本實(shí)用新型屬于醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置。

背景技術(shù)：

在ICU中，機(jī)械通氣時(shí)呼吸衰竭患者重要的支持手段。但是傳統(tǒng)的機(jī)械通氣存在明顯的人機(jī)不同步，可能導(dǎo)致機(jī)械通氣時(shí)間延長，統(tǒng)計(jì)困難，呼吸機(jī)相關(guān)肺損傷等相關(guān)并發(fā)癥。造成以上情況的原因主要是傳統(tǒng)的機(jī)械通氣的同桌原理決定的。盡管機(jī)械通氣的理念和模式并在不斷發(fā)展，但傳統(tǒng)機(jī)械通氣面臨困境主要存在以下問題：

1、通氣時(shí)間點(diǎn)的選擇：何時(shí)以何種形式給予患者通氣支持才能與患者的自主呼吸形式相匹配？即呼吸機(jī)送其頻率送氣流速、壓力上升時(shí)間、流速波形、吸氣時(shí)間以及呼吸氣轉(zhuǎn)換等與患者自身呼吸形式相匹配。

2、潮氣量/壓力選擇：如何選擇潮氣量/壓力支持水平進(jìn)行通氣吃才能予患者自身呼吸驅(qū)動(dòng)相匹配。

3、呼吸末正壓(PEEP)選擇：如何選擇合適PEEP水平防止肺泡塌陷且能避免肺泡過度膨脹？呼吸機(jī)送氣時(shí)間、形式及通氣量與患者自主呼吸不匹配往往造成人機(jī)不同步。

人機(jī)不同步的臨床后果：

人機(jī)不同步往往增加呼吸肌負(fù)擔(dān)，導(dǎo)致邏輯困難，機(jī)械通氣時(shí)間延長。有研究顯示人機(jī)不同步患者舒適度降低，呼吸肌做功增加，導(dǎo)致呼吸肌疲勞脫機(jī)失敗往往導(dǎo)致機(jī)械同期時(shí)間延長，Thille研究表明人機(jī)不同步指數(shù)越高，機(jī)械通氣時(shí)間延長，氣管切開比例越高。此外，人機(jī)不同步還影響機(jī)械通氣患者的睡眠質(zhì)量，增加鎮(zhèn)靜劑，肌松劑的使用，甚至改變自主呼吸形式。

人機(jī)不同步還導(dǎo)致肺泡跨壁壓升高，產(chǎn)生呼吸機(jī)相關(guān)性損傷，因此改善人機(jī)同步性具有重要的臨床意義。

長時(shí)間的機(jī)械通氣，造成呼吸肌群的廢用性萎縮進(jìn)而導(dǎo)致呼吸驅(qū)動(dòng)日的下降，使脫機(jī)更為困難。

二、各級(jí)功能及其相關(guān)神經(jīng)支配

人類正常呼吸功能的60-80％由各級(jí)運(yùn)動(dòng)完成，單側(cè)膈肌收縮由同側(cè)膈神經(jīng)支配。C3-C5神經(jīng)根發(fā)出膈神經(jīng)分支，在前斜角肌外側(cè)上緣匯集為主干并沿其表面下行。在鎖骨下動(dòng)靜脈進(jìn)入胸腔。膈神經(jīng)在胸腔內(nèi)位于縱膈連歌兩側(cè)。有兩層胸膜包裹，經(jīng)肺根前方于縱膈胸膜與心包之間達(dá)到膈肌，擁有髓運(yùn)動(dòng)纖維3000根。國人副膈神經(jīng)的出現(xiàn)率約為48％，大多發(fā)自第5或第5、6頸神經(jīng)且以單側(cè)多見，并常在鎖骨下靜脈加入膈神經(jīng)。

