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欧洲专利申请
出版日期：20.06.2012公告2012/25 国际 cl:A61M 16/00（200601） A61B 5/0488(200601)
申请号：11170467.2 提交日期：19.06.2011
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发明人：埃格, 马库斯 23562吕贝克（德克萨斯州）
申请人：23558吕贝克（德国）
发明物：用于自动控制呼吸机的呼吸机和方法
本发明涉及一种用于自动控制呼吸机的方法，用于在连续的通气阶段（吸气和呼气阶段）之间转换（触发），其中用于呼吸活动的气动信号U普内乌（t）并且感测来自患者的用于呼吸活动的非气动信号u非_普内乌（t），并且从当前通气阶段开始之后的预设参考时间开始，感测相应的距离A普内乌 （t）和确定来自相关阈值的非普内乌（t），并且这些距离A普内乌（t）和A非。普内乌（t）相对于彼此标准化，变为普内乌（t）和5非普内乌（t），它们的值在预设的参考时间是相同的，平均值由标准化距离S普内乌（t）形成和（8）非。普内乌（t）给出平均距离，当组合距离为0时，转换到下一个通风阶段。
说明
用于自动控制呼吸机的方法技术领域本发明涉及一种用于自动控制呼吸机的方法，用于在连续的交替的通气阶段（吸气和呼气阶段）之间转换（触发）。
背景技术用呼吸机机器人工维持呼吸的目的是减轻患者呼吸肌的压力并确保有足够的氧供应并且二氧化碳被消除到足够的程度。这可以通过使呼吸机对整个呼吸活动负责，或者在辅助技术中对部分呼吸活动负责，在后面这些辅助技术中辅助或增强患者的现有呼吸活动。为此目的，呼吸机包含通风机单元或加压气体供应，以在由控制单元预设的压力下供应用于呼吸的气体。还存在传感器，其作为时间的函数感测气动呼吸信号，例如气道压力，或呼吸气体的流量及其体积（通过整合流动获得），并通过这些信号传送到控制单元。
鉴于慢性肺病的增加和对改进疗法的需求，呼吸的非侵入性辅助以及患者与呼吸机单元之间改善的相互作用是现代需要满足的关键要求。呼吸机。在这种情况下要实现的重要目标是在机器提供的辅助和患者自己的呼吸活动之间建立时间同步。在过去，经常做的是镇静自发呼吸的患者以允许正确地设置通气并且允许在患者和呼吸机之间存在同步。根据现有的知识，这个程序不再可接受，因为必须通过通风损坏肺部的风险。
为了改善患者的呼吸活动与呼吸机单元的动作之间的同步，重要的是在患者的呼吸活动中可靠地检测吸气开始和呼气开始。特别是在新生儿和COPD患者的情况下，通过常规方法检测通气阶段通常是不正确的，并且即使在疲惫的情况下也会导致呼吸努力增加。
对于旨在以改进的方式考虑患者的呼吸活动的呼吸的人工维持，从DE 10 2007 062 214中已知不仅用于感测呼吸活动的气动信号而且用于肌电图。信号由胸腔上的电极拾取，并且用于呼吸活动的肌电图信号（EMG信号）从这些信号中获得。这些EMG信号独立于用于呼吸活动的气动信号，因此构成独立的信息源，其可用于感测吸气和呼气的开始。然而，EMG信号具有干扰和中断的情况并不罕见，例如来自心脏的ECG信号，运动伪影，或所谓的串扰（与患者的呼吸系统无关的肌肉活动）叠加在他们身上。
由于上述最后的原因，EMG信号不能容易地用作检测吸气和呼气开始以及以适当方式控制呼吸机的唯一基础。在这方面，确实存在信号源之间的已知转换，其中，根据信号质量，在通常使用的用于呼吸活动的气动信号（通常是流量或压力）和EMG信号之间进行转换，信号质量为通过例如确定信噪比来感测。在WO2008 / 131798A1中描述了基于EMG信号的通风控制和基于其他类型的信号的通风控制之间的这种转换。在这种情况下，如果发现EMG信号和呼吸活动之间缺乏同步，则在基于EMG信号的控制之间进行转换以基于其他呼吸活动信号进行控制。一旦再次发现EMG信号和呼吸活动之间的充分同步，呼吸机就基于EMG信号恢复到操作模式。然而，当在两个信号源之间存在这种转换时，基本上完全忽略来自一个信号源的贡献，并且因此浪费了独立信息。当两个信号源的质量低时，这是特别不利的。
