埋め込み型ソフトロボット人工呼吸器が呼吸不全のブタモデルのインスピレーションを増強

Dec 07, 2023

Nature Biomedical Engineering volume 7、page 110–123 (2023)この記事を引用

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メトリクスの詳細

重度の横隔膜機能不全は呼吸不全を引き起こし、永続的な人工呼吸器の必要性を引き起こす可能性があります。 しかし、口や気管切開を介して人工呼吸器に永久に繋がれていると、患者の発話、嚥下能力、可動性が妨げられる可能性があります。 今回我々は、さまざまな呼吸不全のブタモデルで、横隔膜の上に埋め込まれた収縮性のソフトロボットアクチュエータが吸気時の動きを増強することを示す。 横隔膜補助インプラントと自然な呼吸努力の同期作動により、一回換気量が増加し、換気流量が正常範囲内に維持されました。 上気道ではなく横隔膜に介入し、換気の生理学的指標を強化するロボットインプラントは、生活の質を犠牲にすることなく呼吸能力を回復する可能性があります。

横隔膜は吸気を司る主要な筋肉であり、健康な人の吸気一回換気量の最大 70% を占めています 1,2。 横隔膜の機能不全は、横隔神経外傷 3 や神経筋疾患 4,5 などのさまざまな病因によって引き起こされる可能性があります。 これらの病因の多くは変性的な性質を持っているため、機械的呼吸不全は一連の機能不全として存在します。 重度の横隔膜機能不全または麻痺は、慢性呼吸不全を引き起こす可能性があります。 病気が非侵襲的治療の治療能力を超えて進行した場合、患者は気管切開による永続的な侵襲的換気を選択するか、病気の終末期の性質を理解した上で緩和ケアを追求するかという難しい決断を下さなければなりません。 侵襲的換気は、言語の妨げ、フルタイムのケアの必要性、場合によっては患者の介護施設への入居を必要とするなど、患者の生活の質の多くの側面を妨げる可能性があります。 特に最も重度の横隔膜機能不全患者にとって、生活の質を犠牲にすることなく呼吸能力を回復させる治療用換気オプションが緊急に必要とされています。

呼吸は基本的に機械的なプロセスです。 横隔膜は、呼吸の最大 70% を駆動するドーム型の筋肉です1,6。 ソフト ロボット アクチュエータは、生体組織と非破壊的に接続しながら、横隔膜などの複雑な反復的な筋肉の収縮を再現するのに最適です。 これまでに、完全に埋め込まれたソフトアクチュエータは心臓機能を増強する能力を示しており7、8、9、10、11、その他多くの新たに開発された埋め込み型ロボット工学は幅広い生物学的応用での有用性を示している12、13、14、15、16、17。 18、19、20。 呼吸不全の機械的性質により、特に筋ジストロフィーなどの症状の場合、横隔膜に適用される埋め込み式ソフトロボットアクチュエータは、その機能を機械的にサポートし、増強する可能性があります。 呼吸の増強に適用されるソフトロボティクスを調査したこれまでの研究は最小限です。 数少ない例のうちの 1 つは、切除されたダイアフラムを完全に置き換えて運動を生成するために誘電エラストマー シートが使用されたことを報告しています 12,21。 対照的に、ここで紹介する研究は、横隔膜の動きを単に再現するのではなく、生体内ブタモデルにおける横隔膜の動きに加えて、臨床的に関連する生理学的指標（換気流量、換気量、圧力）の増強という観点から機能を実証しながら、生来の横隔膜を無傷のまま残します。本来の横隔膜を切除します。

今回我々は、ソフトロボットアクチュエータを使用して吸気中の横隔膜の機能を機械的に増強し、吸気を増加させることにより植込み型人工呼吸器として機能する横隔膜補助システムを実証する。 概念実証として、各動物のさまざまな呼吸不全をシミュレートします。具体的には、麻酔薬による呼吸抑制と横隔神経切断による横隔膜麻痺を誘発します。そして、呼吸の流れを増強する補助システムの能力を実証します。体積と圧力。 また、ピーク吸気流量や横隔膜通過圧など、吸気機能の特定の指標も調査します22。 効果的な吸気補助を達成するには、補助システムの作動が被験者の根本的な呼吸努力と同期していなければならないことを示します。 これを達成するために、私たちは吸気の開始によって作動が引き起こされる制御システムを構築しました。 呼吸波形の分析を通じて、被験者の本来の呼吸努力と作動の最適な調整を調査します。 バイオミメティックな方法で横隔膜の機能を増強することにより、標準的な機械換気の陽圧換気とは対照的に、胸膜および肺胞の陰圧が気流を駆動するという本来の呼吸の生体力学の再現と増強を実証します。

図 1a の概略図に示されているように、ダイヤフラムが収縮すると、ダイヤフラムの円弧長が短くなり、ダイヤフラムのシート全体が下方に移動し、ポンプとして機能します。 胸腔容積が増加し、圧力が低下し、最終的に呼吸が促進されます。

a、弛緩した状態（左）と収縮した状態（右）で肋骨に固定された生来の横隔膜の横断面を示す概略図。 b. 単一の PAM を構成するコンポーネントの概略図。 c. 加圧されていない状態と加圧された状態にある単一の PAM の写真。 d、横隔膜の上方にPAMを配置することで横隔膜の動きを増強する戦略の横断面図。 PAM は、非加圧状態 (左) では弛緩した横隔膜に適合し、加圧状態 (右) では横隔膜を尾側に押します。 e, 生きたブタモデルにおける横隔膜の上の PAM (黒) の配置の視覚化。 f、g、非加圧状態（f）および加圧状態（g）のPAMを備えた生体内ブタ横隔膜の側面透視図（補足ビデオ1として利用可能な透視ビデオ）。 アクチュエータの空気が満たされたバルーンの輪郭が破線で示され、矢印で示されています。 A と P はそれぞれ動物の前方向と後方向を示します。

私たちの戦略は、空気圧人工筋肉 (PAM) の収縮機能を利用して、横隔膜の本来の収縮を模倣および増強することを目的としています。 私たちは McKibben タイプの PAM を選択します。これは、単純な製造プロセスと高い力の生成を備えた古典的なソフト アクチュエータ タイプであり 23,24、生物学的システムを模倣および強化することができます 7,8,13。 最も単純なマッキベンアクチュエータは、空気ラインに接続された空気袋を囲む拡張可能な織りメッシュで構成されています (図 1b) (方法)。 ブラダーが加圧されると、メッシュが放射状に膨張し、線形の収縮を引き起こします (図 1c)。 この研究で使用されるマッキベン アクチュエータは、20 psi の加圧下で最大 40 N の収縮力を生成できます (拡張データ図 1、2、および補足説明)。 概念的には、これらのPAMを本来の横隔膜の上に配置することでこれらのPAMの線形収縮を利用し、弛緩したPAMが横隔膜の本来の曲率に一致するようにします（図1d）。 天然の横隔膜を模倣して、PAM の端を肋骨に固定します (方法)。 加圧すると、PAMの長さが短くなり、アーク長が短くなり、PAMが機械的にダイヤフラムを下方に押します（補足図1にその場で示されています）。 アクチュエータの動作は、加圧の程度によって決まります。 設定された加圧波形は制御システムと電空レギュレーターにプログラムされます。 異なる加圧波形によって制御された場合のアクチュエータの動作の in vitro および in vivo 特性評価は、拡張データ図に含まれています。 1と2。

誘電体人工ダイヤフラム 12 とは対照的に、当社のダイヤフラム アシスト システムは 2 つの線形 PAM のセットを使用し、ネイティブのダイヤフラムをそのまま残し、目立たない存在感を実現しています（収縮時：容量 5 ml、膨張時：容量 17 ml）。 この概念を生きたブタモデルでテストするために、心臓の側方に前後方向に一対のマッキベンアクチュエータを外科的に移植しました。 アクチュエータの配置は、図 1e の 3 次元レンダリングで視覚化されています。 実験全体を通して横隔膜の蛍光透視法を撮影した。 蛍光透視法による側断面図は、生体内ブタモデルにおけるソフトロボット戦略の実現を示しています（図1f、g）。

