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用于非侵入性監測睡眠紊亂呼吸中呼吸參數的方法和設備.pdf

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用于 侵入 監測 睡眠 紊亂 呼吸 參數 方法 設備
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摘要
申請專利號:

CN201310014931.2

申請日:

20051006

公開號:

CN103083768A

公開日:

20130508

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61M16/00 主分類號: A61M16/00
申請人: 雷斯梅德有限公司
發明人: 約翰·戴維·奧茨,戴恩·查理·丘·馬丁
地址: 澳大利亞新南威爾士
優先權: 60/615,961,60/629,612
專利代理機構: 北京金信立方知識產權代理有限公司 代理人: 黃威;孫麗梅
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201310014931.2

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明公開了一種非侵入性患者監測系統,其包括:可控流體發生器,其可操作以提供給患者用于治療的持續氣道正壓通氣(CPAP)或雙水平壓力支持,其特征在于包括呼氣末壓力(EEP);氣流計,其可操作以產生提供給患者的指示氣流或者通氣的氣流信號;脈搏血氧計,其設置為在治療期間產生與患者呼吸努力相對應的呼吸努力信號;以及控制器,其可操作以命令所述可控流體發生器:(a)如果氣流信號不處于正常的范圍并且如果患者呼吸努力被判定為高,則增加所提供的CPAP或EEP,以及(b)如果氣流計指示患者氣流/通氣正常,或者如果氣流計指示患者氣流/通氣不正常但是如果脈搏血氧計指示患者呼吸努力不為高,則保持CPAP或EEP。

權利要求書

1.一種非侵入性患者監測系統,包括:可控流體發生器,其可操作以提供給患者用于治療的持續氣道正壓通氣(CPAP)或雙水平壓力支持,其特征在于包括呼氣末壓力(EEP);氣流計,其可操作以產生提供給患者的指示氣流或者通氣的氣流信號;脈搏血氧計,其設置為在治療期間產生與患者呼吸努力相對應的呼吸努力信號;以及控制器,其可操作以命令所述可控流體發生器:(a)如果氣流信號不處于正常的范圍并且如果患者呼吸努力被判定為高,則增加所提供的CPAP或EEP;以及(b)如果氣流計指示患者氣流/通氣正常,或者如果氣流計指示患者氣流/通氣不正常但是如果脈搏血氧計指示患者呼吸努力不為高,則保持CPAP或EEP。2.根據權利要求1所述的非侵入性患者監測系統,其中,所述脈搏血氧計進一步設置為指示靜脈充血并且如果所述脈搏血氧計指示靜脈充血惡化,則所述控制器進一步可操作以在CPAP或EEP已經增加之后命令所述可控流體發生器為患者恢復CPAP。3.根據權利要求1或2所述的非侵入性患者監測系統,其中,所述脈搏血氧計進一步設置為監測SpO和心率。4.根據權利要求1至3中的任一項所述的非侵入性患者監測系統,其中,患者呼吸努力是動脈血壓波形中的峰峰值幅度。5.根據權利要求1至4中的任一項所述的非侵入性患者監測系統,其中,當所述動脈血壓波形中的所述峰峰值幅度大于10mmHg時,患者呼吸努力為高。6.一種非侵入性患者監測系統,包括:可控流體發生器,其可操作以提供給患者用于治療的包括正呼吸末壓力(PEEP)的壓力支持;氣流計;脈搏血氧計,其設置為在治療期間產生與患者呼吸努力相對應的信號;以及控制器,其可操作以命令所述可控流體發生器:(a)如果與患者呼吸努力相對應的信號不指示關于患者的高呼吸努力,則保持包括PEEP的壓力支持,(b)如果與患者呼吸努力相對應的信號指示關于患者的高呼吸努力并且所述氣流計指示存在明顯的呼氣氣流限制,則增加PEEP,(c)如果與患者呼吸努力相對應的信號指示關于患者的高呼吸努力,所述氣流計指示不存在明顯的呼氣氣流限制,并且所述氣流計指示存在明顯的吸氣氣流限制,則增加PEEP,以及(d)如果與患者呼吸努力相對應的信號指示關于患者的高呼吸努力,并且所述氣流計指示不存在明顯的呼氣氣流限制且不存在明顯的吸氣氣流限制,則增加所施加的壓力支持。7.根據權利要求6所述的非侵入性患者監測系統,其中,所述脈搏血氧計進一步設置為監測SpO和心率。8.根據權利要求6或7所述的非侵入性患者監測系統,其中,患者呼吸努力是由動脈血壓波形中的峰峰值幅度指示的。9.根據權利要求6至8中的任一項所述的非侵入性患者監測系統,其中,當所述動脈血壓波形中的所述峰峰值幅度大于10mmHg時,患者呼吸努力為高。10.一種為以非侵入性方式監測的患者產生報告的方法,所述方法包括:判定是否存在心搏量的長期減少;判定是否存在光-體積描記(PPG)和/或奇脈的呼吸基線變化的長期增加;判定是否存在脈搏傳遞時間的長期增加;如果判定出存在心搏量的長期減少或者判定出不存在PPG和/或奇脈的呼吸基線變化的長期增加,則產生報警和/或報告升高的交感神經系統輸出量;如果判定出不存在心搏量的長期減少或者判定出存在PPG和/或奇脈的呼吸基線變化的長期增加,則產生報警和/或報告心臟代償機能障礙;以及如果判定出不存在心搏量的長期減少,判定出不存在PPG和/或奇脈的呼吸基線變化的長期增加,并且判定出存在脈搏傳遞時間的長期增加,則產生報警和/或報告升高的交感神經系統輸出量。11.根據權利要求10所述的方法,其中,所述脈搏傳遞時間是由心原性流體脈搏和脈搏達到外周之間的遲滯指示的。12.根據權利要求10或11所述的方法,其中,所述心搏量是由PPG的搏動幅度指示的。13.根據權利要求10至12中的任一項所述的方法,其中,PPG和/或奇脈的呼吸基線變化包括呼吸努力和/或心臟功能惡化的相對指示。14.根據權利要求10至13中的任一項所述的方法,其中,PPG和/或奇脈的呼吸基線變化包括心臟功能惡化的相對指示。15.根據權利要求10至14中的任一項所述的方法,其中,所述方法指示以下中的至少一個:睡眠呼吸紊亂、睡眠質量和心臟功能。16.根據權利要求10至15中的任一項所述的方法,其中,所述方法進一步包括測量脈搏血氧計數據。17.根據權利要求16所述的方法,其中,所述脈搏血氧計數據包括SpO2和心率。18.根據權利要求10至17中的任一項所述的方法,其中,心臟代償機能障礙和/或升高的交感神經系統輸出量指示差的心臟機能。

