机械通气期间血液动力学参数的非侵入性估计

摘要

本公开内容涉及用于非侵入性地确定机械通气的对象(3)的血液动力学参数的方法，该确定基于对象的心跳的时间点(thb)和由心跳引起的血压脉冲到达对象的循环系统中的到达点处的到达时间点(tarr_pulm，tarr_sys)。该方法包括以下步骤：测量(S41)呼吸压力和/或呼吸流量；以及根据由心脏在心跳期间对该对象(3)的肺部的物理冲击而引起的测量的呼吸压力和/或呼吸流量的变化来确定(S43)心跳的时间点(thb)。

说明书

技术领域

本发明涉及用于在对象的机械通气期间血液动力学参数的非侵入性估计的方法、计算机程序和通气系统。

背景技术

在机械通气期间，需要监测通气患者的生理状态。心电图(ECG)测量系统、血压传感器和脉冲血氧仪是公知的医疗设备的示例，并且用于监测机械通气患者的心血管功能。

与通气患者的肺和/或全身循环有关的血液动力学参数的监测对于患者的心血管功能的评估可能是重要的。例如，可能期望监测选自由以下组成的组中的一个或更多个血液动力学参数：全身血压(SBP)、肺血压(PBP)、全身心输出量(SCO)、肺心输出量(PCO)和心内分流。

大多数已知的用于确定这些和其他血液动力学参数的方法不适合在机械通气期间使用，这是因为它们的侵入性和复杂性，它们不能被连续执行，以及/或者它们需要通常在机械通气患者的床边不可用的附加设施。

用于SBP确定的非侵入性技术的示例是由Nihon Koden开发并且在https://eu.nihonkohden.com/en/innovativetechnologies/escco(2019-04-17)上描述的esCCO技术。esCCO的原理基于冲程量(SV)与全身脉冲传输时间(PTT)(有时也被称为脉冲波传输时间(PWTT))之间的逆相关。根据该原理，可以根据以下公式计算患者的组合心输出量(即心脏的左侧和右侧的输出量之和)的估计(“esCCO”)：

esCC0＝K×(α×PTT+β)×HR

其中，α是常数，K和β是需要针对每个患者进行个体化的常数，并且可以基于患者特征例如患者长度、体重、性别等进行估计，以及HR是患者的心律。

通过根据测量的心电图(ECG)和外围毛细血管氧饱和度(SpO2)信号——例如随着从ECG R波峰至SpO2脉冲波的上升点测量的时间——确定全身PTT，esCCO技术允许仅使用ECG传感器和SpO2传感器来非侵入性地确定SCO。

全身PTT也可以用于SBP的非侵入性且无袖带确定，如例如在Wang等人,“Cuff-free blood pressure estimation using pulse transit time and heart rate”,201412

其中，α是常数，r是血管的内半径，ρ是血液密度，L是血管长度，h是血管壁厚度，以及E

上述技术的缺点在于它们不能容易地用于PCO和PBP的确定，原因是不能容易地非侵入性地确定沿患者的肺动脉传播的血压脉冲的PTT。为了确定PTT，必须能够确定血压脉冲到达测量点的时间点，这是沿患者的肺动脉的重要任务。

上述技术的另一缺点在于它们需要使用ECG传感器来检测用于确定PTT的产生血压脉冲的心跳的时间点。尽管在机械通气期间进行ECG监测很普遍，但是期望能够在不需要ECG传感器或其他外围设施的情况下确定血液动力学参数例如SBP、SCO、PBP和PCO。

用于PBP确定的非侵入性技术的示例是由Micah R Fisher等人,"Accuracy ofDoppler Echocardiography in the Hemodynamic Assessment of PulmonaryHypertension",American Journal of Respiratory and Critical Care Medicine,Vol.179,No.7(2009),pp.615-621公开的基于超声的技术。根据该技术，超声用于对流向患者的肺部的血流量与朝向患者的心脏回漏的血流量进行比较。该比较可以用于估计患者的肺血流量。该技术需要超声换能器形式的附加设施，并且依赖合格人员来执行测量。

用于PBP确定的另一非侵入性技术采用多普勒超声心动图来确定血压脉冲在沿肺动脉的两个位置之间传播所需的时间(脉冲传输时间，PTT)。该技术需要多普勒超声心动图设施以及具有至少两个测量点的相当复杂的设置。

在Proenca M等人“Non-invasive monitoring of pulmonary artery pressureat the bedside”,Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc.2016Aug；2016:4236-4239,doi:10.1109/EMBC.2016.7591662中公开了用于PBP确定的非侵入性技术的又一示例。为了连续地监测患者的肺血压，该技术采用了作为另一医学成像技术的电阻抗断层摄影(EIT)。

还已经提出了基于磁共振(MR)成像技术的非侵入性技术，以用于评估肺动脉僵硬度或PBP估计。例如，Weir-McCall JR等人“Assessment of proximal pulmonary arterialstiffness using magnetic resonance imaging:effects of technique,age andexercise”,BMJ Open Respir Res.2016Oct7；3(1):e000149.eCollection 2016.公开了用于确定肺脉冲波速度(PWV)的基于MR的技术。

