高频振荡通气过程中的神经触发支持通气

摘要

本发明提供了一种用于在正在进行的HFV通气过程中向自主呼吸患者(3)提供患者触发支持通气的通气系统(1)。系统(1)包括：用于响应于患者的呼吸尝试来向患者(3)输送呼吸气体的气动单元(9)，用于控制由所述气动单元(9)进行的呼吸气体的输送的控制单元(11)和用于在所述呼吸气体上叠加高频振荡的振荡器装置(23)。系统(1)还包括被配置成测量表示患者的呼吸尝试的生物电信号的生物电传感器装置(19)，并且控制单元(11)被配置成基于所述生物电信号、响应于患者的呼吸尝试来控制呼吸气体的输送。通气系统(1)因此被配置用于正在进行的高频通气HFV过程中的神经触发支持通气，这使得与能够在正在进行的HFV通气过程中提供支持通气的已知通气系统的触发机构相比，通气系统(1)的触发机构更精确并且更鲁棒。

说明书

技术领域

本发明涉及用于在自主呼吸患者的正在进行的高频通气(HFV)过 程中向所述患者提供患者触发通气支持的通气系统。

背景技术

HFV通气机通过患者回路以从约150次呼吸每分钟到900次呼吸每 分钟或更多的频率以及显著小于在自主呼吸过程中所需的潮气量的、通常 为解剖死腔体积或在解剖死腔体积以下的潮气量向患者的气道提供呼吸 气体。这与通常以接近自主呼吸过程中的值的频率和潮气量向患者回路提 供呼吸气体的传统机械通气机显著不同。

HFV通气机通常包括可以与患者回路的气体管路的一端以气体连通 的方式连接的振荡器。回路终止于另一端(如终止于气管内导管)，以用 于连接到患者的气道。然后驱动振荡器来振动回路内的气柱以主动地向患 者的气道提供气体，并且有时也从患者的气道抽出气体。通常，HFV通 气机包括用于向患者提供恒定的、连续的所谓“偏置”流的气体源。这个 偏置流与振荡路径相交，并且用于保持(偏置)由HFV通气机产生的高 频振荡关于其发生的平均正气道压力，并且还将呼出气体从回路中冲出。 气体通过可以被设计作为低通滤波器的呼气分支离开回路。在患者应该尝 试自主呼吸的情况下，这样的系统的偏置源通常不足以向患者提供足够的 气体。

US5165398中公开了减轻这个问题的一种患者通气机系统。系统包 括HFV通气机和传统的机械通气机，HFV通气机和传统的机械通气机连 接至患者呼吸回路并且配合操作以在一种操作模式下提供叠加有来自 HFV通气机的高频振荡的传统的低频率、大潮气量的容积时间转换型机 械通气机源。在另一操作模式下，这个系统能够用作HFV通气机，传统 的机械通气机以一定的水平提供连续偏置流以保持恒定压力。机械压力调 节器设置在患者回路中靠近患者端，其操作以在患者试图自主呼吸时增加 这个连续偏置流并且保持压力。从而提供了操作的无辅助自主呼吸支持模 式。

EP1106197公开了能够提供在高频振荡通气的过程中检测到的自主 呼吸尝试的辅助支持的HFV通气系统。这是通过监测HFV通气机的操 作过程中的气压或气流中的一个或二者的变化来实现的，这些变化与该通 气机产生的高频振荡无关。因此，能够检测自主呼吸尝试，并且气体源、 优选地传统机械通气机能够被操作以在一定水平上提供呼吸气体从而辅 助所检测到的自主呼吸尝试。在检测到患者的自主呼吸尝试时，从患者回 路中的气体中减少或去除高频振荡，这将通气系统的操作模式从HFV通 气机的操作模式切换为传统机械通气机的操作模式。

