摘要
持续气道正压装置通常用于治疗睡眠呼吸障碍。最近已经提出了调整治疗压力自动装置。这种装置的效用仍然是有争议的,因为严格的临床比较是难以进行作为患者和设备的差异的结果。
目前的作者在一个呼吸模型中研究了自动化设备,该模型能够模拟上呼吸道力学,并在一个闭环中与压力调节相互作用。5个自动调节装置被提交到这个模型中,以确定它们检测呼吸事件和相应地调节压力的能力。
所有的呼吸暂停均被抑制,而对重复低呼吸的反应依赖于气流的形状。在一些装置中,重复的低通气改变为流动限制。人工打鼾导致四种设备的压力增加,而面罩持续泄漏没有得到系统补偿。只有一种装置在上呼吸道开放时对中央呼吸暂停没有升高压力。这些结果表明,在一些设备中,事件分类失败,正常气流没有完全恢复,导致残余事件指数升高。
总之,在进行昂贵的临床研究之前,这个模型对于第一步重复比较商业器械的诊断和治疗能力是有用的。
这项工作得到了Réseau国家des Technologies pour Santé (RNTS)公约的支持。014906028.
患有阻塞性睡眠呼吸暂停综合征(OSAs)的患者通常用连续的正气道压力(CPAP)慢性处理,这可能诱导几种副作用,限制治疗耐受性和依从性。自动调整正气道压力(APAP)系统已经开发并临床测试了几年1- - - - - -7.他们的目的是通过提供最佳的压力来提高有效性,并可能降低cpap的副作用,平均而言,该压力被发现低于连续水平8.他们可以通过降低面罩压力来提高耐受性(P米),可能,掩模泄漏。已经证明,在需要高压力的患者中,依略性增加7.然而,这一观察的临床意义尚未得到证实。APAP也是具有潜在成本效益的自动滴定系统9,10..然而,在一些报告中,APAP所需的手动重置的失败,虽然在其他情况下,已经描述了不期望的心肺复杂性并发症11.- - - - - -14..
这些机器的原理是基于两个相继的步骤:1)检测异常事件;2)特定算法对这些异常的反应。这两个步骤是通过不同的方法实现的。然而,其原理始终是构建一个交互装置,对检测到的上气道(UA)异常进行闭环反应。鉴于这些设备使用的各种算法15.- - - - - -18.,临床试验不允许为所有患者有效的特定装置衍生一般的结论。
在最近的一篇评论中,贝瑞et al。19.强调了一个事实,没有研究比较了APAP设备的技术,可能不会给给定的患者相同的结果。本研究旨在评估自动装置对睡眠呼吸暂停低通气综合征(SAHS)患者明确呼吸模式的反应20..在本研究中,在开环状态下评估设备,即。随着气流的稳定扰动,这一扰动由APAP的自动响应保持不变。换句话说,储存在电脑中的稳定的紊乱呼吸模式被应用到APAP设备上,APAP设备可以通过改变压力做出反应。然而,气流仍然不受这些压力变化的影响,与临床情况相比,这种情况是不现实的。事实上,任何气道压力的变化都伴随着ua大小的变化。因此,气流型被改变了。因此,该方法只能对事件检测系统提出挑战,而不能测试设备对气流模式二次变化的反应压力响应算法。
一些研究表明,UA在儿童和成人osaas中的力学性能可以通过一种称为Starling电阻器的可折叠管的行为来预测21.- - - - - -24..因此,该模型被用于研究APAP器件对UA力学行为的响应。
目前,作者的目的是确定APAP的检测能力和它们在可重复性UA扰动时纠正呼吸异常的潜在能力。因此,我们提出了一个呼吸系统模型,该模型允许评估APAP的闭环行为,作为确定治疗环境中每个设备有效性的第一步。
材料和方法
正弦泵
定制泵(图1)⇓)产生一个正弦气流,速率为12 cycles·min−1,潮气量(TV)为1 l,通过伸缩管作为气管与星形电阻连接。
燕八哥电阻器
如Farré所述,Starling电阻器由一个圆柱形密封透明室(长220毫米,内径90毫米)制成et al。25..
