用于验证病人的吸气肌活动的方法和系统、以及使用该方法和系统的机械通气系统的制作方法
【专利摘要】本公开涉及一种用于验证病人的吸气肌活动的方法和系统。从非侵入式传感器采集分别表示与病人的吸气努力同步的左边肌肉和右边肌肉的活动的左电活动信号和右电活动信号。从左电活动信号和右电活动信号中提取心脏活动信号。对从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号的同步性、对称性或比例性进行校验。还公开一种并入了用于验证病人的吸气肌活动的系统的机械通气系统。
【专利说明】
用于验证病人的吸气肌活动的方法和系统、以及使用该方法 和系统的机械通气系统
技术领域
[0001] 本公开涉及机械通气系统的领域。更具体地，本公开涉及一种用于验证病人的吸 气肌活动的方法和系统，并且涉及一种包括用于验证病人的吸气肌活动的系统的机械通气 系统。
【背景技术】
[0002] 根据在向病人提供通气辅助的机械通气机(ventilator)上所显示的气道压力、流 量和体积波形的常规测量，难以确定病人的吸气努力(effort)。因而，在该情形未被照料者 注意的情况下，通气辅助被输送给病人的准确度可能受到此类测量的危害。
[0003] 对此的主要原因是指示在无辅助换气（breathing)期间的呼吸(respiratory)方 向的气道压力/流量传感器、气道阻抗传感器、超声波传感器、胸廓运动传感器或其它设备 将受到机械通气机的辅助输送的影响。
[0004] 横隔膜电活动(EAdi)的经食道的测量提供了呼吸中枢驱动的灵敏且准确的确定， 并且对于确定病人--通气机交互是有效的。在Sinderby以及其它人的第W0 2013/071404 号国际申请公开中描述了用于获取和使用此类测量的技术，通过引用将其公开的全部内容 并入本文。然而，这些技术使用插入在病人的食道中的食道导液管，该食道导液管包括安装 在食道通过横隔膜的水平的EAdi传感器。虽然食道导液管常常用于对垂危病人进行进食或 给药以避免此类病人的误吸，但不是所有病人接收食道导液管。
[0005] 测量吸气肌的电活动的另一种方法使用置于病人的颈部和/或胸廓上的表面电 极。然而，由于人体的多层肌构造，电活动/表面电极(EAse)信号可以同时表示可以被激活 以更改或维持病人的身体姿势的肋间肌活动以及吸气肌活动。表面电极也将从病人的心检 测电信号。结论性地，未验证的EAse信号不能提供与病人的吸气努力有关的充足且有效的 信息。
[0006] 因此，需要一种在避免使用侵入式传感器的情况下用于获取与病人的吸气努力有 关的经验证的信息的非侵入式方法和系统。
【发明内容】
[0007] 根据本公开，提供一种验证病人的吸气肌活动的方法。从非侵入式传感器采集分 别表示与病人的吸气努力同步的左边肌肉和右边肌肉的活动的左电活动信号和右电活动 信号。从左电活动信号和右电活动信号中提取心脏活动信号。校验由从其中提取心脏活动 信号的左电活动信号和右电活动信号的同步性、对称性或比例性中的一个或多个构成。
[0008] 根据本公开，还提供一种用于验证病人的吸气肌活动的系统。验证系统包括非侵 入式传感器，该非侵入式传感器采集分别表示与病人的吸气努力同步的左边肌肉和右边肌 肉的活动的左电活动信号和右电活动信号。验证系统还包括从左电活动信号和右电活动信 号提取心脏活动信号的提取器。验证系统另外包括比较器，其对从其中提取心脏活动信号 的左电活动信号和右电活动信号的同步性、对称性或比例性中的至少一个进行校验。
[0009] 本公开进一步涉及一种机械通气系统，其包括上面限定的验证系统、机械通气机、 从机械通气机向病人提供通气辅助的换气管，以及控制器，可操作地连接到验证系统并且 至少部分地基于来自第一比较器的校验结果来控制机械通气机。
[0010] 在读取参考附图仅仅作为示例给出的、上文和其它特征的说明性实施例的以下非 限制性描述时，上文和其它特征将变得更明显。
【附图说明】
[0011]将通过示例的方式参考附图来描述本公开的实施例，其中：
[0012] 图1是示出根据实施例的、用于验证病人的吸气肌活动的方法的操作的流程图；
[0013] 图2是根据实施例的、用于验证病人的吸气肌活动的系统的框图；
[0014] 图3是包括图2的用于验证病人的吸气肌活动的系统的机械通气系统的框图；
[0015] 图4是示出从位于病人的下胸廓的左侧和右侧上的表面电极所获取的电活动示踪 (tracing)的一对图；
