肌电图控制的通气机和用于肌电图控制的通气机的方法

摘要

一种用来在肌电图控制模式下给病人(1)提供呼吸支持的通气机(3)，包括从所述病人处接收代表呼吸活动的肌电图信号的输入装置(7)和根据所述肌电图信号来控制通气的控制部件(9)。所述通气机的特征在于其包括记录装置(11)和控制部件(7)：所述记录装置(11)记录由所述通气机提供给所述病人的实际呼吸支持；所述控制部件(7)被设置来判断在所述肌电图信号和所述呼吸活动之间是否有异步，并在异步的情况下从肌电图控制通气模式转换为不取决于所述肌电图信号的第二通气模式。在检测到同步的情况下，所述通气机可回复到肌电图控制通气模式。

说明书

技术领域

本发明涉及一种通气机和一种以肌电图(EMG)控制模式提供呼吸支持的方法。

背景技术

通气机被用来支持不能呼吸或呼吸功能不足的病人的呼吸。传统上采用两种不同的模式。如果病人表现出一些呼吸活动，可以使用诸如压力支持模式或容积支持模式这样的支持模式，在该模式下在通气机中可利用病人的吸气用力来触发进气阶段。如果病人表现出无呼吸活动，则必须使用受控机械通气模式，在该模式下无需来自病人的任何输入就能确定呼吸频率。

近来，已经公开了神经中枢控制的通气机，即依靠涉及呼吸的肌电信号控制。例如，美国专利US6588432描述了一种基于来自横膈膜的肌电图信号控制的通气机，该信号被称作Edi(横膈膜电活动)信号。可通过例如食道导管装置以在本技术领域中众所周知的方式记录所述肌电图信号。

在某些情况下，检测到的肌电图信号不能正确地反映病人实际的呼吸阶段。在这种情况下，可能存在当通气机试图给病人送气时病人却正想呼气的失配。

发明目的

本发明的目的在于提供改进的通气机和控制基于肌电图控制的通气机的方法。

发明内容

根据本发明、通过用来在肌电图控制模式下给病人提供呼吸支持的通气机来达到上述目的，该通气机包括从病人处接收代表呼吸活动的肌电图信号的输入装置和根据该肌电图信号来控制通气的控制部件。所述通气机的特征在于其包括记录装置和控制部件：所述记录装置记录由通气机提供给病人的实际呼吸支持；所述控制部件被设置为判断在上述肌电图信号和上述呼吸活动之间是否有异步，并在异步的情况下从肌电图控制通气模式转换为不取决于所述肌电图信号的第二通气模式。

还通过给病人提供肌电图控制的呼吸支持的方法来达到上述目的，该方法包括以下步骤：从所述病人处接收代表呼吸活动的肌电图信号以及根据该肌电图信号控制通气。所述方法的特征在于具有以下步骤：记录由通气机提供给病人的实际呼吸支持、判断在上述肌电图信号和上述呼吸活动之间是否有异步，以及在异步的情况下从肌电图控制通气模式转换为不取决于所述肌电图信号的第二通气模式。

因此，根据本发明，如果发现从食道导管接收到的信号真实地表示了横膈膜的呼吸活动，就只使用该信号来控制通气机。在发现该信号与病人自有呼吸活动不一致的情况下，将以另一通气模式控制通气机。于是根据本发明的设备和方法就确保了在来自食道导管的信号与病人的自有呼吸节奏不一致的情况下不会采用该信号。所述情况可能是例如导管在病人体内放置得不正确，或者因为其它干扰或假象。应当理解肌电图控制模式指的是其中通气支持基于来自横膈膜的肌电图信号的支持模式。

优选地，控制部件被设置为转换到支持模式。也可手动执行该转换，在这种情况下，如果检测到异步就发出警报，以提醒操作者执行所述转换。

在第一实施例中控制部件被设置为基于由肌电图信号确定的至少一次呼吸中的吸气时长和总呼吸时长之间的关系，或者基于由肌电图信号确定的至少一次呼吸中吸气时长和呼气时长之间的关系，来判断是否存在异步。上述关系一般位于定义好的区间内。如果上述关系位于所述区间外部，特别是如果一次呼吸中吸气时长与呼气时长或总时长相比过长，则说明出了问题。

或者，控制部件被设置为基于对通气机提供的实际呼吸频率和根据肌电图信号计算出的呼吸频率的比较来判断是否存在异步。优选地，为了提高安全性同时使用上述两种方法来检测异步。

