CN103052352B - 用于测量呼吸系统机械阻抗的测量系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种用于在自主呼吸活动中测量患者呼吸系统的机械阻抗的测量系统，其特征在于，该测量系统包括：风扇；使所述风扇运转的马达；所述马达和所述风扇位于空腔内；所述空腔包括始端和末端，这两端均通向外部；所述空腔在所述始端和所述末端之间具有小于1cmH₂O/L/s的阻抗；所述风扇从所述末端抽出空气，并向所述始端提供小幅值且频率>2Hz的压力变化；所述始端包括气压和气流量测量装置和与气道开口直接相连的连接部。

Description

用于测量呼吸系统机械阻抗的测量系统和方法

技术领域

本发明涉及在无需患者配合的情况下，使用强迫振动技术（FOT或振动测量法）在患者的自主呼吸活动中测量呼吸系统的机械阻抗的测量系统和方法。本发明能够构成紧凑便携的装置，从而把死区和加给患者气道的负荷减小到最低。

背景技术

强迫振动技术是基于肺和气道对外部产生的小正弦压力刺激的反应来测量其机械特性的方法。尽管在1956年就提出了这些技术（应用生理学杂志-1956年5月，第8卷，第6期，587-594），但是多年以来由于实施上的技术困难，这些技术几乎没有引起临床兴趣。近来，由于数字电子和计算器领域的技术进步，使用振动测量法测量呼吸系统的机械特性和功能特性，作为一种潜在的新型诊断和监控手段，已经产生了越来越大的临床兴趣。

在振动测量法中，通过对呼吸系统进行外部小幅值的机械刺激并导出机械阻抗（Z）来测量呼吸系统的机械特性，机械阻抗定义为在刺激频率下在气道入口处测得的压力（P_ao）和流量之间的复数比：

机械阻抗是复数，实数部分称为阻值（R（f）），合成了系统耗散特性，而虚数部分称为抗值（X（f）），合成了系统电容以存储能量，并因此由系统的弹性特性和惯性特性共同确定。

从提出至今为止，已经描述和使用了各种测量装置。在最初的实施方案中，系统由刺激发生器和测量流量和压力的一组传感器组成，刺激发生器是由与活塞相连的汽缸构成，汽缸出口与气道开口（鼻或嘴）直接相通（应用生理学杂志-1956年5月，第8卷，第6期，587-594，美国专利US3713436-1970年10月23日提交）。尽管该技术能够用最佳信号/噪声比产生复合刺激波，但是不能应用于自主呼吸过程，而是仅适用于对象完全放松情况下的呼吸暂停期间。

后来，为了能够把该技术应用于自主呼吸过程中的测量，开发出一种新式装置，它由产生振荡的扬声器、由允许自主患者呼吸和防止刺激分散到外部环境所需的高惯性管构成的呼吸回路、以及一组压力和流量传感器组成（临床研究杂志-1975年11月，第56卷，1210-1230，US4,333,476,EP1551293）。然而，由于显著增加了呼吸系统的死区，高惯性管的存在需要使用附加的流量发生器以便换气，这样增大了整个系统的尺寸和复杂性。

如在US4,220,161和US6,066,101中所描述地，已经制造出减小尺寸的装置，其使用致动器在自主呼吸过程中部分地或完全地封闭气道，从而在通过呼吸肌产生刺激能量的回路中导致压力扰动。

尽管与后一类相关的装置更加经济且不那么笨重，但是它们不适用于低的呼出和吸入流量（例如，在吸入结束时和在呼出结束时）。这使得它们不适于测量在整个呼吸循环过程中出现的呼吸机械变化。