三、膈肌、膈神經(jīng)肌電技術(shù)在呼吸功能上的應(yīng)用

1、神經(jīng)調(diào)節(jié)輔助通氣模式(neural-adjusted ventilator assist NAVA)近年來出現(xiàn)以膈肌電活動(dòng)(electrical activity of diaphragm，EAdi)由患者神經(jīng)沖動(dòng)直接出發(fā)呼吸及工作的神經(jīng)電活動(dòng)輔助通氣(NAVA)。

NAVA是一種新的機(jī)械通氣模式，在概念上與以往的通氣模式完全不同，因?yàn)楹粑鼨C(jī)不適被呼吸肌產(chǎn)生的機(jī)械力學(xué)輸出所控制(例如：氣道壓或流量改變)，二是直接被戶籍中樞的神經(jīng)活動(dòng)引起的膈肌電信號(hào)(EAdi)變化控制，包括送氣時(shí)機(jī)，輔助力度、呼吸氣切換。NAVA應(yīng)用的理論基礎(chǔ)再予所有的呼吸肌(包括膈肌與輔助呼吸肌)都是通過產(chǎn)生電活動(dòng)刺激肌肉收縮。EAdi是呼吸中樞傳到膈肌上的神經(jīng)從同所誘發(fā)的膈肌肌纖維動(dòng)作電位的總和。當(dāng)呼吸負(fù)荷增加，呼吸機(jī)壓力等導(dǎo)致呼吸中樞驅(qū)動(dòng)增加時(shí)，EAdi增加；相反，當(dāng)呼吸負(fù)荷降低時(shí)，EAdi下降。EAdi的強(qiáng)弱直接反映膈肌做功的強(qiáng)弱。

現(xiàn)就證明，EAdi提供了一個(gè)可靠的關(guān)于吸氣時(shí)間和驅(qū)動(dòng)的參數(shù)，同時(shí)在健康人和急性或者慢性呼吸衰竭患者中膈肌腳電活動(dòng)與正義的吸氣努力有關(guān)。NAVA利用EAdi控制呼吸機(jī)送氣，以EAdi的發(fā)放頻率為呼吸機(jī)的送氣頻率。以EAdi的一定比例給予通氣輔助，也就是按照呼吸中樞驅(qū)動(dòng)的一定比例給予通氣輔助，其比例系統(tǒng)稱為“NAVA水平”(NAVA-level)(以cmH2O/μV為單位)即表示每μV的EAdi呼吸機(jī)給予多少cmH2O壓力輔助。用公式表示為：呼吸機(jī)的輔助壓力(不包括呼吸末正壓)＝EAdi*NAVA-level。呼吸中樞發(fā)放沖動(dòng)后，膈肌產(chǎn)生EAdi，膈肌收縮引起胸肺擴(kuò)張，與此同時(shí)，呼吸機(jī)按照一定的壓力將氣體送入肺中，呼吸機(jī)給予通氣輔助后，呼吸負(fù)荷下降，中樞驅(qū)動(dòng)降低，EAdi降低，膈肌收縮力降低，即使NAVA-level不變，呼吸機(jī)輔助壓力也下降。因?yàn)楹粑袠心懿蹲胶粑?fù)荷或者呼吸機(jī)里的任何變化，反饋調(diào)節(jié)系統(tǒng)立即調(diào)整輸出沖動(dòng)，進(jìn)而調(diào)整膈肌收縮力與呼吸機(jī)輔助力度，從而實(shí)現(xiàn)基于神經(jīng)反饋的自主調(diào)節(jié)過程。所以，NAVA理論尚完全按照患者生理需要送氣，每一次送氣的輔助力度都與患者生理需要相匹配。

NAVA從設(shè)計(jì)原理上講，只是做到了以EAdi觸發(fā)控制呼吸機(jī)的送氣，但忽視了膈肌收縮在呼吸驅(qū)動(dòng)的重要作用，二是被動(dòng)地順應(yīng)膈肌活動(dòng)達(dá)到最佳、最符合生理的工作狀態(tài)。順應(yīng)地主動(dòng)增加膈肌的收縮力，增加呼吸驅(qū)動(dòng)力，同時(shí)將小輔助通氣的力度，結(jié)果又如何呢？