アクチュエーターは横隔膜を尾側に押し、横隔膜の変位を増大させます。 超音波検査は横隔膜の変位を視覚化し定量化するために使用されます (図 2)。 アクチュエータと横隔膜の冠状面断面は、横隔膜の 2 次元 (B モード、輝度) 超音波検査によって視覚化されます (図 2a、b)。 デバイスと横隔膜の動きを定量化するために、M モード（動き）超音波検査（図 2c、d）を使用しました。これは、B モード画像内で選択された単一の線に沿って画像を経時的に視覚化します。 M モードは優れた軸方向および時間分解能を備えており、特に運動解析に適しています 25。 アクチュエータは、呼吸当たりの横隔膜の変位を、補助なし換気の 0.37 cm 変位 (図 2c) から補助換気の 1.92 cm 変位 (図 2d) まで増大させます。

a、b、呼気の終わり（a）（装置に加圧されていない、筋肉が弛緩している）および吸気の終わり（b）（装置に加圧され、筋肉が収縮している）における横隔膜の二次元図（Bモード）。 c、d、非補助換気（c）および補助換気（d）（20 psi）中の横隔膜の動きのMモード評価。 すべての画像で、プローブは右肋骨下腔に配置され、頭蓋方向を向いていました。 オレンジ色の破線、ダイヤフラム。 青い破線の楕円、アクチュエーターの断面図。 青い星、横隔膜の空間位置。

呼吸機能を増強する横隔膜補助システムの能力を評価するために、動物には呼吸器系内の呼吸流量、呼吸量、圧力などの生理学的データを収集するための機器が取り付けられました（補足図2）。 ソフト ロボット アクチュエータの加圧は、特注の制御システムによって制御されました。 作動圧力データは、生理学的データと同じ高解像度データ収集システムに入力されました (方法)。

換気は CO2 交換を促進する鍵となるため、まず換気機能の指標として流量と体積の波形を調べます。 血流量は肺活量計によって測定されます。 ピーク吸気流量は、吸気機能の臨床指標として使用でき22、横隔膜補助システムの効果を直接測定できます。 時間に関して流量を積分すると、時間の経過に伴う体積波形が得られます。 各呼吸の量 (1 回換気量) とその速度 (分時換気量) は、換気量を直接測定する場合に最も関連するパラメーターです。 胸膜圧や腹圧などの呼吸器系内の圧力は、換気を物理的に推進する呼吸生体力学に関する情報を明らかにします。これについては、この研究で後ほど説明します。

各研究を開始するために、動物をイソフルランで適切に麻酔し、人工呼吸器をかけた。 イソフルランは、一回換気量の減少と呼吸数の増加を伴う呼吸抑制を誘発し、最終的には分時換気量の減少につながります26。 イソフルランに続発する呼吸抑制は、低換気による呼吸不全のベースライン動物モデルとして使用されます。 各被験者は、CO2 に対する呼吸ドライブと反応が減少していますが、ゼロではありません。 移植手術中は動物をサポートするために機械換気が使用されます。 各被験者では、一連の呼吸チャレンジを導入し、補助なし換気（自発呼吸は自然な呼吸駆動によるもの）期間中およびアクチュエーター補助換気期間中にデータを収集します。 機械換気は、呼吸負荷の前後で正常換気の状態を回復および維持するために使用されます。 横隔膜補助システムの効果を調査するために、被験者ごとに代表的な呼吸負荷が選択されました。 図 3 に示すすべてのデータでは、横隔神経は無傷です。

a、最大の増大を伴う呼吸負荷からの作動圧力、流量および一回換気量波形の代表的な連続セグメント。 灰色の陰影は、横隔膜補助システムがオフであり、被験者の呼吸がサポートされていない期間を示します。 b. 1 回の完全な呼吸負荷に対するピーク作動圧力、ピーク吸気流量、および 1 回換気量の代表的なセット。 灰色の陰影は、システムがオフであり、呼吸が補助されていない期間を示します。 a と b は 1 つの生物学的複製を表します。 c、d、最初にアシストがオンになった時点（被験者ごとに左2本のバー）とオフになった時点の直前および直後の30秒間の平均ピーク吸気流量（c）と一回換気量（d）の比較。 5 つの独立した生物学的複製 (被験者 A ～ E、被験者あたり 11 ～ 27 回の呼吸) にわたる呼吸負荷 (b の矢印および b ～ e の灰色の破線で示される) の終了 (被験者あたり右 2 本のバー) 。 プロット上の各灰色の点は、被験者内の技術的反復 (1 呼吸) を表します。 e、5つの独立した生物学的複製（被験者A〜E）にわたって、呼吸チャレンジの開始時にアシストがオンになり、終了時にアシストがオフになる直前および直後の30秒間に達成された体重正規化分時換気量。 参考文献で報告されている通常の分時換気量の範囲。 図２７では、薄緑色の陰影で示されている。 実線と破線は平均値 ± sd を示します。c と d では、棒グラフと誤差バーは平均値 ± sd を示します。 *P < 0.001 (両側 Wilcoxon 順位和検定を使用)。

ソースデータ

最もよく反応した被験者の抜粋（図 3a）では、補助システムがピーク吸気流量を 0.18 l s-1 から 0.59 l s-1 に、一回換気量を 55 ml から 161 ml に増加させる直接的な能力があることを示しています。 ml。 短時間の補助なし呼吸の後に補助が再開されると、流量と体積の波形に対する作動の増大効果が 2 回の呼吸の過程でほぼ即座に再確立されます。

完全な呼吸負荷の例を図 3b に示します。 チャレンジの開始時に補助なし換気を行っている間、被験者は低換気状態をモデル化します。 この期間中、一回換気量と流量は時間の経過とともにわずかに増加しており、ベースラインの呼吸駆動が、補助なしの低分時換気量（0.9 l min-1）による CO2 状態の増加に反応していることを示しています。 アシストがオンになると (アクチュエーター圧力波形、白い背景、黒い矢印で示されるように)、ピーク吸気流量に明らかなジャンプが見られます (+0.20 l s-1、95%CI: +0.19 l s-1 ～ +0.22 l s−1）、1回換気量（63 ml、95％CI：58 ml〜68 ml）、分時換気量（0.9 l min−1〜3.1 l min−1）。 アクチュエータは、加圧状態と非加圧状態の間を 10 分間繰り返します。 呼吸努力が定常状態に達した呼吸チャレンジの終了時に補助がオフになり、呼吸努力がわずかに低下することがわかります (ピーク吸気流量: -0.09 l s-1、95% CI: -0.08 ～ - 0.10、一回換気量: -10 ml、95% CI: -7 ～ -13 ml) ですが、呼吸負荷の開始時に見られたジャンプよりもはるかに小さいです。

呼吸ドライブは、すべての呼吸生理学データの基礎となる、ゆっくりではあるが動的な要因です。 図 3b の最初の 200 秒に見られるように、分時換気量が少ないと CO2 が蓄積するため、呼吸活動が目に見えて増加します。 CO2 に対するこの反応は動的であり、イソフルランに対する各動物の反応に基づいて被験者間で異なります。 これらの移行点 (オフからオンおよびオンからオフ) の直前および直後の呼吸を調べることで、影響を最小限に抑えながら、量とピーク吸気流量の増加という観点から横隔膜補助システムの直接的な効果を調べることができます。変化するベースラインの変化。