如US6,257,234、US6,363,933和WO2010/070498中所描述的，同样已知的治疗通气系统能够利用FOT技术导出呼吸阻抗。

由于这些系统把刺激系统和进行测量需要的低幅值正弦波的同时产生与辅助性通气压力波相结合，因此这些系统必须能够产生高压（10-20cmH₂O）。为此，这些系统使用与一个或多个以电子方式控制的调节阀相结合的压力发生器。因此，这些系统需要的复杂性和能量使得其尺寸需要使用一个或两个连接患者气道开口的管。在单管的情况下，为了防止呼出的CO₂聚集，管内的压力必须保持大于至少3cmH₂O，从而产生流过设置在患者附近的排出口的连续更新流。然而，由患者吸入的压力会妨碍在正常呼吸量下进行阻抗测量。

发明内容

本发明的目的是提供一种用于测量呼吸系统的机械阻抗的测量系统和方法，特别地涉及用于产生预定形式的小幅值压力刺激，记录气流量和压力测量值，并进行数字处理以导出呼吸系统机械阻抗的系统和方法，其结构紧凑并可用于在患者的自主呼吸活动中进行测量。

根据本发明，通过用于在自主呼吸活动中测量患者呼吸系统的机械阻抗的测量系统可以实现这些和其它目的，所述测量系统的特征在于包括：风扇；使所述风扇运转的马达；所述马达和所述风扇位于空腔内；所述空腔具有始端和末端，这两端通向外部；所述空腔在所述始端和所述末端之间具有小于1cm H₂O/L/s的阻抗；所述风扇从所述末端抽出空气并向所述始端提供压力变化；所述始端包括气压和气流量测量装置和与气道开口直接相连的连接部。

还通过一种用于测量呼吸系统机械阻抗的方法达到上述目的，该方法包括以下步骤：记录气压和气流量测量值；所述记录步骤包括改变位于空腔内的风扇的旋转速度，从而迫使气流进入所述空腔，以在气道开口附近产生最大幅值小于或等于3-5cmH₂O的压力波动；在被测对象的气道附近测量所述空腔内的气压和气流量。

从属权利要求中描述了本发明的其它特征。

与类似技术相比，本发明方案具有以下优点。

1.由于系统必须产生小幅值的压力刺激（峰间≤3cm H₂O），能够使用风扇作为致动器来代替以往系统所用的鼓风机。结果，患者能够以最小的力通过其呼吸，而不需要额外的替代路径，因此减小了能量消耗，从而能减小马达尺寸，以及因此可以制造便携的系统。

2.由于以这种方式构成的系统紧凑且尺寸小，该系统可通过与患者直接连接的喷嘴而应用于患者。结果，系统的死区极小，因此不需要为了产生连续的更新流而给回路加压，这样能够在接近大气压的压力下进行测量。因此，不对患者吹入气，而在患者正常呼吸的肺容积下测量阻抗，因此更能代表呼吸系统的正常工作状态。

3.能够使用本系统在患者的整个呼吸循环中测量呼吸系统的机械阻抗。

4.本系统不需要实施呼吸操纵。

5.本系统能够用于测量内呼吸阻抗的变化。这里提出的系统由容纳旋转马达的空腔构成，旋转马达与容纳在气压回路内的风扇（轴流或离心）连接，患者通过该气压回路呼吸。本系统包括与空腔直接连接的喷嘴，并优选设计成在测量过程中支撑脸颊，以减小上气道对阻抗测量的分流影响。

一个或者优选多个压力传感器和流量传感器定位在回路中，优选在患者的气道开口附近。优选使用基于微处理器（μP）的电子系统对在气道开口直接或间接测量的压力信号（P_ao）和流量信号进行数字化并记录，用于在自主呼吸过程中计算呼吸系统的入口阻抗和其变化。优选地，这些算法在测量过程中校验正确的信噪比，并且如果需要，可通过使马达的旋转速度加快和减小而作用于马达上，从而在患者气道开口附近改变压力刺激的幅值和形态，进而提高测量质量。