在US 2016/0066801中描述了用于PBP确定的非侵入性方法的又一示例。该方法是采用强制振荡技术(FOT)的声学方法，如例如在E.Oostveen等人“The forced oscillationtechnique in clinical practice:methodology,recommendations and futuredevelopments”,European Respiratory Journal,2003；22:1026-1041中进一步描述的。

在US 2016/0066801中公开的方法涉及使用心音图仪或ECG设施来确定指示患者的心跳时间的脉冲开始时间T1，以及使用FOT设施来确定患者的肺部的肺泡处的脉冲到达时间T2。然后可以根据T1和T2确定脉冲的肺PTT，并且用于例如基于脉冲波速度(PWV)与血压之间的已知关系例如Moens-Korteweg关系计算患者的PBP。用于确定患者的肺部的肺泡处的脉冲到达时间的FOT涉及借助于扬声器产生压力振荡，并且以高于患者的自然呼吸频率的频率将这种压力振荡施加至患者的气道中。FOT还涉及分别借助于呼吸速度描记器和压力换能器记录患者的气道开口附近的流量和压力信号。称为阻抗(Zrs)的施加的压力与所产生的流量之间的复杂关系由气道、肺部组织和胸壁的机械特性确定，并且取决于施加的压力振荡的频率。通过研究Zrs的频率相关行为，特别是通过识别肺血液脉冲波到达时Zrs的变化，可以确定脉冲到达时间T2。

尽管能够确定沿患者的肺动脉的肺PTT，并且因此能够非侵入性地确定PBP，但是US 2016/0066801中公开的方法具有以下缺点：需要使用FOT设施来确定血压脉冲到达患者的肺部的时间，以及使用心音图仪或ECG设施来确定患者的心跳的时间点。

由于与现有技术相关联的上述缺点，因此需要一种非侵入性技术来估计诸如SBP、SCO、PBP和PCO的血液动力学参数，该技术需要极少的外围设施并且易于在机械通气患者的床边可用。

发明内容

本公开内容的目的是提出用于非侵入性地估计机械通气患者的血液动力学参数的技术，该技术解决或至少减轻与现有技术相关联的上面提到的问题中的一个或更多个。

本公开内容的另一目的是提出用于非侵入性地估计机械通气患者的血液动力学参数的技术，该技术易于在机械通气患者的床边处可用。

本公开内容的特定目的是提出用于非侵入性地估计机械通气患者的血液动力学参数的技术，该技术可以在不需要在机械通气患者的床边处通常不可用的附加设施或医疗设备的情况下使用。

此外，本公开内容的目的是提出用于非侵入性地估计机械通气患者的血液动力学参数的技术，该技术允许连续地监测血液动力学参数。

特别地，本公开内容旨在提出用于自动和非侵入性地确定与机械通气患者的肺或全身循环相关的血液动力学参数的改进的或至少替选的技术。

这些目的和其他目的根据本公开内容通过由所附权利要求限定的方法、计算机程序和通气系统来实现。

根据本公开内容的一方面，提供了一种用于非侵入性地确定机械通气对象的血液动力学参数的方法，该确定基于对象的心跳的时间点t

血液动力学参数可以是例如肺心输出量(PCO)、肺血压(PBP)、全身心输出量(SCO)或全身血压(SBP)中的任何一个。心跳的时间点t

根据所测量的呼吸压力和/或呼吸流量的变化来确定t

可以根据所测量的呼吸压力和/或所测量的呼吸流量的大小的变化来确定心跳的时间点t

替选地，可以通过分析呼吸压力曲线和/或呼吸流量曲线的曲率来确定t

该方法还可以包括以下步骤：基于指示心跳的近似时间点的至少一个参数来估计心跳的时间窗口；以及基于在所估计的时间窗口期间测量的呼吸压力和/或呼吸流量来确定t

可以根据指示心跳的近似时间点的任何参数来估计心跳的时间窗口，包括但不限于

-血压脉冲到对象循环系统中的到达点处的所确定的到达时间点；

-一个或更多个先前心跳的时间点；

-由一个或个更多个先前心跳生成的一个或更多个先前血压脉冲在到达点处的到达时间点；

-与距对象的心脏已知或可假定距离处的身体部位中的血氧合相关的血氧合数据；以及

-与距对象的心脏已知或可假定距离处的身体部位中测量的全身血压相关的全身血压数据。

特别地，在对心跳的时间窗口的估计中使用血氧合数据可能是有利的。

在所测量的呼吸压力和/或流量中的心跳诱发的变化有时可能难以识别。因此，如上所述，可以期望估计心跳的时间窗口并且仅在所述时间窗口内搜索心跳，以便能够以足够的确定度来识别心跳的时间点t

例如，可以基于多个先前检测到的心跳的时间点来确定所估计的心跳的时间窗口。在一个示例中，可以基于先前心跳的时间点和对象的心率来确定时间窗口，所述对象的心率基于多个先前心跳的时间点来计算。另外地，通气对象的设置呼吸速率(RR)可以用于更可靠和/或更准确地估计心跳的时间窗口。

替选地或另外，可以基于指示心跳本身的传感器数据来追溯地确定所估计的心跳的时间窗口。例如，可以基于所确定的血压脉冲到对象的循环系统中的到达点的到达时间点来追溯地确定所估计的心跳的时间窗口。所确定的到达时间点可以与与到达时间点的确定相关联的不确定性一起使用，以设置所估计的心跳的时间窗口的边界。在血压脉冲到对象的循环系统中的到达点的到达时间点的比心跳的时间点t