“喉”连接到气管管,同时“鼻子”连接到患者电路(图1⇑).P米andtracheal压力(PTR.)测量(有效性DP45-16,±50 CMH2O and DP45-24, ±50 cmH2O;Validyne, Northridge, CA, USA)。PTR.作为呼吸努力的指标,以指示UA衰竭的严重程度。腔室压力(P这)由CPAP (Somnotron3;Weinmann, Hamburg, Germany)和连续负气道压力(CNAP),源自一种改进的正压装置(Remstar;呼吸器公司,默里斯维尔,宾夕法尼亚州,美国)。这两个装置是平行安装的,使用的是密封盒上的t型件。盒内压力由一个校准的数字压力计(呼吸器公司)监测。CNAP通电时模拟正常呼吸。负压增加了UA扩张肌的活动。当CPAP启动时,模拟了部分或全部崩溃。折缩管周围正压作用于UA扩张肌力的降低。
通过将APAP替换为CNAP,在“鼻部”施加负压来评估口罩处的橡胶管临界关闭压力。P这然后设置为0 cmh2O在盒子里,还有P米是逐步减少24..闭合压力-2.2 cmH2在完全中断吸气气流中观察到o。
病人电路
每个APAP系统都使用其专有管连接到传统的泄漏端口(3 mm直径)和肺炎塔(HANS Rudolph 4700系列; Hans Rudolph Inc,Kansas City,Mo,USA)。泄漏端口用于避免CO2呼吸的病人。用差分传感器(Validyne DP45-16,±2 cmH)测量气流2O;有效期)。使用刚性管连接到偏斜电阻器,该刚性管含有手动抽头以模拟“掩模”泄漏。
研究设备
该研究包括五种常用的治疗睡眠呼吸障碍的APAP系统:GK 418P (Mallinckrodt, Villers Les Nancy,法国)、Autoset®T (ResMed, North Ryde,澳大利亚)、REMstarAuto®(呼吸科)、PV10i (Breas Medical, Mölnlycke,瑞典)和SomnoSmart®(Weinmann)。设备的上下压力分别设置为4和18 cmH2o分别禁用压力斜坡。在GK 418P上,响应呼吸暂停的最大压力设定为13 CMH2O.这个装置的设定,最初是针对中央呼吸暂停做出反应,其次是忽略它们。在SomnoSmart®上设置压力速率为0.4 cmH2O·年代−1.其他设备使用制造商提供的默认设置。
信号采集
以50Hz的频率对信号进行采样,并使用12位模数转换器收集(Macadios II; GW Instruments Inc,Sommerville,Ma,USA)。使用轮廓表和连续流量源校准气流。在测量的气流数字集成之后计算每个周期的电视。
协议
不同的流型(图2)⇓)由力学模型生成。通过折叠式管的气流是通过两者之间的关系来管理的P米,PTR.和P这.简单地说,如果P米>PTR.>P这然后,气流模式通常是圆形的。如果P米>P这>PTR.,模型圈套和气流是扁平的。最后,如果PTR.<P米<P这时,气道传导受阻26..
正常的气流形状
咽管呈平坦的横截面,容易塌陷,在零透壁压力下几乎没有横截面。然后需要在盒子内部施加负压,以保持其打开状态,从而获得圆形的气流形状。当电视音量≥95%时视为正常周期。
Hypopnoea
当10%
阻塞性呼吸暂停
当管道被阻塞时,达到低负值PTR.(-50 cmh.2O),这与观察到的人类阻塞性呼吸暂停的努力相似。TV下降到≤10%基线值。
流量限制
流动限制定义为70%≤TV<95%。作为使用气球的使用,如前所述,在两个压力和流量信号上没有观察到播种。
模拟打鼾
打鼾是由可折叠管的颤动引起的。打鼾可听见,且与明显的气流减少无关。在与喉头相连的那根橡皮管上,可以看到它的颤动。打鼾的基本频率为~ 105hz。
中央Apnoeas.