附图说明

从下面对附图中作为非限制性实例示出的本发明的可能实施例的描述，本发明的特征和优点将明显，其中：

图1示出了根据本发明向患者施加的用于测量呼吸系统机械阻抗的测量系统的示意图；

图2示出了根据本发明用于测量呼吸系统机械阻抗的测量系统的示意图；

图3示出了根据本发明从三个侧面来看在测量呼吸系统机械阻抗时支撑脸颊的喷嘴的示意图。

具体实施方式

参考附图，根据本发明，用于测量呼吸系统的机械阻抗的测量系统包括与轴流风扇11连接的马达10。

马达10和风扇11定位在基本上为圆锥形的空腔12（液压回路）中，空腔具有始端13和末端14，这两端都具有朝向外部的开口。

始端13布置成与喷嘴21或其它与患者相连的接口连接，因此其直径为大约2-4cm。末端14的直径比始端13大，为大约5-15cm，因为末端必须容纳风扇11。在克服了用于容纳风扇11的扩大后，空腔12的直径减小到大约4-5cm的直径，其确定了空腔12的外部开口。

在一个可替换的实施例中，空腔12可具有更加简单的圆柱形，在其两个底部开口，喷嘴21施加在一个底部上。

在上述两种情况下，空腔12的长度小于25cm，喷嘴21的长度为大约5cm。因此，从后侧抽气端到患者气道开口的距离非常小，等于或小于30cm。

如果空腔12的容积大于50mL，空腔优选包括一个或多个孔，孔位于始端13和末端14之间距离的大约一半处，用以确保呼出空气向外扩散。

在一个可能的实施例中，空腔12还包括紧邻始端13定位的压力传感器（P_ao）16和流量传感器17。在另一个实施例中，空腔12仅包括紧邻始端13定位的压力传感器（P_ao）16，并使用马达的电吸收值和/或其旋转速度来间接测量所述空腔内的流量。

由电网或电池供电的微处理器处理控制系统20与空腔12相联，所述微处理器处理控制系统从传感器16、17接收信号，将信号存储在存储器中，并实施计算呼吸系统的机械阻抗所需的处理。该系统还包括用于马达10的控制电路和用于微处理器处理控制系统20的外部连接以及取出得到的测量结果的端口。

根据一个实施例，用于处理得到的测量结果的处理控制装置20仅包括存储器和用于取出数据的电子接口。在另一个实施例中，该装置不仅包括存储器还包括数据处理系统，因此直接提供已处理的数据。在另一个实施例中，该装置包括用于传送无线数据的系统。

在另一个实施例中，该处理控制装置包括用于通过因特网把数据传送给外部处理和存储系统的系统。

马达10例如可以为有刷型，例如通过使用PWM（脉宽调制）调制的电流信号来控制马达的旋转速度。

该技术能够通过调制振荡方波的占空比来控制马达速度。

优选地，使用气道开口附近的压力测量值（传感器16）作为输入变量，通过闭环PID控制算法由控制系统20控制占空比的值。

马达10的旋转速度变化，从而迫使外部空气进入空腔12，以在气道开口附近并因此在喷嘴21处产生压力变化，最大幅值等于大约峰间3cmH₂O，该压力变化具有预定形态，通常为正弦，或正弦频率总和>2Hz，通常是介于5至20Hz之间，平均压力值小于或等于1.5cmH₂O。

在一个优选的实施例中，平均压力值介于0.75和1cmH2O之间，因此峰间压力介于1.5和2cmH₂O之间。

为了使患者能够用最小的力通过回路进行自主呼吸，容纳有马达-风扇单元的空腔设计成具有1cmH₂O/L/s的最大阻抗，该最大阻抗是在正常呼吸频率并因此是在0-1Hz的范围内测得的。

由于进行测量所需的压力增量为小幅值（≤3cmH₂O峰间），能够通过以下方式来满足这种要求：使用总叶片面积和倾角能够使流动阻抗小于1cmH₂O/L/s的轴流风扇（假定只有空腔的阻抗是可以忽略的），或者使用总面积不超过空腔横截面面积的3/4的管道离心风扇。