說明書

本申請是申請號為200580034088.8(國際申請號為PCT/AU2005/001543)、申請日為2005年10月6日、發明名稱為“用于非侵入性監測睡眠紊亂呼吸中呼吸參數的方法和設備”的專利申請的分案申請。

相關申請的交叉參考

本申請要求于2004年10月6日提交的美國臨時申請號為60/615,961和于2004年11月22日提交的美國臨時申請號為60/629,612的優先權,每一篇的全文結合在此作為參考。

技術領域

本發明涉及監測與睡眠呼吸紊亂(SDB)有關的參數。

背景技術

睡眠呼吸紊亂(SDB)一般被認為與阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)和潮式呼吸(CSR,Cheyne-Stokes?Respiration)相關。目前有許多其它癥狀也被認為與SDB相關,包括例如心血管疾病、打鼾和糖尿病等。帶有這些癥狀和SDB的患者會受益于通過一些以機械呼吸機為形式的正壓通氣支持對其SDB的治療。

雖然基本的鼻持續氣道正壓通氣(CPAP)呼吸機可能不會監測其患者,但是患者通常受益于將患者作為某種控制回路的一部分來監測的裝置。特別地,這些裝置已知為監測壓力、流體和患者努力(patient?effort)。

對于已知裝置存在的問題是在阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)和中樞性睡眠呼吸暫停(CSA)之間存在差異。OSA預示上氣道塌陷,并且可用作自動滴定算法的輸入,該自動滴定算法用于在雙水平裝置中使用的施加的CPAP壓力或呼氣末壓力(EEP,end-expiratory?pressure)。CSA可以指示過度通氣,并且因而可用作自動滴定患者通氣的算法的輸入。顯然,將呼吸暫停誤歸類為關閉或開放導致這些滴定算法指定的是適于患者治療的次最佳參數。

通過在已知裝置中將1cm峰峰值的4Hz振蕩波注入到治療壓力波形中,并且測量得到的4Hz流體來辨別阻塞性和中樞性睡眠呼吸暫停。流體與壓力波形的相位差指示負荷的順應性(compliance),其用來推導上氣道是開放還是關閉的。但是,該方法對于患者來說是不舒適的,因為4Hz肯定在由患者感知的頻段內。而且該方法不能給出與包括上氣道變窄/關閉以及同時發生的中樞性睡眠呼吸暫停有關的事件的任何信息。

在已知裝置中還通過檢測心原性流體(cardiogenic?flow)來辨別阻塞性和中樞性睡眠呼吸暫停。心原性流體是由于肺靠近心臟在心搏過程中在肺中引起的氣流。因此,在OSA過程中絕不會有任何心原性流體。類似于先前的方案,其也不能夠確定是否CSA和OSA同時發生。

對于已知的裝置來說另一個存在的問題包括推斷高患者呼吸努力。患者呼吸努力是由臨床醫生在包括睡眠呼吸暫停、阻塞性肺疾病以及各種限制性疾病的各種疾病中評價患者急性狀態時所用的關鍵指標。僅管已知其價值,由于有關傳感器的不便或不實用,患者呼吸努力不能廣泛用作流體發生器滴定算法的輸入或用作被記錄的臨床參數。

在用于監測努力的準確性方面的“金標準”是患者需要吞咽的食管導管。可惜的是,這對于患者來說是不舒適和笨拙的,并且其在門診部外是不實用的。已知用圍繞患者胸部和腹部的呼吸帶來監測努力。胸骨上切跡(suprasternal?notch)努力傳感器、以及EMG和ECG傳感器的使用是已知的。這些技術都不適合于家庭使用。

