CN104736056A - 一种通过在躯体表面上从测量局部曲率以用于监控呼吸体积以及在机械通气中同步触发的设备和方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种在机械通气设备中监控呼吸，运动的装置和方法，以提供用于获得患者通气同步以及连续测量潮量的非气动式可变化触发。该方法利用单个LPG(长周期光栅)光纤传感器，基于测量患者躯干表面的曲率，该传感器连接于具有高硬度下方组织的人体躯干的区域处，该区域例如为接近胸骨的底部肋骨处。

Description

一种通过在躯体表面上从测量局部曲率以用于监控呼吸体积以及在机械通气中同步触发的设备和方法

技术领域

本发明涉及一种用于通过测量胸廓运动，尤其是人体躯干局部曲率变化，从而来测量呼吸体积的传感器。

背景技术

本发明涉及一种用于连续监控患者呼吸，尤其是在加护病房重病患者的呼吸的方法和设备。在医学领域，机械通气是一种机械式辅助或替代自主呼吸的方法。该方法涉及称为通气设备的机器。机械通气主要有两种类型：1.侵入式通气，其使用气管插管术（将管子插入鼻子或嘴巴，且进入气管），以及2.非侵入式通气，其使用口鼻面罩或口罩。在机械通气中，有必要进行潮气量（Vt，在安静呼吸期间进入肺部或从肺部出来的气体量）测量以确保足够的通气，该测量可受到漏气影响，其在使用口鼻面罩时是一个非常普遍的严重问题。一种独立于漏气的，直接监控患者肺部容量的方法将实现潮气量的实际无错误测量。

从1980年的早期开始，已经发展了可提供辅助性机械通气的通气设备。这些通气设备装备有用于检测患者吸气用力的开始的气动传感器。该触发机械的传感器通过由患者吸气用力产生的气动信号以及在通气回路中的测量，即：压力，流量来检测吸气。作为响应，该通气设备将辅助患吸气用力。

患者通气设备的非同步性称为机械输送呼吸（通气设备）和神经呼吸用力（患者）的非耦合。该非同步性施加了呼吸系统的额外压力，并可增加重病患者的病况。

患者通气设备非同步性在加护病房中存在于25%的机械性通气患者中。在触发过程的患者通气非同步性以以下的形式出现：自动触发（在没有吸气肌肉收缩的情况下触发），过度触发延迟（吸气用力和通气设备触发的开始之间的延迟），以及非有效用力（用户吸气用力来触发通气设备的失败）。理论上来说，在神经活动和吸气开始之间的时间延迟约为20ms（Verbrugghe W, Jorens PG: 神经调节的通气辅助（Neurally adjusted ventilatory assist）: 通气工具或通气玩具a （ventilation tool or a ventilation toy?）, Respir Care. 201 1 Mar;56(3):327-35）。当用于肺部模拟器时，具有触发延迟的气动触发工作的机械通气设备可低至50 ms (http://www.hamilton-medical.ch/clinical-resources/white-papers.html)， 但用于患者时，触发延迟达到250-550 ms (Spahija J et al., 在压力支持通气和神经调节通气辅助时患者-通气设备设备的互动（Patient-ventilator interaction during pressure support ventilation and neurally adjusted ventilatory assist）. Crit Care Med. 2010 Feb;38(2):518-26)

直接监控患者肺容量的方法将提供了独立于漏气的可变化非气动式触发。

EELV（呼吸末肺部容积）的测量对于具有急性肺损伤（ALI）和慢性阻塞性肺部疾病(COPD)的患者来说，在通气设备的设置中非常重要。EELV相对于FRC（功能性残气量）进行测量。EELV定义为在由通气设备施加的不同水平的呼吸末正压(PEEP)下的通气设备-辅助的呼吸过程中呼气末的肺容量，而FRC是在正常呼吸期间（没有通气设备）的存在于被动呼气末时肺部的气体体积。当Vt的测量包括肺部容积的相对测量，即：在每口呼吸的最小和最大体积之间的差异，EELV的测量独立于绝对的肺容积。因此，和Vt不一样，该EELV监控尤其显著地受到在机械通气的肺部体积测量过程中基线漂移的影响。

在监控肺部体积时的背景技术

有两种测量肺部体积的非气动式方法：呼吸感应体积描记术(RIP)，以及电阻抗体层成像术(EIT)。

呼吸感应体积描记术(RIP)是一种用于确定胸部体积改变的非侵入式方法。其用于监控潮气量(Vt)，并检测呼气末肺部体积(EELV)的改变。该方法基于Konno等人的研究(Konno K, Mead J., 呼吸过程中胸腔和腹部的分开的体积变化的测量（Measurement of the separate volume changes of rib cage and abdomen during breathing）. J Appl Physiol. 1967 Mar;22(3):407-22.)，其展示了接近于与胸廓和腹部腔体积改变总和的呼吸系统的运动。

呼吸感应体积描记术(RIP)一般由两个弹性带组成，该弹性带围绕着胸廓和腹部用于运动监控。两个绝缘的正弦电线圈位于弹性和粘合的传感器带内。该带位于腋窝下的胸廓周围，并以肚脐的水平围绕着腹部。它们与振荡器以及随后的频率解调电子连接，以在输出处获得数字波形。在吸气时，胸廓和腹部的横截面和增加了线圈的自我感应警报。因此，电子信号与胸部和腹部腔的运动成比例，每条带产生独立的信号。因此，通过使用肺活量计或呼吸速率描记器(PNT)对呼吸体积的同时记录，这两个信号的总和需要与已知的气体体积作出校准。