由上气道形成的分流路径影响在气道开口测得的呼吸系统入口阻抗的测量值（应用生理学杂志1989；66：2274-2279）。为了减小这种影响，患者或医生需要用手支撑脸颊。为了在没有监护时也能够使用，本发明的系统使用脸颊支撑喷嘴，其特别设计成减小脸颊的运动并从而减小对测量结果的相对负面影响。

在位于空腔12的始端13处的喷嘴21的侧面设有基本上为三角形的略微凹进的两块板22，在喷嘴21处于嘴中时，这两块板定位在患者的脸颊上，以施加轻微的压力（板本身）并使脸颊保持静止。

用于测量所述呼吸系统机械阻抗的测量系统的使用非常简单。把装置（控制系统20）接通。患者把喷嘴21放入嘴中，然后进行一系列呼吸。同时，控制系统20按照程序使马达10运转，使用压力值和流量值来计算振荡机械和呼吸模式参数，根据本实施例，所述压力值和流量值由传感器16、17测量。

如果需要，可以下载所存储并计算的值。

使用基于Horowitz（Comput Biomed Res1983年12月；16（6）：499-521）和Kackza（Ann Biomed Eng1999年5月；27（3）：340-55）发表并且近来由Dellaca等（EP1551293）改进的最小平方优化的算法，能够计算呼吸系统的阻抗。该算法是基于把压力信号和流量信号分解成由于正常呼吸活动而引起的分量和由于外部刺激而引起的分量。然后把后者分解成谐波成分，对每个谐波成分进行迭代计算步骤，以确定每个谐波成分的相量系数。

并行地对压力信号和流量信号迭代地进行计算：每次迭代中，处理以样品k为中心的N个样品的时间窗。在每个窗内部，可以把过滤的信号看作由正弦波和残余噪声组成：

S(t)＝r(t)+a₀+acos(2πft)-bsen(2πft)＝r(t)+a₀+Real[(a+jb)e^j2πft]

由于把信号数字化，该相同方程式能够重写成下面的矩阵形式：S=A.X+R

$A=\left[\begin{array}{ccc}1& \cos \left({\mathrm{\ωt}}_1\right)& -\mathrm{sen}\left({\mathrm{\ωt}}_1\right)\\ 1& \cos \left({\mathrm{\ωt}}_2\right)& -\mathrm{sen}\left({\mathrm{\ωt}}_2\right)\\ ...& ...& ...\\ 1& \cos \left({\mathrm{\ωt}}_N\right)& -\mathrm{sen}\left({\mathrm{\ωt}}_N\right)\end{array}\right]$ $X=\left[\begin{array}{c}{a}_0\left(l\right)\\ a\left(l\right)\\ b\left(l\right)\end{array}\right]$ $S=\left[\begin{array}{c}P\left(k\right)\\ P(k+1)\\ ...\\ P(k+N-1)\end{array}\right]$

其中：

ω=刺激脉冲

k=迭代指数

N=时间窗的长度

l=k+窗/2，如果N为偶数；或者k+（N-1）/2，如果N为奇数。

对该系统求解，对于信号相量系数矩阵可获得以下表达式：

X＝(A^TA)^-1A^TS

矩阵A以及从而矩阵（A^TA）^-1A^T仅取决于刺激频率，因此在整个计算执行过程中保持不变。

把所述方程式应用于压力数据窗和流量数据窗，获得以下各因子系数：

$X_p\left(l\right)={\left(A^{T}A\right)}^{-1}{A}^T{S}_p\left(l\right)=\left[\begin{array}{c}{a}_{0,p}\left(l\right)\\ a_p\left(l\right)\\ b_p\left(l\right)\end{array}\right]$