[0016] 图5是示出通过从图4的电活动示踪中移除心脏信号而获取的示踪的一对图，其中 附加的图示出在辅助吸气期间和在吸气闭塞期间所获取的气道压力信号；
[0017] 图6是示出在换气期间获取的未受扰动的左电活动信号和右电活动信号之间的相 关性的图；
[0018] 图7是示出在辅助吸气期间和在吸气闭塞期间在气道压力与左电活动信号和右电 活动信号之间的关系的一对图；
[0019] 图8是示出与图4的电活动示踪类似的电活动示踪的一对图，该示踪包括来自不参 与病人的吸气活动的肌肉的伪像(artifact);并且
[0020] 图9是示出使用图1的方法所获取的实际气道压力测量的图。
[0021] 在附图的各个图上，相同数字表示相同的特征。
【具体实施方式】
[0022] 本公开的各个方面总体上解决在避免使用侵入式传感器的情况下获取与病人的 吸气努力有关的经验证的信息的一个或多个问题。本公开介绍一种当使用非侵入式传感器 获取电活动信号时、用于验证病人的吸气肌活动的方法和系统。本公开还介绍一种并入用 于验证病人的吸气肌活动的系统的机械通气系统。
[0023] 总体上陈述的是，所公开的技术对与病人的吸气肌活动有关的测量进行验证，该 测量是在避免使用侵入式传感器的情况下获取的。从非侵入式传感器采集分别表示与病人 的吸气努力同步的左边肌肉和右边肌肉的活动的左电活动信号和右电活动信号。从左电活 动信号和右电活动信号中提取心脏活动信号。通过校验左电活动信号和右电活动信号具有 合理水平的一致性，在提取心脏活动信号之后，获取测量的验证。该校验可以检测左电活动 信号和右电活动信号的同步性、对称性或比例性中的一个或多个。
[0024]在整个本公开中使用以下术语：
[0025]吸气肌活动:病人进行换气的努力的可检测信号。
[0026]非侵入式传感器:例如电极之类的测量设备，其能够在对病人移动、讲话等能力造 成最小不适且降低影响的情况下被安装在病人上。
[0027]表面电极:可以被置于病人的身体上一一通常位于皮肤上的一种类型的非侵入式 传感器。
[0028]闭塞吸气压力:在病人的气道闭塞时，在吸气努力期间所测量的压力。
[0029] 放大器:增加信号的幅度、强度和/或功率的电子设备。
[0030] 以下模块可以被实施为不同的硬件模块，包括模拟模块或数字模块。它们可以可 替换地被实施为存储在非瞬态介质上的计算机可执行指令的形式的软件组件，所述指令可 由计算机执行：
[0031] 提取器:从复合信号中移除分量。
[0032] 比较器:将信号与另一个信号或与参考值相比较。
[0033 ] 确定器:基于预先确定的准则进行逻辑判定。
[0034] 校验器:也基于预先确定的准则进行逻辑判定。
[0035] 滤波器、积分器、整流器和平均器：对信号执行各种处理以便准备用于分析的信 号。
[0036] 可以在相同的模拟或数字硬件模块中组合以上模块中的一些。在一些实施例中， 可以通过硬件设备的形式实现这些模块中的一些，同时其它模块可以被实现为计算机可执 行指令。那些模块的所有可能的模拟和/或数字硬件和/或软件组合处于本公开的范围内。
[0037] 现在参考附图，图1是示出根据实施例的、用于验证病人的吸气肌活动的方法的操 作的流程图。流程图包括序列100，该序列100包括可以以可变次序执行的多个操作，一些操 作可能被并行地执行，一些操作是可选的。
[0038] 操作110包括在病人上（例如，在病人的胸部（诸如在下胸廓的区域中或在胸骨 旁）、颈部或鼻孔上)双侧地应用非侵入式传感器。具体地，可以在左侧和右侧上将非侵入式 传感器对称地置于病人的身体上。在非限制性示例中，非侵入式传感器可以由两个表面电 极组成，或者可以包括一对电极集合，每个集合包括多个电极。
[0039] 在操作120,从非侵入式传感器采集分别表示与病人的吸气努力同步的左边肌肉 和右边肌肉的活动的左电活动信号和右电活动信号。参与病人的吸气努力的左边和右边肌 肉可以例如位于病人的胸部(例如，横隔膜、外肋间肌、前锯肌的肋骨部分）、颈部(例如，斜 角肌、胸锁乳突肌)或鼻孔(例如，鼻翼）中。
[0040] 在操作140从左电活动信号和右电活动信号中提取心脏活动信号之前，在操作130 放大左电活动信号和右电活动信号。也可以通过向左电活动信号和右电活动信号应用滤 波、积分、整流、求平均处理中的一个或多个来在操作150处理左电活动信号和右电活动信 号。
[0041 ]在操作160,从左电活动信号和右电活动信号中提取由不参与病人的吸气努力的 肌肉所导致的伪像。通常，这些伪像可能是非对称的或者可能缺乏左侧和右侧之间的比例 性。