在一个示例中，可以基于对血压脉冲到通气对象的肺部的到达时间点t

在另一示例中，可以基于血氧合测量值来追溯地确定心跳的时间窗口。血氧合测量值可以例如通过附接至通气对象的身体部位的脉冲血氧仪来获得，从而可以基于由脉冲血氧仪记录的血氧合变化的时间点来确定心跳的时间窗口。血氧合变化的时间点连同与其确定相关联的不确定性可以一起用于设置所估计的心跳的时间窗口的边界。作为脉冲血氧仪的替选，用于测量全身血压的血压计(即，基于袖带的血压监测仪)可以用于确定在心跳之后全身血压脉冲到达测量点处的时间点。根据上述原理，全身血压脉冲到达测量点处的时间点可以用于追溯地估计心跳的时间窗口。

取决于要确定的血液动力学参数，可以以不同的方式确定血压脉冲到通气对象的循环系统中的到达点的到达时间点。

例如，如果血液动力学参数是与对象的肺循环系统相关的血液动力学参数，例如PBP或PCO，则血液动力学参数可以基于血压脉冲沿着通气对象的肺动脉传播的肺脉冲传输时间(PTT

基于所测量的呼吸压力和/或所测量的呼吸流量的变化来确定血压脉冲到通气对象的肺部的到达时间点t

与US 2016/0066801中描述的FOT方法相反，其中高频压力振荡被叠加至呼吸压力上，以便根据由血压脉冲到达对象的肺部时气道的几何形状的变化引起的气道阻抗的变化来确定t

可以直接根据所测量的呼吸压力和/或所测量的呼吸流量的变化来确定血压脉冲的到达时间t

可以根据所测量的呼吸压力和/或所测量的呼吸流量的大小变化来确定到达时间t

替选地，可以通过分析呼吸压力曲线和/或呼吸流量曲线的曲率来确定t

该方法还可以包括以下步骤：基于指示血压脉冲到达对象的肺部的近似时间点的至少一个参数来估计血压脉冲到达对象的肺部的时间窗口；以及基于在所估计的时间窗口期间测量的呼吸压力和/或呼吸流量来确定t

可以根据指示血压脉冲到达对象的肺部的近似时间点的任何参数来估计血压脉冲到达对象的肺部的时间窗口，包括但不限于

-心跳的时间点；

-一个或更多个先前心跳的时间点；

-由一个或更多个先前心跳生成的一个或更多个先前血压脉冲在对象的肺部处的到达时间点。

因此，本公开内容建议根据心跳的时间点t

根据呼吸压力和/或呼吸流量的变化确定t

由心跳或血压脉冲到达通气对象的肺部引起的呼吸压力和/或呼吸流量的变化通常被称为心源性振荡。心源性振荡的现象在机械通气领域是公知的，并且通常被认为是不期望的伪事实，该伪事实使呼吸压力和流量读数扭曲，并且将噪声添加至通常呈现给执行机械通气的呼吸装置的操作者的压力和流量曲线。因此，根据本公开内容的一些方面，心跳的时间t

当根据所测量的呼吸压力和/或呼吸流量的变化确定t

可以通过以下附加步骤来实现该特征：确认所确定的t

该方法还可以包括以下步骤：基于t

PTT

根据PTT

可以根据以下关系确定PBP

其中α是常数，PTT

可以根据以下关系确定PCO

PCO＝K×(α×PTT

其中α是常数，K和β是适合于通气对象(3)的常数，PTT

如果要确定的血液动力学参数是与对象的全身循环系统相关的血液动力学参数，例如SBP或SCO，则血压脉冲的到达时间点可以被确定为血压脉冲到通气对象的全身循环系统中的到达点的到达时间点(t

例如，t

该方法还可以包括以下步骤：基于t

根据PTT

可以根据以下关系确定SBP

其中α是常数，PTT

可以根据以下关系确定SCO

SCO＝K×(α×PTT

其中α是常数，K和β是适合于通气对象(3)的常数，PTT

血液动力学参数还可以是通气对象的心脏分流，该心脏分流基于PCO与SCO之间的关系来确定，其中PCO和SCO中的任何一者或两者都是根据上述原理确定的。在机械通气期间中心脏分流的这种非侵入性确定可以例如用于诊断心室间隔缺损(VSD)。

该方法还可以包括将所确定的血液动力学参数呈现给提供对象的机械通气的呼吸装置的操作者或者其他医疗人员的步骤。例如，所确定的血液动力学参数可以在执行对象的机械通气的呼吸装置的显示器上显示，或者在用于监测通气的对象的患者监测仪的显示器上显示。该方法还可以包括在所确定的血液动力学参数落在预定范围之外的情况下生成警报信号的步骤。