この分析は、5 人の被験者ごとに 1 つの代表的な呼吸負荷に対して行われました。 これらの 5 人の被験者は、装置補助の前後で補助なしのベースライン データを収集した、中断のない呼吸チャレンジで実施された実験のサブセットを表しています。 被験者間の横隔膜補助システムに対する反応性のスペクトルがわかります (図 3c–e)。 被験者は、チャレンジ開始時の一回換気量の変化が最大のものから最小のものまで順序付けされます（図 3d によると、最も反応が良い人から最も反応が悪い人）。 私たちは、横隔膜補助システムが、呼吸負荷の終了時よりも試験の開始時（機械的換気補助が取り外されたばかりで、分時換気量が突然低下し、動物の CO2 状態が急速に上昇するとき）に、はるかに大きな呼吸増強を生成することを発見しました。呼吸ベースラインは比較的安定しています (図 3c–e)。

被験者 A は他のどの被験者よりも補助システムに対する反応がはるかに優れていました。 一回換気量に関しては、被験者 5 人中 4 人が最初に 1 回の呼吸あたり 30 ml を超える増加を示しましたが、終了時に一回換気量の大幅な増加を示したのは被験者のうち 1 人だけでした。 反応性の低い 4 人の被験者 (B、C、D、E) のうち、3 人は最後に軽度の反応を示しましたが、反応が最も悪かった被験者 (E) では、作動により全体的に換気指標が減少しました (図 3c-e)。 反応が最も弱かった被験者は、他の被験者と比較して、試験開始時に最も高いベースライン体重正規化分時換気量を示しました（図3e）。

体重で正規化された分時換気量を使用して、これらの結果を正常な生理機能と比較します。 分時換気量は、一回換気量と呼吸数の両方を考慮した換気量の指標です。 正常な意識のあるブタでは、体重で正規化した分時換気量は 198 ml min-1 kg-1 ± 41 ml min-1 kg-1 で、範囲は 104 ml min-1 kg-1 から 262 ml min-1 です。 1 kg−1（参考文献27）、図3eの緑色の陰影で示されています。 アクチュエーター補助換気により、5人の被験者全員が正常生理の低い範囲に到達することができ、被験者のうち2人は正常平均より1標準偏差を下回る分時換気量さえ達成しました（図3e）。 ただし、この分時換気量は低い一回換気量と高い呼吸数で達成されるため、高い一回換気量と低い呼吸数で達成される同じ分時換気量よりも肺胞換気量が低くなることに注意してください。

標準的な人工呼吸器 28,29 と同様に、私たちのシステムにおける患者と人工呼吸器の同期性は、呼吸を増強する能力にとって非常に重要です。 非同期換気は根底にある呼吸努力を破壊的に妨げる可能性があり、補助を使用した場合よりも補助を使用した場合の換気が悪くなる可能性があります。

補助システムの作動を被験者の根本的な呼吸努力と同期させるために、呼吸流量に基づいて作動できる制御システム（図4a、b）を構築しました。 このシステムは、ソース データとして肺活量測定フロー センサーを使用します。 フローデータはデータ収集システムに読み込まれます。 関連するデータ分析ソフトウェアを使用すると、しきい値電圧をユーザーが設定できます。 この閾値電圧は、質的に良好な同期を達成するために、呼吸試行ごとに手動で調整されます。 流量がこの設定されたしきい値を超えると、デジタル パルスがトリガーされ、コントロール ボックス内のマイクロコントローラーに送信されます。 マイクロコントローラーは、電空レギュレーターの加圧と減圧の 1 サイクルの事前設定された作動圧力波形をトリガーし、PAM を加圧空気で充填および空にします (詳細は「方法」を参照)。

a、制御システムの概略図。 肺活量測定フローセンサーデータはデータ収集システムに供給されます。 流量センサーが設定された閾値を超えると、トリガーパルスがコントロールボックスに送信され、電空レギュレーターで設定された圧力作動曲線をトリガーし、PAM 内の圧力を調整します。 b. 同期のメカニズムを示す一連の理想的な波形 (緑色の背景で示されています)。 c、d、独立した作動スキーム（c）および同期した作動スキーム（d）について、1人の被験者から収集された波形データ（作動圧力、流量、および一回換気量）の代表的なセット。 e、f、6 つの独立した生物学的複製について、独立した作動 (水色と薄黄色) と同期作動 (濃い青とオレンジ) で生成された定常状態の 1 回換気量 (f) とピーク吸気流量 (e) を比較する群プロット(被験者 A ～ F、被験者あたり 119 ～ 419 回の呼吸)。 プロット上の各ドットは、被験者内の技術的反復 (1 呼吸) を表します。 g、h、独立 (g) または同期 (h) 作動中の M モード解析。 オレンジ色の矢印は、非同期の横隔膜筋収縮を指します。 e と f では、定常状態データは 5 分から呼吸負荷の終了まで取得されます。 黒の有意バーは、平均を比較する両側ウェルチの t 検定の結果です。 灰色の有意性バーは、等分散に対する 2 サンプル F 検定の結果です。両方の統計検定で *P < 0.001。

ソースデータ

当社の制御システムは、本来の呼吸努力とは独立した一連のリズミカルな制御スキーム、または基礎となる呼吸努力と同期した動的制御スキームの両方を実装できます。 独立した作動と基礎となる呼吸努力の間の位相と周波数の不一致により、アクチュエータと基礎となる呼吸努力の混合干渉が流量波形と体積波形の両方に見られます（図4c）。 対照的に、よく同期した作動では、はるかに均一な流量と体積の波形が明らかになります (図 4d)。

各被験者内で、独立作動の 1 つの代表的な課題と同期作動の 1 つの代表的な課題からの 1 回換気量とピーク吸気流量を比較します (詳細は「方法」を参照)。 同期した作動により、一回換気量の変動が一貫してはるかに少なくなることがわかりました（図4e、f）。 被験者 A などの一部の被験者では、独立した作動により数回高い最大 1 回換気量が達成されましたが、基礎となる呼吸努力との作動の不整合により、破壊的な干渉が発生したり、基礎となる呼吸を持たないアクチュエータに変換し、アクチュエーターのみで駆動される呼吸を表します。 同期作動（図 4h）とは対照的に、独立作動中の横隔膜の収縮とデバイス間の不整合は、M モード超音波で観察できます（図 4g）。 図4gのオレンジ色の矢印で示されているように、ネイティブの横隔膜収縮の非同期の瞬間は不均一な波形を生成します。

生理学的には、換気は酸素 (O2) を取り入れ、蓄積された二酸化炭素 (CO2) を血液から除去するために必要です。 動脈血液ガス (ABG) は、ガス交換と酸塩基のホメオスタシスのスナップショットを提供する個別の血液分析であり、動脈内の O2 (PaO2) と CO2 (PaCO2) の分圧、pH、および重炭酸塩 (HCO3-) の測定を提供します。血。 PaCO2 は肺胞換気量に正比例および反比例するため、換気機能の代表的な指標となります。 ここでは、図 5 には pH と pCO2 のみが示されていますが、完全な ABG パラメーターは補足表 1 に報告され、補足ノートで説明されています。

a. 独立した作動で操作される呼吸負荷では、ピーク作動圧力、ピーク吸気流量および一回換気量、および個別の動脈血ガスからの pH および pCO2 値の代表的なセットが示されています。 b. 同期作動で操作される呼吸負荷において、ピーク作動圧力、ピーク吸気流量および一回換気量、および 1 回の完全な呼吸負荷中に採取された個別の動脈血液ガスからの pH および pCO2 値の代表的なセットが示されています。 a と b に示されている呼吸負荷は、同じ被験者から採取されたものです (1 つの生物学的複製)。 c. 別の動物 (1 つの生物学的複製) では、呼吸負荷は 2 分間の補助なし換気とその後の同期作動で始まりました。 ピーク作動圧力、ピーク吸気流量と一回換気量、および個別の動脈血液ガスからの pH と pCO2 値の代表的なセットが示されています。 c の灰色の陰影は、システムがオフで呼吸が補助されていない期間を示します。 a ～ c​​ の下の行では、薄緑色の網掛けが各動脈血ガス測定基準の正常値の標準範囲を示しています。 完全な ABG は補足表 1 にあります。