[0042] 在操作170,对从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号的同步 性、对称性或比例性(例如，那些信号的时序或幅度同步性、对称性或比例性）中的一个或多 个进行校验。
[0043] 在操作180,使得从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号与在 病人的气道闭塞时所测量的病人的吸气压力进行相关。
[0044] 当在操作170检测到充分水平的同步性、对称性或比例性时，和/或当如在相关性 操作180中所确定的左电活动信号和右电活动信号与病人的闭塞吸气压力是同步的且成比 例时，在操作190确定从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号是有效的。
[0045] 可选地，可以以连续的方式执行序列100的一些操作，同时可以按周期性间隔来执 行一些其它操作。例如，可以连续地进行校验从其中已经提取心脏活动信号的左电活动信 号和右电活动信号的同步性、对称性或比例性的操作170,同时可以按周期性间隔执行确定 从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号与病人的闭塞吸气压力是同步 的且成比例的操作190。
[0046] 图2是根据实施例的、用于验证病人的吸气肌活动的系统的框图。该图示出用于验 证病人210的吸气肌活动的验证系统200。验证系统200包括位于病人210的身体上的两个 (2)非侵入式传感器220L和220R，以及两个(2)放大器230L和230R。验证系统200还包括在下 文描述的若干处理模块(或者具有相同功能的模拟组件）。
[0047]非侵入式传感器220L和220R被配置为采集分别表示与病人210的吸气努力同步的 左边肌肉和右边肌肉的活动的左电活动信号和右电活动信号。非侵入式传感器220L和220R 是表面电极并且可以包括一对电极集合，每个集合包括多个电极。非侵入式传感器220L和 220R被配置为双侧地(bilaterally)应用于病人210的身体上，例如应用在如以上在本文所 描述的病人的胸部(诸如，在下胸廓的区域中或在胸骨旁）、颈部或鼻孔的左侧和右侧上。双 侧应用例如可以涉及非侵入式传感器220L和220R在病人的身体上的对称应用。如在以上描 述中指示的，胸部中的左边和右边肌肉的示例是横隔膜、外肋间肌和前锯肌的肋骨部分，颈 部中的左边和右边肌肉的示例是斜角肌、胸锁乳突肌，并且鼻孔中的左边和右边肌肉的示 例是病人的鼻翼肌肉。
[0048]可选地被放大器230L和230R放大，左活动信号和右活动信号被提供给采集处理模 块240。采集处理模块240向从左电活动信号和右电活动信号中移除心脏活动信号的心脏信 号提取器250转发左活动信号和右活动信号。如本领域技术人员所公知的，为了移除心脏活 动信号，可以通过适当设计的滤波器(未示出）来处理左电活动信号和右电活动信号。心脏 信号提取器250也可以被设计为例如向操作者或向照料者提供关于在左电活动信号和右电 活动信号中还未正确地检测到心脏活动信号的指示。在这方面，可以通过感测QRS复合波 (comp 1 ex)的高幅度峰值来检测心脏活动信号。
[0049] 将从其中已经提取心脏活动信号而得到的左电活动信号和右电活动信号馈送到 双侧比较器260。双侧比较器260对从其中已经提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活 动信号的同步性、对称性或比例性(例如，时序或幅度同步性、对称性或比例性）中的一个或 多个进行校验。当信号的对称性、比例性或同步性缺乏或低于给定水平时，比较器260可以 向操作者或向照料者提供关于左电活动信号和右电活动信号不可用的指示。
[0050] 可以将由双侧比较器260作出的比较的结果直接地提供给确定器280,以便对同步 的、对称的或成比例的左电活动信号和右电活动信号进行验证。可替换地或附加地，可以将 由双侧比较器260作出的比较的结果提供给PinspOCCL(在闭塞吸气期间的气道压力）比较 器270,该PinspOCCL比较器270评估同步的、对称的或成比例的左电活动信号和右电活动信 号是否与在病人的气道闭塞时所测量的病人的吸气压力是同步的且成比例的。确定器280 可以使用从PinspOCCL比较器270获取的结果来进一步或更好地评估和验证左电活动信号 和右电活动信号。将在以下描述中进一步描述比较器260和确定器280的操作。
