用于在高频通气期间支持自主或者非自主呼吸中的亚生理以及生理潮气量的系统和方法

摘要

一种提供高频通气到患者的方法，包括：输送呼吸气体流到患者，所述呼吸气体流具有第一正压水平和第二正压水平，在所述呼吸气体流中所述第一正压水平和所述第二正压水平在多个循环中彼此交替以具有频率和幅度，到所述患者的所述呼吸气体流生成平均气道压；确定是否患者正在自主呼吸或正在试图自主呼吸；并且，响应于患者是正在自主呼吸或正在试图自主呼吸的确定，或者根据HFV的用户设定以及针对非自主呼吸患者的用户介入，调整所述平均气道压、调制所述呼吸气体流的频率和占空比、或者调制所述呼吸气体的流量水平和压力幅度，或者进行上述中的两个或者更多。

说明书

技术领域

本发明涉及用于提供高频通气的气道正压系统并且，更具体地，涉及 提供促进非自主呼吸或者自主呼吸努力期间的亚生理以及生理潮气量的高 频通气的正压系统和方法。

背景技术

高频通气（HFV）是以超生理呼吸速率使用亚生理潮气量的通气策略。 这被用于肺保护性通气策略以减少在成人、小儿以及新生儿患者中的通气 机所致肺损伤（VILI）。这是通过以大约2赫兹到大约20赫兹的高频速率 输送大约0.5ml/kg到大约5ml/kg的亚生理（<死腔）潮气量来实现的。这 种通气模式更广泛地用于新生儿患者并且正针对具有急性呼吸窘迫综合征 （ARDS）的成人患者重新获得兴趣。

在HFV中，通过使用亚死腔潮气量实现气体交换，并且这有助于在没 有肺损伤的情况下复原并且稳定肺。相比于机理主要是整体气流（对流） 通气的传统通气，所述气体交换涉及整体轴向流动、区域间气体混合、轴 向及径向扩散、对流扩散以及分子弥散。

有不同类型的HFV。在高频振荡通气中（HFOV），压力在设定平均气 道压上下振荡。高频喷射通气（HFJV）是另外一种HFV，其中在患者气道 内喷射气体流的短暂持续高压处于从大约10赫兹到大约20赫兹的频率（从 大约600bpm到大约1200bpm）。高频气流阻断（HFFI）是另外一种HFV， 其中以从大约5赫兹到大约15赫兹的频率（从大约300bpm到大约900 bpm）输送短暂的气体流脉冲到患者气道。高频正压通气（HFPPV）是通 常已知的HFV，其中以从大约2赫兹到大约25赫兹的较高频率的呼吸速率 使用正压脉冲输送亚生理潮气量。

HFV的使用已经被限制于针对成人患者的救助机制，但更通常地用于 新生儿患者。虽然HFV主要被用于输送亚生理量，但它也具有输送生理量 的能力，这在一些情形中是需要的，其中的例子有支持在未镇静患者中的 自主呼吸。

发明内容

在本发明的一个实施例中，实施HFPPV控制特征以促进非自主呼吸或 者自主呼吸努力中的生理量。更具体地，HFPPV模式通过利用呼气阀的主 动控制而控制平均气道压从而促进或者支持非自主呼吸或者自主呼吸努力 期间的生理量。在本发明的另一方面中，HFPPV模式利用具有呼吸努力的 高频流量水平的主动控制促进非自主呼吸或者自主呼吸期间的生理量。在 本发明的又一方面中，HFPPV模式通过改变正压通气的频率和占空比来支 持非自主呼吸或者自主呼吸努力期间的生理量。

在本发明的另一实施例中，实施HFOV控制特征以促进非自主呼吸或 者自主呼吸努力中的生理量。更具体地，HFOV模式通过利用呼气阀的主 动控制而控制平均气道压以促进或者支持非自主呼吸或者自主呼吸努力期 间的生理量。在本发明的另一方面中，HFOV模式利用具有呼吸努力的高 频流量水平的主动控制促进非自主呼吸或者自主呼吸期间的生理量。在本 发明的又一方面中，HFOV模式通过改变正压通气的频率和占空比来支持 非自主呼吸或者自主呼吸努力期间的生理量。