RIP校正的过程，被认为是金标准(Barbosa RC et al., 呼吸感应体积描记术（Respiratory inductive plethysmography） : 以不同位置评估的健康志愿者的等体积操纵校准和定性诊断校准之间的对比研究（a comparative study between isovolume maneuver calibration and qualitative diagnostic calibration in healthy volunteers assessed in different positions）. J Bras Pneumol. 2012 Apr;38(2): 194-201.)，其包括由于患者数次执行的等容操纵。在等容操纵过程中，当气道口堵塞时，主体自愿地将容积在胸廓和腹部之间进行前后移动。然而没有受过训练的主体会觉得执行等容操纵比较困难。

另一个不需要特别的呼吸操纵的经常使用的校准方式是QDC定性诊断校准。该QDC在自然呼吸的5分钟期间进行，并需要主体在整个测量过程中保持相同的呼吸模式。QDC仅在用于具有恒定或准恒定潮气量的一组呼吸时才提供了正确的校正因子(De Groote et al., 用于呼吸感应体积描记术的定性诊断校准的数学评估（Mathematical assessment of qualitative diagnostic calibration for respiratory inductive plethysmography）, J Appl Physiol 90: 1025-1030, 2001)，对此和类似的原因，尽管相对于使用等容积操作的人来说，患者具有更高的舒适度。QDC的准确性一般受到质疑，然而，有些作者公开了一种使用RIP的Vt高准确性的测量(Valta P et al., 在呼吸模式测量以及肺部体积中PEEP-感应改变的评估（Evaluation of Respiratory Inductive Plethysmography in the Measurement of Breathing Pattern and PEEP-Induced Changes in Lung Volume）, Chest 1992;102;234-238; Blankman P. et al., 机械通气患者中床边的肺部监控（Lung monitoring at the bedside in mechanically ventilated patients）, Curr Opin Crit Care 2012, 18:261-266)，其它“差”的精确度的报道（Stromberg N.,用于呼吸感应呼吸量描记器中自然呼吸校准方法的错误分析 （Error analysis of a natural breathing calibration method for respiratory inductive plethysmography）, Med Biol Eng Comput. 2001 May;39(3):310-4.; Whyte KF,在睡眠中测量潮量的呼吸感应呼吸量描记器的精确度（ Accuracy of respiratory inductive plethysmograph in measuring tidal volume during sleep）. J Appl Physiol. 1991 Nov;71 (5): 1866-71.）“临床使用的不充足精确度”（Werchowski JL,在呼气末肺部体积中的CPAP-诱导改变的感应呼吸量描记器测量 （Inductance plethysmography measurement of CPAP-induced changes in end-expiratory lung volume）. I Appl Physiol. 1990 Apr;68(4): 1732-8.) 或 用于在机械通气患者中Vt的定量测量的不一致准确性 （not consistently precise enough for quantitative measurements of Vt in mechanically ventilated patients"）                                                控制通气中呼吸感应呼吸量描记器（Respiratory Inductive Plethysmography in Controlled Ventilation）, Chest 1998; 1 13;443-451）

RIP方法受到破坏准确EELV测定的大量基线漂移的影响(Neumann P,在控制通气中呼吸感应体积描记术的评估（Evaluation of Respiratory Inductive Plethysmography in Controlled Ventilation）, Chest 1998;113;443-451)，并因此被广泛放弃使用(Grivans C. et al.,由肺活量计和电阻抗层成像术测定的在呼气末肺部体积的呼气末正压-诱导改变 （Positive end-expiratory pressure-induced changes in end-expiratory lung volume measured by spirometry and electric impedance tomography） Acta Anaesthesiol Scand 2011 ; 55: 1068-1077)。对于这些和其它原因，RIP罕有地用于优化通气设备装置中（Blankman P. et al.,机械通气患者的床边肺部监控（Lung monitoring at the bedside in mechanically ventilated patients, Curr Opin Crit Care 2012, 18:261-266）。

RIP广泛地用于阻塞性呼吸暂停(OSA)，作为多导睡眠图的部分(Masa J. et al., 滴定连续气道正压的替代方式（Alternative Methods of Titrating Continuous Positive Airway Pressure）, Am J Respir Crit Care Med Vol 170. pp 1218-1224, 2004)。在感应体积描记术中遇到的实际问题是校准系数取决于围绕着胸部和腹部的带的位置。因此，在睡眠过程中的感应多导睡眠图包括提供非精确体积值的风险，这是由于患者睡眠期间运动导致的带的位移。(Farre R. et al., 睡眠过程中呼吸机械的非侵入式监控) Noninvasive monitoring of respiratory mechanics during sleep, Eur Respir J 2004; 24: 1052-1060)。因此，RIP可产生与通过睡眠期间的气动呼吸速度描记器所产生的潮气量直接测量更差的相关性(Whyte KF et al., 睡眠期间测量潮量的呼吸感应呼吸量描记器的准确性（Accuracy of respiratory inductive plethysmograph in measuring tidal volume during sleep）. J Appl Physiol. 1991 Nov;71(5): 1866-71.)，以及多次的呼吸暂停可能没有被检测到(Weese-Mayer D.,  由呼吸感应呼吸量描记器辨识的呼吸暂停与由潮气量末二氧化碳的或电热调节器检测的比较Comparison of Apnea Identified by Respiratory Inductance Plethysmography with That Detected by End-tidal C02 or Thermistor Am J Respir Crit Care Med Vol 162. pp 471-480, 2000)

电阻抗体层成像术(EIT)是一门在胸部截面的皮肤表面上使用电极，基于高频低振幅电流注入和电压测量的技术（EIT）-EIT隐蔽（一般在隔膜之上），产生代表胸部对应切片的阻抗改变的截面图。该EIT可用作床边方法，其使得在区域性例如区域通气和肺泡补充（打开或关闭的肺泡孔）的肺部参数的非侵入式测量的改变。

