專利名稱：用于非侵入性監(jiān)測(cè)睡眠紊亂呼吸中呼吸參數(shù)的方法和設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及監(jiān)測(cè)與睡眠呼吸紊亂(SDB)有關(guān)的參數(shù)。
背景技術(shù)：
睡眠呼吸紊亂(SDB) —般被認(rèn)為與阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)和潮式呼吸(CSR，Cheyne-Stokes Respiration)相關(guān)。目前有許多其它癥狀也被認(rèn)為與SDB相關(guān)，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(huì)受益于通過一些以機(jī)械呼吸機(jī)為形式的正壓通氣支持對(duì)其SDB的治療。雖然基本的鼻持續(xù)氣道正壓通氣(CPAP)呼吸機(jī)可能不會(huì)監(jiān)測(cè)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(jiān)測(cè)的裝置。特別地，這些裝置已知為監(jiān)測(cè)壓力、流體和患者努力(patient effort)。對(duì)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(yù)示上氣道塌陷，并且可用作自動(dòng)滴定算法的輸入，該自動(dòng)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-expiratorypressure).CSA可以指示過度通氣，并且因而可用作自動(dòng)滴定患者通氣的算法的輸入。顯然，將呼吸暫停誤歸類為關(guān)閉或開放導(dǎo)致這些滴定算法指定的是適于患者治療的次最佳參數(shù)。通過在已知裝置中將Icm峰峰值的4Hz振蕩波注入到治療壓力波形中，并且測(cè)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(fù)荷的順應(yīng)性(compliance)，其用來推導(dǎo)上氣道是開放還是關(guān)閉的。但是，該方法對(duì)于患者來說是不舒適的，因?yàn)?Hz肯定在由患者感知的頻段內(nèi)。而且該方法不能給出與包括上氣道變窄/關(guān)閉以及同時(shí)發(fā)生的中樞性睡眠呼吸暫停有關(guān)的事件的任何信息。在已知裝置中還通過檢測(cè)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(huì)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(shí)發(fā)生。對(duì)于已知的裝置來說另一個(gè)存在的問題包括推斷高患者呼吸努力?；颊吆粑κ怯膳R床醫(yī)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(píng)價(jià)患者急性狀態(tài)時(shí)所用的關(guān)鍵指標(biāo)。僅管已知其價(jià)值，由于有關(guān)傳感器的不便或不實(shí)用，患者呼吸努力不能廣泛用作流體發(fā)生器滴定算法的輸入或用作被記錄的臨床參數(shù)。在用于監(jiān)測(cè)努力的準(zhǔn)確性方面的“金標(biāo)準(zhǔn)”是患者需要吞咽的食管導(dǎo)管。可惜的是，這對(duì)于患者來說是不舒適和笨拙的，并且其在門診部外是不實(shí)用的。已知用圍繞患者胸部和腹部的呼吸帶來監(jiān)測(cè)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(shù)都不適合于家庭使用。對(duì)于已知裝置來說另一個(gè)存在的問題包括測(cè)量和存儲(chǔ)血管特定參數(shù)，諸如心臟后負(fù)荷(cardiac afterload)、血管張力(vascular tone)、心率變化、通常的交感神經(jīng)系統(tǒng)活動(dòng)和/或中樞靜脈壓力。如果在流體發(fā)生器中能夠?qū)崟r(shí)獲得這些參數(shù)，那么它們可用于:(a)有利于自動(dòng)滴定算法以及(b)和呼吸特定參數(shù)一起被記錄，從而使得醫(yī)師觀察長期趨勢(shì)并具有更豐富的數(shù)據(jù)集來確定患者的長期治療。對(duì)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(biāo)為消除OSA或上氣道阻力綜合癥(UARS)的自動(dòng)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(huì)有害于心臟功能。同樣的，低壓會(huì)有利于心臟功能，但是得假設(shè)其不會(huì)導(dǎo)致上氣道完全關(guān)閉。在自動(dòng)滴定方案中希望包括心血管參數(shù)從而可以不斷優(yōu)化呼吸治療(例如，CPAP壓力)。這些參數(shù)可包括心臟后負(fù)荷、血管張力、心率變化、通常的交感神經(jīng)系統(tǒng)活動(dòng)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(duì)有心臟疾病的患者。這些裝置通過利用15cmH20的最大平均壓力來解決“過高CPAP壓力”的問題。