對于已知裝置來說另一個存在的問題包括測量和存儲血管特定參數,諸如心臟后負荷(cardiac?afterload)、血管張力(vascular?tone)、心率變化、通常的交感神經系統活動和/或中樞靜脈壓力。如果在流體發生器中能夠實時獲得這些參數,那么它們可用于:(a)有利于自動滴定算法以及(b)和呼吸特定參數一起被記錄,從而使得醫師觀察長期趨勢并具有更豐富的數據集來確定患者的長期治療。

對于已知裝置來說又一存在的問題包括限定平均面罩壓力。目標為消除OSA或上氣道阻力綜合癥(UARS)的自動滴定CPAP算法可使用呼吸流體分析來限制上氣道變窄。超過一定水平的壓力在一些患者中會有害于心臟功能。同樣的,低壓會有利于心臟功能,但是得假設其不會導致上氣道完全關閉。在自動滴定方案中希望包括心血管參數從而可以不斷優化呼吸治療(例如,CPAP壓力)。這些參數可包括心臟后負荷、血管張力、心率變化、通常的交感神經系統活動和/或中樞靜脈壓力,如果它們能夠非侵入性和便利地獲得。

雷斯梅德的AutoSet?CS和AutoSet?CS2裝置特別針對有心臟疾病的患者。這些裝置通過利用15cmH2O的最大平均壓力來解決“過高CPAP壓力”的問題。

另一個已知的傳感器是胸骨上切跡努力傳感器。參見美國專利6,445,942(Berthon-Jones)。用于監測呼吸暫停和呼吸不足的其它已知技術在美國專利6,091,973(Colla等)和6,363,270(Colla等)中有所描述。另一相關的是美國專利5,704,345(Berthon-Jones),其描述了在其它事件中辨別開放和關閉的氣道呼吸暫停。美國專利6,484,719(Berthon-Jones)描述了使用流體傳感器的伺服呼吸機。所有這些專利的內容明確結合在此作為交叉參考。

發明內容

根據本發明的第一方面,呼吸機設置根據由脈搏血氧計體積描記(plethysmography)導出的參數進行調節。進行調節的呼吸機設置包括呼氣壓力、支持水平、上升時間(rise-time)中的一個或多個,并且可以調節呼吸機的波形。由脈搏血氧計體積描記導出的參數包括脈搏速率、努力、心臟后負荷、血管張力、心率變化、通常的交感神經系統活動以及中樞靜脈壓力中的一個或多個。在一種形式下,呼吸機平均治療壓力根據由脈搏血氧計體積描記導出的參數進行調整。在另一種形式下,當脈搏血氧計體積描記指示患者血管系統正變得受壓迫時,減少呼吸機的平均治療壓力。

根據本發明的第二方面,脈搏血氧計體積描記用于確定患者努力,并且患者努力信號用作反饋控制器的輸入,上述控制器控制傳輸給患者的正壓治療。

根據本發明的第三方面,脈搏血氧計與氣流信號共同使用以辨別開放和關閉的氣道呼吸暫停。

根據本發明的第四方面,患者努力的測量值從脈搏血氧計體積描記信號導出,并且努力的測量值在伺服呼吸機中用作控制變量。當患者努力的測量值增加時,壓力支持降低,而當患者努力的測量值減少時,壓力支撐增加。

本發明的另一方面涉及辨別阻塞性和中樞性睡眠呼吸暫停、推斷患者高呼吸努力、測量和存儲血管特定參數以及限定平均面罩壓力的被動、非侵入性和便利的方法。

本發明的另一方面還涉及空氣輸送系統,其包括可控流體發生器,其可操作以產生提供給患者用于治療的加壓的可呼吸氣體的供應;及脈搏血氧計體積描記器,其設置為在治療期間確定患者努力的測量值,并且提供患者努力信號以作為控制流體發生器的運轉的輸入。

本發明的又一方面涉及用于治療睡眠呼吸紊亂的方法。該方法包括提供給患者用于治療的加壓的可呼吸氣體供應,在治療階段利用脈搏血氧計體積描記器確定患者努力的測量值并提供患者努力信號,以及基于來自患者努力信號的輸入來控制加壓的可呼吸氣體的供應。

感興趣的參數(例如,心臟后負荷、血管張力、心率變化、和/或中樞靜脈壓力)可由脈搏血氧計體積描記器估算出。通常,脈搏血氧計主要用于檢測SpO2和心率。一些脈搏血氧計顯示為體積描記器,但是到目前為止,在體積描記器中存在的信息沒有一個用作自動滴定呼吸或心血管治療的輸入。外周動脈張力(PAT,Peripheral?Arterial?Tone)是新的多單元指端(multi-cell?finger)體積描記系統,其具體集中于動脈張力(arterial?tone)上。作為感知特征該技術可代替脈沖血氧計。脈搏傳遞時間(PTT)還包含關于自發活動和動脈音的信息。

以用于非侵入性地監測有關患者健康疾病例如睡眠呼吸紊亂、心臟充血失敗、打鼾等診斷的一個或多個參數,和/或根據監測到的參數和/或推斷出的診斷來控制呼吸機或其它呼吸治療裝置的方法和/或設備為形式來證明上述每一個方面。