现有的使用EIT的监控肺部容积改变的方法。通过在EIT图像中来加和像素可估计整个躯干的电导率的相对改变。尽管所述的EIT非常精确，并可在看见区域通气中可再现，其并没有支持整个肺部容积(Meier T. et al., 基于点阻抗层成像术的PEEP实验期间中区域肺部补充和去补充的评估（Assessment of regional lung recruitment and derecruitment during a PEEP trial based on electrical impedance tomography）. Intensive Care Med. 2008 Mar;34(3):543-50. Epub 2007 Jul 25)。在EIT图像中所有像素的加和的改变反应了当肺部容积在整个肺部中为全局参数时，胸部界面的阻抗变化（Hinz J. et al., 实现呼气末肺部容积改变的床边监控的呼气末肺部阻抗改变（End-expiratory lung impedance change enables bedside monitoring of end-expiratory lung volume change）, Intensive Care Med (2003) 29:37-43）。同样，增加肺部容积时，肺部区域沿着头尾轴，并因此EIT图的单个像素不再对应于相同的肺部区域（Schibler A, Calzia E,电子阻抗层成像术： 集约的“圣诞愿望单”中未来的项目？（Electrical impedance tomography: a future item on the "Christmas Wish List'Of the intensivist? ）Intensive Care Med (2008) 34:400-401）。此外，由于在肺部容积改变期间隔膜的移动，该结果会受到隔膜进入EIT隐蔽的影响(Hinz J. et al.,实现床边监控呼气末肺部容积改变的呼气末肺部阻抗改变（End-expiratory lung impedance change enables bedside monitoring of end -expiratory lung volume change）, Intensive Care Med (2003) 29:37-43)。已发现总的肺部容积和EIT阻抗改变之间的严格线性关系的假设并不能用于计算EELV(Bikker I. et al., 在不同的PEEP水平，从ICU患者的点阻抗成像术中计算肺部容积（Lung volume calculated from electrical impedance tomography in ICU patients at different PEEP levels）, Intensive Care Med (2009) 35: 1362-1367)。

在获得患者通气同步的背景技术

用于获得患者通气同步的传统方法使用了气动可变化触发。使用压力，流量，或体积信号来检测患者呼吸用力，以便通过机械通气触发呼吸输送。

神经调节通气辅助(NAVA)是一种在机械通气中使用的技术。NAVA与患者呼吸用力成比例，并同步地输送通气辅助，如Edi信号。该信号代表了隔膜的电力活动，身体主要的呼吸肌肉。NAVA侵入地捕捉隔膜的电力活动(Edi)，其通过将特别的胃管（EDI导管）置于患者食道内来实现。该信号被送入通气设备，并与患者自己的呼吸用力成比例以及同步地辅助患者呼吸。由于NAVA由来自患者隔膜的信号来触发。其并不依赖于气动气道信号，并理论上来说应该具有更短的触发延迟，以及相对于启东触发来说减少通气设备的响应时间(Clement K. et al., 神经触发呼吸减少触发延迟，并提高具有毛细支气管炎婴儿的通气的响应时间（Neurally triggered breaths reduce trigger delay and improve ventilator response times in ventilated infants withbronchiolitis）, Intensive Care Med (201 1) 37: 1826-1832)。相对于传统的气动驱动模式，NAVA被认为是改善患者通气互动以及在任何非同步中产生显著的发展(Navalesi P. et al.,: Chapter 8. （神经调节通气辅助）Neurally adjusted ventilatory assist, 在由M. Ferrer and P. Pelosi编辑的.New Developments in Mechanical Ventilation Edited by European Respiratory Society Monographs, Vol. 55. 2012. P. l 16-123)

患者通气非同步性在加护室中出现于25%的机械通气患者中，并可带来患者的不适，更高的使用镇静，精神错乱，呼吸机相关性肺损伤的发展，过长的机械通气，并最终死亡(Verbrugghe W, Jorens PG: Neurally adjusted ventilatory assist: a ventilation tool or a ventilation toy?, Respir Care. 201 1 Mar;56(3):327-35)

NAVA技术的主要缺陷是侵入式的。其使用置于患者食道内的导管，并在放置食管之前通过鼻胃管排出胃部的装载，等，因此使得通气治疗更为复杂，增加了不舒适性的风险。

在NAVA期间，强制性地要求Edi导管的正确放置，以产生可靠的用于呼吸控制的Edi信号。该隔膜的位置取决于呼气末正压的应用(PEEP)，身体位置以及腹内压（LAP）(Barwing J. et al., 用于精神调节通气辅助的导管防止的评估（Evaluation of the catheter positioning for neurally adjusted ventilatory assist）, Intensive Care Med (2009) 35: 1809-1814)。在剩余的患者中，需要使用在通气设备中的监控的特定工具所监控的的导管位置步骤。在该步骤中，用于确定Edi导管的优化位置是基于Edi信号的质量和幅度，以及经食管心电图(TECG)。该导管插入鼻子至最大80cm的距离，并在每个步骤中记录60 s周期的Edi 和ECG 信号时，以1cm的步骤拉出来。在某些情况下，需要通过X-射线来校正怀疑的错位(Barwing J. et al., Influence of body position, PEEP and intraabdominal pressure on the catheter positioning for neurally adjusted ventilatory assist, Intensive Care Med (201 1) 37:2041-2045)。该步骤可为耗费时间的，其为NAVA方法的另一个缺陷。

监控肺部体积的其它技术

用于监控肺部容积的其它技术主要在实验室的呼吸研究中使用，但并没有产生显著的临床影响。

光纤呼吸量描记器(FORP)是一种RIP技术的改善。该装置集中了使用胸和腹带的理念，如传统的感应呼吸量描记器一样，以确定胸和腹壁周围的动态变化，但在带内使用光纤无纺布，而不是普通的线圈(Davis C. et al., A new fibre optic sensor for respiratory monitoring. Australas Phys Eng Sci Med. 1997 Dec;20(4):214-9)。