根据本公开内容的另一方面，提供了一种包括计算机的通气系统，该计算机被配置成基于对象的心跳的时间点t

该计算机被配置成获得呼吸压力和/或呼吸流量的测量值，并且根据由心脏在心跳期间对对象的肺部的物理冲击而引起的所测量的呼吸压力和/或呼吸流量的变化来确定t

通气系统可以包括至少一个压力传感器和/或至少一个流量传感器，所述至少一个压力传感器和/或至少一个流量传感器用于在确定对象的血液动力学参数时获得由计算机使用的呼吸压力和/或呼吸流量测量。至少一个压力传感器和/或至少一个流量传感器可以是呼吸装置的内部传感器或者连接至呼吸装置的外部传感器、患者监测仪或用于基于所测量的呼吸压力和/或流量确定血液动力学参数的外部计算机。

计算机可以被配置成根据上述原理中的任何一个来确定t

同样，计算机可以被配置成根据上述原理中的任何一个来确定由心跳引起的血压脉冲到达对象的循环系统中的到达点处的到达时间点。

例如，计算机可以被配置成确定作为血压脉冲到对象的肺部的到达时间点t

替选地，计算机可以被配置成确定作为血压脉冲到对象的全身循环系统中的到达点的到达时间点t

使通气系统能够执行上述方法的步骤所需的逻辑通常借助于软件来实现。因此，根据本公开内容的另一方面，提供了一种用于非侵入性地确定机械通气对象的血液动力学参数的计算机程序，该确定基于对象的心跳的时间点t

-获得呼吸压力和/或呼吸流量的测量值，以及

-根据在心跳期间心脏对对象肺部的物理冲击而引起的所测量的呼吸压力和/或呼吸流量的变化来确定心跳的时间点t

该计算机程序可以例如被存储在装置的非易失性存储器中。

将计算机程序安装在被配置成获得呼吸气体压力和/或呼吸气体流量测量值的现有装置例如常规呼吸装置和配备有用于测量呼吸压力和呼吸流量中的任何一者或两者的传感器的患者监测仪上，可以允许现有装置在无需任何硬件修改的情况下执行本公开内容的方法。

在下文中的实施方式的详细描述中将描述所提出的方法、装置和计算机程序的更多的有利方面。

附图说明

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

图1示出了包括能够非侵入性地确定通气患者的血液动力学参数的呼吸装置的通气系统。

图2示出了可以用于确定血液动力学参数的测量量的曲线。

图3A至图3B是示出用于非侵入性确定与机械通气患者的肺循环系统有关的血液动力学参数的方法的各方面的流程图。

图4A至图4B是示出用于非侵入性确定与机械通气患者的任何肺或全身循环系统有关的血液动力学参数的方法的各方面的流程图。

图5是示出用于非侵入性确定机械通气患者的血液动力学参数的方法的另一方面的流程图。

具体实施方式

图1示出了包括呼吸装置2的通气系统1的示例性实施方式，该呼吸装置2被配置成根据本文公开的原理来确定机械通气的对象3(在下文中被称为患者)的血液动力学参数。呼吸装置2可以是能够通过向对象的气道供应加压的呼吸气体来向对象3提供通气辅助的任何类型的装置。通气机和麻醉机是这种呼吸装置的非限制性示例。

呼吸装置2经由患者回路连接至患者3，该患者回路包括用于向患者3供应呼吸气体的吸气管线5和用于将呼出气体从患者3输送出去的呼气管线7。吸气管线5和呼气管线7经由所谓的Y形件11连接至公共管线9，该公共管线经由患者连接器13例如面罩或气管内导管连接至患者3。

呼吸装置2包括控制单元或控制计算机15，以用于基于预设参数和/或由呼吸装置的各种传感器获得的测量值来控制患者3的通气。控制计算机15通过控制呼吸装置2的气动单元17来控制患者3的通气，该气动单元17一方面连接至一个或更多个气体源19、21，并且另一方面连接至吸气管线5，以用于调节传送至患者3的呼吸气体的流量和/或压力。气动单元17可以包括通气领域中公知的各种气体混合和调节装置，例如气体混合室、可控气体混合阀、涡轮机、可控吸气和/或呼气阀等。气动单元17经由呼吸装置2的内部吸气流动通道连接至患者回路的吸气管线5，并且经由呼吸装置的内部呼气流动通道连接至患者回路的呼气管线7。在呼吸装置的操作期间被布置成与患者3的气道流体连通的通气系统1的气体流动路径在本文中可以被称为通气系统的呼吸回路。呼吸回路至少包括患者回路以及呼吸装置2的吸气流动通道和呼气流动通道。

控制计算机15包括处理器或处理单元23例如微处理器，以及存储一个或更多个计算机程序的非易失性存储硬件设备25，所述一个或更多个计算机程序用于根据本文描述的原理控制呼吸装置2的操作以及确定患者3的血液动力学参数。除非另有说明，否则下文中描述的动作和方法步骤由呼吸装置2的控制计算机15在由处理单元23执行存储在存储器25中的计算机程序的不同代码段时执行或引起。

该计算机程序可以包括代码段，该代码段在被执行时使控制计算机15基于患者的心跳的时间点(t

如以上简要讨论的那样，由血压脉冲到达通气患者的肺部引起的呼吸压力或流量的变化通常被称为心源性振荡。基本上存在两种不同类型的心源性振荡：肺流量诱发的心源性振荡和心跳诱发的心源性振荡。肺流量诱发的心源性振荡是由于心跳产生的血压脉冲到达对象的肺部而引起的肺容积的变化而导致的心源性振荡。心跳诱发的心源性振荡是由于心跳期间心脏对肺部组织的物理冲击而引起的压力脉冲在肺部组织中的传播而导致的心源性振荡。