[0051]在一些实施例中，验证系统200可以包括左电活动信号和右电活动信号的滤波器、 积分器、整流器和平均器中的一个或多个。在相同的或其它实施例中，验证系统200可以进 一步包括提取器，其用以从左电活动信号和右电活动信号中移除由不参与病人的吸气努力 的肌肉所导致的不对称伪像。例如，在不进行限制的情况下，这些元件可以由采集处理模块 240的部分构成。
[0052]可以取决于伪像的性质通过适当的滤波或其它电信号处理从左电活动信号和右 电活动信号中移除不对称伪像;相信此类滤波或其它处理处于本领域技术人员的知识范围 内。
[0053] 可以将采集处理模块240、心脏信号提取器250、双侧比较器260、Pinsp0CCL比较器 270和确定器280中的一个或多个集成在计算机内或多个互连的计算机内。
[0054]在实施例中，可以将验证系统200中的一些模块集成在特制设备内，同时可以将验 证系统200的一些其它模块集成在例如膝上型计算机、智能移动电话、平板计算机等的移动 终端内。作为非限制性示例，非侵入式传感器220L和220R可以连接到包括采集处理模块240 的设备(未具体示出）以及通信端口（未示出），该通信端口经由电缆或经由蓝牙"向包括心 脏信号提取器250、双侧比较器260、确定器280并且可选地包括PinspOCCL比较器270的移动 终端(未具体示出）提供连接。在移动终端中实现的模块可以作为可下载应用而对照料者可 用。移动终端可以存储与呼吸信号的验证有关的数据以用于稍后处理，或经由电缆、WiFi或 蜂窝连接向远程位置传送数据。该非限制性示例可以在其中病人在家或在救护车中接收通 气辅助的可携式应用中特别有用。
[0055] 图3是包括图2的用于验证病人的吸气肌活动的系统的机械通气系统的框图。机械 通气系统300包括验证系统200的各种元件以及经由换气管320向病人210的气道提供通气 辅助的机械通气机310。在非限制性示例中，机械通气机310包括气体连接311，该气体连接 311耦接到气体源(未示出）并且向气动单元312提供诸如空气、氧气之类的气体或任何适当 的换气气体，该气动单元312可以包括吸气和呼气瓣(未具体示出）以及用于控制换气气体 的压力和流量的类似设备。经由在其上安装有压力计313和流量计314的换气管320从气动 单元312输出换气气体。通过内部控制单元316来控制气动单元312。在第1 896 102 B1号欧 洲专利中描述了机械通气机的更详细的非限制性示例，通过引用将其公开内容并入本文。
[0056] 换气管320可以附接到可插入病人210的气管中的气管内导管(未示出），或者可以 附接到能够置于病人210的面部上的面罩(未示出）。吸气瓣330和气道压力计340被安装在 换气管320上。可由机械通气机310的控制单元316控制吸气瓣330以引起病人的吸气气道的 闭塞，这允许控制单元316从气道压力计340获取对病人的闭塞吸气压力的测量。机械通气 系统300还包括用作机械通气机310的控制器的计算机350。计算机350可以是外部组件或可 以可替换地作为控制单元316的一部分被集成在机械通气机310内。不管怎样，计算机350提 供用于验证系统200和机械通气机310之间的反馈和控制的接口。计算机350进一步经由机 械通气机310的控制单元316将验证系统200连接到吸气瓣330并且连接到气道压力计340。 计算机350连接到监视器360,该监视器360允许显示由验证系统200所获取的各种测量和分 析结果。计算机350可以与验证系统200中的任何一个模块进行通信。
[0057]虽然如图所示的机械通气系统300经由换气管320向病人210提供通气辅助，但本 公开涵盖任何其它类型的机械通气系统。能够由外部计算机或由肌电图（EMG)信号控制的 任何通气系统可以与验证系统200结合进行操作。在第6，253，765B1号US专利中以及在第1 068 875 B1号欧洲专利中描述了也可以是机械通气系统的一部分的通气系统的非EMG示 例。