在关闭泵的同时,伴随着打开的UA产生重复的中央呼吸暂停。同时,通过外部源在面罩上施加1 Hz的振荡,以模拟心源性流动振荡。外部来源包括一个啮齿动物呼吸泵(UGO BASILE, Comerio,意大利)。置换体积为0.1 mL,合成压力振荡为~±0.5 cmH2O。
面具泄漏
APAP系统已提交的0.8 L·秒的连续控制的面罩漏气−1在正常的呼吸状态。
这些事件以约70-77·h的速率人工产生−1.在每次实验之间,允许APAP系统返回到它们的最小压力值。因此,对每种气流模式进行了模拟,而APAP最初设置为4 cmH2O。
对于一个事件,达到最大APAP所花费的时间定义为反应时间(tR).为了评估反应的有效性,当装置达到最大压力时,计算残余呼吸暂停指数和低呼吸指数(AI和HI)。
结果
对呼吸暂停
Figure 3⇓显示梗阻性呼吸暂停时15分钟的部分记录。每个图的第一部分显示了最初的12.5分钟的记录,而第二部分代表了在2.5分钟内不同设备和相应的气流达到的最终压力。GK 418P、AutoSet®T、REMstarAuto®和SomnoSmart®逐步将呼吸暂停转变为低呼吸暂停。PV10i则完全抑制了梗阻。两个设备(AutoSet®T和SomnoSmart®)大幅增加压力,而其他设备则更平稳地增加压力。完整的记录总结在图4中⇓和表1⇓.
两种装置(AutoSet®T和GK 418P)抑制呼吸暂停时间相对较短tRAutoSet®T (HI 55·h)的残差指数较高,但仍保持u形低通气−1).当其他设备消除呼吸暂停和低通气时,它们保持了流量受限的循环。达到的最大压力范围为11.5 cmH2O (AutoSet®T) to 16 cmH2O(Somnosmart®)。
应对hypopnoeas
当用u形模拟低通气时(图5)⇓表2,⇓),最大压力值在5.5 cmH之间变化2O (AutoSet®T)和9 cmH2O(Somnosmart®)。虽然GK 418P没有对这一事件做出反应,但Autoset®T在初始扁平循环中增加压迫,但不能足够吞吐量。使用remstarauto®和pv10i,P米values were 6.2 cmH2O和6.8 cmH2o分别。因此,所有的低管都被抑制了。Somnosmart®压力反应不稳定,解释了低剩余指数(Hi 9·H.−1),尽管压力很大(P米8.7而言不啻2O)。tR这一数值比阻塞性呼吸暂停时短(2-6分钟)。AutoSet®T, PV10i和REMstarAuto®以方形抑制所有的低视电位(图6)⇓),而gk418p则降低到27·h−1.SomnoSmart®并没有将该指数降低到59以下。至于tR与u型低通气组(1 ~ 10 min)不同。
结果见表3⇓显示了基于潮气量(HI)进行事件分类时残差低通气指数的差异电视),最大吸气气流(HIF1)和最小流量与最大流量之间的差异,逐周期计算(HIF2).对于所有的方法,在百分比相同的限制用作在协议部分中所描述来识别事件。只有模拟阻塞性呼吸暂停低通气和被认为。对于方形低通气和阻塞性呼吸暂停,流衍生残指数(HIF1和你好F2)高于成交量衍生指数(HI电视)的GK 418P。在REMstarAuto®,HIF1在考虑方形低通气和阻塞性呼吸暂停时较高。
使用PV10i, HI计算时残余的方形低通气持续存在F2.