因此，可以说该计算机程序使控制计算机15基于所监测的呼吸压力和/或呼吸流量中的肺流量诱发的心源性振荡来确定t

通气系统1包括用于测量呼吸气体流量的流量传感器33和用于测量呼吸气体压力的压力传感器37中的至少一个。在图1所示的示例性实施方式中，流量传感器33位于Y形件11中或Y形件附近，并且被配置成测量吸气期间朝向患者3传送的呼吸气体的吸气流量和呼气期间由患者3呼出的气体的呼气流量两者。同样，压力传感器37位于Y形件11中或Y形件11附近，并且被配置成在吸气和呼气二者期间测量接近的患者压力，该患者压力基本上对应于并且通常被称为患者3的气道压力。由流量传感器33和压力传感器37获得的测量信号经由各自的信号线35、39传输至控制计算机15，由此控制计算机将测量信号用于患者3的血液动力学参数的确定。根据通气领域公知的原理，由控制计算机15从流量和/或压力传感器33、37接收的流量和/或压力测量信号还可以由控制计算机15用于呼吸装置2的操作的自动反馈控制。

作为患者回路的Y形件11中的流量传感器33和/或压力传感器37的替选或补充，呼吸装置2可以包括用于测量呼吸气体流量的一个或更多个内部流量传感器，以及/或者用于测量呼吸气体压力的一个或更多个内部压力传感器。例如，呼吸装置2可以包括用于测量呼吸装置的吸气流动通道中的呼吸气体的流量的流量传感器33'，以及/或者用于测量呼吸装置的吸气流动通道中的气体压力的压力传感器37'。替选地或另外，呼吸装置2可以包括用于测量呼吸装置的呼气流动通道中的呼气气体的流量的流量传感器33”，以及/或者用于测量呼吸装置的呼气流动通道中的气体压力的压力传感器37”。

由控制计算机15使用以确定血液动力学参数的呼吸压力和/或流量测量值可以通过图1所示的示例性流量和压力传感器33至33”、37至37”中的任一个或任何组合或者通过设置在通气系统1的呼吸回路中其他地方的用于测量呼吸流量和/或呼吸压力的压力和/或流量传感器来获得。

在另一示例中，由控制计算机15使用以确定血液动力学参数的呼吸压力和/或流量测量值可以通过插入患者3的气管中的压力和/或流量传感器来获得。这样的压力和/或流量传感器可以例如安装在用于在通气期间对患者3进行插管的气管导管上。根据下面在下文中的描述将认识到，可能是有利的是，使用位于患者3的气道开口附近的压力和/或流量传感器例如位于Y形件11中或甚至位于患者3的气管中的传感器，以使患者3的肺部与压力和/或流量测量点之间的距离最小化。

控制计算机15可以被配置成根据呼吸压力和/或流量测量值得出呼吸压力曲线和/或呼吸流量曲线，并且在呼吸装置2的显示器(未示出)上呈现呼吸压力曲线和/或呼吸流量。控制计算机15可以通过分析呼吸压力曲线和/或呼吸流量曲线的幅度和/或曲率的变化来识别和量化所测量的呼吸压力和/或呼吸流量的变化。在下文中，术语“呼吸曲线”有时可以用作分别代表所测量的呼吸压力和所测量的呼吸流量的呼吸压力曲线或呼吸流量曲线中的任一个的总称。

通气系统1还可以包括ECG传感器装置28，该ECG传感器装置28被配置成记录指示通气患者3的心脏的电活动的ECG信号。由ECG传感器装置29记录的与ECG有关的信号经由信号线30传输至呼吸装置2的控制计算机15。在一些实施方式中，然后，控制计算机15可以将ECG信号用于确定患者3的血液动力学参数，如下面进一步描述的。

在所示的实施方式中，呼吸装置2是NAVA使能通气机，其包括与呼吸装置1的控制计算机15耦合的生物电传感器装置。生物电传感器装置包括用于记录患者3的隔膜EMG的肌电图(EMG)检测器。EMG检测器包括食道导管29，食道导管29载有用于捕获来自患者3的隔膜的EMG信号的电极31的阵列。电极31产生许多子信号，所述许多子信号由控制计算机15处理以计算代表隔膜的电活动(EAdi)的信号(Edi信号)。由于传感器所捕获的EMG信号用于计算Edi信号，因此在通气领域内，食道导管29通常被称为Edi导管。

除了Edi信号之外，控制计算机15被配置成根据记录的隔膜EMG得出ECG信号，该ECG信号指示患者的心脏的电活动。如何从食道导管29的电极捕获的隔膜EMG中提取ECG信号在本领域中是公知的，并且在例如US8527036中公开。因此，在该示例性实施方式中，ECG传感器装置28是构成组合的Edi和ECG传感器装置的生物电传感器装置。