光电呼吸量描记器(OEP)是一种通过胸壁表面运动的外部测量来评估通气的方法。多个反射标记通过粘合带位于胸-腹表面。与自动运动分析器连接的四个电视摄像机的系统测量则和谐标记的三维坐标，且封闭的容积通过连接点来计算，以形成三角形(Aliverti A. et al., Optoelectronic Plethysmography in Intensive Care Patients, Am J Respir Crit Care Med Vol 161. pp 1546-1552, 2000).。该方法在实验室呼吸研究中使用。

呼吸运动测量仪器(RMMI)是一种类似于OEP的方法。其使用了安装于刚性框架的6种超声传感器，以通过粘合带来检测位于胸-腹表面的6中反射标记（“标志”）的运动(Ragnarsdottir M. Breathing Movements and Breathing Patterns among Healthy Men and Women 20-69 Years of Age, Respiration 2006;73:48-54)。该方法在实验室呼吸研究中使用。

基于LPG传感器(PLPG)的呼吸量描记器。该方法基于服饰上的一系列的光纤曲率传感器，它们用于在呼吸期间监控胸和腹部的运动(Allsop T. et al., Application of long-period-grating sensors to respiratory Plethysmography, J Biomed Opt. 2007 Nov-Dec;12(6):064003)。光纤曲率传感器是基于长周期光栅（LPG传感器）。每个传感器由位于碳纤维带上并且封装在硫化硅橡胶中的低温光纤长周期光栅组成。九个曲率传感器的阵列是放置在莱卡背心上的一系列口袋中。电子/光学询问装置监控器通过弯曲改变LPG透射光谱的衰减带。

这种有前途的技术旨在使用曲率数据重建胸部和腹部的形状，从而能够在没有任何校准的情况下获得绝对容积数据。也采用线性回归对应用简单校准的传感阵列进行了尝试。该传感阵列用于记录吸气和呼气期间曲率的变化；同时通过肺活量计记录在主体嘴处的气流。应用线性回归以求得肺活量计测得的呼吸容积和测得的曲率之间的关系，其可以用于从曲率测量预测潮量。求得容积误差为6-12%。

伴随该有前途的结构，报道了该技术的一些缺点（Allsop T. et al., Application of long-period-grating sensors to respiratory Plethysmography, J Biomed Opt. 2007 Nov-Dec;12(6):064003）：a) 在连续的测量之间观察到总的恒定的体积误差，从而不能从输出的简单的线性组合推断出绝对测量体积，这可能是由于连续测量之间的背心的运动；并且b）传感器的突然/压弯可能可导致不均匀的曲率，这可能显著扭曲LPG衰减带的形状，从而导致不可靠的结果。

发明内容

可通在从呼吸期间人体躯干曲率的变化来重建呼吸量，以克服上述的现有技术呼吸测量的问题。这种途径只使用一个LPG曲率传感器，其置于躯干的高硬度区域，该区域的下层组织为骨头或软骨。这种区域为下部胸腔，优选为6-8根肋骨之间，平行于胸骨的两行之间，并位于距离胸骨处的左边以及右边的10 cm处。

人们发现，当人类主体处于仰卧位置时，在该区域的躯干曲率的变化与肺容量的改变成线性比例关系，使得测量点在线周围具有较小的分散，测量体积与参考测量有优越的一致性，且该线性依赖性在呼吸的较长周期中得以保持。为了获得校准曲线，需要通过直接的方法，例如肺活量计或呼吸速度描记器，在较短的呼吸周期中测量呼吸量，同时测量曲率的变化。LPG传感器的快速响应以及高敏感度以最小的延迟来实现信号产生的启动。

光纤LPG（长周期光栅）曲率传感器

在优选的实施例中，曲率的测量基于长周期光栅光纤传感器。该长周期光栅在沿着具有几百微米的典型周期的光线长度上由折射率或纤维几何的周期性改变组成。该LPG将芯模和共振共传播辐射覆盖模式进行耦合，其导致了传输光谱中的衰减带（T. Erdogan, 短和长周期光纤光栅过滤器中的覆盖模式共振（Cladding-mode resonances in short- and long- period fibre grating filters）, Journal of Optical Society of America A 14(8) 1760 - 1773, 1997）对光栅曲率改变的LPG敏感度由有效传播常数和共振模式的模式分布形态而导致，其是由弯曲引起的光纤上的反射率改变的结果。一般来说，带中心波长和衰减带的振幅对施加在光纤上的作用力（压力，弯曲），以及环境条件（温度，周围反射率）敏感。

曲率传感器包括光纤，其中内接有长周期光栅。该具有光栅的光纤随后封装在硅橡胶中，以获得与温度波动的隔离。具有传感器的光纤与光电子装置连接，所述光电子装置将曲率信号转化成模拟电子信号。

测量步骤的第一步是校准。其包括通过曲率传感器和呼吸速度描记器或肺活量计来进行短呼吸周期的同时测量，所述曲率传感器和呼吸速率描记器或肺活量计的应用需要使用口鼻罩或具有口罩的管。校正间隔必须至少为一个呼吸循环（吸气和呼气）。

