CN1895691A - 鼻腔供氧、特别是气流同步新生儿辅助供氧的方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于鼻腔供氧和相关装置的、特别是用于气流同步的新生儿辅助供氧的方法，其中F(t)是与供氧气流成比例的信号，包括以下步骤：(a)吸气，具有时间长度Ti，在此期间空气以吸气压力引入；(b)呼气，具有时间长度Te，在此期间空气的引入中断；(c)返回步骤(a)；其特征在于，它包括气流阈值Ftr，且在所述呼气步骤(b)期间，提供以下步骤：(b1)在激活泄漏的计算之前的等待步骤，时间长度为γ；以及(b2)计算泄漏的步骤，时间长度为δ，使得γ+δ＝Te，其中如果通过测得信号F(t)的算法处理而获得的标准化信号F’(t)超过了阈值Ftr，则检测自发呼吸动作并再次激活吸气步骤(a)。

Description

鼻腔供氧、特别是气流同步新生儿辅助供氧的 方法和装置

技术领域

本发明涉及用于鼻腔供氧的方法和相关装置，尤其涉及用于与气流同步的新生儿辅助供氧的方法和相关装置。

更具体地，本发明涉及以上类型的方法，特别是通过由两个鼻管组成的呼吸道假体来允许对低体重新生儿机械供氧(早产儿)，从而在可能时避免气管插管。

背景技术

众所周知，低体重早产新生儿需要许多以稳定为目的并确保其主要生命功能(尤其是呼吸)的治疗干预。

实际上，呼吸衰竭是这些年幼患者发病和死亡的最常见原因。

早产新生儿的中度-重度呼吸衰竭的治疗通过使用自动呼吸机来保持患者的自发呼吸动作而实现，该自动呼吸机能传送间歇正压(+10、+25厘米水压)，其中空气和氧气流具有可变浓度(间歇正压供氧：IPPV)。

呼吸器配备有特定供氧回路，且所述回路和患者呼吸系统之间的连接由适当材料和大小的软管实现。所述软管以其远端置于婴儿气管的第三介质内的方式固定。因而，建立了一个封闭的气动系统，允许呼吸器产生的压力波在患者呼吸器系统的传送。

在过去十年中，临床研究已清晰地显示，在患者仍在发展的呼吸系统的急性和慢性障碍的发病机理的主要因素中，有必要考虑的因素包括：

1.呼吸器传送的机械循环和患者自发的呼吸动作之间没有同步(例如机械性吸气和自发呼气一致，呼吸系统内具有高压)。

2.由于产生了障碍和感染，气管变长。

这两个问题已分别通过同步供氧(同步IPPV：SIPPV)和使用鼻管代替气管实现的非侵入性供氧(鼻管IPPV：NIPPV)的研制得到解决。

SIPPV通过在供氧回路和气管之间插入一小的呼吸速度描记器实现，即，能感测患者自发呼吸动作引起的吸气流的仪器。气流信号(一旦截取到了)用电子仪器确定呼吸器(触发系统)机械循环的即时激活。

将该方案应用于使用鼻管的供氧直到今天才成为可能，因为嘴巴(张开或闭合的嘴巴)和鼻孔层上的可变压力泄漏不允许使用气流信号来激活触发系统。实际上，信号并不稳定且其强度变化太大，不适用于目前本领域内众所周知的触发系统。

另一方面，除了所述IPPV的副作用之外，鼻腔供氧期间缺乏同步性主要决定医疗效果的高度可变性。实际上，在呼吸回路和空气通路(气管)之间不再存在任何封闭系统，仅当在患者自发吸气步骤传递时，即声门(声带)张大以使气流容易通过时，呼吸器产生的压力波才在肺部层上传送。在患者自发呼气步骤期间传递压力导致气体从嘴巴呼出并绕过胃部层，同时有危险的腹部膨胀可能。为了实现新生儿非侵入性同步供氧(nSIPPV)，已使用了能检测腹腔压力上升、伴以横隔膜(即主要呼吸肌)收缩的仪器“腹腔膜片”。因为由患者的自发动作未完成供氧导致的大量失败激活，所述方案很快呈现出显著的限制性。这涉及危险的后果，首先是甚至可导致低体重新生儿大脑损伤的换气过度。