另一個(gè)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)0用于監(jiān)測(cè)呼吸暫停和呼吸不足的其它已知技術(shù)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(guān)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(guān)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(jī)。所有這些專利的內(nèi)容明確結(jié)合在此作為交叉參考。

發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)本發(fā)明的第一方面，呼吸機(jī)設(shè)置根據(jù)由脈搏血氧計(jì)體積描記(plethysmography)導(dǎo)出的參數(shù)進(jìn)行調(diào)節(jié)。進(jìn)行調(diào)節(jié)的呼吸機(jī)設(shè)置包括呼氣壓力、支持水平、上升時(shí)間(rise-time)中的一個(gè)或多個(gè)，并且可以調(diào)節(jié)呼吸機(jī)的波形。由脈搏血氧計(jì)體積描記導(dǎo)出的參數(shù)包括脈搏速率、努力、心臟后負(fù)荷、血管張力、心率變化、通常的交感神經(jīng)系統(tǒng)活動(dòng)以及中樞靜脈壓力中的一個(gè)或多個(gè)。在一種形式下，呼吸機(jī)平均治療壓力根據(jù)由脈搏血氧計(jì)體積描記導(dǎo)出的參數(shù)進(jìn)行調(diào)整。在另一種形式下，當(dāng)脈搏血氧計(jì)體積描記指示患者血管系統(tǒng)正變得受壓迫時(shí)，減少呼吸機(jī)的平均治療壓力。根據(jù)本發(fā)明的第二方面，脈搏血氧計(jì)體積描記用于確定患者努力，并且患者努力信號(hào)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(jù)本發(fā)明的第三方面，脈搏血氧計(jì)與氣流信號(hào)共同使用以辨別開放和關(guān)閉的氣道呼吸暫停。根據(jù)本發(fā)明的第四方面，患者努力的測(cè)量值從脈搏血氧計(jì)體積描記信號(hào)導(dǎo)出，并且努力的測(cè)量值在伺服呼吸機(jī)中用作控制變量。當(dāng)患者努力的測(cè)量值增加時(shí)，壓力支持降低，而當(dāng)患者努力的測(cè)量值減少時(shí)，壓力支撐增加。本發(fā)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(cè)量和存儲(chǔ)血管特定參數(shù)以及限定平均面罩壓力的被動(dòng)、非侵入性和便利的方法。本發(fā)明的另一方面還涉及空氣輸送系統(tǒng)，其包括可控流體發(fā)生器，其可操作以產(chǎn)生提供給患者用于治療的加壓的可呼吸氣體的供應(yīng)；及脈搏血氧計(jì)體積描記器，其設(shè)置為在治療期間確定患者努力的測(cè)量值，并且提供患者努力信號(hào)以作為控制流體發(fā)生器的運(yùn)轉(zhuǎn)的輸入。本發(fā)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(yīng)，在治療階段利用脈搏血氧計(jì)體積描記器確定患者努力的測(cè)量值并提供患者努力信號(hào)，以及基于來自患者努力信號(hào)的輸入來控制加壓的可呼吸氣體的供應(yīng)。感興趣的參數(shù)(例如，心臟后負(fù)荷、血管張力、心率變化、和/或中樞靜脈壓力)可由脈搏血氧計(jì)體積描記器估算出。通常，脈搏血氧計(jì)主要用于檢測(cè)Sp02和心率。一些脈搏血氧計(jì)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(gè)用作自動(dòng)滴定呼吸或心血管治療的輸入。外周動(dòng)脈張力(PAT,Peripheral Arterial Tone)是新的多單元指端(mult1-cell finger)體積描記系統(tǒng),其具體集中于動(dòng)脈張力(arterial tone)上。作為感知特征該技術(shù)可代替脈沖血氧計(jì)。脈搏傳遞時(shí)間(PTT)還包含關(guān)于自發(fā)活動(dòng)和動(dòng)脈音的信息。以用于非侵入性地監(jiān)測(cè)有關(guān)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(gè)或多個(gè)參數(shù)，和/或根據(jù)監(jiān)測(cè)到的參數(shù)和/或推斷出的診斷來控制呼吸機(jī)或其它呼吸治療裝置的方法和/或設(shè)備為形式來證明上述每一個(gè)方面。本發(fā)明的另一方面是使用脈搏血氧計(jì)體積描記來監(jiān)測(cè)患者，而不治療它們。本發(fā)明的進(jìn)一步方面在所附的權(quán)利要求中指出。本發(fā)明的其它方面、特征和優(yōu)點(diǎn)從與附圖結(jié)合的下述詳細(xì)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(fā)明的原理。