2、膈肌起搏器

膈肌起搏器(diaphragm pacuig DP)是用過電脈沖刺激膈神經(jīng)，引起膈肌持續(xù)而有節(jié)律地收縮，構(gòu)成近似沈勵(lì)呼吸運(yùn)動(dòng)，達(dá)到在一定程度上取代呼吸機(jī)的目的。主要用于中樞性肺泡通氣不足，腦干和脊髓等中樞性病變導(dǎo)致的呼吸肌麻痹，或因慢性阻塞性肺病以及創(chuàng)傷后呼吸功能不全等患者。根據(jù)電極安放的位置不同，膈肌起搏器分為體外式膈肌起搏器(externel diaphragm pacer EDP)和植入式膈肌起搏器(inplanted Diaphragm Pacer.IDP)兩種。

體外式膈肌起搏器(EDP)是將起搏電極粘貼在頸部距膈神經(jīng)最淺表泊位的皮膚上進(jìn)行刺激起搏，用于臨床頑固性呃逆，呼吸暫停綜合征及慢阻肺的病例。取得了一定的效果，其電極粘附于體表。

植入式膈肌起搏器(IDP)是將起搏電極植入體內(nèi)，專用的金屬起搏電極與膈神經(jīng)直接接觸實(shí)現(xiàn)起搏。因起搏能量小，參數(shù)范圍與效果差異性明顯降低，且長時(shí)間刺激不會(huì)導(dǎo)致膈肌疲勞。IDP主要應(yīng)用于中樞性肺泡通氣不足，腦干和腦干以上的損害，脊髓C3-5段損害慢性阻塞性肺病，頑固性低通氣和頑固性呃逆等治療和生命支持。

從膈肌起搏器的設(shè)計(jì)原理與應(yīng)用上看，膈肌是可以通過刺激膈神經(jīng)而收縮的，收縮強(qiáng)度與刺激強(qiáng)度呈直線關(guān)系。

3、膈神經(jīng)，膈肌肌電技術(shù)以及膈肌磁波刺激

膈神經(jīng)電刺激：(1)刺激部分：刺激部位為胸鎖乳突肌后緣鎖骨上方約4cm處。用雙板刺激法。參照電極為陽極，雙側(cè)陽極共同固定于胸骨柄；刺激電極為陰極，根據(jù)誘發(fā)的動(dòng)作電位的幅度來調(diào)整刺激電極的位置，確定追加刺激點(diǎn)。(2)電車及的參數(shù)設(shè)置：蠶蛹單詞刺激法刺激博為方波，刺激持續(xù)時(shí)間為0-2ms。刺激強(qiáng)度的確定：刺激量從10mA開始，逐步增加刺激量，觀察顯示器尚的誘發(fā)動(dòng)作電位，當(dāng)動(dòng)作電位的峰-峰(P-P)值到達(dá)最大時(shí)，即為能夠使膈神經(jīng)全部興奮的最大刺激電流量。再增加20％的電流量，便為設(shè)定的刺激強(qiáng)度(超強(qiáng)刺激)，實(shí)際應(yīng)用的每側(cè)刺激電流量為25-30mA。

頸部磁波刺激，刺激部位：在頸背部第七頸椎棘突附近為刺激尖。頭部盡量前曲以便膈神經(jīng)根更貼近表面，將刺激線圈緊貼頸背部給予刺激。在胸椎5-7區(qū)間上下逐步移動(dòng)找出能誘發(fā)最高動(dòng)作電位的位置，做記號(hào)作為磁刺激的部位。

磁波刺激器：Magstim200線圈直徑90mm。最大輸出量2.0特斯拉頸部磁刺激的參數(shù)設(shè)置：刺激強(qiáng)度為100％的輸出量，即2.0特斯拉，放點(diǎn)持續(xù)時(shí)間為50μs。