使用由此获得的信号，以通过数值计算过程来找到校准曲线。该校准曲线随后用于在进一步的测量中将曲率信号转化成体积信号。

在临床应用中，单个传感器的应用比具有传感器的背心的使用更加简单，如PLPG方法所提议（(Allsop T. et al., 长周期光栅传感器对体积描记器的应用（Application of long-period-grating sensors to respiratory Plethysmography）, J Biomed Opt. 2007 Nov-Dec; 12(6):064003），或比起大量传感器的应用更简单。其在处理严重疾病的患者，例如进行机械通气的患者身上尤其重要。此外，使用大量的传感器可能会在测量值的质量方面作出让步。该申请人发现，当曲率传感器位于下方组织不太僵硬的躯干的区域，例如腹部或较多肌肉处时，该校准曲线变成非线性。因此，与使用单个传感器相比，大量传感器的使用会产生扭曲结果的更高风险。

申请人还发现，传感器信号或测量方法所固有的基线漂移并没有存在于曲线测量中，这意味着，对应于FRC（功能残余容量-在呼气末端肺部中存在的气体体积）的信号水平在具有不同潮量的正常呼吸的较长周期中得到保持。这意味着通过曲率传感器的肺容量改变的测量值可成功地用于在机械通气的不同水平中（PEEP-呼气末正压），利用作为参考的FRC来监控EELV（呼气末端的肺容量）。受到基线漂移影响的方法，如RIP(Neumann P, 在控制通气中呼吸感应体积描记器的评估（Evaluation of Respiratory Inductive Plethysmography in Controlled Ventilation）, Chest 1998; 1 13;443-451)或PLPG (Allsop T. et al., 对呼吸量描记器的长周期光栅传感器的应用（Application of long-period-grating sensors to respiratory Plethysmography）, J Biomed Opt. 2007 Nov-Dec; 12(6):064003)不可用于该目的。

使用单一曲率传感器来监控呼吸运动的其它优点是将其输出用作触发机械通气以及呼吸支撑类似形式的可变化输入的可能性。躯干曲率变化在神经活动之后，以及对应的主要呼吸肌肉-隔膜的收缩之后短时间内发生，其仅有20 ms的延迟（Verbrugghe W, Jorens PG:神经调节的通气辅助（ Neurally adjusted ventilatory assist）: 通气工具或通气玩具？（a ventilation tool or a ventilation toy?）, Respir Care. 201 1 Mar; 56(3):327-35）躯干表面的曲率测量提供了独立于漏气以及软组织运动的可变化触发，这些会提供差的信噪比。同时，用于减少患者非同步通气的方法为非侵入式的，并因此对于临床应用来说，与由胃导管触发的侵入式同步神经触发相比更为简单和方便。

由于用于触发的信号的主要质量是其与每个呼吸的相同步，并不是信号波形的整体形状，这种情况下的校准质量相对于监控潮量的情况来说不太重要。此外，这种触发可通过仅使用未校准的（原始）躯干曲率信号来实现。

将传感器置于下方具有硬组织的躯干区域之上的另一个优点在于，其消除了急剧弯曲，该急剧的弯曲会导致当使用大量传感器，其中某些传感器在软组织区域之上时所观察到的传感器的压弯(Allsop T. et al., 用于呼吸量描记术的长周期光栅传感器的应用（Application of long-period-grating sensors to respiratory Plethysmography）, J Biomed Opt. 2007 Nov-Dec; 12(6):064003)。传感器的突然弯曲/压弯可引起沿着光栅的多个曲率，并因此导致较差的测量结果。

附图说明

图1为用于测量呼吸体积的简要图。

图2为封装在硅橡胶中的(a)长周期光栅(LPG)曲率传感器以及(b)LPG曲率传感器。

图3展示了LPG传感器根据曲率的传播函数

图4简要地展示了作为图1中部分系统的询问模块

图5绘制了同时在患者身上进行测量的典型肺活量计以及和曲率传感器信号，其具有显著的肺活量计基线漂移。

图6绘制了同时在患者身上进行测量的典型肺活量计和曲率传感器信号，其在呼气末体积中具有较大的基线漂移。

图7为在校正过程中获得的信号的散布图，对比于corr(t)-修正的肺活量计信号，以及Vc(t)-校正的曲率传感器信号。

图8展示了对比于肺活量计信号的计算的体积的示例。

图9简要地展示了用于触发呼吸开始的，用作机械通气设备一部分的系统。

图10为其中用于呼吸开始检测的光电子模块以及使用心电描记器来减少机械心脏搏动所产生的噪音的通气设备触发的系统的简要图。

具体实施方式

图1为根据本发明的用于测量呼吸体积的系统实施例的方块图。在图1中，作为传感器工作远离的示例，该LPG曲率传感器31与患者10的下部肋骨，优选地在第6到第8根肋骨之间连接，其位于平行胸骨之间，在距离胸骨的左右约10 cm处。该传感器可为自粘附式的，位于粘合带上，或与其它连接。光纤32和33将LPG传感器与询问模块34连接，该询问模块34将来自LPG传感器31的光学信号转化成与传感器曲率成比例的数字信号。由于使用LPG传感器的测量基于传输信号的检测，在第一光纤32上传播光学信号的方向从询问模块34到LPG曲率传感器31，同时在另一个光纤33上，传输的光信号以相反方向来传输，从LPG曲率传感器31到询问模块34.。口鼻罩43与患者10的面部连接，并通过柔性管42与呼吸速率描记器模块41连接。在测量的校准阶段中，来自呼吸速率描记器模块41的呼吸体积信号以及来自询问模块34的信号发送到校准模块51中。该校准模块51计通过对比这两个信号来计算校准函数参数。在获取数据阶段中，获取模块52从校准模块51和来自询问模块34的曲率信号中获得校准函数参数，并计算呼吸体积。在当前的实施例中，该校准模块51和获取模块52为编程CPU (中心处理单元) 50的一部分。在另一个实施例中，包括图1所展示的作为机械通气设备整体部分的系统，该校准模块51和获取模块52可为机械通气设备的可编程CPU模块的部分。