附圖有利于本發(fā)明多個(gè)實(shí)施例的理解。在這些附圖中:圖1示出變換成努力信號(hào)的脈搏血氧計(jì)的波形；圖2示出根據(jù)本發(fā)明多個(gè)實(shí)施例的脈搏血氧計(jì)應(yīng)用的范圍；圖3示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的治療系統(tǒng)；圖3A是根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的示意圖；圖4示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的用于上氣道阻塞(吸氣流體限制)和自動(dòng)EEP /自動(dòng)CPAP的算法；圖5示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)施 例的用于自動(dòng)EEP滴定/自動(dòng)壓力支持滴定的算法；圖6示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的用于檢測(cè)心臟病患者在CPAP /自動(dòng)CPAP /輔助(固定的低支持雙水平)裝置上的升高的交感神經(jīng)系統(tǒng)(SNS)或降低的心臟輸出量的算法；圖7示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的用于心臟病患者的自動(dòng)CPAP的算法；
圖8示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的基于呼吸速率信息來初始化NPPV治療速率設(shè)置程序的框圖；圖9示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)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(fā)閾值設(shè)置程序的框圖。
具體實(shí)施例方式脈搏血氧計(jì)體積描記(有時(shí)稱為“脈搏血氧計(jì)”或“光一體積描記圖”)是以非侵入性和連續(xù)的方式獲得血氧合(oxygenation)數(shù)據(jù)的標(biāo)準(zhǔn)方法。血氧計(jì)使用兩個(gè)光波長來確定血色素飽和度。由脈動(dòng)動(dòng)脈血體積形成的吸收來產(chǎn)生波形，其代表交流電(AC)信號(hào)。由非脈動(dòng)血、靜脈和毛細(xì)管血形成的吸收以及組織吸收由直流電(DC)信號(hào)表不。參見 Hartert 等的 “Use of Pulse Oximetry to Recognize Severity of AirflowObstruction in Obstructive Airway Disease, Correlation with Pulsus Paradoxus，，，Chest 1999:115:475-481 Harter等得出的脈搏血氧計(jì)信號(hào)在圖1中示出。目前的脈搏血氧計(jì)主要用于監(jiān)測(cè)Sp02和心率，但是根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，脈搏血氧計(jì)在呼吸治療裝置中用作患 者努力的指示。呼吸努力在動(dòng)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(huán)中呼吸胸膜壓力對(duì)心臟輸出量造成波動(dòng)的影響引起。吸氣與降低的心臟收縮血壓相關(guān)，并且上述對(duì)血壓的呼吸效果稱為“奇脈(pulsus paradoxus)”。該效果被設(shè)定為在各種領(lǐng)域(哮喘惡化、阻塞性肺疾病)中的呼吸負(fù)荷的測(cè)量值，其中>10mmHg的變化與高呼吸努力相關(guān)。用于測(cè)量動(dòng)脈血壓的參考標(biāo)準(zhǔn)是侵入性的(導(dǎo)管)，因此希望間接的方法。一種這樣的方法是脈搏傳遞時(shí)間(PTT)，其中血壓的變化導(dǎo)致血管順應(yīng)性的變化，血壓的變化變換為脈搏從心臟到外周的傳播時(shí)間。另一種方法是脈搏血氧計(jì)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(dòng)脈血容積相關(guān)。呼吸循環(huán)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(dòng)脈血壓觀測(cè)結(jié)果一致。該心臟輸出量的變化與由于呼吸導(dǎo)致的中樞靜脈壓的變化結(jié)合起來還導(dǎo)致與呼吸同步的PPG信號(hào)的基線/偏移的改變。