本發明的另一方面是使用脈搏血氧計體積描記來監測患者,而不治療它們。

本發明的進一步方面在所附的權利要求中指出。

本發明的其它方面、特征和優點從與附圖結合的下述詳細說明將變得明顯,其中上述附圖是本公開的一部分并且其通過例子的方式闡明了本發明的原理。

附圖說明

附圖有利于本發明多個實施例的理解。在這些附圖中:

圖1示出變換成努力信號的脈搏血氧計的波形;

圖2示出根據本發明多個實施例的脈搏血氧計應用的范圍;

圖3示出根據本發明實施例的治療系統;

圖3A是根據本發明實施例的監測系統的示意圖;

圖4示出根據本發明實施例的用于上氣道阻塞(吸氣流體限制)和自動EEP/自動CPAP的算法;

圖5示出根據本發明實施例的用于自動EEP滴定/自動壓力支持滴定的算法;

圖6示出根據本發明實施例的用于檢測心臟病患者在CPAP/自動CPAP/輔助(固定的低支持雙水平)裝置上的升高的交感神經系統(SNS)或降低的心臟輸出量的算法;

圖7示出根據本發明實施例的用于心臟病患者的自動CPAP的算法;

圖8示出根據本發明實施例的基于呼吸速率信息來初始化NPPV治療速率設置程序的框圖;

圖9示出根據本發明實施例的基于明確確定的心原性流體幅度來初始化NPPV治療觸發閾值設置程序的框圖。

具體實施方式

脈搏血氧計體積描記(有時稱為“脈搏血氧計”或“光-體積描記圖”)是以非侵入性和連續的方式獲得血氧合(oxygenation)數據的標準方法。血氧計使用兩個光波長來確定血色素飽和度。由脈動動脈血體積形成的吸收來產生波形,其代表交流電(AC)信號。由非脈動血、靜脈和毛細管血形成的吸收以及組織吸收由直流電(DC)信號表示。參見Hartert等的“Use?of?Pulse?Oximetry?to?Recognize?Severity?of?Airflow?Obstruction?in?Obstructive?Airway?Disease,Correlation?with?Pulsus?Paradoxus”,Chest1999:115:475-481。Harter等得出的脈搏血氧計信號在圖1中示出。

目前的脈搏血氧計主要用于監測SpO2和心率,但是根據本發明的實施例,脈搏血氧計在呼吸治療裝置中用作患者努力的指示。呼吸努力在動脈血壓波形中可看作峰峰值幅度的變化。這是由在呼吸循環中呼吸胸膜壓力對心臟輸出量造成波動的影響引起。吸氣與降低的心臟收縮血壓相關,并且上述對血壓的呼吸效果稱為“奇脈(pulsus?paradoxus)”。

該效果被設定為在各種領域(哮喘惡化、阻塞性肺疾病)中的呼吸負荷的測量值,其中>10mmHg的變化與高呼吸努力相關。用于測量動脈血壓的參考標準是侵入性的(導管),因此希望間接的方法。一種這樣的方法是脈搏傳遞時間(PTT),其中血壓的變化導致血管順應性的變化,血壓的變化變換為脈搏從心臟到外周的傳播時間。另一種方法是脈搏血氧計體積描記波形,其與被感知的組織床(通常為手指或耳)中的動脈血容積相關。呼吸循環中的心臟輸出量的變化可看作在體積描記圖中的峰峰值的幅度的變化,與動脈血壓觀測結果一致。該心臟輸出量的變化與由于呼吸導致的中樞靜脈壓的變化結合起來還導致與呼吸同步的PPG信號的基線/偏移的改變。在PPG中看出的第三個因素受呼吸的影響:心臟周期某種程度上還由呼吸進行調節,主要通過呼吸中樞的流出,并且響應由呼吸導致的動脈壓的變化被調節到較小的程度。

由于脈搏血氧計體積描記圖更與組織中的血容積相關,脈動分量的基線/偏移中的變化是比心臟輸出量變化更敏感的心肺相互作用指示(Hartert等;Use?of?Pulse?Oximetry?to?Recognize?Severity?of?Airflow?Obstruction?in?Obstructive?Airway?Disease-Correlation?with?Pulsus?Paradoxis;Chest1999;115:475-481)。

其它因素(動脈張力、心臟性能、位置改變)也可導致PPG的變化,因此需要處理來分析在呼吸頻率上的變化,并且可進一步將所述變化與由流體發生器提供的呼吸流動信息聯合到一起來輔助所述處理。PPpleth(來自體積描記圖的奇脈)的遞增可指示增加與即將發生的上氣道(UA)塌陷相關聯的努力。PPpleth的急劇增加可指示UA阻塞。

波形可按特征分為下述種類:

(a)搏動幅度:脈搏的AC幅度最能指示血管順應性,當觀察超過20-30秒或更長時血管順應性主要受到動脈張力/交感神經系統活動的影響。這樣,其可指示呼吸暫停的覺醒,并且經過多天/周,其可證明消除了SNS活動上的OSA/UARS的長期好處。手指是用于檢測自主活動對血管順應性的影響的最佳位置。在耳朵處的脈搏血氧計對自主活動比較不敏感,但是可以提供對相關血壓變化的估算,倘若血管順應性施加了較小的影響。