在US 6,588,423中描述了基于EMG信号的呼吸触发。在这种情况下，原始EMG信号被预处理，并且为了触发，测量EMG信号的强度（均方根）。最后检查，超过固定阈值被用作阈值标准。
发明内容
本发明的目的是提供一种用于在呼吸机中转换到下一个通气阶段的自动方法，其中对呼吸努力有更敏感和更早的反应，而不转换到下一个在干扰的情况下，通风阶段被错误地触发到更高程度。用于实现该目的的是一种具有权利要求1中给出的特征的方法在从属权利要求中规定了本发明的实施例。
根据本发明的方法，来自患者的用于呼吸活动的气动信号U普内乌（t）和用于呼吸活动的非气动信号U非普内乌（t）是检测。在当前情况下，用于呼吸活动的气动信号的意思是测量信号，其直接涉及通气的气动控制，例如压力，流量或体积。除此之外，还感测到用于呼吸活动的非气动信号，其在患者处表示呼吸系统的状态和呼吸活动，例如从电极拾取的肌电信号（EMG信号）。在胸腔上，或通过模型计算的呼吸肌压力。对于这两个独立的信号，相应的距离A普内乌（t）和A非 -普内乌（t）来自相关的阈值，这些阈值指示转换到下一个通气阶段，从给定的参考时间确定通风阶段（例如通风阶段开始后200毫秒）。然后，这些与相关阈值的距离相对于彼此标准化，使得两个距离可以直接相互比较，这通过将它们标准化为在参考时间变为相等的距离值来实现;用于此目的的说明性公式如下。这样，两个距离A普内乌（t）和A非 -普内乌（t）被标准化为相等的值，变为S普内乌⑴和S非 -普内乌（t） ，在参考时间。最终由阈值的这些标准化距离形成平均值或将它们组合，以给出平均距离，并且当组合距离为0时，进行到下一通气阶段的转换。
尺寸的使用用于检测吸气和呼气开始的组合距离的特征在于其更强的鲁棒性，同时更快的检测。通过这种方式，可以获得呼吸机的触发或控制信号，该信号以最小的必要延迟表示关于患者活动的最大可能信息量，因此允许为通气提供更可靠的支持。比以前可能的。在现有技术中，只有在首先满足的标准被优先并且然后触发转换（先到先得）的情况下，触发通风阶段的不同标准才相互组合，即，已经对每个信号进行了与阈值的比较，并且一旦满足一个标准就触发了通气阶段的开始。该过程是不利的，因为与其阈值相比，没有考虑呼吸活动信号的可靠性。因此，在现有技术中，可能首先及时满足的阈值标准导致通气阶段开始的过早触发，即使引起触发的呼吸活动信号可能不是非常可靠并且可能被人工制品打乱了。
通过根据本发明组合用于呼吸活动的气动信号和用于呼吸活动的非气动信号的阈值的距离，信息量，以及因此转换到下一个的可靠性。通气阶段显着增加，因为至少两个基本上不相关的呼吸活动信号（即一个信号中的干扰通常不会出现在另一个信号中）构成组合距离。尽管用于呼吸活动的气动信号在较大或较小程度上彼此相关（干扰和中断以相同的方式影响所有气动信号），但通过添加用于呼吸活动的非气动信号，可以咨询独立的信息来源，它大大提高了正确检测通风阶段开始的可靠性。例如，如果用于呼吸活动的两个信号中的一个受到干扰，使得模拟到达相关阈值，则与第一信号不相关的呼吸活动的第二信号通常仍然是相当远的距离。因此，其阈值和组合距离仍将远离0，因此不会触发下一阶段通气的过早开始。
参考时间的目的是提供相对于当前通气阶段的开始的最小延迟。这种延迟需要足够短，以至于在一个通风阶段的开始消失之后，在该延迟内可能已经发生对下一个吸气阶段的新变化的可能性非常小。参考时间为200 ms就是这种情况。为了改变到下一个通风阶段然后在稍后的时间点触发，那么所有需要做的就是从这个参考时间确定与阈值的标准化距离，并且这些是处理和观察。
用于呼吸活动的气动信号优选地选自气道压力，流量或体积的信号。用于呼吸活动的非气动信号选自在患者处代表呼吸系统状态和呼吸活动的信号。除了计算的呼吸肌压力，测量的食管压力和胃压，这些信号是电信号，即EMG信号，MMG信号（肌电信号），胸部阻抗信号，fEIT信号，几何信号，即胸部带信号，腹部来自应变仪的频带信号和信号，与运动相关的信号，即来自加速度传感器的信号，以及声信号，即来自麦克风的信号。因此，这些用于呼吸活动的非气动信号涉及患者体内与呼吸活动相关的压力的内部条件，与呼吸活动相关的电活动，以及胸部区域中的尺寸的几何变化。与呼吸活动相关的，与呼吸活动相关的胸部区域的运动，以及与呼吸活动相关的声学活动。这些用于呼吸活动的信号与用于呼吸活动的气动信号不相关，呼吸活动的气动信号在一个信号中的假象或推断也导致另一个信号中的一个信号的意义上由呼吸机感测。由于用于呼吸活动的气动和非气动信号之间的这种独立性，当分析距阈值的距离时，大量信息变得可用，从而能够转换到下一个通气阶段的开始。同时具有较高的敏感性但不易受干扰或干扰的影响。