在PPG中看出的第三個(gè)因素受呼吸的影響:心臟周期某種程度上還由呼吸進(jìn)行調(diào)節(jié)，主要通過呼吸中樞的流出，并且響應(yīng)由呼吸導(dǎo)致的動(dòng)脈壓的變化被調(diào)節(jié)到較小的程度。由于脈搏血氧計(jì)體積描記圖更與組織中的血容積相關(guān)，脈動(dòng)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 PulseOximetry to Recognize Severity of Airflow Obstruction in Obstructive AirwayDisease-Correlation with Pulsus Paradoxis;Chestl999;115:475-481)。其它因素(動(dòng)脈張力、心臟性能、位置改變)也可導(dǎo)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(jìn)一步將所述變化與由流體發(fā)生器提供的呼吸流動(dòng)信息聯(lián)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(fā)生的上氣道(UA)塌陷相關(guān)聯(lián)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:Ca)搏動(dòng)幅度:脈搏的AC幅度最能指示血管順應(yīng)性，當(dāng)觀察超過20 — 30秒或更長時(shí)血管順應(yīng)性主要受到動(dòng)脈張力/交感神經(jīng)系統(tǒng)活動(dòng)的影響。這樣，其可指示呼吸暫停的覺醒，并且經(jīng)過多天/周，其可證明消除了 SNS活動(dòng)上的OSA / UARS的長期好處。手指是用于檢測(cè)自主活動(dòng)對(duì)血管順應(yīng)性的影響的最佳位置。在耳朵處的脈搏血氧計(jì)對(duì)自主活動(dòng)比較不敏感，但是可以提供對(duì)相關(guān)血壓變化的估算，倘若血管順應(yīng)性施加了較小的影響。(b)偏移或基線:呼吸導(dǎo)致根據(jù)呼吸努力(血管收縮反應(yīng))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(cè)量奇脈的傳統(tǒng)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(jì)的使用來認(rèn)定在阻塞性氣道疾病中的氣流阻塞的嚴(yán)重性；與奇脈的相關(guān)性(Hartert 等；Chestl999.115:475-481。 可 ^ http:1Iwm.chest journal, org/cgi/reprint/115/2/475 獲得)。(c)脈搏節(jié)律:尤其(但非排他性)與ECG活動(dòng)結(jié)合時(shí)可檢測(cè)不規(guī)則的心臟律動(dòng)。暫停后的脈搏幅度的從搏動(dòng)到搏動(dòng)的移動(dòng)可指示不規(guī)則的律動(dòng)。ECG的可用性使得可以計(jì)算脈搏傳遞時(shí)間，脈搏傳遞時(shí)間是動(dòng)脈張力的另一指示，其可增加有關(guān)覺醒、呼吸努力或交感神經(jīng)張力的任何結(jié)論的敏感性或特異性。心率變化指示可從脈搏周期計(jì)算出，推斷交感神經(jīng)一迷走神經(jīng)(sympatho-vagal)的平衡。HRV數(shù)據(jù)中的不規(guī)則(fractal)分量可區(qū)分睡眠一清醒狀態(tài)。(d)波形:波形包含類似于在動(dòng)脈導(dǎo)管壓力信號(hào)或壓平眼壓測(cè)量(applanationtonometry)中看出的信息。例如,重搏切跡(dicrotich notch)的位置和相對(duì)幅度可指示來自外周循環(huán)的壓力一波反射的程度和時(shí)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(dǎo)出物與到該區(qū)域的動(dòng)脈流密切相關(guān)，而該波形的第二導(dǎo)出物提出作為血管彈性(vasoactivity)和動(dòng)脈順應(yīng)性的指示。存在用于從原始PPG中提取上述參數(shù)的方法有，例如時(shí)域或頻域信號(hào)處理技術(shù)，或者上述兩者的組成。一個(gè)例子是在W003 / 00125A1和W02004 / 075746A2中教導(dǎo)的方法，其使用連續(xù)小波變換來從原始PPG中提取呼吸信號(hào)和動(dòng)脈張力信息。從PPG估算基線波動(dòng)的時(shí)域分析在 Shamir 等 的 British Journal ofAnaesthesial999, 82 (2): 178-81 中總結(jié)。當(dāng)呈現(xiàn)有運(yùn)動(dòng)和低灌注時(shí)，血氧計(jì)信號(hào)處理的最近發(fā)展使得裝置性能更具魯棒性。新式的嵌入式處理器允許進(jìn)行體積描記波形的復(fù)雜后處理，并且甚至最先進(jìn)的血氧計(jì)技術(shù)能夠以O(shè)EM模塊形式得到。