在本发明的一个实施例中，实施HFJV控制特征以促进非自主呼吸或 者自主呼吸努力中的生理量。更具体地，HFJV模式通过控制平均气道压以 促进或者支持非自主呼吸或者自主呼吸努力期间的生理量。在本发明的另 一方面中，HFJV模式利用具有呼吸努力的高频流量水平的主动控制促进非 自主呼吸或者自主呼吸期间的生理量。在本发明的又一方面中，HFJV模式 通过改变正压通气的频率和占空比来支持非自主呼吸或者自主呼吸努力期 间的生理量。

按照上面所描述的方式使用HFPPV通气机利用平均气道压、具有呼吸 努力的高频流量水平、以及正压通气的频率和占空比的同时控制来促进非 自主呼吸或者自主呼吸期间的生理量并且维持气道压力。

在本发明的另一实施例中，按照上面所描述的方式使用HFPPV通气机 利用平均气道压、高频流量水平、以及正压通气的频率和占空比的同时控 制来输送亚生理量并且维持气道压力。

在本发明的另一实施例中，按照上面所描述的方式使用HFOV通气机 利用平均气道压、高频流量水平、以及正压通气的频率和占空比的同时控 制来输送亚生理量并且维持气道压力。

在本发明的另一实施例中，按照上面所描述的方式使用HFJV通气机 利用平均气道压、高频流量水平、以及正压通气的频率和占空比的同时控 制来输送亚生理量并且维持气道压力。

在本发明的另一实施例中，能够从诸如患者流量或者患者压力的患者 信号和/或从用于鲁棒检测的额外的传感器和信号中获得非自主呼吸或者 自主呼吸努力期间的生理量的估计。

在本发明的另一实施例中，算法适应性地设置正压通气（例如，频率、 占空比、流量水平或者平均气道压）以在HFV治疗过程中输送设定的潮气 量。

在本发明的另一实施例中，已经实施HFPPV模式作为传统通气机的更 新的模式，具有针对正压通气的频率、占空比、流量水平或者平均气道压 的从大约2赫兹到大约25赫兹的扩展范围。

在本发明的另一实施例中，提供正压通气到患者的方法包括输送高频 通气到患者以支持非自主呼吸或者自主呼吸努力。所述方法还如由用户设 定的针对非自主呼吸期间的患者或者针对表现自主呼吸的患者确定生理量 的需要，并且响应于所述确定，利用主动呼气阀控制平均气道压，调制通 气的频率和占空比，以及调制针对高频通气的正压脉冲的幅度。

在本发明的另一实施例中，提供压力支持系统，所述系统包括：压力 发生系统、操作性耦合到压力发生系统的患者回路以及操作性耦合到压力 发生系统的控制器。所述控制器适用于：（i）控制压力发生系统以输送高 频通气，（ii）如用户设定的针对非自主呼吸期间的患者确定生理量的需要， 或者确定患者正在自主呼吸，以及（iii）响应于所述确定，控制所述压力 发生系统以相称地改变或者调制通气的频率、占空比、或者幅度或者使用 呼气阀改变或者调制平均气道压。

在本发明的另一实施例中，系统和方法通过间歇地调制平均气道压来 提供散布着高频亚生理量的生理量。

在本发明的另一实施例中，通过间歇地改变呼气阻力来调制平均气道 压。

在本发明的另一实施例中，通过间歇地改变流量幅度来调制平均气道 压。

在本发明的另一实施例中，通过间歇地改变频率来调制平均气道压。

在本发明的另一实施例中，通过间歇地改变占空比来调制平均气道压。

在本发明的另一实施例中，通过间歇地改变呼气阻力、流量幅度、频 率以及占空比的任意组合来调制平均气道压。

在本发明系统的另一实施例中，调制平均气道压意味着实现针对自主 呼吸提供的生理量。

在本发明系统的另一实施例中，调制平均气道压意味着实现针对具有 压力支持的自主呼吸提供的生理量。

在本发明系统的另一实施例中，调制平均气道压意味着在没有自主呼 吸的情况下提供生理量。

因此，很明显本发明基本上实现了所有上述各方面及优点。本发明的 额外方面和优点将在下文的描述中阐明，并且部分将固有于描述，或者通 过实践本发明而意识到。此外，本发明的方面和优点将由所附权利要求中 具体指出的手段和组合来实现并且获得。