4、誘發(fā)膈肌動(dòng)作電位的測量；誘發(fā)動(dòng)作電位P-P值的恒定時(shí)保證刺激量恒定的客觀依據(jù)。用體表電板法分別記錄左右膈神經(jīng)的動(dòng)作電位。體表電板固定于雙側(cè)眼前先肋緣上下，兩者相距3-5cm，固定前擦拭皮膚并涂導(dǎo)電糊，以確保接觸良好。

電刺激膈神經(jīng)法：頸部尋找膈神經(jīng)相對(duì)比較困難，需要有一定經(jīng)驗(yàn)，且膈神經(jīng)在頸部行程有變異，需要各持花尋找膈神經(jīng)刺激點(diǎn)。尋找時(shí)間長。由患者膈肌低平，胸鎖乳突肌張力增加使膈神經(jīng)移位，可能不能尋及膈神經(jīng)。

磁刺激法的操作比電刺激簡便，但磁刺激要求患者頭前屈。當(dāng)前屈不充分時(shí)，刺激后效果就差。

目前分辨度高的高頻B超探頭能準(zhǔn)確探及頸部膈神經(jīng)，這將有助于膈神經(jīng)定位。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本實(shí)用新型為了克服現(xiàn)有技術(shù)中機(jī)械通氣存在明顯的人機(jī)不同步的問題，提供了一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置。

本實(shí)用新型的目的通過以下技術(shù)方案來實(shí)現(xiàn)：

本實(shí)用新型提供一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置，所述裝置包括：

氣壓監(jiān)測模塊，其用于監(jiān)測病人有無自主呼吸，通過監(jiān)測氣壓變化以獲得自主呼吸頻率R；

電刺激輸出模塊，其通過自主補(bǔ)償刺激方式興奮膈神經(jīng)，以達(dá)到膈肌收縮目的；

肌電采集模塊，其用于采集膈肌最大動(dòng)作電位以及膈肌表面肌電信號(hào)，以監(jiān)測膈神經(jīng)-膈肌-神經(jīng)肌肉接頭的功能狀態(tài)以及分析膈肌有無自主做功、做功大?。?/p>

計(jì)算分析模塊，其用于根據(jù)所述氣壓監(jiān)測模塊以及所述肌電采集模塊輸出的數(shù)據(jù)，建立刺激模型，從而提供相應(yīng)的刺激補(bǔ)償。

進(jìn)一步的，所述人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置包括呼吸壓力控制模式和膈肌電位建?？刂颇Ｊ?。

進(jìn)一步的，所述呼吸壓力控制模式包括：刺激膈神經(jīng)膈肌收縮率與送氣同步。

進(jìn)一步的，所述膈肌電位建?？刂颇Ｊ桨ǎ?/p>

膈肌電位信號(hào)采集接收器；

膈肌動(dòng)作電位建模；

刺激膈神經(jīng)膈肌收縮；

降低吸氣頻率通過深大呼吸加強(qiáng)氧合與呼吸機(jī)合拍。

進(jìn)一步的，在所述膈肌電位信號(hào)采集接收器之前，還包括膈神經(jīng)定位，從而讀取膈肌動(dòng)作電位肌電。

進(jìn)一步的，所述氣壓監(jiān)測模塊采用壓力感應(yīng)薄膜和換能器構(gòu)成。

進(jìn)一步的，所述刺激膈神經(jīng)膈肌收縮采用恒流源電，模擬出正常人呼吸時(shí)的膈肌收縮特征。

本實(shí)用新型通過氣壓監(jiān)測模塊監(jiān)測病人有無自主呼吸，通過監(jiān)測氣壓變化以獲得自主呼吸頻率R，當(dāng)所述自主呼吸頻率R>＝30次/分鐘時(shí)，采用呼吸壓力控制模式；當(dāng)所述自主呼吸頻率R<30次/分鐘時(shí)，采用膈肌電位建?？刂颇Ｊ剑ㄟ^這種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置，可以部分解決人機(jī)對(duì)抗問題或減輕人機(jī)對(duì)抗程度，并且主動(dòng)降低機(jī)械通氣時(shí)膈肌及部分輔助肌阻力，改善胸腔順應(yīng)性，而且可以降低機(jī)械通氣壓力支持，減小對(duì)肺泡的剪切力，從而降低呼吸機(jī)性相關(guān)肺損傷，并能夠加強(qiáng)接卸通氣時(shí)膈肌主動(dòng)作用，加強(qiáng)膈肌鍛煉，提高脫機(jī)成功率。

