(ii)情况下的患者呼吸肌的电活动性：(i)吸气过程中和无机械通气辅助和(ii)吸气过程中和有机械通气辅助；
体积检测器，其具有用于测量患者吸气流量的流量检测器和患者吸气流量的累积器，该体积检测器用于计算在下述(i)和(ii)情况下的患者吸气流量：(i)无机械通气辅助和(ii)有机械通气辅助；
计算器，其响应于所述电活动性检测器以处理电活动性测量值和响应于所述体积检测器以处理吸气体积测量值，该计算器用于如下计算：
计算患者在无机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率，该效率为在无机械通气辅助情况下所计算的患者吸气体积比在无机械通气辅助情况下所测的患者呼吸肌电活动性的比值；
计算患者在有机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率，该效率为在有机械通气辅助情况下所计算的患者吸气体积比在有机械通气辅助情况下所测的患者呼吸肌电活动性的比值；和
计算患者-通气机呼吸贡献指数，该指数为所述计算的患者在无机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的效率比所述计算的患者在有机械通气辅助情况下产生一定吸气体积的比值。
5.如权利要求4所述的***，其中所述患者的呼吸肌为患者的膈肌。
6.如权利要求4所述的***，其中电活动性检测器包括安装在导管自由端部分的电极阵列，其用于安置在患者膈肌的水平以感测代表患者膈肌的电活动性的信号，以及对由电极阵列所感测的信号响应以生成患者膈肌的电活动性的量度的计算器。
7.如权利要求4所述的***，其中患者的吸气体积为潮气吸气体积。
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