在某些情况下并且在某些类型的呼吸系统中，由于难以精确地识别和 测量由HFV通气机产生的高频压力振荡内由患者的呼吸尝试造成的流量 或压力的变化，因此所提出的HFV通气和气动(流量或压力)触发通气 支持的组合可以具有不精确的缺点。此外，其需要所监测的压力或流量的 时间趋势分析以便使将气体泄漏或充气过度误认为是患者的自主呼吸尝 试的风险最小化。

发明内容

本发明的目的是提供在正在进行的高频通气(HFV)过程中向自主 呼吸患者提供患者触发支持通气的改进的或者至少替代的方法。

这个目的是通过根据权利要求1的通气系统来实现的。

根据本发明的第一方面，因此提供了用于在正在进行的高频通气 (HFV)过程中向自主呼吸患者提供患者触发支持通气的通气系统，包括：

-气动单元，该气动单元用于响应于患者呼吸的尝试来向患者输送呼吸 气体；

-控制单元，该控制单元用于控制由所述气动单元进行的呼吸气体的输 送；

-振荡器装置，该振荡器装置用于在所述呼吸气体上叠加高频振荡；

-生物电传感器装置，该生物电传感器装置被配置成测量表示患者的呼 吸尝试的生物电信号，

控制单元被配置成基于所述生物电信号、响应于患者的呼吸尝试来控 制呼吸气体的输送。

基于表示患者的呼吸尝试的生物电信号来控制正在进行的HFV通气 过程中呼吸气体向患者的输送表示根据本发明的通气系统被配置成提供 在下文中被称为HFNAVA的组合HFV和神经触发支持通气的新型通气模 式。其与用于在正在进行的HFV通气过程中提供患者触发支持通气的已 知通气系统不同，已知通气系统全部是基于所监测的压力和流量的变化来 气动地被触发的。

因为有时难以区分由患者的呼吸尝试造成的流量或压力变化和由正 在进行的HFV通气造成的流量或压力变化，因此与使用气动触发相比， 使用在正在进行的HFV通气过程中的气体输送的神经触发是具有优势 的。由于根据本发明的通气系统中用于触发气体输送的生物电信号独立于 由HFV通气引发的高频压力振荡，因此提供了一种在正在进行的HFV 通气过程中提供准确的支持通气的更精确并且更鲁棒的方法。

优选地，生物电信号是肌电(EMG)信号，而生物电传感器装置是 EMG检测器，例如被配置成测量来自患者的横膈膜的EMG信号的现有 技术中已知的食道导管。

在本发明的一种实施方式中，通气系统包括被配置成通过基于由所述 EMG检测器检测到的EMG信号控制呼吸气体向患者的输送来提供神经 调节辅助通气(NAVA)的通气机。用于在呼吸气体上叠加高频振荡的振 荡器装置可以被集成到NAVA使能通气机中或者是以气体连通的方式与 将通气机与患者相连接的患者回路的吸气线路或公共线路相连接的外部 振荡单元。

在另一实施方式中，通气系统包括具体地用于向患者提供HFV通气 (即高频小潮气呼吸)的通气机，修改HFV使能通气机使其也能够响应 于表示患者的吸气尝试的所监测到的生物电信号来向患者提供低频大潮 气呼吸，其中HFV通气的高频振荡被叠加到低频大潮气呼吸上。

根据本发明的通气系统因此可以被配置成将HFV和NAVA(神经调 节辅助通气)组合到在本文中称为HFNAVA的通气模式中。在这个模式 中，根据基于表示患者自己的呼吸尝试的EMG信号确定的压力曲线来向 患者提供呼吸气体，并且在该压力曲线上叠加高频压力振荡。

优选地，通气系统的控制单元被配置成控制响应于患者的呼吸尝试来 向患者输送正常呼吸的气动单元和在正常呼吸上叠加高频振荡的振荡器 装置二者。在这个上下文中，“正常呼吸”是以与振荡器装置输送的高频 小潮气呼吸相比更低的频率和更大的潮气量提供的呼吸。由控制单元来控 制所述正常呼吸的输送频率(即，呼吸率)和潮气量以满足由所测量的生 物电信号(EMG信号)表示的患者的呼吸需要，表示气动单元输送与患 者的呼吸尝试同步并且成比例的呼吸。