附圖說明

圖1是本實(shí)用新型提供的一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置的模塊示意圖；

圖2是本實(shí)用新型提供的一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置的采集電路的原理框圖；

圖3是本實(shí)用新型提供的一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置的電刺激輸出的原理框圖。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合具體實(shí)施方式對(duì)本實(shí)用新型作進(jìn)一步的描述。

本實(shí)用新型為了克服現(xiàn)有技術(shù)中機(jī)械通氣存在明顯的人機(jī)不同步的問題，提供了一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置。

現(xiàn)在參考圖1,圖1是本實(shí)用新型提供的一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置的模塊示意圖,所述人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置包括:氣壓監(jiān)測模塊13，其用于監(jiān)測病人有無自主呼吸，通過監(jiān)測氣壓變化以獲得自主呼吸頻率R；電刺激輸出模塊11，其通過自主補(bǔ)償刺激方式興奮膈神經(jīng)，以達(dá)到膈肌收縮目的；肌電采集模塊12，其用于采集膈肌最大動(dòng)作電位以及膈肌表面肌電信號(hào)，以監(jiān)測膈神經(jīng)-膈肌-神經(jīng)肌肉接頭的功能狀態(tài)以及分析膈肌有無自主做功、做功大?。挥?jì)算分析模塊14，其用于根據(jù)所述氣壓監(jiān)測模塊以及所述肌電采集模塊輸出的數(shù)據(jù)，建立刺激模型，從而提供相應(yīng)的刺激補(bǔ)償。

其中，所述自主補(bǔ)償刺激方式包括，完全補(bǔ)償方式：根據(jù)正常人呼吸的頻率范圍進(jìn)行補(bǔ)償，電刺激頻率10-15次/分鐘；大量補(bǔ)償方式：間歇補(bǔ)償，電刺激頻率6-9次/分鐘；少量補(bǔ)償方式：間歇補(bǔ)償，電刺激頻率1-5次/分鐘。

當(dāng)壓力感受器通過的呼吸氣流達(dá)到觸發(fā)閾值時(shí)，呼吸機(jī)吸氣、呼氣被觸發(fā)，壓力感受器被觸發(fā)，呼吸機(jī)和輔助機(jī)同時(shí)被觸發(fā)，輔助機(jī)刺激膈神經(jīng)促使膈肌收縮，呼吸機(jī)則同步的進(jìn)行外界的送氣，以此來達(dá)到人機(jī)配合。

判斷自主呼吸頻率R是否>＝30次/分鐘，當(dāng)所述自主呼吸頻率R>＝30次/分鐘時(shí)，采用呼吸壓力控制模式，實(shí)現(xiàn)刺激膈神經(jīng)膈肌收縮率與送氣同步；當(dāng)所述自主呼吸頻率R<30次/分鐘時(shí)，采用膈肌電位建?？刂颇Ｊ健Ｋ龊粑鼔毫刂颇Ｊ桨ǎ捍碳る跎窠?jīng)膈肌收縮率與送氣同步。所述膈肌電位建?？刂颇Ｊ桨ǎ弘跫‰娢恍盘?hào)采集接收器；膈肌動(dòng)作電位建模；刺激膈神經(jīng)膈肌收縮；降低吸氣頻率通過深大呼吸加強(qiáng)氧合與呼吸機(jī)合拍。臨床上自主呼吸頻率R30次/分鐘是一個(gè)界限，30次以上/分鐘稱為氣急，氣促。此時(shí)如果用壓力觸發(fā)輔助機(jī)，刺激頻率太高，對(duì)膈肌造成的負(fù)荷太大，反而不利于膈肌。故在此種模式下，我們采用第二種控制方法，通過采集正常人的膈肌動(dòng)作電位信號(hào)來進(jìn)行建模，通過模擬正常人的膈肌收縮波形、收縮頻率來刺激膈神經(jīng)，使得病人降低吸氣頻率，通過深大呼吸加強(qiáng)氧合，最終與呼吸機(jī)同步。