当通气机以上述第二通气模式通气时，控制部件可被设置为在发现肌电图信号与病人呼吸活动同步的情况下转换到肌电图控制模式。

附图说明

下文中将通过实例和参照附图的方式更详细地描述本发明，在所述附图中：

图1图示了装有用来控制通气机的食道导管的病人；

图2图示了肌电图控制的通气的理想情况；

图3图示了当肌电图信号不能反映病人的呼吸活动时肌电图控制的通气；

图4是根据本发明的方法的流程图；

图5图示了当激活支持通气模式时对本发明的方法的使用。

具体实施方式

图1是被连接到通气机3并有为记录来自横膈膜的肌电信号而插入的食道导管5的病人1的示意概图。给通气机3的控制输入端7提供所述肌电信号(肌电图(EMG)信号)以控制病人1的通气功能。导管5包括多个电极，例如沿该导管等距排列为阵列的9个电极，来产生8个每个都是邻近2个电极间的差分信号的子信号。在通气机的控制部件9中处理所述子信号来生成可用来控制通气机的总信号。

在某些情况下，肌电图信号不会正确地反映横膈膜活动。所述情况可能是若导管被插入病人的食道中过深或不够深，则肌电图将从其他肌肉而不是横膈膜获取信号或者根本获取不到信号的情况。如果插得太深，导管可能从呼气肌肉而不是横膈膜的吸气活动中获取信号。在这种情况下，肌电图信号将具有与病人实际的呼吸活动相反的相位。于是触发通气机开始吸气时病人却正在呼气，反之亦然。还可能有其它干扰或漏损将导致肌电图信号偏离于病人的呼吸频率。根据本发明的通气机包括记录由通气机提供给病人的实际呼吸支持的记录装置11，并向控制部件9提供所述记录。控制部件9被设置为基于来自记录装置11的信号和横膈膜电活动信号来判断肌电图信号和病人自有呼吸活动之间是否异步。如果检测到异步，控制部件9被设置为使通气机由肌电图控制模式转换到不取决于肌电图信号的通气模式。在本文件中该模式一般被称作支持模式。

图2a图示了表示为沿时间轴t的实线的肌电图信号与横膈膜电活动信号一致的理想情况。通气机曲线表示为虚线。可以看出，当病人实际上试图吸气时通气机将触发吸气，而当病人实际上试图呼气时停止吸气周期。

图2b图示了表示为实线的肌电图信号与表示为虚线的通气机曲线(表示提供给病人的支持)相位不同的情况。

图3图示了用来控制呼吸支持的肌电图信号与病人的自有呼吸相位相反的情况。在这种情况下，呼吸支持如果是肌电图控制模式将阻碍病人的自有呼吸。所述情况可能是例如若食道导管被插入过深以致插入病人胃部，则检测到的肌电图来自腹部呼气肌肉而不是横膈膜的情况。同上，肌电图信号表示为实线而虚曲线表示通气机提供的呼吸支持。

所述触发方法既利用了肌电图又利用了气道吸气流或压力。与美国专利US6588423的12栏中公开的一样，由逻辑电路基于“先到先服务”的原则做出触发或停止的决定。在这种情况下，当通气机试图送气给病人时，病人却生成在相反方向起作用的呼气压力。该呼气压力的大小随病人状况而变化。当呼气压力过高时，尽管通气机送气但病人仍将呼气。如图3中所示，由通气机产生的呼吸支持的结果曲线以比病人的实际呼吸频率高的频率而变化，这意味着病人将经历若干次较短呼吸而不是一次正常呼吸。

图4是当给病人提供肌电图控制的通气时根据本发明的方法的流程图。

步骤S1：以肌电图控制模式给病人通气。

步骤S2：监测用来控制通气机的肌电图信号。

步骤S3：监测由通气机提供给病人的呼吸支持。

步骤S4：判断肌电图信号和呼吸支持同步还是异步。

步骤S5：若检测到异步，将通气转换到支持模式；否则重复程序。

虽然在图4中上述步骤被表示为连续步骤，但应当理解，一直执行步骤S1直至转换到支持模式，并行执行步骤S2和步骤以实现在步骤S4中执行的比较。或者，在步骤S5中如果检测到异步可发出警报以提醒操作者手动转换通气模式。

为了步骤S4中的异步监测提出两个主要原理。第一原理基于由横膈膜电活动信号所确定的吸气阶段和呼气阶段。根据第一原理，吸气阶段的持续时长与吸气阶段和呼气阶段所需要的总持续时长之间的关系可被用来检测异步。本领域的技术人员应当理解，吸气阶段的持续时长与呼气阶段的持续时长之间的关系可以实质上相同的方式作为指示。第二原理基于对通气机产生的实际呼吸频率和在假设病人已没有呼吸活动的情况下通气机应该产生的呼吸频率之间的比较。