发明内容

因此本发明的目的是提供允许使用与气流同步的鼻管供氧以治疗早产新生儿的呼吸衰竭的方法，所述方法允许区分由泄漏确定的自发气流所确定的气流信号，并提供用于确保每次操作都统一的稳定和统一的信号。

本发明的第二个目的是允许调整多个参数。

本发明的第三个目的是在辅助呼吸的每个步骤期间允许可能的自发呼吸动作。

本发明的另一个目的是提供实现以上方法所必需的仪器和相关装置。

因此，本发明的特定目的是用于鼻腔供氧和相关装置的、特别是用于气流同步的新生儿辅助供氧的方法，其中F(t)是与供氧气流成比例的信号，包括以下步骤：

(a)吸气，具有时间长度Ti，在此期间空气以吸气压力引入；

(b)呼气，具有时间长度Te，在此期间空气的引入中断；

(c)返回步骤(a)；

其特征在于，它包括气流阈值Ftr，且在所述呼气步骤(b)期间，提供以下步骤：

(b1)在激活泄漏的计算之前的等待步骤，具有时间长度γ；

(b2)计算泄漏的步骤，时间长度为δ，所以γ+δ＝Te，其中如果通过测得信号F(t)的算法处理而获得的标准化信号F’(t)超过了阈值Ftr，则检测自发呼吸动作并再次激活吸气步骤(a)。

根据本发明，所述算法可提供以下分步骤：

-F(t)信号的采样；

-对于每个样本计算变量平均值M(t)，Ti+γ＜t＜Ti+Te；

-根据公式F’(t)＝F(t)-M(t)，(对每个t值)计算F’(t)信号。

仍然根据本发明，所述变量平均值M(t)根据以下公式计算：

$M\left(t\right)=\frac{\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{F}_i\left(t\right)}{N},$ 对于Ti+γ＜t＜Ti+Te

其中i是对F(t)样本编号的下标；N是用于计算泄漏(b2)的样本数。

此外，根据本发明，平均值的计算对在步骤(b2)期间获得的每个样本进行，每次插入所获得的新值。

较佳地，根据本发明所述样本的数量N可达16。

根据本发明，步骤(b2)可进一步分成两个步骤，持续时间分别为α和β，使得γ＝α+β：

-第一进一步等待步骤；

-用于确认自发动作出现的第二步骤，其中如果F’(t)超过阈值Ftr，则再次激活步骤(a)。

根据本发明，所述时间间隔γ有利地可包括在0.20～0.25秒的范围内，最好为0.20秒。

还是根据本发明，所述时间间隔α可包括在0.20～0.25秒的范围内，最好为0.20秒。

根据本发明，在所述方法中，在步骤b(2)期间，如果信号F’(t)取值为Ftr(其中Ti+γ+α＜t＜Ti+γ+δ)，则可再次激活吸气步骤(a)。

此外，根据本发明，在步骤(b2)期间，在时间间隔δ内记忆呼气结束时的压力是可能的，且在步骤(a)结束时记忆吸气压力的最大值也是可能的。

根据本发明，所述吸气时间间隔Ti和/或所述呼气时间间隔Te最好可变化。

此外，根据本发明所述Ftr阈值可变化。

本发明的又一个目的是用于实现所述方法的装置，其特征在于，它包括：处理和控制单元；适合由用户调节操作参数的接口装置；鼻腔供氧的回路；以及激活-停用吸气步骤的电阀，所述电阀与鼻腔呼吸的所述回路相连。