這些技術(shù)進(jìn)步，連同與來自治療裝置的信息相結(jié)合的體積描記圖中呈現(xiàn)的潛在信息，可允許呼吸裝置將血氧計(jì)作為伺服控制治療的一部分。在體積描記圖中呈現(xiàn)的信息還可有利于單純?cè)\斷的研究，因?yàn)槠淇芍甘究赡懿幌箫柡投饶菢用黠@的覺醒。呼吸影響也可視為心臟計(jì)時(shí)變化，術(shù)語為:“呼吸性竇性心律不齊”，其也可用于提取呼吸計(jì)時(shí)信息。本發(fā)明的一方面涉及(I)血氧計(jì)體積描記導(dǎo)出的參數(shù)與(2)呼吸流體信息的結(jié)合，以便增強(qiáng)用于呼吸治療裝置的實(shí)時(shí)控制算法。如果該設(shè)置能夠?qū)颊呒毙誀顟B(tài)進(jìn)行更全面和及時(shí)的評(píng)估，允許算法來確定更合適的治療的話，可證實(shí)該設(shè)置優(yōu)于現(xiàn)有技術(shù)。上述參數(shù)也可選地存儲(chǔ)在流體發(fā)生器中，以便給予醫(yī)師一套更豐富的數(shù)據(jù)集，用于對(duì)患者長期處理。這優(yōu)于現(xiàn)有技術(shù)，因?yàn)槠浣o予醫(yī)師來自用于無人管理環(huán)境中的流體發(fā)生器的數(shù)據(jù)，其類似于在睡眠研究中獲得的數(shù)據(jù)。有利于滴定和長期患者處理的體積描記參數(shù)包括所有上述的那些參數(shù)(患者努力、血管順應(yīng)性、心率變化、心律不齊檢測(cè)、靜脈脈搏以及Sp02 )。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，脈搏血氧計(jì)信號(hào)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(hào)處理器20輸入。上述濾波器設(shè)計(jì)為去除指示心率的信號(hào)，并且留下指示呼吸速率的信號(hào)。—旦努力信號(hào)從脈搏血氧計(jì)中導(dǎo)出，其可以圖2中所示的若干方式使用，并且進(jìn)一步詳細(xì)描述如下: (i)開放一關(guān)閉的呼吸暫停辨別。體積描記導(dǎo)出的呼吸努力估計(jì)可在呼吸暫停的一部分過程中使用(使用呼吸流體數(shù)據(jù))來指示呼吸暫停是開放(未阻塞)或關(guān)閉(阻塞)，該呼吸努力估計(jì)在自動(dòng)滴定算法邏輯中有用。例如，低的或零流體信號(hào)指示呼吸暫停。如果如同脈搏血氧計(jì)測(cè)量的缺乏努力時(shí)，呼吸暫停發(fā)生，那么呼吸暫停被認(rèn)為是“開放”的。但是，如果存在努力，那么呼吸暫停被認(rèn)為是“關(guān)閉”的。(ii)高氣道阻力。類似的，從血氧體積描記導(dǎo)出的高呼吸努力結(jié)合降低的呼吸流體或流體限制(由流動(dòng)波形指示)的階段可意味著存在明顯的氣道阻力，發(fā)生上述是因?yàn)榇嬖诤粑黧w限制或上氣道阻力。在上述兩種情況下，高努力和測(cè)量的低呼吸流體的結(jié)合可作為增加所施加的PEEP的指示。(iii)呼吸的相關(guān)作用:在不存在呼吸流體限制(從呼吸流體波形或估計(jì)的容積來判定)時(shí)，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(tài)下)。(iv)與基于相位測(cè)量的流體協(xié)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(fā)生的上氣道波動(dòng)?；谠黾拥幕颊吲Φ淖詣?dòng)CPAP滴定比基于當(dāng)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(chǔ)來滴定所施加的PEEP?？上胂蟮?，基于吸氣波形的滴定算法將在用于在呼吸循環(huán)中改變壓力的裝置中時(shí)受到挑戰(zhàn)?；颊吲Φ母淖儾蝗Q于吸氣壓力的改變，并且因此對(duì)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(jié)果，其中呼吸機(jī)將患者通氣增加到目標(biāo)水平。該指示可用于滴定目標(biāo)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(yīng)性用作雷斯梅德CPAP算法的輸入。血管順應(yīng)性的變化可指示患者覺醒。這可用于增加當(dāng)前用于自動(dòng)確定CPAP水平的數(shù)據(jù)。(x)比較呼吸努力估計(jì)與呼吸裝置自己的呼吸相位估計(jì)(在雷斯梅德AUT0CS2和AutoVPAP中使用的參數(shù))，可允許在呼吸裝置中設(shè)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(píng)估。(xi)睡眠狀態(tài)一非REM睡眠的檢測(cè)，REM睡眠與在HRV不規(guī)則分量中的清醒階段相似(見 http: //www.ncb1.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi cmd = Retrieve&db =pubmed&dopt=Abstract&list uids=12059594;