对于用于呼吸活动的气动信号，距阈值的标准化距离可以是
其中U气动参考 是当前通风阶段中预设参考时间的呼吸活动气动信号的值。在当前通风阶段的参考时间，分子和分母相等，参考时间的标准化距离为1。
在上面的公式中，阈值U普内乌（t）被示出为取决于时间;尽管也可以使用随时间恒定的阈值，但是通常同样可以使用所谓的动态阈值，其随时间变化并且将在下面描述。对于用于呼吸活动的非气动信号，可以例如确定距阈值的标准化距离
其中U非_普内乌是在通风阶段开始后的预设参考时间内用于呼吸活动的非气动信号。
作用于呼吸活动的气动信号的是流量信号V（t），这意味着从相关阈值的标准化距离是从
其中Vthresh 是预设参考时间的流量信号的值。
作用于呼吸活动的非气动信号的是肌电信号EMG（t），这意味着从相关阈值的标准化距离是从
其中EMGthresh是通风阶段预设参考时间的EMG信号值。
可以看出，距相关阈值的距离的标准化使得在前一通气阶段的参考时间，用于呼吸活动的非气动信号和用于呼吸的气动信号的距离。活动是相同的，即在本案例中为1。为了形成用于呼吸活动的气动和非气动信号的距离与其相关阈值的平均值，可以通过形成加权平均值来确定所涉及的装置，作为加权算术，几何或谐波均值，加权中位数或最大值或最小值。
为了形成加权平均值以确定组合距离，可以使用用于呼吸活动的信号的质量指示符，例如，以下面的方式
其中Q普内乌 是用于呼吸活动的气动信号的质量指示器，Q非_普内乌 是用于呼吸活动的非气动信号的质量指示器。质量指标的例子如下。
使用的EMG信号优选是预处理的EMG信号。这种EMG信号的预处理以已知的方式执行，使得原始EMG信号不受干扰和破坏信号（例如ECG，运动伪影，电源嗡嗡声）的影响，最后，包络线检测是执行。包络曲线检测可以例如通过“整流”然后进行低通滤波来执行，“整流”通过给出值（例如，平方或纯绝对值生成）的操作来执行。在低通滤波之后，然后获得的是包络曲线，即包围原始信号波形的包络线。包络线检测过程的优选实施方式是在滑动时隙的长度上形成所谓的RMS（均方根）。可以通过术语“包络曲线检测”描述的EMG幅度估计的概念在Merletti R，Parker PA：Electromyography，Physiology，Engi中有详细描述。
图1是表示呼气活动的气动信号，即流量，作为呼气时间，完全吸气和进一步呼气开始的函数的曲线图，
图2是表示图1所示的呼吸活动用气动信号的阈值的标准化距离的曲线图。
图3是表示在与图1相同的时间段内作为时间函数的呼吸活动的非气动信号，即EMG信号的曲线图，
图4是表示图3所示的呼吸活动用非气动信号的阈值的标准化距离的曲线图。
图5是表示图1和2中所示的标准化距离的曲线图。如图2和4所示，由此形成的平均距离，作为呼气阶段的时间的函数。
图1中所示的呼吸活动的气动信号是作为时间的函数的流动，持续一段时间，其显示吸气的结束，完成呼吸的后续，完成的吸气成功到期。并且下一次到期的开始。流量信号已经给出了附图标记
由于满足尚未描述的标准，因此转换到期满阶段。此时，还存在重置阈值，该阈值将用于转换到下一个吸气阶段。在本实施例中，所使用的不是固定阈值（其将是图1中的水平直线），而是所谓的动态阈值。在当前情况下，适合于检测下一个吸气的是动态阈 值，其在呼气开始时首先以相对高的值开始。该相对较高的值持续预设的时间段，然后动态阈值减小到目标值，该目标值应在预期到期时达到;例如，可以从先前呼气阶段的持续时间估计呼气的预期终点。在到期开始之后将阈值保持在相对高的恒定值的预设时间段将被选择为使得它明显短于所有预期的到期阶段，即新吸气开始的可能性早于在这段时间内应该是消失的
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资料编号：[1299]
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