ソースデータ

前のセクションで示したように、独立して作動した換気からの高い分散は、建設的干渉と破壊的干渉が混在しており（図4e、f）、換気結果の悪化につながりました。 独立作動と同期作動による時間の経過に伴うピーク吸気流量と一回換気量の同じ変動が図5a、bに見られます。 これら 2 つの呼吸チャレンジでは、1 人の被験者が標準的な人工呼吸器から当社の横隔膜補助システムに直接切り替えられ、ガス交換を維持する能力を評価しました。

独立した作動で操作される呼吸負荷では (図 5a)、時間の経過とともに高レベルの高炭酸ガスが観察されます。 その結果、呼吸性アシドーシスが発症します。これは、PaCO2 の増加の直接的な結果です (補足表 1a)。 対照的に、同じ動物において同期作動で行われた呼吸負荷では（図５ｂ）、ｐＣＯ２レベルは比較的良好に維持される。 この試験で観察されたアシデミアは、呼吸器的原因と代謝的原因の組み合わせ（混合アシドーシスと呼ばれます）であり、主に呼吸器成分が含まれています（補足表1bおよび補足注記）。

別の被験者による別の実験では、2分間の補助なし換気で呼吸トライアルを開始し、その後当社の横隔膜補助システムに切り替えて、一定期間の補助なし換気から回復する能力を評価しました。 補助なしの換気を 2 分間行うと、この短い時間の間に高レベルの CO2 が急速に蓄積します (図 5c)。 2 分後、ダイヤフラム アシスト システムが同期作動して作動します。 酸性化の増加と CO2 の蓄積は逆転し、高炭酸状態からのある程度の回復が最初の 10 分間に見られ、チャレンジ開始から約 15 分で CO2 がわずかに増加します。

図4c、gの混合干渉と、図5aの血液ガスバランスを維持するための独立した作動の能力からわかるように、根底にある呼吸努力と作動の調整が、干渉の建設的性質と破壊的性質を決定的に決定します。 独立した作動スキームまたは不十分に同期した作動スキームを備えた呼吸チャレンジでは、根底にある呼吸努力に関連して作動のタイミングに自然な変動を提供するデータセットが見つかりました。

機械的呼吸不全は機能喪失の連続スペクトルとして存在するため、ベースラインの呼吸努力のさまざまなレベルでの同期の影響を調べました。 図 3 に見られるように、被験者間の基礎となる呼吸機能にはばらつきがあります。 同じ被験者内で根底にある呼吸機能の制御された変化をシミュレートするために、一部の被験者の横隔神経を切断し、イソフルランによる呼吸抑制と組み合わせて横隔膜麻痺をシミュレートしました（方法）。 図 6 は、被験者 B 内の 2 つの呼吸課題に対するアクチュエータの同期を根底にある呼吸努力に合わせる分析を示しています：（1）横隔膜機能が保存されている被験者（図 6、左）および（2）横隔膜が切断された被験者神経（図6、右）。

a、b、無傷の横隔神経（a）と切断された横隔神経（b）による単一の被験者（1つの生物学的複製）の1回の呼吸チャレンジからの1回の呼吸の代表的な作動圧力、流量、および体積の波形。 円は、作動の開始 (P0)、ピーク吸気流量 (Fpk)、呼吸の開始 (V0)、およびピーク音量 (Vpk) を含む波形から識別できる特徴を示し、破線はそれぞれの時点を示します。特徴。 c、d、無傷の横隔神経による1回の呼吸チャレンジ(c)(278呼吸)と、切断された横隔神経による1回の呼吸チャレンジ(d)(215呼吸)のVpkとP0の間の時間に関連するピーク吸気量の散布図。 ）。 e、f、無傷の横隔神経による1回の呼吸チャレンジ(e)(278呼吸)と、切断された横隔神経による1回の呼吸チャレンジ(f)(215呼吸)のVpkとP0の間の時間に関連する一回換気量の散布図。 。 すべてのデータは同じ被験者 (1 つの生物学的複製) から取得されます。 各ドットは 1 つの技術的複製 (1 つの呼吸) を表します。

ソースデータ

吸気増大を最大限に高めるために、さまざまな波形特徴のタイミングと、結果として生じる各呼吸の一回換気量およびピーク吸気流量との関係を調査します。 当社のデータ収集システムの高周波サンプリング (1,000 Hz) により、ミリ秒の時間分解能が可能になります。 カスタム ソフトウェアは、作動圧力、流量、体積データを分析するために作成されました。

容積波形の極小値 (V0 の位置) によって決定される呼吸境界を特定し、個々の呼吸ごとに特定された波形特徴間の時間距離を求めます (詳細は「方法」を参照)。 分析される波形の特徴には、作動波形の開始（P0）、ピーク吸気流量（Fpk）、吸気の開始（V0）、呼気の開始（Vpk）などが含まれます（図6a、bおよび補足図3）。 。

フィーチャ間の距離は、位置合わせのさまざまな指標として機能し、同期を最適化する際に考慮すべき重要な要素を明らかにします。 分析できるさまざまなフィーチャとフィーチャ距離が多数あります。 図6c〜fは、呼気の開始と作動圧力（Vpk-P0）の時間関係を示していますが、他の指標は補足図3に示されています。

これらの時間指標が一回換気量とピーク吸気流量に及ぼす影響を調べます。 最も重要な予測変数は、有効期限の開始 (Vpk) に関連する時間メトリックであることがわかります。 横隔膜機能が保存されている場合、Vpk-P0とピーク吸気流量の間には弱い線形関係があり（R2 = 0.31、P < 0.001）（図6c）、1回換気量との相関はありません（R2 = 0.04、P = 0.001） ) (図6e)。 しかし、横隔神経を切断することによって横隔膜機能が除去されると、Vpk-P0と一回換気量の間に明確な線形関係が現れ（R2 = 0.84、P < 0.001）（図6f）、ピーク吸気流量（R2）との関係はより弱くなります。 = 0.30、P < 0.001) (図 6d)。

特に、作動の開始と吸気の開始の間のタイミング (P0-V0) を指標として使用した場合、これらの関係は見つかりません。 横隔膜機能がある場合とない場合の両方で、P0-V0とピーク吸気流量または一回換気量の間に線形関係はありません（補足図4）。

さまざまな呼吸および換気モードの呼吸生体力学を比較するために、胸膜圧 (Ppl)、腹圧 (Pab)、および経横隔膜圧 (Pdi; Pdi = Pab − Ppl) の波形が分析されます。 経横隔膜圧は、横隔膜の機能の指標です6、30、31。 胸圧と腹圧は、それぞれ食道と胃に配置されたバルーン カテーテルに取り付けられたセンサーによって推定されます。 これらのセンサーは Ppl と Pab を近似するため、測定値は絶対的な測定値ではなく相対的な測定値として解釈されます (計測と正規化については「方法」を参照)。 相対圧力波形を分析する場合、最も有益な指標は、呼吸ごとの圧力の最大変化です。

図7a〜cでは、被験者全体（被験者Cには圧力測定用の機器が装備されていなかったため、表示されていません）にわたって、アクチュエーター補助換気の方が機械的換気よりも自発呼吸の呼吸生体力学とより密接に一致していることを示しています。 機械換気は空気を肺に押し込み、吸気により胸膜圧を上昇させますが、アクチュエータ補助換気と自発呼吸は両方とも胸膜陰圧を生成して気流を推進します。 機械換気では横隔膜が受動的であるため、腹圧の変化は無視できますが、アクチュエータ補助換気と自発呼吸の両方で横隔膜が尾側に動くと腹圧が増加します。

a-c、代表的な定常状態から取得した、機械換気 (MV)、アクチュエーター補助換気 (AAV)、および自発呼吸 (SR) における 1 呼吸あたりの Ppl (a)、Pab (b)、および Pdi (c) の平均変化4 つの独立した生物学的複製 (被験者 A、B、D、および E、被験者あたり 11 ～ 32 回の呼吸) に対する 1 つの呼吸チャレンジからのセグメント。 プロット上の各灰色の点は、被験者内の技術的反復を表します。 d – f、1つの生物学的複製からの1回の呼吸負荷からの、機械換気（d）、アクチュエータ補助換気（e）、および非補助自発呼吸（f）の代表的なPpl、Pab、Pdiおよびフロー波形。 グレーと白の交互の背景は、各呼吸の境界を示します。 g、1つの生物学的複製に対するMV、AAV、およびSRからの代表的な呼吸の胸膜圧-体積ループをプロットした呼吸キャンベル図。 インスピレーションの方向は矢印で示されます。 MV から導出された受動的胸壁のコンプライアンスは、黒い実線で示されます。 破線/点線で囲まれた影付きの領域は、WOB を表す領域を示します。 a〜cでは、棒プロットとエラーバーは、両側Wilcoxon順位和検定を使用した平均±sd、* P < 0.001を示しています。