上述第一原理基于以下假设：尽管呼气持续时长Te被缩短，但吸气持续时长Ti仍相对正常。因此，在这种情况下一次呼吸中Ti和总时长Ttot＝Ti+Te之间的比值将大于正常值。所述比值Ti/Ttot或Ti/Te的增大可说明所记录的肌电图信号不代表横膈膜的活动，而代表某些其它肌肉或肌肉群例如腹部中的呼气肌肉的活动。该增大还可说明肌电图信号受到了噪声或其它假象的影响。因此在这种情况下，供给通气机的肌电图信号不适合用来控制病人的呼吸。于是如上所述，通气机的控制模式应该从肌电图控制模式转换到不取决于肌电图信号的通气模式，优选地转换到支持模式。

对于该第一原理，可以考虑多次呼吸，而不是仅考虑一次呼吸。这可以通过若干不同方式实现。可取两次或更多次呼吸的Ti、Te和/或Ttot的值来计算它们的和或平均值Tiav、Teav和/或Ttotav，这可用来获得比从仅一次呼吸中获得的值更可靠的值。或者，可针对多次呼吸来单独地确定Ti∶Te和/或Ti∶Ttot，但是一起考虑它们。如果一定比例(例如，2/3或3/5)的呼吸表现出过高的Ti∶Te或Ti∶tot，则可用来说明在病人的自有呼吸活动的相位和通气机供给的呼吸支持的相位之间存在失配。或者，在一定次数的连续呼吸表现出过高的Ti∶Te或Ti∶tot后，可认为检测到了失配。

第二原理基于以下事实：如果病人的相位和通气机的相位不匹配，则用来控制通气机的肌电图信号和病人生成的实际压力这两者都将影响由通气机提供的呼吸支持。因此，在假设病人没有呼吸活动的情况下通气机应该产生的呼吸频率要低于通气机的实际呼吸频率。换句话说，由图3可看出，病人呼吸得比假设仅由肌电图信号控制的通气机的情况更频繁。

因此，根据第二原理可通过以下步骤检测异步：

确定由通气机实际提供的呼吸支持的呼吸频率和由肌电图信号确定的呼吸频率。后一呼吸频率是在没有来自病人的呼吸影响时由通气机提供的呼吸频率。

比较上述两个呼吸频率。如果病人和通气机同相，所述两个呼吸频率将近似相同。如果有干扰，所述两个呼吸频率将互不相同。可设置一个阈值以定义可接受的差值。如果两个呼吸频率的差值大于该阈值则检测到异步。所述阈值可以是一个绝对值，或者可以被定为实际呼吸频率的某个比例。还可以使用绝对值和比例的组合。

仅当病人的自有呼吸状况足够强得可气动触发和/或停止吸气循环，才能有效地利用第二原理。如果情况不是这样，病人的呼吸活动将不能影响通气机的呼吸频率到足够程度。可同时应用检测异步的第一原理和第二原理以提高安全性。

在通气机模式已经被根据图4的程序转换到支持模式的情况下，优选地，监测肌电图信号和病人自有呼吸活动之间是否同步以判断通气机是否能回复到肌电图控制模式。在图5中图示了进行该程序的一个方法。同上，横膈膜电活动信号表示为实线而通气机支持表示为虚线。由通气机触发的吸气的起点被标记为t1。在气动触发起点周围定义了窗口W。如果横膈膜电活动信号开始在所述窗口内的某时刻指示吸气，则判断存在同步。优选地，基于吸气时长Ti来确定窗口的时长，例如为吸气时长Ti的一半。优选地，基于多次先前呼吸来确定吸气时长。还可将窗口的时长定为固定时长，或与呼气时长相关联地确定窗口的时长。此外可设置窗口的绝对最小时长和绝对最大时长。所述最小时长和最大时长的实例可分别是65毫秒和200毫秒。

通过同时如上文针对异步检测所述地监测Ti/Ttot，可以改进上述同步检测方法。以这种方式可确保在不是真正的同步的情况下通气机不会转换为肌电图模式。特别地，如果使用Ti/Ttot来检测异步，则使用同样的标准来检测同步将对避免不恰当地回复到肌电图控制模式有帮助。

图6是本发明的方法在兼容肌电图控制模式的通气机给病人提供呼吸支持通气的情况下的流程图。

步骤S61：以支持模式给病人通气。

步骤S62：监测从病人处接收到的肌电图信号。

步骤S63：判断肌电图信号和呼吸支持是同步还是异步。

步骤S64：如果检测到同步，则将通气转换到肌电图控制模式；否则，重复程序。

当然，如果在支持模式下通气启动，同样可以执行图6的程序。得首先进行从肌电图控制模式出发的转换并不是一个必要的先决条件。