如果本发明用作单机装置，口鼻罩43和管42应该只在校准过程中位于患者10处。其在本发明用作不包括口鼻罩的诊断系统的情况下也为站立的，如在用于阻塞性睡眠呼吸暂停综合征(OSAS)诊断的实验室基的多导睡眠图（PSG）的情况下。可使用具有鼻夹的口导管来代替口鼻罩。

如果本发明用作连续使用口鼻罩的治疗系统，例如机械通气设备，可使用机械通气设备的面罩和呼吸速率描记器部分，用于将参考呼吸体积信号提供至校准模块51。

在本发明的实施例中，用于参考呼吸体积测量的装置为呼吸速率描记器。该类装置一般用于机械通气设备中的体积测量。该呼吸速率描记器（或呼吸速率测量仪）测量根据文丘里原理（Venturi principle）的流。呼吸体积随后通过将流信号进行积分获得。其它类型的呼吸流测量装置，例如基于涡轮机的装置，超声或热线式风速计可同样可以使用。在图5，6，7和8所展示的实验测量中使用的装置为超声肺活量计。

图2a和2b简要地展示了长周期光栅(LPG)曲率传感器。该LPG由沿着具有好几百微米的典型周期的纤维上的反射率或纤维几何的周期改变而组成。其将来自核心模式的光与纤维共-传播覆盖模式耦合。该覆盖模式由涂层吸收，其导致在传输光谱中衰减带的出现。共振波长和衰减带的振幅都对施加于光纤（压力，弯曲）以及环境条件（温度，外部反射率）的作用力非常敏感。图3展示了在呼吸体积测量中使用的依赖于LPG传感器曲率的传输的示例。该对外部反射率的传感器敏感度可通过将传感器封装于如硅橡胶的弹性材料中可减少。由于人类身体温度的微小变化，该对温度的敏感度对于人类躯干的传感器应用来说并不是一个问题。

在优选的实施例中，该LPG曲率传感器如图2b所示。该LPG封装于硅橡胶中，用于机械保护，以及对温度和外部反射率的传感器交叉敏感度的减少。还可在不改变本发明实质的情况下，利用LPG曲率传感器的其它实现方式，如具有两个橡胶层的传感器(Allsop T. et al., 用于呼吸监控的嵌入式渐进三层光纤长周期光栅（Embedded progressive-three-layered fiber long-period gratings for respiratory monitoring）. J Biomed Opt. 2003 Jul;8(3):552-8)。

图3代表了曲率函数的LPG传感器的传输。

在本发明的另一个实施例中，曲率传感器可基于布拉格光纤光栅(FBG)。布拉格光纤光栅(FBG)是一种内接于光纤的短部分的分散的布拉格反射器，其在传输其它波长时以特定的波长来反射光。使用FBG传感器的优点在于它们不会对环境参数太敏感。然而，与FBG传感器相比，LPG传感器对曲率变化更加敏感，因为LPG传感器的共振覆盖模式感应到整个光纤截面上的弯曲诱导反射率，而FBG产生的后-传播核心模式仅感应到核心的反射率。

在本发明的另一个实施例中，可使用基于电阻应变计或用于曲率测量的类似装置的曲率传感器。

图4为询问模块34的简要图。在本实施例中使用的询问模块34的方案是基于在传感器的输出处测量光功率。该询问模块由具有控制和稳定单元的光纤-耦合窄带激光器，例如温度和电流稳定激光二极管，以及光电二极管，该光电二极管将来自传感器输出的信号转化成可在模块输出处可用的电信号。这种方案可被在单个波长处光功率测量的等同的方案所取代。

校正过程

在校正过程中，来自呼吸速率描记器模块41和询问模块34的呼吸体积信号发送到校正模块51（图1）。需要较短周期（至少一个完整的呼吸-吸气和呼气）的呼吸来用于校正过程。

图5绘制出通过患者身上的肺活量计和曲率传感器的同时测量的典型例子，以此可观察到显著的肺活量计的基线漂移。可看到，与肺活量计不一样，曲率传感器信号具有稳定的基线。该用作测量的肺活量计为SpiroTube, Thor Medical, Budapest，基于两个方向上-在吸气和呼气期间的气体速度的超声测量。肺活量计测量中所获得的体积通过气流的积分来获得，其从瞬时的气体速率中获得。该积分产生了基线漂移。这些漂移固有于测量方法，由于声音的速度取决于温度，湿度以及气流的压力，其在不同的吸气和呼气期间不同。尽管这在更精细类型的呼吸速率描记器中以不同的方式得到补偿，基线漂移在呼吸体积的流量基测量中仍然不可避免。即使在最精细的装置中，例如D- 升流量和气道压力传感器 (GE Healthcare, Helsinki, Finland)，体积错误报道在+/-5%范围内（由肺活量计和电阻抗成像测量的呼气末正压诱导的呼气末肺部容积的改变Acta Anaesthesiol Scand 201 1 ; 55: 1068-1077）

图6为呼气末体积中观察到较大的自然漂移期间在患者上肺活量计和曲率传感器同时测量的典型例子。该例子展示了患者可在1分钟呼吸期间改变约2升的呼气末体积水平，同时保持大约0.5升左右的稳定的潮量。

在本实施例中使用的校正过程是基于肺活量计或呼吸速率描记器体积测量中的基线漂移是由a) 系统体积测量错误以及b）呼气末体积的自然改变所导致的基线漂移的总和，而曲率测量中基线漂移仅由呼气末体积的自然改变导致的。该假设是在较长的曲率/呼吸测量中当呼气末体积保持在固定值时，曲率传感器信号的基本水平保持恒定的情况下进行的。