回应流量限制和打鼾
即使一些设备(AutoSet®T、SomnoSmart®和GK 418P)在第一个平坦周期时增加了压力,并在之后保持了这个水平,也没有抑制持续的流量限制。尽管压力增加,但仍观察到100%的残余流量限制循环。
模拟打鼾被除AutoSet®T以外的所有设备检测和纠正。其他设备提高压力,直到完全消除打鼾(REMstarAuto®和GK418P)或部分减轻打鼾(PV10i和SomnoSmart®)。
对中央呼吸暂停的反应
除SomnoSmart®外,所有设备均伴有中枢性呼吸暂停,增加了压力。AutoSet®T和PV10i增加并保持压力在10和11 cmH2而REMstarAuto®则将压力提高到11 cmH2O, before decreasing it to 8 cmH2GK 418P最初被设定为对伴有心脏振荡的中央呼吸暂停不产生反应。然而,压力增加到9.5 cmH2当GK 418P对这些事件做出反应时,压力进一步上升到13 cmH2O。
对口罩持续泄漏的反应
强加的泄漏导致了P米下降和气流漂移(图7⇓).因此,吸气气流变得异常平坦,并与高吸气力度相关(PTR.-30年而言不啻2o),表明流动限制。该装置对此事件做出反应,并且气流形状再次归一化一次P米返回预泄漏价值。用三个设备(Remstarauto®,PV10i和Somnosmart®)观察到这种模式。GK 418P和Autoset®T都不是补偿此掩模泄漏。因此,通过这些最后两个设备,气流模式仍然存在异常。
气流与气管压力之间的关系
气流的形状与气管压力密切相关。如图8所示⇓,其中气流形状的改善伴随着气流幅度和潮汐量的增加和减少PTR.波动。
讨论
本研究的主要结果如下。1)经测试的apap能够检测并克服阻塞性呼吸暂停,但所有设备仍存在明显的低通气和流量限制(GK 418P和AutoSet®T),或仅存在流量限制(RemStarAuto®,PV10i和SomnoSmart®)。2)一个装置没有完全使两种形状的低通气正常(GK 418P)。autoset®T没有纠正u形的低鼾症,而SomnoSmart®没有抑制方形的低鼾症。另外两种设备纠正了低通气,但留下了明显的流量限制。3)尽管三个设备(AutoSet®T, SomnoSmart®和gk 418P)的压力都有小幅增加,但任何设备都没有修改持续的流量限制。4)用各种方法抑制鼾声tR通过所有设备,除了AutoSet®T之外。5)掩模泄漏为≈0.8l·s−1没有补偿在两个设备(AutoSet®T和GK 418P),即使减少P米导致气流异常。6) SomnoSmart®是唯一能保持4 cmH低压的设备2o模拟中央爆发时。
和UA的解剖结构一样,肌肉活动在通过咽部的空气量中起着很大的作用。利用Starling电阻模型,可以考虑UA肌肉活动对咽部的机械效应。因此,允许APAP设备对UA模型作出反应导致了比以前的实验研究更现实的设备整体功能方法20..Farré.等.20.使用记录患者的气流模式,并将APAP设备提交给这些模式。然而,本研究不允许APAPs改变气流模式,尽管它们的压力增加,因为异常气流序列是被编程并施加的。这种情况是不现实的,因为开环模型不能引起预期的UA修改,而这是APAP反应的结果。只有闭环方法才能做到这一点。因此,这两种模型之间的主要区别在于,当前作者的闭环设置不仅对折叠式管周围施加的压力变化做出了反应,即。P这,还有APAP生成的那些。这种机械模型模拟了活跃患者的情况,其呼吸图案依赖于患者的UA肌肉和APAP装置施加的压力。因此,该模型更好地适于诱导和评估对各种患者情况的APAP反应。随着APAP压力的增加,气流从异常形状逐渐变为正常形状。相比之下,在Farré等.20.模型中,阻塞性事件,如呼吸暂停或低通气,即使在升高时仍然存在P米值,从而阻止对流模式改进的任何评估。
患者的梗阻性事件可能会突然出现,或在此之前出现一些先兆体征,如打鼾或血流受限27..APAP设备的算法应该能够检测到这些早期症状,以防止咽部完全闭合,并保持气道通畅。因此需要更高的压力28..