(b)偏移或基線:呼吸導致根據呼吸努力(血管收縮反應)變化的脈搏基線(奇脈)的相位變化。該影響用于辨別氣道阻力(氣喘)和阻塞(阻塞性肺疾病)。參見用于測量奇脈的傳統和體積描記方法的比較(Clark?J等;Arch?Pediatr?Adolesc?Med2004;158:48-51)以及脈搏血氧計的使用來認定在阻塞性氣道疾病中的氣流阻塞的嚴重性;與奇脈的相關性(Hartert等;Chest1999.115:475-481。可在http://www.chestjournal.org/cgi/reprint/115/2/475獲得)。

(c)脈搏節律:尤其(但非排他性)與ECG活動結合時可檢測不規則的心臟律動。暫停后的脈搏幅度的從搏動到搏動的移動可指示不規則的律動。ECG的可用性使得可以計算脈搏傳遞時間,脈搏傳遞時間是動脈張力的另一指示,其可增加有關覺醒、呼吸努力或交感神經張力的任何結論的敏感性或特異性。心率變化指示可從脈搏周期計算出,推斷交感神經-迷走神經(sympatho-vagal)的平衡。HRV數據中的不規則(fractal)分量可區分睡眠-清醒狀態。

(d)波形:波形包含類似于在動脈導管壓力信號或壓平眼壓測量(applanation?tonometry)中看出的信息。例如,重搏切跡(dicrotich?notch)的位置和相對幅度可指示來自外周循環的壓力-波反射的程度和時間,其本身是血管舒縮張力(SNS)的指示。靜脈脈搏在波形中也很明了,其代表若干因素之間的相互作用,但是在我們的情況中可指示過高CPAP(增加的中樞靜脈壓力)的影響或改善充血性心臟衰竭(減少的中樞靜脈壓力)。體積描記圖的第一導出物與到該區域的動脈流密切相關,而該波形的第二導出物提出作為血管彈性(vasoactivity)和動脈順應性的指示。

存在用于從原始PPG中提取上述參數的方法有,例如時域或頻域信號處理技術,或者上述兩者的組成。一個例子是在WO03/00125A1和WO2004/075746A2中教導的方法,其使用連續小波變換來從原始PPG中提取呼吸信號和動脈張力信息。從PPG估算基線波動的時域分析在Shamir等的British?Journal?ofAnaesthesia1999,82(2):178-81中總結。

當呈現有運動和低灌注時,血氧計信號處理的最近發展使得裝置性能更具魯棒性。新式的嵌入式處理器允許進行體積描記波形的復雜后處理,并且甚至最先進的血氧計技術能夠以OEM模塊形式得到。這些技術進步,連同與來自治療裝置的信息相結合的體積描記圖中呈現的潛在信息,可允許呼吸裝置將血氧計作為伺服控制治療的一部分。

在體積描記圖中呈現的信息還可有利于單純診斷的研究,因為其可指示可能不象飽和度那樣明顯的覺醒。

呼吸影響也可視為心臟計時變化,術語為:“呼吸性竇性心律不齊”,其也可用于提取呼吸計時信息。

本發明的一方面涉及(1)血氧計體積描記導出的參數與(2)呼吸流體信息的結合,以便增強用于呼吸治療裝置的實時控制算法。

如果該設置能夠對患者急性狀態進行更全面和及時的評估,允許算法來確定更合適的治療的話,可證實該設置優于現有技術。上述參數也可選地存儲在流體發生器中,以便給予醫師一套更豐富的數據集,用于對患者長期處理。這優于現有技術,因為其給予醫師來自用于無人管理環境中的流體發生器的數據,其類似于在睡眠研究中獲得的數據。

有利于滴定和長期患者處理的體積描記參數包括所有上述的那些參數(患者努力、血管順應性、心率變化、心律不齊檢測、靜脈脈搏以及SpO2)。

根據本發明的實施例,脈搏血氧計信號10通過例如,低通濾波器、峰值檢波、峰底檢波或取平均的信號處理器20輸入。上述濾波器設計為去除指示心率的信號,并且留下指示呼吸速率的信號。

一旦努力信號從脈搏血氧計中導出,其可以圖2中所示的若干方式使用,并且進一步詳細描述如下:

(i)開放-關閉的呼吸暫停辨別。體積描記導出的呼吸努力估計可在呼吸暫停的一部分過程中使用(使用呼吸流體數據)來指示呼吸暫停是開放(未阻塞)或關閉(阻塞),該呼吸努力估計在自動滴定算法邏輯中有用。例如,低的或零流體信號指示呼吸暫停。如果如同脈搏血氧計測量的缺乏努力時,呼吸暫停發生,那么呼吸暫停被認為是“開放”的。但是,如果存在努力,那么呼吸暫停被認為是“關閉”的。

(ii)高氣道阻力。類似的,從血氧體積描記導出的高呼吸努力結合降低的呼吸流體或流體限制(由流動波形指示)的階段可意味著存在明顯的氣道阻力,發生上述是因為存在呼吸流體限制或上氣道阻力。在上述兩種情況下,高努力和測量的低呼吸流體的結合可作為增加所施加的PEEP的指示。