ソースデータ

被験者 A の代表的な波形 (図 7d ～ f) では、図 3c ～ e に見られるように応答性が最も高かったケースですが、アクチュエータ補助換気は自発呼吸とよりよく似ているだけでなく、すべての呼吸を増強します。圧力波形。 アクチュエータ補助換気では、胸腔内圧にさらに負の変化が生じ、腹圧がさらに大きく上昇し、最終的には呼吸あたりの横隔膜通過圧がさらに大きく上昇します。

呼吸仕事量 (WOB) を測定するために使用されるグラフ手法は、胸膜圧と肺容積を参照するキャンベル図です。 被験者 A からの圧力と体積のデータを使用して、キャンベル線図の圧力 - 体積 (PV) ループを生成します (図 7g)。 WOB は、この PV ループから、ループの吸気端と機械換気の PV データから得られる受動的胸壁コンプライアンスの間の内部面積として計算されます。 通常の WOB は 0.35 ～ 0.7 J l-1 です (参考文献 22、32、33)。 自発呼吸が減衰している間、被験者の WOB は 0.10 J l-1 です。 アクチュエータ補助換気中、補助システムは WOB を共有し、総平均 WOB を 66% 増加の 0.17 J l-1 に増加させます。

私たちは、空気圧ソフトロボットアクチュエータを使用して呼吸をサポートおよび強化し、呼吸の生理学的指標の大幅な強化と概念実証デバイスとしての実現可能性を実証しました。 横隔膜の上方に外科的に埋め込まれた 2 つのマッキベン型 PAM のセットは、呼吸不全の大型動物モデルにおいて横隔膜に機械的サポートを提供できます。 私たちは、デバイスの in vitro 機械的特性を徹底的に特徴付け、マルチモーダルメトリクスを使用して呼吸機能 (特に、一回換気量と吸気流量)、生体力学 (腔内圧、WOB)、運動を評価することにより、呼吸器系および被験者との相互作用を調査しました。 （超音波検査および透視検査）およびガス交換（ABG）。

横隔膜補助システムは、最も反応の良い被験者において、ピーク吸気流量 (吸気機能の直接的な指標) および 1 回換気量と分時換気量 (換気の指標) によって測定される呼吸機能の大幅な向上をもたらしました。 被験者 A は、ピーク吸気圧、一回換気量、分時換気量の変化が最も大きかった。 対応するピーク吸気圧の大幅な増加は、換気量と分時換気量の増加が、特に横隔膜の吸気機能を増強するソフトロボットアクチュエータによるものであることを示しています。 システムに対する反応性は被験者によって異なりました。

応答性の差異は、おそらく多くの要因の組み合わせに依存します。 1 つの要因は、保存された呼吸ベースラインのレベルです。 体重正規化分時換気量の維持が比較的高い被験者（被験者 E）の反応が弱いことは、横隔膜機能がよく保存されている場合には補助システムの増強効果が弱いか、さらには破壊的な効果がある可能性があることを示唆しています。 その他の潜在的な要因には、正確なアクチュエーターの配置、アクチュエーターのフィット感、解剖学的差異が含まれます。

私たちは、ネイティブの呼吸努力との同期がシステムの重要な設計要素であることを示しました。 同期作動は、一貫した変動の少ない呼吸波形と一回換気量の鍵となります。 標準的な人工呼吸器と同様に、アクチュエータのオフサイクル作動は、根底にある呼吸努力に破壊的な干渉を引き起こす可能性があり、その結果、増強が不十分になり、血液酸塩基バランスが悪化します。 適切なガス交換を維持するシステムの能力に対する同期の影響を評価する際に、同様の範囲の一回換気量を生成しているにもかかわらず、独立した作動により適切な pCO2 レベルを維持できなくなり、呼吸性アシドーシスが発生することを実証しました。 対照的に、十分に同期された作動の 2 つの試験では、ベースラインの pCO2 レベルを維持および回復するデバイスのある程度の能力が観察されました。

この研究で使用された制御システムは、シンプルだが効果的な第一世代システムであり、多くの改善の余地がありました。 同期は気道流量からトリガーされました。これは、ゴールドスタンダードの臨床換気サポートオプションでトリガーに使用される指標でもありますが、流量は神経換気カップリングにおける最も下流の信号でもあります。 信号の下流側の性質は、遅延と非同期の潜在的な原因となります34。 呼吸ごとに一貫した支援を実現するには、建設的な干渉を最大化するアライメントに合わせて同期を最適化する必要があります。 このシステムは、流量センサー データに対して手動で設定されたしきい値に依存していました。 これは、V0 に関連する吸気フロー努力の開始時にトリガーされるように設計されています。 ただし、システムの手動の性質により、しきい値の設定が低すぎると、流量信号のノイズによってプリエンプティブまたは誤ったトリガーが発生する可能性があります (P0-V0 の負の値で明らかなように)。 私たちのアライメント分析により、この目標に向けて改善するための 2 つの重要な考慮事項が明らかになりました。 最初の考慮事項は、無傷の横隔神経と切断された横隔神経の結果の違いに見られるように、アライメントの影響は呼吸機能の維持の程度に応じて変化するということです。 横隔神経が切断されると、すべての横隔膜の動きはアクチュエーターによって制御され、残りの本来の呼吸努力、つまり胸郭の拡張による不整合な作動により、より重大な破壊的干渉が生じます。 ただし、横隔神経が損傷していない場合、アクチュエータは横隔膜上の 2 本の別個の線に沿ってのみ動作するため、正味の横隔膜の動きは、本来の横隔膜の機能とアクチュエータの効果の組み合わせによって生じます。 本来の横隔膜の動きの残りの部分の収縮は依然として胸郭の動きと同期しているため、位置ずれの影響はそれほど明白ではありません。 これは、最適な位置合わせパラメータは病状によって異なる可能性があり、同じ患者内であっても制御システムが動的で呼吸機能の変化に適応できる必要があることを意味します。 2 番目の考慮事項は、作動曲線と呼気の開始 (Vpk) との関係が、吸気の開始 (V0) との関係よりも影響力が大きいということです。 これは、更新されたシステムが吸気の開始ではなく、呼気に関連する信号からトリガーされる必要があることを意味します。 横隔膜の電気活動 (Edi) などの一部の神経筋信号には、吸気時間と呼気時間の両方に関する詳細な情報が含まれています 35,36。 Edi 振幅は、横隔膜筋の収縮の程度だけでなく神経駆動にも比例するため、適応制御の可能性が広がります。 栄養チューブを介して食道レベルで測定された Edi からのトリガー 37 は、機械的換気を改善するために正当化される可能性があります。 神経的に調整された換気補助として知られるこの方法は、人工呼吸器を備えた臨床現場で利用可能であり、呼吸からの離脱が困難な患者の呼吸離脱を改善する可能性があります36。 同じ原理が当社の横隔膜アシスト システムにも適用できます。 本来の呼吸努力に関するより多くの情報を含む、より上流の信号を使用すると、より堅牢な制御システムが可能になります。