在具體實(shí)施方式中，在所述膈肌電位信號(hào)采集接收器之前，還包括膈神經(jīng)定位，從而讀取膈肌動(dòng)作電位肌電。

其中，所述氣壓監(jiān)測模塊13采用壓力感應(yīng)薄膜和換能器構(gòu)成?？梢酝ㄟ^壓力監(jiān)測了解病人的呼吸情況，例如病人無自主呼吸，有自主呼吸，有自主呼吸時(shí)的呼吸頻率，肺活量等。

現(xiàn)在參考圖2，圖2是本實(shí)用新型提供的一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置的采集電路的原理框圖。通常在輔助裝置使用前需要采集位置和參數(shù)，記錄位置通常位于：劍突/第七、八肋間隙(與腋前線的交點(diǎn)處)；掃描設(shè)置通常為：靈敏度：50uv—0.1mv,時(shí)程：5ms。設(shè)置下限頻率為：1Hz,上限頻率：10KHz。其中，采集電路用到的芯片有HP公司的模擬光耦HCNR201、數(shù)字光耦HCNW136，Silicon Laboratories的MCU C8051F120，Analog Devices公司的模數(shù)轉(zhuǎn)換AD7685等。

現(xiàn)在參考圖3，圖3是本實(shí)用新型提供的一種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置的電刺激輸出的原理框圖。通常采用恒流源電刺激膈神經(jīng)，模擬出正常人呼吸時(shí)的膈肌收縮特征。其中脈沖包絡(luò)1s，刺激頻率(1-70可選)，脈寬(0.1-0.5ms)。其中，電刺激輸出電路中用到的芯片有，接地控制及接地電源電路501采用的MAXIM公司的MAX13256，電流控制電路502采用Texas Instrument的TL062，ANPEC公司的L431，DC/DC變換電路503采用的Texas Instrument的UCC3808。

本實(shí)用新型通過氣壓監(jiān)測模塊監(jiān)測病人有無自主呼吸，通過監(jiān)測氣壓變化以獲得自主呼吸頻率R，當(dāng)所述自主呼吸頻率R>＝30次/分鐘時(shí)，采用呼吸壓力控制模式；當(dāng)所述自主呼吸頻率R<30次/分鐘時(shí)，采用膈肌電位建?？刂颇Ｊ剑ㄟ^這種人機(jī)呼吸同步通氣輔助裝置，可以部分解決人機(jī)對(duì)抗問題或減輕人機(jī)對(duì)抗程度，并且主動(dòng)降低機(jī)械通氣時(shí)膈肌及部分輔助肌阻力，改善胸腔順應(yīng)性，而且可以降低機(jī)械通氣壓力支持，減小對(duì)肺泡的剪切力，從而降低呼吸機(jī)性相關(guān)肺損傷，并能夠加強(qiáng)接卸通氣時(shí)膈肌主動(dòng)作用，加強(qiáng)膈肌鍛煉，提高脫機(jī)成功率。

以上已對(duì)本實(shí)用新型創(chuàng)造的較佳實(shí)施例進(jìn)行了具體說明，但本實(shí)用新型創(chuàng)造并不限于所述實(shí)施例，熟悉本領(lǐng)域的技術(shù)人員在不違背本實(shí)用新型創(chuàng)造精神的前提下還可做出種種的等同的變型或替換，這些等同的變型或替換均包含在本申請(qǐng)權(quán)利要求所限定的范圍內(nèi)。