根据本发明，所述鼻腔供氧回路可包括与呼吸速度描记器相连的鼻管，气流软管和压力检测软管与之相连。

仍然根据本发明，所述装置可包括记忆装置和/或接口装置，所述接口装置包括监视器。

此外，根据本发明，所述接口装置可包括按钮操作面板。

根据本发明，帮助接口装置最好可包括多个旋钮。

根据本发明，所述接口装置可包括多个光学和/或声学警报设备。

仍然根据本发明，所述参数可包括吸气时间Ti、呼气时间Te、呼气气流阈值Ftr、以及呼吸频率。

根据本发明，所述装置有利地可包括用于调整呼吸混合的装置。

附图说明

出于说明性而非限制性目的，现在将根据其较佳实施例、特别参照附图来描述本发明，在附图中：

图1示出根据本发明的用于控制鼻腔供氧的方法的流程图；

图2示出在图1方法期间获得的作为时间函数的呼吸气流信号的典型波形；

图3示出根据本发明的计算泄漏和标准化的过程；

图4示出根据本发明的用于实现根据本发明方法的装置的供氧回路；以及

图5示出用于实现根据本发明方法的装置的接口装置。

具体实施方式

为了更好地理解本发明，本发明较佳实施例的操作模式将描述如下，同样的模式也对其它实施例有效。

根据本发明的过程提供允许计算通过鼻管的辅助供氧期间的泄漏的特定子过程。这允许具有有效气流通达新生儿或患者的指示，从而确认对同一气流的控制触发。

以上过程所基于的基本假设是在呼气结束和新的吸气开始之间存在生理间隔，期间患者与外界没有气流交换。

进行该计算的主要问题是：因为供氧回路是开放的，所以确切定义吸气结束是不可能的。

为了克服该问题，已通过实验证实供氧回路是一开放回路，并考虑所述供氧系统应用于新生儿，吸气步骤结束起约0.2秒后患者所需的气流相对于回路泄漏可被视为是可忽略的(有效吸气步骤结束时)。

现在参看图1，可看到描述辅助呼吸装置的整个操作、并提供根据本发明的子过程的流程图。

根据该流程图，首先可看到呼吸气流的类似获取的步骤A。

然后，过程可提供第一循环中进行校准的步骤B’和B”。

在必须进行所述步骤B’和B”的情形中，确定补偿和触发信号值，然后校准各值。

如所众所周知的，吸气时间Ti和呼气时间Te是由医生设定的参数，它们总是在生理间隔内。

如上所述，关键检测在于将装置置于避免吸气气流的假信号的环境中。实际上，如果假信号会超过医生设定的触发值阈值Tfr，则空气会在新生儿不需要时强制进入其肺部。

然后步骤C提供气流信号的类似检测。

显然，在不启动同步供氧的情形中，装置将不帮助供氧并将产生非标准化的气流，因而在由医生设置时因泄漏而不纯净，这会在根据现有技术的普通供氧装置中发生。

相反，在启动同步供氧的情形中，将开始计算损耗和标准化E的子过程。

泄漏计算从吸气结束起过去时间γ后开始。更具体地，在呼吸循环的以上各个总时间中定义的Ti+Te时间，如图2中所示，示出根据本发明方法的辅助呼吸所获得的定性分析图。然后，在图3中，更详细地查看在整个呼吸循环期间计算泄漏和标准化的子过程。

所检测的气流F(t)可视为在时间间隔Ti+γ＜t＜Ti+Te内呼出气流和回路泄漏之和，而患者呼出气流相对于泄漏可被视为可忽略，因而所检测的信号F(t)可仅归结为回路泄漏。

使所有信号F(t)标准化而获得信号F’(t)的泄漏可在时间间隔δ内计算。

在时间间隔δ期间，自发呼吸检测也被启动，即如果F’(t)≥Ftr，机器同步进入新的吸气步骤。

通常可能提供过程的进一步改进，特别地为时间间隔δ可分成两个持续时间分别为α和β的时段。

所述时间间隔α最好持续0.2秒，且在所述间隔期间样本检测步骤和平均计算步骤开始。相反，自发呼吸激活步骤的真正开始在时间间隔β＝δ-α。这使得避免辅助呼吸的错误激活的可能性增大，在任何情形中都便于呼吸活动。