[0058]在实施例中，由计算机350提供的机械通气机310与验证系统200之间的接口向验 证系统200提供由气道压力计340获取的病人的闭塞吸气压力的测量。可选地在使用连接到 计算机350的诸如键盘之类的操作者接口 370授权调整的照料者的控制下，该接口可以可选 地使得能够根据病人210的经验证的吸气肌活动进行机械通气机310的调整。在相同的或其 它实施例中，由计算机350向机械通气机310所提供的接口允许致动吸气瓣330以便读取在 气道压力计340处的病人的闭塞吸气压力，此时该吸气瓣330和气道压力计340与PinspOCCL 比较器270协作。在一种变型中，当心脏信号提取器250指示在左电活动信号和右电活动信 号中未正确地检测到心脏活动信号时，计算机350和监视器360还可以对照料者发出警报。 当在计算机350从确定器280接收到对该效果的指示时，计算机350和监视器360可以进一步 对照料者发出以下警报：由于信号之间的不正确的同步性、对称性或比例性，因此左电活动 信号和右电活动信号是不可用的。
[0059] 通过所公开的系统和方法获取的病人的经验证的吸气肌活动可用于病人与通气 机之间的交互的数值或统计分析、用于病人的呼吸驱动的分析、用于病人的呼吸肌肉疲劳 的频谱分析。
[0060] 应当理解的是，对病人的吸气肌活动的有效性的最终的确定是在向病人施加通气 辅助方面具有专门知识的照料者的专业技能。在本文公开的技术向照料者提供关于电活动 信号的同步性、对称性或比例性的有价值的信息，促进这样的最终专业确定。
[0061] 对于使用用于验证病人的吸气肌活动的系统和方法所获取和处理的电活动信号 的其它使用也处于本公开的范围内。
[0062] 以下段落提供对于以上描述的系统和方法的理论和实验支持。主要在使用表面电 极获取的信号(例如提及'EAse'信号)一一即，使用表面电极获取的电活动信号方面来表述 这些段落。然而，应当注意，与通过表面电极测量的左电活动信号和右电活动信号有关的本 公开的教导也适用于通过其它类型的适当的非侵入式传感器所获取的左电活动信号和右 电活动信号。换句话说，本公开不受限于表面传感器，而是预期使用能够提供以上描述的左 电活动信号和右电活动信号的其它类型的非侵入式传感器。因此，仅仅为了简化的目的而 不是为了限制本公开的范围的目的，提及'EAse'信号并且提及与'EAse'有关的信号。
[0063] 在本公开中，已经提出使用EAse信号的方法和系统，其中多个表面电极或电极集 合被置于暴露在吸气肌的电活动的区域中的病人的皮肤中。可以双侧地且对称地放置电极 或电极集合，以测量吸气肌的双侧活动，如本文上面所述。
[0064] 从置于皮肤表面上的至少两个电极(或两个电极集合)获取使用表面电极的电活 动(EAse)的测量。然而，向病人的身体施加的诸如细线或针电极之类的其它附加电极可以 用于在低共模扰动的情况下提供所谓的信号的差分放大。
[0065] 图4是示出从位于病人的下胸廓的左侧和右侧上的表面电极或电极集合获取的电 活动示踪的一对图。图410示出从置于病人的身体的右侧上的表面电极获取的电活动信号 (EAseR)的原始轨迹(trace)。图420示出从置于病人的身体的左侧上的表面电极获取的电 活动信号(EAseL)的原始轨迹。以秒为单位的时间轴共用于图410和420两者。正如可以看出 的，电心脏活动的QRS复合波在EAseL和EAseR之间同步。
[0066] 在波形的存在、频率和间隔的对侧比较一一例如，系统以及电极或电极集合两者 都正确地运行的QRS复合波状态的情况下，通过电心脏活动(具有比呼吸肌的干扰图案信号 更强的若干褶皱的幅度的同步"混合"运动单元信号）的检测来部分进行EAse测量的校验。 这基于以下事实:无论肥胖、麻痹或限制吸气肌电活动的测量的其它因素如何，都能够测量 心脏信号强度。
[0067] 图5是示出通过从图4的电活动示踪中移除心脏信号所获取的示踪的一对图，其中 附加的图示出在辅助吸气期间和在吸气闭塞期间所获取的气道压力信号。图510示出没有 心脏信号的EAseR，而图520示出没有心脏信号的EAseL。图530示出对应的气道压力(Paw)示 踪。以秒为单位的共用时间轴适用于图510、520和530。
[0068] 可以用于验证病人的吸气肌活动的统计方法的一个非限制性示例包括确定图5的 EAseR和EAseL示踪之间的相位差以评估它们的同步性。另一个非限制性示例涉及计算它们 的示踪随时间的积分作为估计两侧上的呼吸体积的对称性和比例性的手段。又一个非限制 性示例涉及计算这些示踪随时间片段的平均值，也用于估计呼吸体积的对称性和比例性。 例如，可以在比较器260中计算这些相位差、积分和平均值以评估左电活动信号和右电活动 信号之间的同步性、对称性和/或比例性，并且在确定器280中将这些相位差、积分和平均值 与阈值相比较，以验证吸气肌活动。