附图说明

附图目前图示了本发明的优选实施例，并且连同上文所给的概要描述 以及下文所给的详细描述，用于解释本发明的原理。如图所示，类似的附 图标记指明类似或者对应部分。

图1是根据本发明的一个具体的非限制性实施例的用于提供HFPPV的 压力系统的示意图；

图2是根据本发明具有自主呼吸的平均气道压的HFPPV控制的示意 图；

图3A和图3B表示在两个不同频率的HFPPV压力和流量模式；

图4A和图4B分别表示具有MAP控制的HFPPV压力和流量模式，所 述MAP控制被实施为支持正弦呼吸模式和针对呼吸模式的吸气和呼气阶 段的双水平控制；

图5A和图5B分别表示具有高频流量水平的主动控制以支持正弦呼吸 模式以及针对呼吸模式的吸气和呼气阶段的双水平控制的HFPPV压力和 流量模式；

图6A和图6B分别表示具有通气频率的主动调制以支持正弦呼吸模式 以及针对呼吸模式的吸气和呼气阶段的双水平控制的HFPPV压力和流量 模式；

图7A和图7B表示具有正弦呼吸模式和双水平控制的呼气阀、流量水 平以及正压通气的频率的同时控制的HFPPV压力和流量模式；

图8是适应性设置高频正压通气的算法的示意表示；以及

图9是用于潮气量控制的算法的示意表示。

具体实施方式

在此描述的不同实施例中，本发明涉及用于提供促进非自主呼吸或者 自主呼吸努力期间的亚生理以及生理潮气量的高频通气的气道正压通气系 统。本发明也预期在基于微处理器（或者类似控制器）的气道正压通气系 统中实现在此于不同实施例中描述的治疗方法，如在此更加详细描述地， 所述系统包括硬件以允许微处理器（或者类似控制器）控制通气（即，提 供在指定压力或者频率的呼吸气体）。

从附图中能够更好地理解这个发明，附图直接针对特定的高频系统， 即，HFPPV。图1是用于提供气道正压通气到患者的高频正压通气系统2 的示意图。在图1中，HFPPV系统2包括诸如送风机、高压壁式气体出口、 或者接收呼吸气体或者气体组合的气体加压箱的气流发生器4。气流发生器 4生成诸如空气、氧气、氦氧混合气、或者其他气体或者他们的混合物的呼 吸气体流以输送到患者6的气道。呼吸气体的加压流，通常由来自气流发 生器4的箭头10指示，经由输送管道12输送到患者6。

在图示的实施例中，HFPPV系统2包括以阀16形式的流控制器。阀 16控制从流发生器4输送到患者6的呼吸气体流。为了显示的目的，流发 生器4和阀16被共同称为流/压力发生系统，因为他们一起行动来控制输 送给患者的气体的压力和/或流量。但是，应当明确，本发明可以预期诸如 单独改变流发生器4的送风机速度或者与压力控制阀结合的其他用来控制 输送到患者的流速和压力的技术。

HFPPV系统2还包括测量在输送管道12内呼吸气体的流量的流传感 器18。在图1中所示的具体实施例中，流传感器18与输送管道12平齐地 介入。流传感器18生成流量信号，该信号提供给控制器20，并且由控制器 20使用以确定到患者6的气体的流量。当然本发明也能预期用于测量患者 6的呼吸流量的其他技术，诸如，但不限于，直接在患者6或者沿着输送管 道12在其它位置测量流量、基于流发生器4的操作测量患者流量、以及使 用阀16上游的流传感器测量患者流量。控制器20可以是，例如，微处理 器、微控制器或者其他适当的处理装置，其包括或者操作性耦合到存储器 （未示出），所述存储器提供用于由控制器20执行以控制HFPPV系统2的 操作的数据及软件的存储介质，所述控制包括在本文其他处详细描述的不 同实施例中控制呼吸气体流以提供通气到患者6并且以实施HFV调整。最 后，提供输入/输出装置22用来设置由HFPPV系统2所使用的不同参数， 并且用来显示以及输出信息和数据到诸如临床医生或者护理员的用户。