打鼾周期的特点是气流和P米,除了增加气管压力波动。在这个模型中,打鼾的基本振荡频率在人类观察到的范围内29..在平等研究中,在六种商业上可获得的APAP设备之间报告了肺模型中的敏感性的差异30..研究人员发现与GK 418P相比,打呼噜的检测是针对AutoSet®T不太敏感。这complete lack of reaction to snoring of the AutoSet®T in the current authors' model may be related to the amplitude of the snoring pressure oscillation, which was ∼0.7 cmH2O,而在Lofaso等.30.研究结果为~ 1 cmH2O。
血流受限周期的特点是TV降低,并伴有较大的气管压力波动(图8)⇑).延长的血流限制没有得到纠正,由正常循环分隔的重复的血流限制循环没有得到抑制。然而,对长时间的血流限制事件的反应可能是不可取的,因为它们是在睡眠的3-4阶段生理学上观察到的,它们不会导致重复的唤醒31..Aittokallio.等.32.强调高级信号处理在区分不同气流形状方面的作用。此外,爱普斯坦等.33.结果表明,由鼻导管提供的流量信号检测到的压平可能是有创食管压力测量的替代方法。即使没有直接的测量方法,APAP设备也有足够的数据来进行有效的事件识别,通过使用流型分析来评估压扁的严重程度。
在目前的研究中,用于定义低通痤疮和呼吸暂停事件的标准基于每个循环的实际电视的精确定量测量。美国睡眠医学院学院34.睡眠时有效呼吸测量值的基线幅度下降≥50%。这种方法只使用峰值对峰值的测量气流,这远不如实际电视在整个呼吸周期的集成准确。目前的作者将APAPs用于两种现实的扁平型低通气,这在SAHS患者中很常见32..Autoset®T没有抑制U形扁平,留在62·H的左右−1.由于该算法预计气道完全闭合,这一结果在该装置中是不可预期的。压力只升高了2厘米2o,这表明Autoset®T设备识别异常,但没有充分提高压力。在GK 418P上检测U形低opOknoeas也失败,而平方形状被部分校正。PV10i和Remstarauto®消除了所有类型的低通诺,但保持了重复的流量限制。SOMNOSMART®增加了扁平循环中的压力,并立即在正常情况下降低。该后一种装置由简化强制振荡技术驱动,产生20 Hz振荡并测量振荡压力信号(OPS)。OPS在UA的部分或完全崩溃的情况下增加。这P米因此,信号是非常不稳定的并且波动,导致一些U形低吞噬(HI 9)的持续存在。使用方形的低钠,Somnosmart®没有增加压力> 5 CMH2o和嗨仍然很高(Hi 59·H−1).这种低性能可能是由于OPS在这种模式下的灵感与到期比较低的值。This may have resulted from the damping of the 20 Hz oscillations in the balloon.
所有器件均覆盖阻塞性APNOEAS。Autoset®T和Somnosmart®快速增加压力,由于潜在的唤醒,睡眠患者不建议35..
在睡眠实验室中,定义事件最常用的信号是气流,气流的峰值振幅和吸气气流形状被用来识别事件。通过选择电视20.,目前的作者使用了更严格的标准。为了比较这些方法,使用体积和流量标准计算剩余事件(表3)⇑).对于GK 418P和REMstarAuto®,使用流量信号时残留指数更高。剩余指数的这些差异与这样一个事实有关,即一个循环仅通过分析其体积被认为是受限制的流量,但根据其流量幅值可以将其归类为低通气。使用流量信号而不是电视可能会导致不同的剩余指数。因此,不同的APAP设备对呼吸事件的反应可能是由于不同的检测策略造成的。这些结果表明,作为检测异常流量的标准,一些设备没有抑制扁平循环。
然而,常用的峰值流量并不能像电视那样作为通风的代表。如图2所示⇑, u型流动曲线的特点是在激励开始时有一个高的峰值流量,而平均流量幅值在激励的大部分时间出现下降。因此,这个峰值流量值并不一定反映出这种形状的振幅严重下降。
在中央爆发症的情况下,压力不应增加2,36..然而,所有的设备,除了SomnoSmart®,增加了压力。所述SomnoSmart®的强制振荡技术显示其灵敏度在打开和关闭UA之间进行区分。该GK 418P监控软件表明,这些事件被处理为导致压力增大阻塞性或混合型呼吸暂停。只有PV10i和AutoSet®T算法没有阻塞性和中枢呼吸暂停之间的分离。这些事件被列为呼吸暂停。即使两个设备后者没有专门设计用于治疗中枢呼吸暂停,可以在给定患者发生这样的事件。在这种情况下,APAP装置应提供一个空的或中等的压力增加。该REMstarAuto®没有确定准确的中央呼吸暂停,但它们表征作为非响应事件。
目前的数据显示,在存在最小有效正压原因流量限制面罩漏气或打鼾具有增加的气管压力波动相关联。该APAP单位监测流量或阻抗系统无法滴定由于高面罩漏气的正确的假设19.由于目前数据显示了某些设备的充分反应(Somnosmart®,PV10i和RemstaraUto®),因此是不合适的。泄漏时期和呼吸暂停或低钠事件之间的混乱19.当执行适当的流动信号分析应是不可能的。A mask leak is systematically accompanied by opposite offsets of mask pressure and airflowsignals (fig. 7⇑).