全体として、我々は、ソフトロボット工学を用いて横隔膜の本来の機能を増強する戦略が、胸腔内に陰圧を発生させて換気を駆動することにより、陰圧換気の一形態として機能することを示す。 私たちの横隔膜補助システムは生体力学的に自発呼吸のシステムと似ており、最もよく反応する被験者の呼吸の仕事のかなりの部分を共有します。 呼吸を完全に引き継ぐのではなく、補助装置として機能することにより、私たちのシステムは横隔膜の自発的な使用と互換性がある可能性があります。 この植込み型人工呼吸器戦略では、自発的な深呼吸やストローで水を飲むなどの操作（患者の自主性や生活の質に関連する能力）を維持できます。 さらに、現在の機械換気モードとは対照的に、このシステムで示されているように、ネイティブのバイオメカニクスを再現することで、圧外傷 38,39 や併用患者の血行力学的変化など、陽圧換気の使用に二次的に生じる有害な影響を回避できます。心臓病理40,41。

この研究では、ソフトロボット植込み型人工呼吸器に向けた基礎作業を実証します。 ここで紹介する概念実証の状態と最終的に想定されるシステムとの間には、乗り越えなければならないハードルが数多くありますが、それらについては後の本文で説明します。

被験者間でデバイスに対する応答性にばらつきがあることが確認されたことを考えると、システム設計と埋め込みのどの要素が高い応答性を再現できるかを理解するには、追加の研究が必要です。 私たちのシステムは許容可能な分時換気量の下限を生成できましたが、そのためには高い呼吸数に依存していました。 死腔の存在を考慮すると、一回換気量が低いと、一回換気量が高く、呼吸数が低い場合に同じ分時換気量が達成される場合よりも肺胞換気量が少なくなります。 次世代システムの中核目標は、一回換気量の増加をさらに改善することであり、これはアクチュエータの設計と制御システムの開発の両方を通じて達成する必要があります。

ここでは古典的な McKibben アクチュエータを使用しました。 よりアプリケーション固有の、またはカスタマイズされたアクチュエータ タイプにより、将来の研究で 1 回換気量をさらに増加できる可能性があります。 アクチュエータの数、レイアウト、位置など、アクチュエータの設計における他の要素も重要になります。 加圧を制御することによるアシストの調整可能性を実証しましたが、更新された設計ではより詳細な特性評価が必要になります。 同期はデバイスのパフォーマンスにとって非常に重要であるため、今後の作業は次世代の制御システムの構築にあります。 これには、吸気ではなく呼気の始まりを認識するシステムの作成、手動滴定の誤差を排除する自動制御システム、および動的作動曲線のさらなる調査が含まれます。 理想的な次世代制御システムは、横隔膜の電気活動など、より上流の神経信号からトリガーして、高度な制御システムが同期を最適化し、遅延や非同期を除去できるようにする早期の信号を提供することを目指す必要があります。 埋め込まれた電極を介した神経トリガーも、現在のシステムを流量計装から切り離し、患者を口や気管での介入から解放します。 標準的な人工呼吸器のように、かさばる機械からの解放を完全に実現するには、システムを制御し、電力を供給する外部コンポーネントを小型化する必要があります。 今後の研究では、最終的には患者が着用したり、ベルトや電動車椅子に取り付けたりできる小さなバックパック程度までシステムを小型化することを目指す。 小型化と携帯性のプロセスは、心室補助装置 (例: Thoratec HeartMate III) や完全人工心臓 (例: Syncardia TAH、Carmat Aeson) などの同様の複雑な装置でも可能であることが証明されています 42,43,44。 45.

臨床分野への応用を想定して、以下の考慮事項が管理を最適化し、人間への応用への道を開くのに役立つ可能性があります。 慢性横隔膜機能不全を引き起こす疾患は数多くあり、その病態生理学は非常に異なります。 したがって、管理を最適化し、合併症を予測するには、根底にある病理とその特異性を徹底的に理解することが非常に必要です46。 さらに、この治療法から最も恩恵を受ける患者を選択するには、患者の選択と適応を明確に定義する必要があります。 ここでは、横隔膜をサポートするための一般化された機械的戦略を紹介しますが、アクチュエータの設計や作動制御のパラメータは、特定の病状や個々の患者の解剖学的構造のニーズに基づいて最適化および特殊化する必要があります。

手術の複雑さのため、理想的には大量生産センターで専門知識を構築し、この技術を開発するには、高度な胸部外科で高度に訓練された学際的なチームが必要です47。 最も侵襲性の低い移植アプローチを提供するには、技術の改善が必要です。 この点に関して、胸腔鏡ルートは有益である可能性があり、今後の研究の対象となるでしょう。 植込み型装置の侵襲性を考慮すると、横隔膜補助システムは慢性から永続的な人工呼吸器依存症の患者を対象としています。 呼吸不全を引き起こす重度の横隔膜機能不全に苦しむ患者の手術は、高い罹患率と死亡率をもたらす可能性があることを我々は認識している。 周術期の合併症は数多く発生する可能性があります。 最も懸念されているのは肺の状態の悪化であり、それ自体が長期的な換気の必要性を引き起こす可能性があります48。 それにもかかわらず、複雑な胸部手術は非常に虚弱な患者であっても実行可能であることが十分に実証されている。 末期呼吸器疾患に対する肺移植 49 は、最も顕著な例の 1 つです。 したがって、一連の神経筋障害など、横隔膜機能のこの機械的増強から最終的に恩恵を受ける適切な対象集団では、手術が依然として考慮される可能性がある。 横隔膜補助の概念自体が、慢性呼吸不全によるさらなる合併症を予防し、言語や可動性などの生活の質の重要な側面を維持する手段です。

実現可能性に焦点を当てているため、規制当局の承認と臨床翻訳という観点から、これらの緊急研究には限界があることを我々は認識しています。 デバイスの生体適合性や長期的なデバイスの動作については研究しませんでした。 この装置は、ポリ（エチレンテレフタレート）（PET）やポリウレタンなど、確立された医療機器ですでに使用されている種類のポリマー50、51、52、53から構築されました（補足情報）。 このデバイスは身体との生化学的相互作用ではなく機械的相互作用に焦点を当てているため、デバイスで使用される材料は、将来の反復では規制が承認した材料に簡単に置き換えることができます。 パフォーマンスと安定性が向上したため、今後の長期研究では、組織のリモデリングやフルタイムの呼吸補助を提供する能力など、システムの長期的な影響を調査する必要があります。

この技術が現在の人工呼吸器の換気能力に完全に匹敵するには、生成できる正味一回換気量のさらなる進歩が必要です。 私たちは、ソフトロボット工学の分野が進歩するにつれて、より小型で持ち運び可能な空気圧エネルギー源54,55の開発と組み合わせることで、この技術のさらなる潜在的な可能性を想像しています。 携帯用ポンプと制御システムを統合することで、この技術により、可動性が向上し、患者の自律性がさらに向上します。 私たちは、最適化された設計により、この技術が、末期の機械的呼吸不全を持つ人々の生活の質の重要な指標を維持する、根本的に異なる換気技術を提供できる可能性があると信じています。

私たちの研究には主に 2 つの目的がありました。 まず、呼吸筋衰弱の動物モデルにおいて、埋め込まれたソフトロボットアクチュエータを介して換気を増強する概念実証機能を実証しようとしました。 換気指標を評価するために、肺活量測定の流量と換気量を測定しました。 第二に、このソフトロボット戦略が標準的な機械換気よりもネイティブな呼吸生体力学を再現することを実証することを目的としました。 呼吸生体力学を評価するために、肺活量測定データとともに呼吸圧データを評価しました。