在其他实施方式中，可以使用其他类型的传感器来捕获通气患者3的ECG信号。例如，可以使用放置在通气患者3的皮肤上的常规ECG表面电极。

通气系统1还包括血氧传感器41例如脉冲血氧仪，用于获得通气患者血液中的氧含量或浓度的测量值。血氧传感器41可以附接至患者3的身体部位，例如指尖、耳垂或脚，以便获得与该特定身体部位中的血氧合有关的血氧合数据。血氧合数据可以例如包括关于外围氧饱和度(SpO2)的数据。血氧合数据可以经由信号线43传输至呼吸装置2的控制计算机15，由此控制计算机15可以将接收到的血氧合数据用于确定患者3的血液动力学参数，如下面进一步描述的。

图2示出了呼吸压力曲线45、ECG 47、SpO2曲线49和代表呼吸压力曲线45的二阶时间导数(P”)的曲线51。仅用于说明不同心跳之间的相应量的变化，针对相应量示出了在不同心跳期间获得的多个曲线。

现在同时参照图1，呼吸压力曲线45、ECG 47、SpO2曲线49和P”曲线51可以由呼吸装置2的控制计算机15根据通气系统1的传感器在包括患者3的心跳的时间段期间获得的测量值而得出。呼吸压力曲线45是可以由控制计算机15基于从压力传感器37至37”中的任一个或任何组合接收到的测量值而得出的示例性呼吸曲线。例如，呼吸压力曲线45可以代表患者3的气道压力(P

当患者3的心脏跳动时，脉冲通过患者的肺部组织传播，并且进一步经由患者的肺部和气道中的气体进入通气系统1的呼吸回路。可以通过研究根据呼吸回路中的传感器测量值得出的呼吸曲线例如图2中的呼吸压力曲线45的幅度或曲率变化来检测该气体脉冲，该气体脉冲在下文中被称为心跳诱发的气体脉冲。如上所述，呼吸曲线的这种变化通常被称为心跳诱发的心源性振荡。

心跳诱发的气体脉冲到达呼吸回路中的压力测量点会引起呼吸压力曲线45的曲率的特征变化。在图2中，针对呼吸压力曲线45的曲率的特征变化的时间点被表示为t

此外，当患者3的心脏跳动时，从心脏朝患者的肺部泵送脱氧血流。该血液流构成了血压脉冲，该血压脉冲经由肺动脉从心脏朝患者的肺部传播。当血压脉冲到达患者的肺部处时，肺毛细血管的扩张引起血压脉冲传播至肺泡气体中。这样产生的气体脉冲(下文中称为血液脉冲诱发的气体脉冲)也可以通过研究根据呼吸回路中的传感器测量值得出的呼吸曲线例如图2中的呼吸压力曲线45的幅度或曲率的变化来检测。如上所述，呼吸曲线的这样变化通常称为肺流量诱发的心源性振荡。

血液脉冲诱发的气体脉冲到达呼吸回路中的压力测量点引起呼吸压力曲线45的曲率的特征变化。在图2中，用于呼吸压力曲线45的曲率的该特征变化的时间点被表示为t

为了使根据呼吸曲线例如呼吸压力曲线45检测到心跳诱发的气体脉冲和/或血液脉冲诱发的气体脉冲的机会最大化，控制计算机15可以被配置成执行基于在呼吸的低流量时段(即，呼吸回路中的低呼吸流量的时段)期间并且优选地在基本上恒定流量时段期间发生的心跳来执行患者3的肺血压的确定。低流量时段可以例如是吸气的最终阶段或呼气的最终阶段。替选地，控制计算机15可以被配置成在呼吸回路中基本上零流量的时段期间例如在吸气暂停、呼气暂停或者甚至阻塞操作期间执行确定。在下文中，将假定基于在吸气的最后阶段期间发生的心跳来进行血液动力学参数的确定。在吸气结束时，呼吸回路中呼吸气体的流量低，并且患者2的肺压力基本上恒定，从而有助于根据由控制计算机15得出的呼吸压力或流量曲线检测心跳诱发的气体脉冲和血液脉冲诱发的气体脉冲。为此，控制计算机15可以被配置成仅在吸气末时间窗口内分析呼吸曲线，以识别心跳的时间点t

控制计算机15可以被配置成通过分析呼吸曲线的幅度来确定心跳的时间点t

例如，控制计算机15可以被配置成研究呼吸曲线的一阶和/或二阶时间导数，并且优选地研究呼吸曲线的二阶时间导数。如由图2中的P”曲线51所示，在研究二阶导数时，由心跳和血液脉冲诱发的气体脉冲到达传感器引起的呼吸压力曲线45的特征变化变得甚至更加明显，从而有助于t

在一些实施方式中，控制计算机15可以被配置成使用与通气患者3的身体部分中的血液的氧合有关的血氧合数据，以进一步有助于心跳诱发的气体脉冲的检测和t

例如，可以通过使控制计算机15确定针对心跳的时间窗口(在图2中表示为ΔT

在其他实施方式中，控制计算机15可以使用除血氧合数据以外的数据以估计心跳的近似时间。例如，控制计算机15可以被配置成估计通气患者3的心率，并且使用所估计的心率来估计心跳的近似时间。例如，所估计的心率可以与针对至少一个先前的心跳的确定的时间点一起使用，以计算心跳的近似时间。根据上述原理，患者3的心率可以由控制计算机15基于根据呼吸曲线确定的针对心跳的多个先前确定的时间点来估计。此外，控制计算机15可以利用与患者3的正在进行的呼吸治疗有关的知识，以更准确地估计心跳的近似时间。对象的心率和心跳时机高度地受对象的呼吸率和呼吸时机的影响。因此，控制计算机15可以被配置成使用指示患者3的呼吸阶段的传感器数据，以进一步提高心跳的近似时间的估计。这样的传感器数据可以与患者3的呼吸压力、呼吸流量和/或指示呼吸动力的生物电信号例如Edi信号有关。根据上述示例，控制计算机15可以在估计了心跳的近似时间之后限定针对心跳的时间窗口，在该时间窗口中，分析呼吸曲线以确定针对心跳的更准确的时间。