控制单元能够控制正常呼吸的输送和高频振荡二者的效果是它们能 够以使患者的总通气满足由生物电信号表示的患者的呼吸需要的方式来 彼此相关地被控制。另一效果是控制单元能够控制通气系统在不同的通气 模式——包括但不限于NAVA(EMG控制通气)、HFV和HFNAVA—— 之间切换。

在下文中将详细描述本发明的其他有利方面。

附图说明

根据下文中提供的详细描述以及仅以示例的方式给出的附图，将更充 分地理解本发明。在不同的附图总，相同的附图标记对应于相同的元素。

图1示出了根据本发明的示例实施方式的用于向患者提供组合的患 者触发支持通气和HFO通气的通气系统。

图2示出了图1中示出的通气系统的高频振荡装置的替选位置。

图3示出了图1和图2中的通气系统的高频振荡装置的另一替选位置 和设计。

具体实施方式

本发明试图解决如何在正在进行的高频通气(HFV)过程中向自主 呼吸患者提供患者触发支持通气的问题。如上所述，HFV是以通常在5Hz 至20Hz的频率范围内的高频率输送非常小的潮气量的通气模式。HFV 系统中快速波动的压力使得难以实现支持通气的精确并且鲁棒的气动触 发。

定义HFO通气的特征的相关参数包括MAP(平均气道压力)、振荡 压力曲线的振荡频率和幅值。如在现有技术中已知的，存在HFV的若干 子类别。HFV的一个子类别是高频振荡通气(HFOV)，有时也被称为主 动高频通气(HFV-A)。在HFOV中，向患者施加的振荡压力曲线在相对 于周围压力(大气压力)的正压与负压之间振荡，这使得吸气和呼气二者 “主动”并且由此使患者体内的气体陷闭的风险最小化。应理解的是这个 申请的上下文中的HFV不限于任何具体类型的HFV，并且也包括HFOV。

由本发明通过提供能够结合神经触发支持通气来提供HFV通气的通 气系统来解决如何向正在进行HFV通气的自主呼吸患者提供精确并且鲁 棒的支持通气的问题。

在将在下面描述的本发明的一个示例实施方式中，通气系统被配置成 在组合HFV和神经调节辅助通气(NAVA)的通气模式下操作，神经调 节辅助通气(NAVA)有时被称为EMG控制通气。

由决定每个呼吸的特征、时序和深浅的大脑的呼吸中枢来控制进行呼 吸的活动。呼吸中枢沿着膈神经发送信号，激励横膈膜肌肉细胞，导致肌 肉收缩和横膈膜圆顶的下降。因此，气道中的压力下降，使空气的流入气 流进入肺部。

NAVA是机械通气的模式，其中横膈膜的电活动(Edi)被捕捉，被 馈送到NAVA使能通气机并且用于与患者自己的尝试同步，并且成比例 地辅助患者的呼吸。在通气机和横膈膜使用同一信号来工作时，横膈膜与 通气机之间的机械耦合实际上是瞬时的。

在NAVA中，通常通过测量收缩的横膈膜的肌电图(EMG)来感测 患者的呼吸尝试。通过借助于包括电极的阵列的食道导管来测量EMG信 号。然后以各种方式来对EMG信号进行处理，并且计算表示Edi的信号。 然后以适当的方式与Edi同步并且成比例地控制从通气机到患者的气体 的提供