[0069] 图6是示出在换气期间获取的、未受扰动的左电活动信号和右电活动信号之间的 相关性的图。图6中示出的图600基于与在图5上反映的相同数据。考虑图600,不具有神经肌 肉混乱/麻痹的病人中的呼吸肌活动应当以同步的、对称的或成比例的时序和幅度来发生。 因而，EAse双侧地发生，使得呼吸肌激活显示在上胸部或颈部上双侧地且对称地放置的电 极或电极集合之间的大体上同步的、对称的或成比例的信号图案/波形。当然，这也将适用 于其它呼吸有关的肌肉，例如鼻翼。这基于以下事实:吸气肌活动波形的持续时间和量值双 侧地类似/成比例，而相同肌肉的其它非换气有关的活动的特征不在于吸气肌活动波形的 相等持续时间和量值。自然地，EAse信号的频率内容(频率功率谱分析）同样可以经受双侧 比较。
[0070] 作为可用的统计方法的另一个示例，可以通过使用以下相关性公式计算EAseR和 EAseL的相继值之间的相关性来获取用于验证病人的吸气肌活动的充分的同步性、对称性 或比例性的确定：
[0072]其中：
[0073] r是相关性结果；
[0074] i是EAseL示踪和EAseR示踪中的每一个上的测量点的索引；
[0075] Xi是EAseL的第i个值；
[0076] yi是EAseR的第i个值；
[0077] 无是EAseL的平均值;并且
[0078] 歹是EAseR的平均值。
[0079] 以用于EAseL和EAseR的完全相关的示踪的最大值1来界定r的值。在实际应用中， 预计r的值至少基于所使用的传感器的类型、基于它们的位置并且基于病人的生理特征而 改变。再次，可以在比较器260中计算r的值以评估左电活动信号和右电活动信号之间的同 步性、对称性和/或比例性，并且在确定器280中将r的值与阈值(作为非限制性的示例，阈值 为0.7)相比较以对吸气肌活动进行验证。在图6的图上示出的数据的相关性分析可以向照 料者提供附加的洞察，以帮助确定病人的吸气肌活动的有效性。
[0080] 图7是示出在辅助吸气期间和在吸气闭塞期间在气道压力(Paw)与左电活动信号 和右电活动信号之间的关系的一对图。图7的图基于在图5和6上反映的相同数据。在图710 (左电活动）和720 (右电活动）上，在辅助吸气期间获取正的气道压力（Paw)值，而在吸气闭 塞期间获取负的Paw值。在闭塞吸气期间的气道压力(PinspOCCL)表示吸气肌的累积机械努 力并且进而通过导致吸气肌电活动的累积神经系统吸气努力而被生成。如在图1的操作180 的以上描述中提及的，期望吸气EAse(EA selNSP)与吸气闭塞压力同步、成比例并且负相关。 这基于以下事实:吸气肌活动和压力有关。在图7的图上示出的数据的相关性分析也可以向 照料者提供洞察，以帮助确定病人的吸气肌活动的有效性。
[0081 ]图8是示出与图4的电活动示踪类似的电活动示踪的一对图，该示踪包括来自不参 与病人的吸气活动的肌肉的伪像。以秒为单位的时间轴适用于两个示踪。在这些示踪中，病 人轮流抬起他的左右臂，导致以EAseL 810和EAseR820之间的清楚的时空侧差异/不对称的 形式存在的电活动示踪内的显著伪像。不期望姿势活动示出对称的且相位的波形，而是示 出不对称的且示出清楚的侧差异。因此，可以从示踪中滤出这些伪像。
[0082]图9是示出使用图1的方法所获取的实际气道压力测量的图。在图900上示出了Paw 测量，并且Paw测量涉及图8的电活动示踪。时间轴以秒为单位。
[0083]如在上文指出的，满足表示吸气肌活动的准则的EAse信号片段可以被用于例如病 人一一通气机交互、呼吸驱动、用于疲劳的频谱分析等的进一步分析。例如，在单侧EAse和 PinspOCCL之间的一致的单侧相关性可以暗示例如心脏手术之后的偏侧膈麻痹。在 PinspOCCL的情况下在任一侧上都没有Ease，这可能由横隔膜麻痹和严重的肥胖引起。在任 一侧上都没有EAse并且没有PinspOCCL，这可能由室息引起。分析以上信息，可以总结出，满 足以下两点的换气具有表示与吸气肌有关的EAse(EA selNSP)的非常高的概率:1)在左和右 波形中对侧EAse信号是同步的，以及2)来自每个侧的EAse的平均数/总和/积分对应于 PinspOCCL 的改变。
[0084]返回到图3,在实施例中，为了操作者或照料者的益处，验证系统200向计算机350 提供与吸气信号有关的数据。计算机350以例如如图所示的图600的形式或以图2-9中示出 的各个图的形式在监视器360上呈现数据。