http://ajpheart.physiology, org/cgi/reprint/280/1/Hl7;http://ajpheart.physiolog y.0rg/cgi/reprint/283/l/H434),但是非 REM 睡眠階段明顯不同于清醒。HRV數(shù)據(jù)可被分析來指示睡眠開始，因?yàn)榛颊咴谶_(dá)到REM睡眠之前必須通過非REM睡眠。PPG固有地監(jiān)測(cè)心臟周期，并且假設(shè)該階段信息不被平均，可用于進(jìn)行傳統(tǒng)的HRV分析。從HRV區(qū)分睡眠 / 清醒的一種方法在 Ivanov 等的 Europhysics Lettersl999, 48 (5):594-6000 中教導(dǎo)。體積描記波形的分析，或者結(jié)合其它監(jiān)測(cè)到的變量，可用于使得CPAP或VPAP治療最佳化，從而降低動(dòng)脈硬度，與微弱的心血管預(yù)后(prognosis)獨(dú)立地相關(guān)。例如:(i)通過將心原性呼吸流體信號(hào)的計(jì)時(shí)與體積描記脈搏的計(jì)時(shí)相結(jié)合，可能比傳統(tǒng)的PTT (脈搏傳遞時(shí)間)估算更準(zhǔn)確地計(jì)算相應(yīng)的脈搏傳遞時(shí)間的變化。將ECG用于心臟計(jì)時(shí)信息的傳統(tǒng)方法包括預(yù)噴射階段和脈搏傳遞時(shí)間。相反地，心原性流體由實(shí)際的心室膨脹噴出而減少了。準(zhǔn)確的PTT估計(jì)可對(duì)只有體積描記的信息提供額外的信息，有利于動(dòng)脈張力/ SNS活動(dòng)和/或呼吸努力的估計(jì)，并且允許目標(biāo)為最優(yōu)化動(dòng)脈順應(yīng)性的閉環(huán)治療。(ii)體積描述波形的形態(tài)可提供直接與血管順應(yīng)性相關(guān)的信息，例如，稱為“重搏切跡”相對(duì)于初始心臟收縮期峰(systolic peak)的位置，允許目標(biāo)為最優(yōu)化動(dòng)脈順應(yīng)性的閉環(huán)治療。參照?qǐng)D3 — 7，應(yīng)該注意:治療算法(THERAPY ALGORITHM)調(diào)節(jié)可包括: PEEP/CPAP 的水平 壓力支撐的水平關(guān)于F/B1和F/B2的反饋信號(hào)，應(yīng)該注意:F/B1 (氣流推斷的患者參數(shù))可包括下述任一或所有項(xiàng): 每分鐘通氣量估計(jì) 吸氣氣流限制(例如，UA整平指標(biāo)) 呼氣氣流限制(例如，呼氣流動(dòng)波形形態(tài)) 潮氣量(Tidal volume) 泄漏 心臟計(jì)時(shí)(從心原性流體提取的心臟收縮期射血(systolic ejection)的時(shí)間) 呼吸相位F/B2 (PPG推斷的患者參數(shù))可包括下述的任一或所有項(xiàng): 呼吸努力的相應(yīng)指示(例如，高努力導(dǎo)致增加的PPG呼吸基線變化，奇脈) 呼吸速率的絕對(duì)指示 指示呼吸控制反?；蚝粑鼤和ｎ愋偷暮粑退俾誓Ｊ?呼吸努力的漸強(qiáng)/漸弱，從呼吸模式統(tǒng)計(jì)得出) 呼吸速率的指示(例如，PPG幅度和時(shí)間參數(shù)的變化) 心臟功能惡化的相應(yīng)指示(例如，心臟代償機(jī)能障礙導(dǎo)致增加的PPG呼吸基線變化，奇脈) 靜脈充血的相應(yīng)指示(例如，PPG中的靜脈脈搏的程度-形態(tài)分析)
交感神經(jīng)系統(tǒng)活動(dòng)或動(dòng)脈順應(yīng)性的相應(yīng)變化(例如，PPG脈搏幅度的變化超過>20-30秒時(shí)標(biāo)(timescale),或重搏切跡位置的移動(dòng)) 標(biāo)準(zhǔn)的脈搏血氧劑(SpO2) 心臟收縮 期脈搏到達(dá)外周的時(shí)間(例如，在PPG中的心臟收縮上升) 脈搏速率臨床目標(biāo)(CLINICALTARGETS)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(jì)劃進(jìn)行的通氣(例如，潮式呼吸患者) 最佳的同步性 睡眠質(zhì)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(diào)的預(yù)期/預(yù)測(cè)(例如，CHF患者) 最佳的動(dòng)脈順應(yīng)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(jù)本發(fā)明實(shí)施例的監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的示意圖。