在例如WO1998/48877、WO1999/62580、WO2006/131149和WO 2008/131798中描述了NAVA技术的各种方面。

图1示出了根据本发明的示例实施方式的用于在正在进行的HFV通 气过程中向患者3提供神经触发支持通气的通气系统1。

通气系统1包括能够通过一个或更多个气体连接件7A、7B来连接到 一个或更多个气体源5A、5B的通气机4。例如，呼吸设备可以连接至用 于提供压缩空气的第一气体源和用于提供压缩氧气的第二气体源。来自气 体源5A、5B的气体的流在由通气机4的控制单元11控制的气动单元9 中被混合并且被调节成呼吸气体。除此之外，气动单元9可以包括阀，该 阀由控制单元11来控制以便调节输送给患者3的呼吸气体的组分、压力 和流量。为此，控制单元11可以使用来自布置在通气机4内或通气系统 1的其他位置的各种传感器(未示出)(例如气体分析器、流量传感器和 压力计)的反馈数据。

然后通过通常被称为患者回路的管路系统来将呼吸气体从通气机4 引导到患者3。患者回路包括将呼吸气体传送到患者3的吸气线路13A、 传送呼出气体远离患者的呼气线路13B、通过Y型件连接到吸气线路和 呼气线路的公共线路17和连接公共线路17与患者3的气道的(例如以呼 吸面具或气管导管的形式)的患者连接件17。与使用非侵入性患者连接 器(例如呼吸面具)相比，使用侵入性患者连接器(如气管导管)是具有 优势的，因为非侵入性患者连接器中的泄漏倾向于降低HFV通气的压力 振荡。

通气系统1还包括连接至通气机4的控制单元11并且被配置成检测 表示患者的呼吸尝试的生物电信号的生物电传感器装置19。在这个实施 方式中，生物电传感器装置是实现为被配置成记录来自患者3的横膈膜的 肌电信号(EMG信号)的食道导管的形式的EMG检测器。导管包括多 个电极(例如沿导管等间距彼此间隔开地布置成阵列以产生八个子信号的 九个电极)，每个子信号是两个相邻电极之间的差值信号。由控制单元11 来处理子信号以计算表示横膈膜的电活动并且因此表示患者的呼吸尝试 的信号，即Edi信号。然后由控制单元11来使用Edi信号以与患者自己 的呼吸尝试同步并且成比例地控制呼吸气体向患者3的提供。

尽管以食道导管的形式进行了举例说明，然而生物电传感器装置19 可以是用于检测EMG信号或其他生物电通气相关信号的任何已知的检 测器装置。例如，生物电传感器装置可以包括放置在胸廓、腹部上或膈神 经附近以感测并且滤出EMG信号的表面电极。生物电传感器装置19还 可以包括用于测量除横膈膜的肌肉活动以外的与患者的呼吸相关的肌肉 活动的一个或更多个电极。

根据从食道导管接收的EMG信号，控制单元11生成作为控制信号 被输出到气动单元9的控制信号。通过这种方式，根据从患者获得的EMG 信号来控制气动单元9。在例如WO1998/48877和WO1999/62580中进 一步描述了这样的控制的原理。

只要通气系统1使用EMG信号作为用于呼吸气体的提供的控制参 数，呼吸就可以遵循最终由患者的呼吸中枢来确定的自然呼吸周期，自然 呼吸周期又构成了患者的实际呼吸需求的直接指标。

通气系统1还包括用于向患者3提供HFV通气的高频振荡装置23， 其在下文中被称为振荡器装置。振荡器装置23可以形成通气机4的整体 部分，或者其可以布置在通气机4的外部以形成布置在吸气线路13A或 公共线路15内或者与吸气线路13A或公共线路15气体连通的独立的振 荡器单元。

在图1中示出的实施方式中，振荡器装置23被集成在通气机4中。 如图1所示，集成的振荡器装置可以与负责向患者3输送正常呼吸的气动 单元9分离。然而，在其他实施方式中，气动单元9的部件可以构成振荡 器装置23并且被配置成向患者提供正常呼吸并且在正常呼吸上叠加高频 振荡。在本申请的提出日之前还没有公开的共同未决申请 PCT/SE2012/051003中公开了能够提供这个双重功能的气动单元的示例。 在PCT/SE2012/051003中，公开了能够向患者提供正常呼吸同时在其上 叠加高频振荡的阀装置。