现在通过函数Ds(t)来讨论由于在肺活量计/呼吸速率描记器信号Vs(t)中导致的基线漂移，且对应于呼气末体积自然改变的曲率测量Vc(t)的基线改变通过函数Dn(t)来说明。在本实施例中，函数Ds(t)和Dn(t)分别通过1分钟校准信号Vs(t) 和 Vc(t)的二阶多项式内插法来获得。在其它实施例中，可通过使用不同过程来得到函数Ds(t) 和Dn(t)，这些过程例如为找出信号Vs(t) 和 Vc(t)的最低值，这些最低值对应于呼气末体积，并随后通过使用数字低通滤波器来执行这些最低值点的多项式内插值。

由基线漂移引起的用于校正测量错误的肺活量计/呼吸速率描记器信号Vs,corr(t)随后通过从肺活量计信号Vs(t)中减去函数Ds(t) 和 Dn(t)的差获得。

Vs,corr(t) = Vs(t) - (Ds(t) - Dn(t))

通过这种方式，在本实施例中使用的校正过程消除了在参考体积测量中过量的基线漂移（图5中的实施例），而不需要扭曲呼吸末体积的自然改变（图6中的例子）。

在基线漂移校正后，在校正周期中获得两列信号点：Vs,corr(t) –肺活量计/呼吸速率描记器信号，以及Vc(t)-曲率信号。这两种信号以分散绘制在图7中。

在本实施例中，曲率Vc(t)-体积Vt(t)校准函数为线性函数

Vt(t) = KI + K2 Vc(t)。

其中常数K1和K2通过对Vs,corr(t)和 Vc(t)应用最小二乘方回归：

其中T为测量时间间隔

在其它实施例中，该函数可为更高阶的多项式。

常数K1和K2从曲率测量的同步校准中获得，且肺活量计/呼吸速率描记器信号之后用于随后的曲率测量的呼吸体积计算中。这种测量和计算体积的例子与用于一分钟测量期间的三个不同潮量的指示肺活量计/呼吸速率描记器相比，展示于图8。

图1所示的实施例还可用于诊断睡眠相关的呼吸疾病，例如阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)，作为多导睡眠图的一部分。其还可用于治疗类似疾病的装置中，如持续气道正压通气(CPAP)和双水平气道正压(BPAP)的装置。在这些装置中，曲率-基体积测量可用作监控治疗效率，以及压力滴定-一种在这种装置中选择优化治疗压力的方法。

图9为根据本发明的一种用于触发呼吸开始的系统，作为机械通气设备的一部分。当曲率测量仅用于触发，而不是用于监控呼吸体积时，不需要系统的校准元件，且对应的装置相对于图1的实施例来说更简单。与患者10躯干连接的曲率传感器31通过光纤32和33与询问模块34连接。该询问模块34将来自LPG传感器31的光信号转化成与传感器曲率成比例的数字信号。该机械设备60的CPU模块61随后将曲率信号用作触发信号，用于由机械通气设备60的气泵62引发的呼吸。在另一个实施例中，该CPU模块61还可使用曲率信号和来自气动传感器63和在软管42上的提取部分64的其它气动信号（流，压力，体积）的结合，用于被气泵62启动的呼吸。

图9所示的实施例也可以用于触发机械通气循环的不同阶段，而不是呼吸引发，例如呼气引发等。

在上述装置用作触发呼吸开始机械通气部分的实施例中，信噪比非常重要，尤其是呼吸开始的阶段，对于触发目的来说最重要的阶段，以及在呼吸曲率（信号）较小的阶段。该人体心脏的机械搏动产生了躯体表面的运动，其可与呼吸运动的幅度相比较。来自心脏搏动的信号在曲率传感器与躯干左侧，接近心尖处连接时更大，但总是出现在整个躯干表面，并因此在呼吸运动的信号中产生显著的噪音。这种噪音通过本发明的上述方法可消除。该方法基于实施a) 特定心搏动的心电图（ECG）信号开始早于机械心脏搏动；b)ECG和个体的心脏搏动信号具有非常可重复的波形，以及c)两个信号之间的时间间隔对于稳定的心率来说非常恒定(Weissler A. et al., Systolic Time Intervals in Heart Failure in Man, Circulation 1968;37;149-159)，在心脏去电极开始(在ECG信号中的QRS波群的Q点)以及心脏搏动信号开始之间的时间间隔对于健康人来说为100 ms (Weissler A. et al., Systolic Time Intervals in Heart Failure in Man, Circulation 1968;37; 149-159)。

图10简要地展示了其中具有用于检测呼吸开始和通气设备启动（触发）的模块的装置，其使用了用于去除由机械心脏搏动引起的噪音。在该实施例中，ECG获取模块80通过电线81，82和83以及电极71，72和73与患者10连接。该ECG模块80将来自与身体表面连接的电极的电压转化成数字ECG信号。该ECG抹开80与机械通气设备60的CPU模块61连接，使得数字ECG信号连续地发送到CPU模块61处。该CPU模块使用ECG信号，通过以下方式从曲率传感器中消除心脏搏动信号：

1.校准阶段包括约10次心脏搏动的较短周期，但至少一个完整的心脏搏动，在该期间中，测量曲率和ECG信号，并存储到CPU模块61中。在该测量中，患者不需要呼吸。如果不可以的话，可使用高通数字滤波器来消除呼吸引起的信号的分量。

2.在校准期间，根据ECG的质量和心脏搏动的曲率信号中选择代表性的心脏搏动。

3.在ECG信号代表性的心脏搏动中检测参考点。在本申请中，使用Q点（在ECG信号的QRS波群中的开始点）作为参考点。

4.在曲率信号的代表心脏搏动中，检测到开始点S。

5.在ECG信号的Q点和曲率信号的S点之间的时间延迟通过选择的代表心脏搏动来进行计算。

6.在校准阶段之后的连续操作中，每个QRS波群在ECG信号中被检测，且从校准阶段中的曲率传感器获得的心脏搏动信号相对于对应的Q点延迟Tqs，并从曲率传感器的实际信号中减去。