1 匹の動物内のさまざまな条件下でのシステムのパフォーマンスを評価するために、一連の呼吸チャレンジが実行されました。 最初の呼吸負荷の前とその後の呼吸負荷の間に、動物の換気ニーズを維持し、必要に応じて呼吸負荷から回復するために、施設の Dräger Tiro 人工呼吸器 (Drägerwerk) を介して操作される量制御機械換気が使用されました。 各チャレンジの前に、正常なベースラインの呼吸状態を検証するために、動脈血ガスの測定が行われました。 各呼吸チャレンジは、人工呼吸器を手動換気モードに切り替えることによって開始されました。 非補助換気とアクチュエータ補助換気を組み合わせたデータが収集されました。 バイタルサインと呼吸状態を監視しました。 中断のない試験を行う実験では、チャレンジ中に 2 分または 5 分間隔で ABG を収集しました。

アクチュエータは、以前に説明した PAM アクチュエータ 7、9 の修正バージョンでした。 具体的には、マッキベン空気圧人工筋肉は、補足方法で詳述されているプロトコルに従って製造されました。 アクチュエータの寸法は、30 ～ 40 kg の豚の解剖学的ニーズに適合するように選択されました。 これらは、熱可塑性エラストマー ブラダー (Stretchlon 200、FibreGlast)、熱可塑性ポリウレタン チューブ (1/8 インチ チューブ、5648K226、McMaster)、および拡張可能な編組メッシュ (PTO0.25BK、TechFlex) で構成されています。 in vivo で使用する前に、アクチュエータはベンチトップで 20 psi の加圧で 1,000 サイクルを超える疲労テストが行​​われました。 機械的特性評価は、Instron 5499 ユニバーサル テスト システム (Instron) で実行されました。

アクチュエータの特性評価は、in vitro と in vivo の両方で実施さ​​れました。 インビトロ特性評価では、アクチュエータの性能がインストロン試験によって測定されました。 収縮力を測定するために、古典的な引張試験が実施されました。 修正された曲げ曲げセットアップ（補足図5）を使用して、弧長の短縮によってダイヤフラムに加えられる垂直力を測定しました。 in vivo の特性評価では、横隔膜アシスト システムの性能が、横隔膜の変位 (超音波検査による) および機能指標 (1 回換気量、キャンベル線図) を通じて評価されました (拡張データ図 1 および 2)。 さまざまな加圧形状とレベルをアクチュエータに入力し（拡張データ図 1 および 2）、その結果の挙動を測定しました。 詳細については、補足情報を参照してください。

すべての研究はプロトコル番号に従って実施されました。 19-05-3907 ボストン小児病院 (BCH) 施設内動物管理使用委員会 (IACUC) ポリシーによって承認されました。

手順は、ボストン小児病院で、BCH IACUC に従って、プロトコル番号 2 に基づいて実施されました。 19-05-3907 および MIT IACUC プロトコル番号 19-05-3907 0118-006-21。 プロトコルのレビューは、National Research Council の実験動物の管理と使用に関するガイドおよび BCH の動物福祉保証に概説されている基準に従って実施されました。

メスのヨークシャー豚 (30 ～ 40 kg) をパーソンズ ファーム (米国マサチューセッツ州ハドリー) から入手しました。 システムの開発とテスト中に合計 12 頭のブタを使用し、原稿では 9 頭のブタから​​のデータを示しています。 報告された実験調査には、被験者の異なるサブセットが使用されました。 すべての被験者がすべての実験研究に使用されたわけではありません。 動物は、標準的な施設プロトコルに従って順応させ、世話をした。 各実験は 2 ～ 3% のイソフルラン麻酔下で行われ、安定した麻酔レベルを維持するために各動物に合わせて滴定されました。 麻酔と人工呼吸器は、施設の Dräger Tiro 人工呼吸器 (Drägerwerk) によって制御されました。 バイタルサインは、SurgiVet モニター (Smiths Medical) を介して監視されました。 研究を完了しデータを取得した後、Fatal-Plus 溶液 (Vortech Pharmaceuticals) を体重 110 mg kg-1 の用量で使用して動物を安楽死させました。

麻酔導入後、動物に挿管し、人工呼吸器を設置した。 心拍数を監視するために経食道心電図カテーテルを配置した。 動物の全身圧と中心静脈圧をそれぞれモニタリングするために、カットダウン技術を使用して頸動脈鞘と頸静脈ラインを配置しました。 圧力を監視するために、2 つのバルーンが配置され、1 つは食道に、もう 1 つは胃に配置されました。 尿量モニタリングのためにフォーリーカテーテルを留置した。

続いて、胸骨正中切開により胸腔にアクセスしました。 次に、両方の胸腔を開き、各胸腔の横隔膜の曲率に沿って 1 つのソフト アクチュエータを配置しました。 前部は胸骨に取り付けられ、後部は主要な動脈と静脈、食道および脊椎の領域を破壊することなく達成できる最も内側の位置で後肋骨の一番下に取り付けられました。 これを行うために、各アクチュエータを最も低い肋間腔の後方から胸腔の外側まで通し、縫合糸を使用して皮膚に固定しました。 次に、縫合糸を使用してもう一方の端を胸骨に固定し、皮膚を通る別の開口部に作動ラインを通しました。 次に、胸骨ワイヤーを使用して胸骨を近付け、縫合糸を使用して皮下層と皮膚を層状に閉じました。 胸骨切開を閉じた後、胸腔内チューブを介して胸腔内の陰圧を回復し、胸を閉じて呼吸負荷を実施した。

さまざまなレベルの呼吸機能をシミュレートするために、呼吸筋衰弱の 2 つの動物モデルが使用されました。 最初の方法は、イソフルランの呼吸抑制効果に依存していました。 イソフルランのレベルは 2 ～ 3% の間に保持され、呼吸負荷中に抑制されたもののゼロではない自発呼吸レベルを維持しながら、安定した麻酔レベルまで漸増されました。 2 番目の方法では、左右の横隔神経の両方を機械的に切断することで横隔膜麻痺をモデル化しました。 このモデルは依然としてイソフルランの設定下で実施されたため、イソフルランと切断された横隔神経の効果を組み合わせており、より重篤な呼吸衰弱のモデルを表しています。

生物医学センサーと計測データは、すべてのチャネルで 1,000 Hz のサンプリング周波数を備えた PowerLab 35 シリーズ (PL3516、ADIstruments) 高性能データ収集システムに入力されました。 実験中、データは LabChart ソフトウェア (ADIstruments) を介してライブで監視されました。 実験後、データは MATLAB (MathWorks) にエクスポートされ、処理されました。

アナログ肺活量計 (ガス フロー センサー、ES Systems) を人工呼吸器の Y チューブと気管内チューブの間に一列に配置しました。 アナログデータはPowerLabに入力されました。 データは、メーカーの仕様に従って質量流量から体積流量に変換されました。

胸膜圧と腹圧は、それぞれ食道と胃に配置され、それぞれ圧力トランスデューサー (PRESS-S-000、PendoTech) に接続された食道バルーン カテーテル (Cooper Surgical) を介して測定されました。

呼吸圧データは MATLAB の後処理で正規化されました。 対象となる特定のセグメントについて、呼吸境界での圧力測定値の平均がゼロに設定され、分析で 1 回の呼吸にわたる圧力の変化が示されるようになりました。

非侵襲性、非電離性のイメージング法である超音波検査を使用して、デバイスと横隔膜の相互作用を調査しました。 超音波検査は、横隔膜の変位と機能不全を評価するために使用できます25。 より正確には、横隔膜の直接的な 2 次元視覚化を可能にし、その動きと機能の定量化を可能にし、デバイスと横隔膜の相互作用を評価するための理想的なツールとして機能します。 Philips iE33 (Philips Healthcare) 超音波検査装置を X7-2 トランスデューサー (Philips Healthcare) とともに使用しました。 横隔膜とデバイスの 2 次元画像 (いわゆる B モード、輝度) は、プローブを右肋骨下腔に頭蓋方向に向けて配置することによって取得されました。 デバイスと横隔膜の動きを定量化するために、M モードが使用されました。