图2示出了振荡器装置23的替选位置，其中振荡器装置连接至患者 回路的Y型件。在图1和图2中，振荡器装置23可以例如包括类似于 EP1106197中的振荡器装置的、可以通过双向马达来在振荡器壳体内往 复运动的活塞。

图3示出了振荡器装置23的另一替选位置和设计。在这里，振荡器 装置23包括布置在吸气线路13A内并且由马达23B旋转的盘23A，盘通 过轴23C来连接至马达23B(类似于US2008/0245366中的振荡器装置)。

通气系统1的振荡器装置23可以包括活塞振荡器装置、气动振荡器、 电磁振荡器(例如，扬声器)、所谓的喷射系统或喷射文丘里(venturi) 系统或现有技术中已知的用于在向患者提供的呼吸气体的流中产生高频 压力变化的任何其他装置。US4719910、US4805612、US6085746、US 7770580、WO2011/031428和EP0512285中公开了用于向患者提供HFV 通气的更多振荡器装置。

振荡器装置23被配置成响应于所检测到的EMG信号来将高频压力 振荡施加到由通气机4向患者3输送的呼吸上。由此，本发明呈现了新的 通气模式，其中通过提供叠加在呼吸气体的EMG控制流上的高频压力振 荡来将HFV与NAVA/EMG控制通气组合在一起。这个NAVA/EMG控 制通气和HFV的组合通气模式在本文中被称为HFNAVA。

优选但不是必须地，由通气机4的控制单元11来控制振荡器装置23。 通过这种方式，控制单元11能够控制基于来自EMG检测器19的EMG 信号的向患者3的正常(低频率，大潮气)呼吸的输送和被叠加在正常呼 吸上的HFV通气的特性二者。例如，在这种情况下，控制单元11可以被 配置成基于来自通气机4的操作员的输入来控制HFV通气的频率、平均 气道压力(MAP)和压力幅值。控制单元11还可以被配置成基于由EMG 检测器19检测到的EMG信号和针对HFV通气的输入设置参数二者来控 制通气机4的气动单元9，以便确保组合NAVA和HFV通气的效果满足 由所检测到的EMG信号表示的患者的呼吸需要。

通气系统1和所提出的HFNAVA通气模式的主要优点是能够提供 HFV通气过程中的自主呼吸的改进的辅助支持。控制单元11被配置成基 于所检测的EMG信号来识别患者3希望什么时候进行以及进行什么程度 的吸气和呼气，并且控制气动单元9以与之相对应地向患者输送呼吸气 体。在检测到自主呼吸尝试时向患者输送呼吸气体的一般概念通常被称为 患者触发支持通气，因为患者吸气的自主尝试触发通气机在收到命令时通 过输送呼吸气体来支持尝试。与在正在进行的HFV过程中提供支持通气 的气动触发的现有技术系统相比，通气系统1使用支持通气的神经触发。 这是有利的，因为HFV通气的高频压力振荡使气动触发不精确甚至不可 行。

所提供的通气系统1的另一优势是其能够在多种不同的操作模式下 被操作。控制单元11可以基于被输入到通气机4的操作员输入来控制气 动单元9和振荡器装置23，以使得通气系统1在选自NAVA模式(EMG 控制模式)、HFV模式或上述HFNAVA模式的任何通气模式下被操作。 此外，与已知NAVA通气机相同的是，通气系统1优选地也能够在传统 的机械通气模式(如压力控制通气(PCV)、容积控制通气(VCV)、压 力支持通气(PSV)和容积支持通气(VSV))下操作。通气系统1还可 以根据EP1106197中公开的通气系统来被配置以能够在丢失EMG信号 的情况下在正在HFV通气的过程中提供气动触发。