(iii)呼吸的相關作用:在不存在呼吸流體限制(從呼吸流體波形或估計的容積來判定)時,持久性的高呼吸努力可指示不充足的壓力支持(在通氣狀態下)。

(iv)與基于相位測量的流體協同使用(諸如在美國專利6,484,719中所述)。

(v)使用努力波形來增加雷斯梅德AutoSet?CPAP算法。增加患者努力指示即將發生的上氣道波動。基于增加的患者努力的自動CPAP滴定比基于當前變平算法更可以將阻塞清除。

(vi)將努力信息用作雷斯梅德VPAP?AutoCS裝置中的算法的基礎來滴定所施加的PEEP。可想象到,基于吸氣波形的滴定算法將在用于在呼吸循環中改變壓力的裝置中時受到挑戰。患者努力的改變不取決于吸氣壓力的改變,并且因此對于這些治療類型來說更具有魯棒性。

(vii)將努力波形用作患者通氣過度的早期指示。這可以是不合適的伺服通氣的可能結果,其中呼吸機將患者通氣增加到目標水平。該指示可用于滴定目標通氣。

(viii)將靜脈脈搏用作用于有OSA和心臟病患者的雷斯梅德AUTOSET?CPAP算法的輸入。靜脈脈搏的增加可用于限制施加的CPAP壓力到更安全的限度。

(ix)將血管順應性用作雷斯梅德CPAP算法的輸入。血管順應性的變化可指示患者覺醒。這可用于增加當前用于自動確定CPAP水平的數據。

(x)比較呼吸努力估計與呼吸裝置自己的呼吸相位估計(在雷斯梅德AUTOCS2和AutoVPAP中使用的參數),可允許在呼吸裝置中設置更魯棒的呼吸跟蹤方案;例如,其可改善泄漏抑制或泄漏評估。

(xi)睡眠狀態-非REM睡眠的檢測,REM睡眠與在HRV不規則分量中的清醒階段相似(見http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?cmd=Retrieve&db=pubmed&dopt=Abstract&list?uids=12059594;

http://ajpheart.physiology.org/cgi/reprint/280/1/H17;http://ajpheart.physiolog?y.org/cgi/reprint/283/1/H434),但是非REM睡眠階段明顯不同于清醒。HRV數據可被分析來指示睡眠開始,因為患者在達到REM睡眠之前必須通過非REM睡眠。PPG固有地監測心臟周期,并且假設該階段信息不被平均,可用于進行傳統的HRV分析。從HRV區分睡眠/清醒的一種方法在Ivanov等的Europhysics?Letters1999,48(5):594-6000中教導。

體積描記波形的分析,或者結合其它監測到的變量,可用于使得CPAP或VPAP治療最佳化,從而降低動脈硬度,與微弱的心血管預后(prognosis)獨立地相關。例如:

(i)通過將心原性呼吸流體信號的計時與體積描記脈搏的計時相結合,可能比傳統的PTT(脈搏傳遞時間)估算更準確地計算相應的脈搏傳遞時間的變化。將ECG用于心臟計時信息的傳統方法包括預噴射階段和脈搏傳遞時間。相反地,心原性流體由實際的心室膨脹噴出而減少了。準確的PTT估計可對只有體積描記的信息提供額外的信息,有利于動脈張力/SNS活動和/或呼吸努力的估計,并且允許目標為最優化動脈順應性的閉環治療。

(ii)體積描述波形的形態可提供直接與血管順應性相關的信息,例如,稱為“重搏切跡”相對于初始心臟收縮期峰(systolic?peak)的位置,允許目標為最優化動脈順應性的閉環治療。

參照圖3-7,應該注意:

治療算法(THERAPY?ALGORITHM)調節可包括:

·PEEP/CPAP的水平

·壓力支撐的水平

關于F/B1和F/B2的反饋信號,應該注意:

F/B1(氣流推斷的患者參數)可包括下述任一或所有項:

·每分鐘通氣量估計

·吸氣氣流限制(例如,UA整平指標)

·呼氣氣流限制(例如,呼氣流動波形形態)

·潮氣量(Tidal?volume)

·泄漏

·心臟計時(從心原性流體提取的心臟收縮期射血(systolic?ejection)的時間)

·呼吸相位

F/B2(PPG推斷的患者參數)可包括下述的任一或所有項:

·呼吸努力的相應指示(例如,高努力導致增加的PPG呼吸基線變化,奇脈)

·呼吸速率的絕對指示

·指示呼吸控制反常或呼吸暫停類型的呼吸努力和速率模式(呼吸努力的漸強/漸弱,從呼吸模式統計得出)

·呼吸速率的指示(例如,PPG幅度和時間參數的變化)

·心臟功能惡化的相應指示(例如,心臟代償機能障礙導致增加的PPG呼吸基線變化,奇脈)

·靜脈充血的相應指示(例如,PPG中的靜脈脈搏的程度-形態分析)

·交感神經系統活動或動脈順應性的相應變化(例如,PPG脈搏幅度的變化超過>20-30秒時標(timescale),或重搏切跡位置的移動)

·標準的脈搏血氧劑(SpO2)

·心臟收縮期脈搏到達外周的時間(例如,在PPG中的心臟收縮上升)

·脈搏速率

臨床目標(CLINICAL?TARGETS)可包括:

·最小通氣(例如,呼吸不足、肥胖性肺通氣不足患者)

·按計劃進行的通氣(例如,潮式呼吸患者)

·最佳的同步性

·睡眠質量(所有的患者)