HFV系统是已知并且已经在例如US专利号No.4,719,910给予描述， 在此通过引用将其并入本文。

HFPPV系统2包括患者呼吸回路40，其包括入口或者吸气分支42以 及具有主动呼气阀28的呼气分支44，主动呼气阀28由呼气阀控制器24 控制。吸气分支42经由Y型件48通过气管内插管或者气管导管46连接到 患者6的气道。呼吸回路40可以由与通气机一起使用的标准柔性管系制成 或者可以是适合于输送HFPPV的经修正的管系。

在操作期间，HFPPV系统2以被称为平均气道压（MAP）的平均扩张 压输送高频正压脉冲到患者6的肺34。通常，平均气道压在大约3cm H₂O 到大约50cm H₂O的范围内是能够调整的。平均气道压与振荡压相叠加。 高频正压输送促进与肺34的气体交换。优选地，能够在HFPPV系统2上 事先编程或者手动调整HFPPV的频率。优选地，能够由HFPPV系统2的 操作员设定HFPPV的压力幅度和频率或者能够由控制器中的自动的适应 性控制算法设定压力幅度和频率。HFPPV系统2也优选包括用于平均气道 压的用户控制（未示出），其能够增加或者减少输送到患者6的平均气道压。

优选地，HFPPV系统2包括能够调整的I:E比或者能够调整的占空比， 其范围将基于HFPPV的所选择的范围而变化。

HFPPV系统2可以包括能够显示用户设置以及被监测信号的显示单元 （未示出）。这样的显示单元能够显示诸如频率、平均气道压、流量和压力 幅度、气体混合水平、远端以及近端压力读数、吸气时间、偏流等额外的 信息。显示单元可以是计算机监视器、LCD屏幕等。

HFPPV系统2的气管内导管46具有两个末端——定位在患者6气道 内的远端54以及位于Y型件48的近端56。流传感器60优选位于气管内 导管46的近端56中，并且压力传感器62优选于位于气管内导管46的近 端56中。压力传感器62以及流传感器60足够的敏感使得他们能够分别测 量气管内导管46内的峰-峰压力读数以及患者流量。

为了在HFPPV期间通过利用主动呼气阀控制平均气道压（MAP）以 促进针对非自主呼吸或者自主呼吸努力的亚生理以及生理潮气量，主动呼 气阀如图2的示意图中所示地控制平均气道压水平。通常HFPPV在吸气和 呼气阶段期间将MAP维持在固定的水平以提供适当的肺膨胀。在处理器 84中处理来自患者流传感器80和额外的压力和/或流传感器和/或其他传感 器或用户输入82的数据以确定是否患者正在自主呼吸或正在试图自主呼吸 或用户需要输送生理量到患者。发送来自处理器84的信号以关于到患者的 气道压力通气控制呼气阀86和/或以调整高频流量（压力）控制88或者频 率控制90。

根据本发明，呼气阀的主动控制设置MAP水平在期望频率和流量水 平。在图3A中，上方监视器中的图表示在25赫兹随着时间的患者压力， 而在下方监视器中的图表示在25赫兹随着时间的患者流速。图3B中的图 分别表示在10赫兹随着时间的患者压力和流速。这个数据表示具有呼气阀 固定控制的HFPPV。

在图4A和图4B中表示吸气和呼气阶段期间具有自主呼吸努力的呼气 阀的主动控制。在图4A中，上方监视器中的图表示具有正弦呼吸模式的随 着时间的患者压力，而下方监视器表示具有该呼吸模式的随着时间的流速。 在图4B中的图分别表示具有针对呼吸模式的吸气和呼气阶段的双水平控 制的随着时间的患者压力和流速。