Q和S点的代表性心脏搏动选择以及检测可人工或通过软件工件制得。同样，从某些时间间隔中计算的中间值可用作代表性搏动值。

除了Q点之外的ECG信号的特征点，例如P点（P波的开始点）可用作参考点。同样，除了心脏搏动波形的开始点S点的其它点可用作曲率信号中的参考点。

本实施例使用了用于测量ECG信号的三种ECG电极：两个活性测量电极，以及一个地电极。还可使用其它的用于测量一个或多个ECG信号的结构。

在图9和图10所示的实施例中，本发明用作机械通气的一个整体部分，并使用了所述通气设备的CPU。在其它实施例中，本发明可为独立的装置，其可将触发信号发送到机械通气设备中。在这种实施例中，该独立装置包括可编程的CPU模块，其可用于如图9和10所示的CPU的类似目的。

Claims (22)

1.在机械通气中监控呼吸运动的设备，包括：

连接至患者躯干连接的曲率传感器；

用于测量所述传感器的曲率信号的元件；以及

可编程CPU。

2.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述曲率传感器为在光纤中的长周期光栅(LPG)传感器。

3.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述曲率传感器为在光纤中的布拉格光纤光栅(FBG)传感器。

4.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述曲率传感器为应变计传感器。

5.根据权利要求1和2所述的设备，其特征在于，所述用于测量所述传感器的曲率信号的元件包括光电模块，该光电模块包括：

光纤耦合窄带激光器，其具有稳定及控制单元；以及

光电二极管，其用于将来自传感器的光信号转化成电信号。

6.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，其还包括用于测量至少一个心电图导联信号的元件。

7.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，还包括：

在所述测量曲率信号的同时、测量参考呼吸量信号的元件；

用于校准所述测量的曲率信号以反映所述测量参考呼吸量信号的元件，以及

用于对所述测量的曲率信号进行加权、并用于提供指示所述测量的曲率信号的加权信号的元件，由此所述加权信号大致与所述呼吸量信号成比例。

8.根据权利要求1和7所述的设备，其特征在于，所述用于测量参考呼吸量信号的元件包括呼吸速度描记器。

9.根据权利要求1和7所述的设备，其特征在于，所述用于测量参考呼吸量信号的元件还包括口鼻面罩。

10.根据权利要求1和7所述的设备，其特征在于，所述用于测量参考呼吸量信号的元件还包括口罩。

11.根据权利要求1和7所述的设备，其特征在于，所述用于测量参考呼吸量信号的元件还包括呼吸头盔。

12.根据权利要求1和7所述的设备，其特征在于，所述可编程CPU包括所述用于校准的元件和所述用于加权的元件。

13.一种用于在机械通气期间监控呼吸运动的方法，包括：

在患者躯干的区域中测量曲率的步骤；以及

将所述曲率信号发送至所述CPU的步骤。

14.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，患者躯干的所述区域为具有高硬度下层组织的区域。

15.根据权利要求13和14所述的方法，其特征在于，患者躯干的所述区域为肋骨6-8的区域，位于从胸骨往左和往右约10 cm处的垂直线之间。

16.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，所述曲率信号由所述CPU使用，以用于通过在机械通气装置中的泵气来触发呼吸开始。

17.根据权利要求13和16所述的方法，还包括：

在持续至少一个完整心搏的短周期中测量曲率传感器信号的同时、测量至少一个心电图导联信号的步骤；

在所述心电图导联信号和所述曲率传感器信号中选择代表性心搏的步骤；

在所述心电图导联信号的所述代表性心搏中检测参考点Q的步骤；

在所述曲率传感器信号的所述代表性心搏中检测参考点S的步骤；

利用所述代表性心搏，计算ECG信号的所述参考点Q与曲率信号的所述参考点S之间的时间延迟的步骤；

在连续ECG信号的每个心搏中检测参考点Q的步骤；以及

从由所述时间延迟Tqc所改变的连续曲率传感器信号中减去曲率传感器信号的所述代表性心搏的步骤。

18.根据权利要求13，16和17所述的方法，其特征在于，获得所述心电图导联信号以及曲率传感器信号中的所述代表性心搏包括在几个心搏的时间间隔中计算中间心搏的过程。

19.根据权利要求13所述的方法，还包括:

在测量曲率的同时、测量参考呼吸量的步骤；

利用所述参考呼吸量来校准所述测量的曲率传感器的步骤；以及

不连续使用所述测量参考呼吸量的步骤；以及

对所述测量的曲率信号进行加权的步骤，由此所述加权信号大致与所述呼吸量成比例。

20.根据权利要求19述的方法，其特征在于，所述测得的曲率传感器信号的所述校准包括通过计算校正信号Vs, corr(t)来校正测量的参考呼吸量Vs(t)的基线运动的校正步骤，该校正信号Vs, corr(t)利用以下公式获得：

Vs,corr(t) = Vs(t) - (Ds(t) - Dn(t)),

其中，Ds(t)为接近参考呼吸量信号基线运动的函数，Dn(t)为接近曲率传感器信号基线运动的函数。

21.根据权利要求19所述的方法，其特征在于，所述对测得的曲率信号进行加权的步骤包括基于所述测得的曲率传感器信号Vc(t)，利用公式Vt(t) = Kl + K2 Vc(t)，计算出呼吸量Vt(t)。

22.根据权利要求19和21所述的方法，其特征在于，所述校准步骤包括通过对测得的曲率传感器信号Vc(-t)和校正的参考信号Vs, corr(t)应用最小二乘方，来计算所述系数Kl和K2的步骤。