[0085]本领域普通技术人员将认识到，用于对病人的吸气肌活动进行验证的方法和系统 的描述和机械通气系统的描述仅仅是说明性的并且无论如何并不意图进行限制。其它实施 例将容易被受益于本公开的这些本领域技术人员想起。此外，可以将所公开的方法和系统 定制为在避免使用侵入式传感器的情况下针对获取与病人的吸气努力有关的经验证的信 息的现有的需要和问题提供有价值的解决方案。
[0086] 为了清晰起见，没有示出和描述方法和系统的实施方式的所有常规特征。当然，将 理解的是，在方法和系统的这些实际实施方式的开发中，可能需要作出许多实施方式特定 的判定，以便实现开发者的特定目标，诸如符合应用、系统和商户有关的约束；以及将理解 的是，这些特定目标将因不同实施方式而不同以及因不同开发者而不同。而且，将理解的 是，开发努力可能是复杂且费时的，但是尽管如此，在受益于本公开的机械通气系统的领域 中对于本领域技术人员这是工程化的惯例任务。
[0087] 根据本公开，可以使用各种类型的操作系统、计算平台、网络设备、计算机程序和/ 或通用机器来实施在本文描述的组件、处理操作和/或数据结构。此外，本领域技术人员将 认识到，也可以使用诸如硬连线设备、现场可编程门阵列(FPGA)、专用集成电路(ASIC)等的 较少通用本质的设备。在通过计算机或机器实施包括一系列操作的方法并且可以将这些操 作存储为机器可读的一系列指令的情况下，可以将它们存储在有形介质上。
[0088] 在本文描述的系统和模块可以包括软件、固件、硬件或者适用于在本文描述的目 的的软件、固件或硬件的任何组合。软件和其它模块可以驻留在服务器、工作站、个人计算 机、计算机化平板、个人数字助理(PDA)和适用于在本文描述的目的的其它设备上。可以经 由局部存储器、经由网络、经由浏览器或其它应用或者经由适用于在本文描述的目的的其 它手段来访问软件和其它模块。在本文描述的数据结构可以包括适用于在本文描述的目的 的计算机文件、变量、编程阵列、编程结构，或任何电子信息存储方案或方法，或其任何组 合。
[0089] 虽然通过本公开的非限制性、说明性的实施例已经在上文描述了本公开，但可以 在不背离本公开的精神和性质的情况下在所附权利要求范围内任意修改这些实施例。
【主权项】
1. 一种验证病人的吸气肌活动的方法，包括： 从非侵入式传感器采集分别表示与病人的吸气努力同步的左边肌肉和右边肌肉的活 动的左电活动信号和右电活动信号； 从左电活动信号和右电活动信号中提取心脏活动信号；以及 对从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号的同步性、对称性或比例 性中的至少一个进行校验。2. 根据权利要求1所述的方法，其中，非侵入式传感器是表面电极。3. 根据权利要求1或2中的任何一项所述的方法，其中，非侵入式传感器包括一对电极 集合，每个集合包括多个电极。4. 根据权利要求1至3中的任何一项所述的方法，包括在病人的胸部、颈部或鼻孔上双 侧地应用非侵入式传感器。5. 根据权利要求1至3中的任何一项所述的方法，其中，与病人的吸气努力同步的左边 肌肉和右边肌肉位于病人的胸部、颈部或鼻孔中。6. 根据权利要求1至5中的任何一项所述的方法，其中，非侵入式传感器被对称地置于 病人的身体上。7. 根据权利要求1至6中的任何一项所述的方法，包括： 使从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号相关，所述左电活动信号 和右电活动信号是在病人的气道闭塞时采集的；以及 当从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号与病人的闭塞吸气压力 成比例时，确定所述从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号是有效的。8. 根据权利要求1至7中的任何一项所述的方法，包括在提取心脏活动信号之前，放大 左电活动信号和右电活动信号。9. 根据权利要求1至8中的任何一项所述的方法，包括:通过将从由滤波、积分、整流、求 平均及其组合构成的组中所选择的元素应用于左电活动信号和右电活动信号，来处理左电 活动信号和右电活动信号。10. 根据权利要求1至9中的任何一项所述的方法，包括从左电活动信号和右电活动信 号中提取由与病人的吸气努力不同步的肌肉所导致的伪像。11. 根据权利要求1至10中的任何一项所述的方法，包括对从其中提取心脏活动信号的 左电活动信号和右电活动信号的时序或幅度同步性、对称性或比例性中的至少一个进行校 验。12. 使用通过根据权利要求1至11中的任何一项所述的方法所获取的病人的经验证的 吸气肌活动，以用于病人和通气机之间的交互的分析。