·長期的心臟功能(例如,CHF/CSR/高血壓患者)

·心臟代償失調的預期/預測(例如,CHF患者)

·最佳的動脈順應性

·最小的CPAP/EEP/PEEP

·最大的CPAP/EEP/PEEP

·最小的壓力支持

·最大的壓力

·最大的平均壓力

圖3A是根據本發明實施例的監測系統的示意圖。關于反饋信號F/B1和F/B2以及“綜合處理”邏輯框,應該注意:

F/B1(氣流推斷的患者參數)可包括下述的任一或所有:

·吸氣氣流限制(例如,UA整平指標)

·呼氣氣流限制(例如,呼氣流體波形狀態)

·心臟計時(從心原性流動提取的心臟收縮期射血時間)

·呼吸相位

·呼吸幅度的時間段以及導出的統計值

F/B2(PPG推斷的患者參數)可包括下述的任一或所有:

·呼吸努力的相應指示(例如,高努力導致增加的PPG呼吸基線變化,奇脈)

·呼吸速率的絕對指示

·心臟功能惡化的相應指示(例如,心臟代償機能障礙導致增加的PPG呼吸基線變化,奇脈)

·靜脈充血的相應指示(例如,靜脈脈搏在PPG中的程度-形態分析)

·交感神經系統活動或動脈順應性的相應變化(例如,PPG脈搏幅度的變化超過>20-30秒的時標,或重搏切跡位置的移動)

·標準的脈搏血氧劑(SpO2)

·心臟收縮期脈搏到達外周的時間(例如,PPG中的心臟收縮上升)

·脈搏速率

綜合處理可包括:

·呼吸變化(F/B1)和血液氣體調節(F/B2)之間的遲滯,例如到推斷循環遲滯

·由心原性流體脈搏(F/B1)和脈搏到達外周(F/B2)的時間之間的遲滯指示的脈搏傳遞時間(PTT)

臨床監測監測目標(CLINICAL?MONITORING?TARGETS)可包括:

·SDB的評估

·睡眠質量的評估(所有患者)

·輔助患者處理的心臟功能的評估(例如,CHF/CSR/高血壓患者)

圖4-7示出執行本發明各種實施例的若干算法。本發明的實施例可采取方法和/或設備的形式以非侵入性的方式來監測一個或多個參數,例如,脈搏血氧計和/或氣流,其與例如患者的呼吸和/或心臟活動有關。

監測到的一個或多個參數可用于診斷目的,例如,用于記錄數據,產生報告或報警或者否則信號通知醫師。另外,或者作為替換,監測到的一個(多個)參數的值可用于控制例如停止、開始或改變來自吹風機、呼吸機等對患者的加壓的氣體的輸送(例如,計時,流體壓力)。

圖4示出開放/關閉的氣道呼吸暫停的算法。分析氣流信號并作出決定是否其處于正常的范圍。如果是,則CPAP/EPAP治療保持在其當前水平。如果氣流信號不正常,例如低呼吸暫停指示,那么分析努力信號。如果努力為高,則可以指示阻塞性呼吸暫停,并且合適的治療是要增加治療壓力。

圖5示出適于遭受通常呼吸不足的患者的算法。上述算法確定何時應該改變壓力支持或者呼吸末壓力(EEP)。

圖6示出一種算法,其為監測系統的一部分以便評價心臟性能。心臟病患者可接受CPAP治療并且具有使用圖6算法的附加的監測系統。可選的,CPAP裝置可與脈搏血氧計合并。分析F/B1和F/B2這兩個信號。其中其值指示SNS活動的升高水平,或者當代償機能減退(差的心臟機能)時產生警報。上述警報可以是聲頻警報的形式,或是向醫師報告的通信系統的一部分。

圖7示出適于心臟病患者的CPAP治療的算法。該算法類似于圖4中的算法。但是其具有通過脈搏血氧計監測靜脈充血的附加的步驟。如果靜脈充血惡化,那么CPAP壓力將不會增加,而是恢復到以前的水平。

圖8示出基于呼吸速率信息來初始化NPPV治療速率設置的程序。優選的,這在附連血氧計探針之后進行(F/B2),但是可在開始通氣之前附連探針。

圖9示出基于明確確定的心原性流體幅度來初始化NPPV治療觸發閾值設置的程序。優選的,例如,上述程序在一旦通氣開始就執行,如此可得到呼吸流體信號。

傳統血氧計數據(飽和度,心率,脈搏計時信息)與呼吸計時以及努力信息(從PPG的附加處理推斷出和/或另外從鼻的或口鼻管的數據推斷出)結合到一起可允許新的診斷可能。例如:

·循環遲滯(呼吸變化和飽和度變化之間的遲滯),可能是心衰嚴重或心臟代償機能障礙的指示。

·“真正的”脈搏傳遞時間(PTT),是通過在呼吸末(鼻孔)由鼻壓傳感器查看到的心原性流體脈搏和脈搏達到外周(來自血氧計體積描記圖)之間的遲滯。PTT測量值是覺醒的指示(交感神經活動和BP中的瞬時增加),并且從較長期來看時,可能是平均BP/平均交感神經活動的指示。傳統地,基于用于中樞性心臟計時(心臟收縮)的ECG和用于外周脈搏計時的PPG來計算PTT。使用用于中樞性心臟計時的心原性流體可能會具有超過由ECG導出的PTT的優點,這在于心原性流體(CGF)代表機械噴出(具有從肺到鼻孔的固定的傳播遲滯)而不是左心室的電激活,因此從測量中去除了預噴出的階段。上述預噴射的階段已知為有時減損從由ECG導出的PTT的敏感度測量值。通過在呼吸循環(呼吸末,當其最容易察看時)的合適部分處采集CGF,可忽視PTT中的呼吸導致的波動。剛好剩下由于BP變化或增加的動脈張力(交感神經活動)的PTT變化,上述BP變化或增加的動脈張力縮短PTT,并且上均與覺醒相關,因此提供另一個重要的SDB參數。

·通過從原始PPG中(奇脈)提取呼吸努力信息,簡單的診斷系統可提供除了睡眠分階(sleep?staging)之外的SDB篩選所需要的所有關鍵信息:呼吸模式,氧飽和度,覺醒(PTT)或增加的SVR,以及高努力階段(呼吸暫停辨別和RERA分類)。該系統可包括或不包括鼻壓力傳感器,取決于導出的信號的相對重要性。鼻氣流與呼吸努力相結合允許中樞性和阻塞性呼吸暫停之間的簡單直接的辨別,但是信號處理可從來自PPG的綜合信息中收集相同的信息,例如比較于減飽和(desaturation)時間過程的呼吸努力時間過程、或呼吸努力時間過程的統計分析。

可以利用本發明的各方面的其它特定的實施例包括:

(a)使用有關呼吸的心臟變化(例如,“呼吸竇性心律不齊”)來跟蹤和預知呼吸相位,以及使用上述預知值來觸發呼吸機。上述變化可方便地在PPG中檢測到,但是也可由其它的心臟監測裝置諸如ECG電極來檢測。典型地,在關心臟機能上施加的呼吸變化發生得太遲而不能用作呼吸機觸發器;呼吸機理想地執行與早期吸氣一致的呼吸支持,優選地在患者初始吸氣努力的100毫秒之內。典型地,呼吸機監測作為觸發器的吸氣流體或氣道壓力的變化。在嚴重的阻塞性呼吸紊亂(例如,COPD)中,呼吸流體或壓力信息是吸氣計時的弱指示。在這樣的紊亂中,可替換的處于呼吸活動中的“風眼”可提供較好結果。呼吸,尤其是費力的呼吸已知來影響心臟計時和心臟輸出量。通過在先前的呼吸循環上監測心臟性能,以及從心臟性能導出呼吸相位信號,可預期下一個吸氣努力的時間,假設提取呼吸信號的等待時間(latency)是不過量(例如,大于1個呼吸延遲)。脈搏的中樞到外周的傳播時間典型地是在200毫秒左右(“脈搏傳遞時間”),并且心臟循環最好可提供呼吸相位的低取樣速率估計(每呼吸大約4-6下搏動)。因此呼吸相位的預測會超前0.5個呼吸是不可能的,并且因此不能提供精確的吸氣時間。但是,該方法還可以在諸如COPD的疾病狀態中提供明顯的實用性,在COPD中,在此憑借呼吸流體的呼吸機同步是傳統上非常延遲的,并且在此呼吸時機可比正常呼吸更延遲(并且因此可預測性潛在的更大)。

(b)使用HRV分析在篩選裝置中來推斷睡眠發作,或在治療裝置中的推斷睡眠結構(sleep?structure)。

(c)在裝備有定制的PPG監測的呼吸機系統中,監測并檢測心臟輸出量(從PPG幅度的減少來推斷)的劇烈下降,并且做出警報。心臟輸出量的下降可能是很多臨床相關環境的結果,例如,在血容量較少的患者中施加過高的正壓力(Yamakage,Can?J?Anesth200552(2):207),過度的動力學的充氣過度(dynamic?hyperinflation)/空氣滯留(air?trapping)(Perel,BJA76(1):168-169)(Conacher,Lancet1995346:448)。

對于患者的優點包括,例如,使用更舒適和使用容易。本發明的多個方面提供了最佳治療,不需要纏繞多個傳感器,例如,手指或耳朵探測器就足夠了。對于醫師的優點包括,例如容易看護。本發明的多個方面提供簡單的應用、自動化的治療、以及長期患者治療反饋。其它優點包括更便宜和改善的治療。

雖然參照特定實施例對本發明進行了描述,但是應該理解這些實施例僅僅是應用來解釋說明本發明原理的應用。在不脫離本發明精神和范圍的情況下,可以對其進行各種變型或發明其它裝置。例如,本領域內的技術人員認識到還存在對上氣道波動、阻力或阻塞的其它指示,其不是必然伴隨流動平整或與流動平整相關。

但是,上述的各種實施可結合其它實施例來實現,例如,一個實施例的方面可結合另一實施例的方面,從而實現其他實施例。此外,雖然本發明特別應用到遭受OSA的患者,但是應該意識到遭受其它疾病(例如,心臟充血失敗,糖尿病,病態肥胖,打鼾,屏障(barriatric)手術等)的患者可受益于上述教導。此外,上述教導對患者有適用性,并且對非病人有類似的非醫療應用。

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