關(guān)于反饋信號(hào)F/B1和F/B2以及“綜合處理”邏輯框，應(yīng)該注意:F/B1 (氣流推斷的患者參數(shù))可包括下述的任一或所有: 吸氣氣流限制(例如，UA整平指標(biāo)) 呼氣氣流限制(例如，呼氣流體波形狀態(tài)) 心臟計(jì)時(shí)(從心原性流動(dòng)提取的心臟收縮期射血時(shí)間) 呼吸相位 呼吸幅度的時(shí)間段以及導(dǎo)出的統(tǒng)計(jì)值F/B2 (PPG推斷的患者參數(shù))可包括下述的任一或所有: 呼吸努力的相應(yīng)指示(例如，高努力導(dǎo)致增加的PPG呼吸基線變化，奇脈) 呼吸速率的絕對(duì)指示 心臟功能惡化的相應(yīng)指示(例如，心臟代償機(jī)能障礙導(dǎo)致增加的PPG呼吸基線變化，奇脈) 靜脈充血的相應(yīng)指示(例如，靜脈脈搏在PPG中的程度-形態(tài)分析) 交感神經(jīng)系統(tǒng)活動(dòng)或動(dòng)脈順應(yīng)性的相應(yīng)變化(例如，PPG脈搏幅度的變化超過>20-30秒的時(shí)標(biāo)，或重搏切跡位置的移動(dòng)) 標(biāo)準(zhǔn)的脈搏血氧劑(SpO2) 心臟收縮期脈搏到達(dá)外周的時(shí)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(diào)節(jié)(F/B2)之間的遲滯，例如到推斷循環(huán)遲滯
由心原性流體脈搏(F/B1)和脈搏到達(dá)外周(F/B2)的時(shí)間之間的遲滯指示的脈搏傳遞時(shí)間(PTT)臨床監(jiān)測(cè)監(jiān)測(cè)目標(biāo)(CLINICALMONITORING TARGETS)可包括: SDB 的評(píng)估 睡眠質(zhì)量的評(píng)估(所有患者) 輔助患者處理的心臟功能的評(píng)估(例如，CHF/CSR/高血壓患者)圖4-7示出執(zhí)行本發(fā)明各種實(shí)施例的若干算法。本發(fā)明的實(shí)施例可采取方法和/或設(shè)備的形式以非侵入性的方式來監(jiān)測(cè)一個(gè)或多個(gè)參數(shù)，例如，脈搏血氧計(jì)和/或氣流，其與例如患者的呼吸和/或心臟活動(dòng)有關(guān)。監(jiān)測(cè)到的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)可用于診斷目的，例如，用于記錄數(shù)據(jù)，產(chǎn)生報(bào)告或報(bào)警或者否則信號(hào)通知醫(yī)師。另外，或者作為替換，監(jiān)測(cè)到的一個(gè)(多個(gè))參數(shù)的值可用于控制例如停止、開始或改變來自吹風(fēng)機(jī)、呼吸機(jī)等對(duì)患者的加壓的氣體的輸送(例如,計(jì)時(shí),流體壓力)。圖4示出開放/關(guān)閉的氣道呼吸暫停的算法。分析氣流信號(hào)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(dāng)前水平。如果氣流信號(hào)不正常，例如低呼吸暫停指示，那么分析努力信號(hào)。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(shí)應(yīng)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(jiān)測(cè)系統(tǒng)的一部分以便評(píng)價(jià)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(jiān)測(cè)系統(tǒng)?？蛇x的，CPAP裝置可與脈搏血氧計(jì)合并。分析F/B1和F/B2這兩個(gè)信號(hào)。其中其值指示SNS活動(dòng)的升高水平，或者當(dāng)代償機(jī)能減退(差的心臟機(jī)能)時(shí)產(chǎn)生警報(bào)。上述警報(bào)可以是聲頻警報(bào)的形式，或是向醫(yī)師報(bào)告的通信系統(tǒng)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(jì)監(jiān)測(cè)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(huì)增加，而是恢復(fù)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(shè)置的程序。優(yōu)選的，這在附連血氧計(jì)探針之后進(jìn)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(fā)閾值設(shè)置的程序。優(yōu)選的，例如，上述程序在一旦通氣開始就執(zhí)行，如此可得到呼吸流體信號(hào)。傳統(tǒng)血氧計(jì)數(shù)據(jù)(飽和度，心率，脈搏計(jì)時(shí)信息)與呼吸計(jì)時(shí)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(shù)據(jù)推斷出)結(jié)合到一起可允許新的診斷可能。例如: 循環(huán)遲滯(呼吸變化和飽和度變化之間的遲滯)，可能是心衰嚴(yán)重或心臟代償機(jī)能障礙的指示。 “真正的”脈搏傳遞時(shí)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(dá)到外周(來自血氧計(jì)體積描記圖)之間的遲滯。