目前作者的模型具有良好控制且稳定的APAP研究条件的优点,因此每个实验都是对每个设备可再现的。由于内部和患者间可变异性,人类不可能对这种比较研究。咽部解剖学患者的差异,AI / HI,打鼾频率,睡眠质量,掩模公差和噪声敏感度可以被认为是设备之间不同结果的解释因素,而不是实际的设备差异。
这些结果与一些关于APAP装置用于自动CPAP滴定的临床疗效的积极报道相对照36.,37..这些差异的原因可能与其他研究中考虑呼吸暂停和低通气的事件分类有关,但与血流限制无关。另一个原因可能是一些检测打鼾的设备的临床疗效,这通常是UA阻塞的先兆。既然已经检测到多个设备的检测算法的失败,那么仔细验证APAP的事件报告并通过独立的手段监控它们的性能是很重要的。
本研究的局限性
该模型没有考虑到UA病理生理学的所有机制,如呼吸周期内UA肌肉活动的变化,UA表面张力的变化或所有可能的气流模式。尽管存在这些差异,但模型的临界闭合压力与正常受试者的观察值接近38..目前的作者只测试了一些特定的气流模式,类似于在患者中观察到的。此外,气流波形仅在灵感的作用下变平。因此,本研究不能涵盖所有吸气和呼气气流异常的组合。
力学模型不能直接评估如果模拟低通气和流动限制的事件沉淀去饱和酶和/或觉醒,因为这些参数尚未在模型内置。然而,有很强的间接证据,它应该是在同等临床的情况。Indeed, the high tracheal pressure decrements seen in figure 8⇑(〜40 cmh.2已知,在被称为“低通气”和“流量受限”的情况下,会引起人类的觉醒39..
此外,从模型中很难估计实际的去饱和,因为除了低通气,许多因素都与睡眠呼吸障碍有关,包括患者氧储量的变化,以及O的潜在变化2消费和有限公司2睡眠呼吸暂停/低呼吸/流量限制条件下的生产。
与更好的临床结果相比,可以质疑对机械模型反应的装置的能力。然而,模拟阻塞性Apnoeas的低剩余物质索引或在模拟阻塞性Apnoeas期间的流量限制与装置的压力限制无关,因为所有机器都没有达到最大压力设置(最大压力为16 CMH2O与SomnoSmart®和PV10i)。这种失败可能与算法的内在限制有关,这可能也适用于临床情况。
综上所述,在相同的实验条件下,所测试的自调节气道正压装置具有不同的反应。这些差异是由对同一事件的压力增加量和反应时间来表示的。虽然所有设备都能充分检测和治疗全上气道萎陷,但有些设备不能纠正低通气。在大多数设备中,需要使用信号处理等精确工具,改进对流量受限周期的检测,并区分中心和阻塞事件。此外,目前的研究表明,有必要将设备的原始数据可视化,以更好地评估其自动反应。在比较治疗睡眠呼吸暂停-低通气综合征患者的技术进步方面,这种上呼吸道模型是有价值的第一步,但必须辅以临床研究,以证明其在实验室试验中的有效性。
- 收到了2003年12月3日。
- 接受2004年6月16日。
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