此外，控制计算机15可以被配置成基于血压脉冲到患者3肺部的确定的到达时间点t

在其他情形下，可以使用一种或更多种上述技术来检测心跳诱发的气体脉冲，而血压诱发的气体脉冲更难以检测。在这样的情况下，控制计算机15可以被配置成在确定t

以上，已经描述了控制计算机15如何根据从呼吸回路中的呼吸压力和/或流量测量值得出的呼吸曲线确定心跳的时间点t

此外，上面参照图2中的呼吸压力曲线45已经描述了确定心跳的时间点t

一旦控制计算机15确定了心跳的时间点t

控制计算机15可以基于PTT

如本领域中众所周知的，血压脉冲的PWV可以表示为脉冲在其中传播的血管的容积弹性的函数。当血压上升时，血管的容积弹性增加，血管的壁变硬，并且PWV增加。因此，一旦已经使用本公开内容的原理确定了血压脉冲的肺PWV，则控制计算机15可以利用基于脉冲传播的血压确定的已知原理使用PWV来确定通气患者3的PBP。PBP与肺动脉中的血压脉冲的PWV成比例，并且比例常数取决于患者的肺动脉的弹性率。肺动脉的弹性以及确定的肺PWV与患者3的PBP之间的比例常数可以由控制计算机15基于由操作员输入至呼吸装置2的患者数据例如与通气患者的年龄有关的患者数据来设置。在其他实施方式中，比例常数可以由呼吸装置2基于在涉及全身血压测量的校准过程期间获得的数据例如基于从常规的血压袖带测量得到的数据来确定。这样的数据可以由呼吸装置2自动获得或者可以由操作员手动输入至呼吸装置2。

在示例性实施方式中，患者3的PBP可以由控制计算机15根据基于以下关系根据PTT

其中，PBP是肺动脉血压，α是常数，PTT

因此，通过根据测得的呼吸压力和/或流量中的心源性振荡来至少确定血压脉冲到通气患者3的肺的到达时间点t

应当注意，等式1没有考虑作用在血管上的外部压力的变化。然而，由于在呼吸期间肺组织的膨胀和收缩，肺动脉的外部压力可能发生相当显著的变化。作用在肺动脉上的外部压力取决于通气患者3的当前肺压力，因此，控制计算机15可以有利地被配置成在确定PBP时将通气患者的当前肺压力考虑在内。肺动脉上的外部压力的变化可以被认为是肺动脉的弹性率的变化。为了考虑肺压力的变化，控制计算机15因此可以被配置成确定作为肺压力的函数的肺动脉的弹性率。因此，根据一些实施方式，可以将等式1中的恒定零压力弹性模量E

根据以上内容，应当理解，如本文所述的用于非侵入性地确定血液动力学参数的方法可以是用于基于对象的心跳的时间点t

通过临床实验已证实，即使在变化的血管阻力下，PTT与每搏量(SV)之间也存在负相关。因此，上述用于非侵入性地确定肺PTT的方法使得控制计算机15能够基于所确定的肺PTT和患者的心率来确定通气患者3的肺心输出量。例如，使用esCCO方法的原理，PCO可以由控制计算机15根据以下关系来确定：

PCO＝K×(α×PTT

其中，α是常数，PTT

因此，通过根据测得的呼吸压力和/或流量中的心源性振荡来至少确定血压脉冲到通气患者3的肺的到达时间点t

根据以上内容，应当理解，如本文所述的用于非侵入性地确定血液动力学参数的方法可以是用于基于对象的心跳的时间点t

图3A是示出用于确定与机械通气患者的肺循环系统有关的血液动力学参数例如PBP或PCO的方法的流程图。该方法可以由运行计算机程序的任何计算机化通气系统执行，该计算机程序包括使通气系统及其部件执行各种方法步骤的指令。当描述该方法时，将同时参照图1中的示例性通气系统1以及图2中所示的图。

在第一步骤S31中，测量呼吸压力和/或呼吸流量。呼吸压力测量和/或呼吸流量可以通过一个或更多个压力传感器37-37’以及/或者一个或更多个流量传感器33-33’获得。