以上标准化步骤进行如下。

每个间隔δ中对气流信号F(t)的N个样本的采样，在时间间隔δ期间进行。在本实施例中，检测并记忆N＝16个样本。

变量平均值M(t)实时地计算，在所收集样本的基础上变化。换言之，所述平均值M(t)基于最后N个已检测样本(即时包括在前一呼吸循环的δ时间间隔内)计算。在获取每个新样本期间，M(t)再次进行实时计算。最早的样本被排除在计算之外，并被新的样本所替代。它是一种数据收集和处理模式，其中取最新的数据进行处理并消除最初的数据(LIFO-后进先出)。

在本实施例中，M(t)变量平均值信号通过以下公式获得：

$M\left(t\right)=\frac{\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{F}_i\left(t\right)}{N},$ 对于Ti+γ＜t＜Ti+Te

其中i是对F(t)样本编号的下标。

显然，使用其它类型的用于计算变量平均值的算法是可能的，诸如在计算最后样本的平均值时给出较高百分比的加权平均值。

M(t)变量平均值实时地从气流信号F(t)中减去，得到标准化信号F’(t)：

F’(t)＝F(t)-M(t)，对于每个时间t。

在时间间隔γ或最好为β期间，如所述，用于辅助呼吸的过程仅当信号F’(t)高于触发阈值Ftr时才激活。这允许消除因回路泄漏引起的所有干扰信号。

一旦时间间隔δ结束，系统通常就激活辅助呼吸循环，启动持续时间为Ti的新吸气步骤。特别地，再参看图1，电阀1启动(步骤F)而泄漏计算(步骤G)停止。

在吸气间隔Ti结束时，吸气压力(PIP)达最大值(步骤H)。

在出现人工呼吸的情形中，假设停止计算泄漏的过程，而进入吸气步骤。

在本实施例中，在设定间隔β中，还在对应于时间γ和α的和(步骤M)的约0.4秒之后、即在时间间隔α结束时，计算呼气步骤结束压力(PEEP)。

在图4中，可看到用于实现根据本发明的方法的装置1的一部分。特别地，可看到鼻管2加到呼吸速度描记器3上，而该呼吸速度描记器3通过接头4加到常规供氧系统。软管5用于检测气流。而软管6适用于检测压力。

装置1还提供用于创建回路内压力的电阀7。

现在参看图5，可看到接口装置1。所述装置包括监视器8、灯光指示器9和多个旋钮10。还配备有图中未示出的声音报警。

显示器8使医务人员或护理人员能监视呼吸频率。如果新生儿有频繁的自发动作以及因此引起的呼吸异常，就可立即知晓。在该情形中，医生可更改呼吸参数、或更改呼吸混合。

视频持续示出压力11和气流12的曲线图。此外，通过呼吸调节旋钮10设置的值在所述曲线旁示出，诸如Ti、Te、选定混合、呼吸频率、触发气流值、呼吸峰值压力(PIP)、呼气结束压力(PEEP)。

在异常操作情形中，装置发出使医务人员能立即干预的声音信号。

装置电气控制单元封装在壳体15内。

在以上说明书的基础上，可注意到根据本发明的基本特征是估算时段的特征，在此期间计算呼气步骤中的回路泄漏是可能的，从而允许防止误差信号的气流信号的标准化。

本发明的第一个优点是提出了可在集中式控制电气系统中简便实现的过程。

本发明的第二个优点是在数量多得多的也允许使用气管插管的情形中允许将鼻管用于辅助呼吸。

本发明已为了说明性而非限制性目的、根据其较佳实施例进行了描述，但可以理解，本领域技术人员可引入更改和/改变而不背离所附权利要求所限定的相关范围。

Claims (26)

1.一种用于鼻腔供氧和相关装置的、特别是用于气流同步的新生儿辅助供氧的方法，其中F(t)是与供氧气流成比例的信号，包括以下步骤：

(a)吸气，具有时间长度Ti，在此期间空气以吸气压力引入；

(b)呼气，具有时间长度Te，在此期间空气的引入中断；

(c)返回步骤(a)；

其特征在于，它包括气流阈值Ftr，且在所述呼气步骤(b)期间，提供以下步骤：

(b1)在激活泄漏的计算之前的等待步骤，时间长度为γ；

(b2)计算泄漏的步骤，时间长度为δ，所以γ+δ＝Te，其中如果通过测得信号F(t)的算法处理而获得的标准化信号F’(t)超过了阈值Ftr，则检测自发呼吸动作并再次激活吸气步骤(a)。