13. 使用通过根据权利要求1至11中的任何一项所述的方法所获取的病人的经验证的 吸气肌活动，以用于病人的呼吸驱动的分析。14. 使用通过根据权利要求1至11中的任何一项所述的方法所获取的病人的经验证的 吸气肌活动，以用于病人的呼吸疲劳的频谱分析。15. -种用于验证病人的吸气肌活动的系统，包括： 非侵入式传感器，其被配置为采集分别表示与病人的吸气努力同步的左边肌肉和右边 肌肉的活动的左电活动信号和右电活动信号； 提取器，其从左电活动信号和右电活动信号提取心脏活动信号；以及 第一比较器，其被配置为对从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号 的同步性、对称性或比例性中的至少一个进行校验。16. 根据权利要求15所述的验证系统，其中，非侵入式传感器是表面电极。17. 根据权利要求15或16中的任何一项所述的验证系统，其中，非侵入式传感器包括一 对电极集合，每个集合包括多个电极。18. 根据权利要求15至17中的任何一项所述的验证系统，其中，非侵入式传感器被配置 为双侧地应用于病人的胸部、颈部或鼻孔上。19. 根据权利要求15至18中的任何一项所述的验证系统，其中，非侵入式传感器被配置 为对称地应用于病人的身体上。20. 根据权利要求15至19中的任何一项所述的验证系统，包括： 从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号的第二比较器，所述左电活 动信号和右电活动信号是在病人的气道闭塞时采集的；以及 确定器，当从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号与病人的闭塞吸 气压力成比例时，确定所述从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号是有 效的。21. 根据权利要求15至20中的任何一项所述的验证系统，包括左电活动信号和右电活 动信号的放大器，所述放大器在提取心脏活动信号之前，放大左电活动信号和右电活动信 号。22. 根据权利要求15至21中的任何一项所述的验证系统，包括左电活动信号和右电活 动信号的滤波器、积分器、整流器和平均器中的一个或多个。23. 根据权利要求15至22中的任何一项所述的验证系统，包括提取器，其用以从左电活 动信号和右电活动信号中移除由与病人的吸气努力不同步的肌肉所导致的伪像。24. 根据权利要求15至23中的任何一项所述的验证系统，包括从其中提取心脏活动信 号的左电活动信号和右电活动信号的时序或幅度同步性、对称性或比例性中的至少一个的 校验器。25. 根据权利要求15至19中的任何一项所述的验证系统，包括确定器，其响应于由第一 比较器进行的校验，来确定从其中提取心脏活动信号的左电活动信号和右电活动信号是有 效的。26. 使用通过根据权利要求15至25中的任何一项所述的验证系统所获取的病人的经验 证的吸气肌活动，以用于分析在病人和通气机之间的交互。27. 使用通过根据权利要求15至25中的任何一项所述的验证系统所获取的病人的经验 证的吸气肌活动，以用于病人的呼吸驱动的分析。28. 使用通过根据权利要求15至25中的任何一项所述的验证系统所获取的病人的经验 证的吸气肌活动，以用于病人的呼吸疲劳的频谱分析。29. -种机械通气系统，包括： 根据权利要求15至25中的任何一项所述的验证系统； 机械通气机； 换气管，从机械通气机向病人提供通气辅助；以及 控制器，可操作地连接到验证系统并且至少部分地基于来自第一比较器的校验结果来 控制机械通气机。30. 一种机械通气系统，包括： 根据权利要求20所述的验证系统； 机械通气机； 换气管，其从机械通气机向病人提供通气辅助； 吸气瓣，其被安装在换气管上； 气道压力计，其被安装在换气管上；以及 控制器，其可操作地连接到验证系统并且向机械通气机提供命令以操作吸气瓣并且以 允许通过气道压力计测量病人的闭塞吸气压力。31. 根据权利要求28或29中的任何一项所述的机械通气系统，其中，控制器包括计算 机，并且其中，机械通气系统还包括： 监视器，其可操作地连接到计算机并且从其接收源自提取器或第一比较器的警报。
【文档编号】A61M16/00GK105916440SQ201480073562
【公开日】2016年8月31日
【申请日】2014年12月18日
【发明人】C.辛德比, J.贝克, N.科姆托伊斯
【申请人】圣米高医院