在第二步骤S32中，确定通气对象3的心跳的时间点t

心跳产生血压脉冲形式的肺血流，该肺血流沿着肺动脉向通气对象3的肺传播。在第三步骤S33中，确定血压脉冲到达对象的肺的到达时间点t

在第四步骤S34中，基于确定的心跳的时间点t

如图3B所示，步骤S34可以包括根据t

应当理解，可以独立于根据由肺流量诱发的心源性振荡确定血压脉冲到达通气患者3的肺的到达时间点t

如上所示，如根据由心跳诱发的心源性振荡确定的t

再次参照图2，时间点t

该到达时间点t

然后，控制计算机15可以根据t

例如，控制计算机15可以基于PTT

其中，SBP是全身血压，α是常数，PTT

此外，控制计算机15可以基于PTT

SCO＝K×(α×PTT

其中，α是常数，PTT

根据以上内容，应当理解，可以使用根据在心跳期间由心脏对患者的肺的物理冲击而引起的测得的呼吸压力和/或流量的变化(即，根据由心跳诱发的心源性振荡)来确定t

因此，根据本公开内容的一方面，提供了一种用于基于对象的心跳的时间点t

图4A是示出用于确定与机械通气患者的肺循环系统或全身循环系统有关的血液动力学参数例如PBP、PCO、SBP或SCO的方法的流程图。该方法可以由运行计算机程序的任何计算机化通气系统执行，该计算机程序包括使通气系统及其部件执行各种方法步骤的指令。当描述该方法时，将同时参照图1中的示例性通气系统1以及图2中所示的图。

在第一步骤41中，测量呼吸压力和/或呼吸流量。呼吸压力测量和/或呼吸流量可以通过一个或更多个压力传感器37-37”和/或一个或更多个流量传感器33-33”获得。

在第二步骤S42中，确定通气对象3的心跳的时间点t

在第三步骤S43中，确定由心跳产生的血压脉冲到达通气对象的循环系统中的到达点的到达时间点t

在第四步骤S44中，根据确定的心跳的时间点t

如果血压脉冲是到达对象的肺循环系统中的到达点的肺血压脉冲，则步骤S44对应于图3中的步骤S34。在这种情况下，血液动力学参数的确定可以包括以下步骤：根据t

如果血压脉冲是到达对象的全身循环系统中的到达点的全身血压脉冲，则步骤S44可以包括图4B中所示的步骤。在这种情况下，可以根据t

控制计算机15还可以被配置成基于患者的PCO与SCO之间的关系来确定通气患者3的心脏分流，其中，PCO和SCO中的任一个或两者都使用上述原理来确定。例如，患者3的心脏分流可以通过SCO与PCO之间的差确定。

通气患者3的心脏分流可以有利地用于心室间隔缺损(VSD)的诊断。每千人中约2人至3人患有VSD，这是心室间隔的缺损，壁分开了心脏的左心室和右心室，导致心脏分流从左心室流入右心室。

VSD的诊断是一项艰巨的任务，通常需要侵入性和/或昂贵的医疗设施。然而，所提出的用于心脏分流确定的方法使得能够以最少的附加设备来非侵入性地执行VSD的诊断。

此外，如果在检查患者时患者处于没有产生心脏分流的生理状态，则大多数已知的用于VSD诊断的技术(除了诸如心脏CT和MRI等成像技术外)将不能检测到VSD。所提出的用于在机械通气期间确定心脏分流的方法的优点在于，在VSD的情况下，可以通过借助于改变呼吸装置的通气设置来使患者的肺系统暴露于增加的肺压力水平下，从而引发心脏分流。

例如，控制计算机15可以被配置成基于在使用第一组通气设置对患者进行通气期间确定的SCO值和PCO值来确定患者3的心脏分流的第一值，所述第一组通气设置使第一呼吸压力被施加至患者；以及基于在使用第二组通气设置对患者进行通气期间确定的SCO和PCO来确定患者3的心脏分流的第二值，所述第二通气设置使第二且不同的呼吸压力被施加至患者。然后，控制计算机可以被配置成基于第一心脏分流值与第二心脏分流值之间的差来确定患者3是否患有VSD。换句话说，控制计算机15可以被配置成基于由施加至患者的呼吸压力的变化而导致的心脏分流的变化来确定通气患者3是否患有VSD。

因此，根据本公开内容的另一方面，提供了一种用于基于对象的PCO与SCO之间的关系来非侵入性地确定机械通气对象的心脏分流的方法，其中，PCO和SCO中的任一个或两者都使用上述原理来确定。如图5所示，该方法包括确定PCO和SCO的步骤S51，以及根据PCO和SCO确定通气对象的心脏分流的步骤S52。在心脏分流确定中使用的PCO可以是例如在步骤S342B中确定的PCO(参见图3B)，在心脏分流确定中使用的SCO可以是例如在步骤S442B中确定的SCO(参见图4B)。

尽管上面已经将所提出的非侵入性地确定血液动力学参数的方法描述为由向患者3提供机械通气的呼吸装置2的控制计算机15执行，但是应当理解，该方法也同样可以由能够获得呼吸压力和/或呼吸流量的测量值的任何其他装置执行。例如，该方法可以由连接至流量传感器的患者监监护仪执行，以在对被监测的患者进行正在进行的通气治疗期间获得呼吸流量测量值。这种配备有流量传感器的患者监护仪可以存储有上述计算机程序，并且在由患者监护仪的计算机执行计算机程序时使患者监护仪执行上述方法中的任何方法。同样地，所提出的方法可以由独立计算机例如个人计算机(PC)执行，该独立计算机被配置成从通气系统1的压力传感器和/或流量传感器接收呼吸压力和/或呼吸流量测量。