$X_{\stackrel{\·}{V}}\left(l\right)={\left(A^{T}A\right)}^{-1}{A}^T{S}_{\stackrel{\·}{V}}\left(l\right)=\left[\begin{array}{c}{a}_{0.\stackrel{\·}{V}}\left(l\right)\\ a_{\stackrel{\·}{V}}\left(l\right)\\ b_{\stackrel{\·}{V}}\left(l\right)\end{array}\right]$

从用于压力信号和流量信号的因子系数，获得以下表达式：

$\left(l\right)=\frac{P}{\stackrel{\·}{V}}\frac{a_P\left(l\right)+{\mathrm{jb}}_P\left(l\right)}{a_{\stackrel{\·}{V}}\left(l\right)+{\mathrm{jb}}_{\stackrel{\·}{V}}\left(l\right)}$

为了计算目的，窗向前移动一个样品，并重复前述步骤。

对形成刺激信号的每个谐波分量进行该计算。最终结果由多个阻抗迹线组成，该阻抗迹线等于随时间变化的信号分量频率的两倍。

实际上，可以根据需要和本领域技术任意选择用于测量呼吸系统机械阻抗的测量系统所用的材料以及尺寸。

Claims (9)

1.一种用于在自主呼吸活动中测量患者呼吸系统的机械阻抗的测量系统，其特征在于，该测量系统包括：风扇；使所述风扇运转的马达；所述马达和所述风扇位于空腔内；所述空腔包括始端和末端，始端和末端均通向外部；所述空腔在所述始端和所述末端之间具有小于25cm的长度；包括所述马达和所述风扇的所述空腔在所述始端和所述末端之间具有小于1cm H₂O*s/L的阻抗，该阻抗是在0-1Hz范围内的正常呼吸频率下测得的；所述风扇是总面积不超过所述空腔横截面面积的3/4的管道离心风扇或总叶片面积和倾角能够使流动阻抗小于1cmH₂O/L/s的轴流风扇；所述风扇从所述末端抽出空气，并向所述始端提供最大峰间幅值等于或小于3H₂O且频率>2Hz的压力变化；所述始端包括气压和气流量的测量装置以及与气道开口直接相连的连接部。

2.根据权利要求1所述的测量系统，其特征在于，风扇在患者的气道开口附近产生平均值小于1.5cmH₂O的可变压力。

3.根据权利要求1所述的测量系统，其特征在于，所述末端和气道开口之间的距离小于30cm。

4.根据权利要求1所述的测量系统，其特征在于，所述测量系统包括用于存储所述测量装置测量值的存储器。

5.根据权利要求1所述的测量系统，其特征在于，所述测量系统包括用于获得呼吸系统阻抗而进行所需处理的计算单元。

6.根据权利要求1所述的测量系统，其特征在于，所述空腔包括一个或多个位于所述始端和所述末端之间的孔。

7.根据权利要求1所述的测量系统，其特征在于，所述马达控制成提供可变的气流量，从而在空腔内部产生遵循预定模式的压力值。

8.根据权利要求1所述的测量系统，其特征在于，测量系统还包括固定在所述空腔端部上的喷嘴，该喷嘴包括由定位在其嘴部侧面的两个板组成的脸颊支撑系统。

9.一种用于测量呼吸系统的机械阻抗的方法，包括以下步骤：记录患者的气压和气流量测量值；所述记录步骤包括改变位于空腔内的风扇的旋转速度，从而迫使气流进入所述空腔，以在所述空腔的气道开口附近产生最大幅值小于或等于3cmH₂O且频率>2Hz的压力波动；使所述患者能通过气压回路进行自主呼吸，所述空腔容纳旋转马达，所述旋转马达与容纳在气压回路内的风扇连接；所述空腔的最大阻抗等于1cm H₂O*s/L，该最大阻抗是在0-1Hz范围内的正常呼吸频率下测得的；在被测对象气道附近测量所述空腔内的气压和气流量。