2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述算法可提供以下子步骤：

-F(t)信号的采样；

-对于每个样本计算变量平均值M(t)，Ti+γ＜t＜Ti+Te；

-根据公式F’(t)＝F(t)-M(t)，(对每个t值)计算F’(t)信号。

3.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述变量平均值M(t)根据以下公式计算：

$M\left(t\right)=\frac{\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{F}_i\left(t\right)}{N},$ 对于Ti+γ＜t＜Ti+Te

其中i是对F(t)样本编号的下标；N是用于计算泄漏(b2)的样本数。

4.如权利要求3所述的方法，其特征在于，平均值的计算对在步骤(b2)期间获得的每个样本进行，每次插入所获得的新值。

5.如权利要求3或4所述的方法，其特征在于，所述样本的数量N为16。

6.如前面权利要求之一所述的方法，其特征在于，步骤(b2)可进一步分成两个步骤，持续时间分别为α和β，使得γ＝α+β：

-进一步等待的第一步骤；

-用于确认自发动作出现的第二步骤，其中如果F’(t)超过阈值Ftr，则再次激活步骤(a)。

7.如前面权利要求之一所述的方法，其特征在于，所述时间间隔γ包括在0.20～0.25秒的范围内。

8.如权利要求7所述的方法，其特征在于，所述时间间隔γ为0.20秒。

9.如前面权利要求6-8之一所述的方法，其特征在于，所述时间间隔α包括在0.20～0.25秒的范围内。

10.如前面权利要求6-9之一所述的方法，其特征在于，所述时间间隔α为0.20秒。

11.如前面权利要求6-10之一所述的方法，其特征在于，在所述方法中，在步骤b(2)期间，如果信号F’(t)取值为Ftr(其中Ti+γ+α＜t＜Ti+γ+δ)，则可再次激活吸气步骤(a)。

12.如前面权利要求之一所述的方法，其特征在于，在步骤(b2)期间，在时间间隔δ内记忆呼气结束时的压力是可能的。

13.如前面权利要求之一所述的方法，其特征在于，在步骤(a)结束时记忆吸气压力的最大值。

14.如前面权利要求之一所述的方法，其特征在于，所述吸气时间间隔为Ti。

15.如前面权利要求之一所述的方法，其特征在于，所述呼气时间间隔Te可变化。

16.如前面权利要求之一所述的方法，其特征在于，所述Ftr阈值可变化。

17.用于实现如权利要求1-16所述方法的装置，其特征在于，它包括：处理和控制单元；适合由用户调节操作参数的接口装置；鼻腔供氧的回路；以及用于激活-停用吸气步骤的电阀，所述电阀与鼻腔呼吸的所述回路相连。

18.如权利要求14所述的方法，其特征在于，所述鼻腔供氧回路包括与呼吸速度描记器相连的鼻管，气流软管和压力检测软管与之相连。

19.如权利要求16或17所述的方法，其特征在于，所述装置包括记忆装置和/或接口装置。

20.如权利要求17或19所述的方法，其特征在于，所述接口装置包括监视器。

21.如前面权利要求17-20之一所述的方法，其特征在于，所述接口装置包括按钮操作面板。

22.如前面权利要求17-21之一所述的方法，其特征在于，所述接口装置包括多个旋钮。

23.如前面权利要求17-22之一所述的方法，其特征在于，所述接口装置包括多个光学和/或声学报警设备。

24.如前面权利要求17-23之一所述的方法，其特征在于，所述参数包括吸气时间Ti、呼气时间Te、呼气气流阈值Ftr、以及呼吸频率。

25.如前面权利要求17-24之一所述的方法，其特征在于，所述装置包括用于调整呼吸混合的装置。

26.如前面权利要求的每一个所述的方法和装置，基本上如所示和所述。

Images