在本发明的一个实施例中，利用具有呼吸努力的高频流量水平的主动 控制促进在非自主呼吸或自主呼吸期间提供亚生理和生理潮气量。存在根 据用户输入或者自主呼吸努力控制的针对HFPPV的高频流量水平的主动 控制，或者如图5A和图5B中所示能够设定控制以实现双水平控制。在图 5A中，上方监视器中的图表示在具有流量控制和正弦呼吸模式的HFPPV 中随着时间的患者压力，而下方监视器中的图表示在相同条件下随着时间 的流速。图5B中的图分别表示针对双水平控制的随着时间的患者压力和流 速，其中两个流量水平对应于呼吸循环的吸气和呼气阶段。

本发明的一个实施例包括以下特征：控制HFPPV的频率以在非自主呼 吸或者自主呼吸期间改善气体交换并且支持亚生理和生理潮气量。如图6A 和6B所示，可以由用户输入或者相称地根据自主呼吸来控制对振荡频率的 主动控制，或者能够以双水平方式控制对振荡频率的主动控制。在图6A中， 在上方监视器中的图表示在具有流量控制以及正弦呼吸模式的HFPPV中 随着时间的患者压力，而在下方监视器中的图表示在同样条件下随着时间 的流速。在图6B中的图分别表示针对双水平控制的随着时间的患者压力以 及流速。

本发明还包括针对具有呼气阀、高频流量水平以及频率的同时控制的 平均气道压的主动控制的特征。这个特征允许额外的HFPPV控制模式以连 续地或者相称地促进非自主呼吸或者自主呼吸期间的亚生理和生理潮气 量。在图7A中，上方监视器中的图表示在具有呼气阀、流量水平以及振荡 频率的同时控制和正弦呼吸模式的HFPPV中随着时间的患者压力，而在下 方监视器中的图表示在同样条件下随着时间的流速。在图7B中的图分别表 示针对在自主呼吸模式的吸气和呼气阶段期间的双水平控制的随着时间的 患者压力以及流速。

从高频患者流量信号和/或从用于鲁棒检测的额外的传感器和信号中 检测和/或预测自主呼吸。如上文所描述的HFPPV的主动控制是基于自主 呼吸努力的水平。图8是表示用于针对成人、小儿以及新生儿通气机患者 的自主呼吸努力的检测和估计的估计算法。自主呼吸努力能够从用于通气 机患者的多个传感器以及信号94中获得，其包括但不限于在适当的身体位 置附着到身体的患者流传感器、呼吸努力带、用于新生儿患者的呼吸努力 球（类似Graseby传感器）、光电血管容积图、电响应传感器膜、加速计。 在处理器96中连同HFV用户设置98处理来自传感器94的数据和/或信号。 自主呼吸努力的确定导致到HFV控制100的信号。

在本发明的另一个实施例中，算法适应性设置高频通气（例如，频率、 流量水平或者平均气道压）以输送设定的亚生理或者生理潮气量，即，随 着时间的流量。此外，本发明的另一实施例能够包括适应性设置高频通气 （例如，频率、流量水平或者平均气道压）以输送经测量的潮气量的算法。 实施方式将包括通过改变流量幅度调制和/或频率调制连同通过控制呼气 阀和/或应用负压来操纵平均气道压，从而适应性改变高频通气。在图9中 示意性地表示了所述算法，其中输入关于设定的潮气量104和测量到的潮 气量106的数据到处理器108。来自处理器108的信号导致对流量幅度110、 频率调制112、呼气阀控制114和/或负压控制控制116的调整。

虽然上面已经描述和说明了本发明的优选实施例，但应该理解他们是 本发明的示范而不能被理解为限制性的。可以不脱离本发明的精神或范围 的情况下进行增加、删减、替换以及其他修改。因此，本发明不能理解为 被上述的描述所限定而是由所附加的权利要求的范围限定。