私たちのグループは、参考文献に記載されているカスタム ソフトウェアによって制御される電空圧レギュレーターとバルブ (SMC Pneumatics、SMC) を利用したカスタム電空制御システムを構築しました。 56. このソフトウェアは、カスタム圧力波形を入力できるように設計されています。 制御システムは、電空レギュレータへのアナログ入力を介して、所望の波形を生成できます。 すべての波形の公称ピーク圧力は 20 psi でした。 レギュレータは実際の圧力波形のアナログ信号も出力します。 これらのデータは PowerLab システムに入力されました。

カスタム制御システムは、ユーザー入力によって開始される作動周波数に設定された手動タイミングを生成できます。 この設定されたタイミングは、システムにプログラムされたカスタム圧力波形を開始し、被験者の本来の呼吸とは独立しています。

システムに同期を実装するために、LabChart 用の Fast Response Output アドオン (ADIstruments) を使用しました。 アナログ肺活量測定フロー データを入力チャネルとして使用しました。 電圧とヒステリシスの設定は、呼吸試行ごとに 0.01 l s-1 ～ 0.07 l s-1 に相当する電圧範囲と 2 ～ 5% のヒステリシス範囲の間で手動で調整され、実際の信号の均一性によって視覚的に認識されるように、質的に良好な同期が達成されました。 -時間の流れと体積の波形。 PowerLab システムのデジタル出力チャネルは、上記のカスタム制御システムのマイクロコントローラーのデジタル入力チャネルにトリガー パルスを送信するために使用されました。

統計的テストは、図1〜3のそれぞれの図のキャプションに記載されているように実行されました。 図3、4、7と拡張データ図。 図1および2。 3c、d、および 7a ～ c​​ では、MATLAB (MathWorks) で「ranksum」関数を使用して両側 Wilcoxon 順位和分析を実行しました。 図4e、fは2セットの統計的検定を示しています。 等分散を仮定しない両側ウェルチ t 検定を実行し、MATLAB の 'ttest2' 関数を使用して分散タイプを「不等」に指定して母集団の平均を比較しました。 さらに、MATLAB の 'vartest2' 関数を使用して、等分散の 2 サンプル F 検定を実行し、不等分散を比較および確認しました。 拡張データ図の場合。 図 1 と 2 では、MATLAB の 'ttest2' 関数を介して両側 t 検定が実行されました。 正確な P 値が指定されていない限り、図で示される有意性は *P < 0.001 です。

研究デザインの詳細については、この記事にリンクされている Nature Portfolio Reporting Summary を参照してください。

この研究結果を裏付ける主なデータは、記事とその補足情報で入手できます。 追加データは、リクエストに応じて対応著者から入手できます。 図のソース データはこのペーパーに付属しています。

この研究で使用したカスタム MATLAB コードは、https://github.com/RocheLab/ImplantableVentilator で入手できます。

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LH は、CIHR 皮膚研究トレーニング センター (201710DFS) および筋ジストロフィー協会 (577961) からの、この研究で説明されている研究への支援を開示しています。 LH、MYS、MS、DQM、およびETRは、国立衛生研究所（NIH）、国立生物医学画像生物工学研究所（NIBIB）、助成金R21-EB028414-01A1からのこの研究の出版に対する支援を開示しています。 JB は、SICPA 財団とローザンヌ大学病院改善基金からの支援を明らかにしています。 DQM は、マサチューセッツ工科大学の SMA2 ブラウン フェローシップを認めています。 ETR は、国立科学財団 (NSF) 助成金 1847541 からの支援を開示しています。

ハーバード-MIT健康科学および技術プログラム、マサチューセッツ工科大学、ケンブリッジ、マサチューセッツ州、米国

ルーシー・フー

マサチューセッツ工科大学医工学科学研究所、米国マサチューセッツ州ケンブリッジ

ルーシー・フー、ジャン・ボヌマン、マニシャ・シン、エレン・T・ロッシュ

スイス、ローザンヌのローザンヌ大学病院およびローザンヌ大学成人集中治療部

ジョン・ボヌマン

米国マサチューセッツ州ボストン、ハーバード大学医学部ボストン小児病院心臓外科

モサブ・Y・サイード＆ニコライ・V・ワシリエフ

マサチューセッツ工科大学機械工学科、ケンブリッジ、マサチューセッツ州、米国

ディエゴ・ケベド・モレノ & エレン・T・ロシュ

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LH と ETR はこの仮説を考え出しました。 LH、ETR、JB、NVV が実験を設計しました。 LH、JB、MYS、MS、DQM が実験を行いました。 LH、JB、MS、ETR が結果を分析しました。 LH、JB、MS、ETR が原稿を書きました。

エレン・T・ロッシュへの通信。

著者らは競合する利害関係を宣言していません。

Nature Biomedical Engineering は、この研究の査読に貢献してくれた Arianna Menciassi と他の匿名の査読者に感謝します。 査読者レポートが利用可能です。

発行者注記 Springer Nature は、発行された地図および所属機関の管轄権の主張に関して中立を保っています。

(a) 曲線、(b) 正方形、および (c) 三角形の入力波形をカスタム構築の制御システムにプログラムできます。 (d) 曲線、(e) 正方形、および (f) 三角形の形状の電空レギュレータの有効出力圧力が作動を駆動します。 PAM 作動力は、古典的なインストロン引張試験セットアップ (g、h、i) および修正された曲げ試験セットアップ (j、k、l) で in vitro のさまざまな波形で特性評価されました (補足図 5 に示す)。 (m) 曲線、(n) 正方形、および (o) 三角形の入力波形は、M モード超音波によって視覚化されるように、さまざまな形状の横隔膜変位を生成します。 p、(m,n,o) からの平均ダイヤフラム変位。 q、平均一回換気量、および (r) さまざまな波形形状からの代表的な呼吸の胸膜圧と換気量のループをプロットした呼吸キャンベル図。 (mr) は 1 つの生物学的複製を表します。 (q) では、棒グラフは平均値、誤差バー ±sd、両側 t 検定を使用した *p < 0.001 を示します。 各灰色の点は、技術的な複製 (1 小節あたり 14 ～ 15 回の呼吸) を表します。

ソースデータ

曲線波形のアクチュエータ圧力プロファイルは、(a) 5 psi、(b) 10 psi、(c) 15 psi、(d) 20 psi のピーク公称圧力を持つようにスケーリングされています。 さまざまなレベルの作動によって生成されるピーク力は、(e) 古典的なインストロン引張試験セットアップと (f) 修正された曲げ試験セットアップ (補足図 5 に示す) で in vitro で特性評価されました。 (g) 5 psi、(h) 10 psi、(i) 15 psi、(j) 20 psi の作動によって生成されたダイヤフラムの変位は、M モード超音波によって視覚化されます。 (k) M モード超音波による 1 人のサンプル被験者からの呼吸ごとの平均横隔膜変位。 (l) 1 人のサンプル被験者からのさまざまなレベルの加圧によって達成された 1 回換気量。 有意性は、両側 t 検定を使用した p 値によって示されます。 エラーバーは±sdを示します。各灰色の点は技術的な反復を表します（加圧レベルあたり6〜15回の呼吸）。 (m) さまざまな作動レベルからの代表的な呼吸の胸膜圧と容積のループをプロットした呼吸キャンベル図。 (gm) は 1 つの生物学的複製を表します。

ソースデータ

補足図、メモ、方法、表、参考文献。

PAM の作動を示す in vivo 透視ビデオ (矢状面および冠状面)。

図の統計ソースデータ。 3 ～ 7 および拡張データ図。 1と2。

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転載と許可

Hu、L.、Bonnemain、J.、Saeed、MY 他。 埋め込み型ソフトロボット人工呼吸器は、呼吸不全のブタモデルの吸気を増強します。 ナット。 バイオメッド。 Eng 7、110–123 (2023)。 https://doi.org/10.1038/s41551-022-00971-6

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受信日: 2021 年 12 月 17 日

受理日: 2022 年 10 月 26 日

公開日: 2022 年 12 月 12 日

発行日：2023年2月

DOI: https://doi.org/10.1038/s41551-022-00971-6

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