PTT測(cè)量值是覺醒的指示(交感神經(jīng)活動(dòng)和BP中的瞬時(shí)增加)，并且從較長期來看時(shí)，可能是平均BP/平均交感神經(jīng)活動(dòng)的指示。傳統(tǒng)地，基于用于中樞性心臟計(jì)時(shí)(心臟收縮)的ECG和用于外周脈搏計(jì)時(shí)的PPG來計(jì)算PTT。使用用于中樞性心臟計(jì)時(shí)的心原性流體可能會(huì)具有超過由ECG導(dǎo)出的PTT的優(yōu)點(diǎn)，這在于心原性流體(CGF)代表機(jī)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(cè)量中去除了預(yù)噴出的階段。上述預(yù)噴射的階段已知為有時(shí)減損從由ECG導(dǎo)出的PTT的敏感度測(cè)量值。通過在呼吸循環(huán)(呼吸末，當(dāng)其最容易察看時(shí))的合適部分處采集CGF，可忽視PTT中的呼吸導(dǎo)致的波動(dòng)。剛好剩下由于BP變化或增加的動(dòng)脈張力(交感神經(jīng)活動(dòng))的PTT變化，上述BP變化或增加的動(dòng)脈張力縮短PTT，并且上均與覺醒相關(guān)，因此提供另一個(gè)重要的SDB參數(shù)。 通過從原始PPG中(奇脈)提取呼吸努力信息，簡單的診斷系統(tǒng)可提供除了睡眠分階(sleep staging)之外的SDB篩選所需要的所有關(guān)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(tǒng)可包括或不包括鼻壓力傳感器，取決于導(dǎo)出的信號(hào)的相對(duì)重要性。鼻氣流與呼吸努力相結(jié)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(hào)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(shí)間過程的呼吸努力時(shí)間過程、或呼吸努力時(shí)間過程的統(tǒng)計(jì)分析。 可以利用本發(fā)明的各方面的其它特定的實(shí)施例包括:(a)使用有關(guān)呼吸的心臟變化(例如，“呼吸竇性心律不齊”)來跟蹤和預(yù)知呼吸相位，以及使用上述預(yù)知值來觸發(fā)呼吸機(jī)。上述變化可方便地在PPG中檢測(cè)到，但是也可由其它的心臟監(jiān)測(cè)裝置諸如ECG電極來檢測(cè)。典型地，在關(guān)心臟機(jī)能上施加的呼吸變化發(fā)生得太遲而不能用作呼吸機(jī)觸發(fā)器；呼吸機(jī)理想地執(zhí)行與早期吸氣一致的呼吸支持，優(yōu)選地在患者初始吸氣努力的100毫秒之內(nèi)。典型地，呼吸機(jī)監(jiān)測(cè)作為觸發(fā)器的吸氣流體或氣道壓力的變化。在嚴(yán)重的阻塞性呼吸紊亂(例如，C0PD)中，呼吸流體或壓力信息是吸氣計(jì)時(shí)的弱指示。在這樣的紊亂中，可替換的處于呼吸活動(dòng)中的“風(fēng)眼”可提供較好結(jié)果。呼吸，尤其是費(fèi)力的呼吸已知來影響心臟計(jì)時(shí)和心臟輸出量。通過在先前的呼吸循環(huán)上監(jiān)測(cè)心臟性能，以及從心臟性能導(dǎo)出呼吸相位信號(hào)，可預(yù)期下一個(gè)吸氣努力的時(shí)間，假設(shè)提取呼吸信號(hào)的等待時(shí)間(latency)是不過量(例如，大于I個(gè)呼吸延遲)。脈搏的中樞到外周的傳播時(shí)間典型地是在200毫秒左右(“脈搏傳遞時(shí)間”)，并且心臟循環(huán)最好可提供呼吸相位的低取樣速率估計(jì)(每呼吸大約4-6下搏動(dòng))。因此呼吸相位的預(yù)測(cè)會(huì)超前0.5個(gè)呼吸是不可能的，并且因此不能提供精確的吸氣時(shí)間。但是，該方法還可以在諸如COPD的疾病狀態(tài)中提供明顯的實(shí)用性，在COPD中，在此憑借呼吸流體的呼吸機(jī)同步是傳統(tǒng)上非常延遲的，并且在此呼吸時(shí)機(jī)可比正常呼吸更延遲(并且因此可預(yù)測(cè)性潛在的更大)。(b)使用HRV分析在篩選裝置中來推斷睡眠發(fā)作，或在治療裝置中的推斷睡眠結(jié)構(gòu)(sleep structure)。(c)在裝備有定制的PPG監(jiān)測(cè)的呼吸機(jī)系統(tǒng)中，監(jiān)測(cè)并檢測(cè)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(bào)。心臟輸出量的下降可能是很多臨床相關(guān)環(huán)境的結(jié)果，例如，在血容量較少的患者中施加過高的正壓力(Yamakage，Can JAnesth200552 (2): 207),過度的動(dòng)力學(xué)的充氣過度(dynamic hyperinflation) /空氣滯留(air trapping) (Perel, BJA76(I):168-169)(Conacher, Lancet1995346:448)。對(duì)于患者的優(yōu)點(diǎn)包括，例如，使用更舒適和使用容易。本發(fā)明的多個(gè)方面提供了最佳治療，不需要纏繞多個(gè)傳感器，例如，手指或耳朵探測(cè)器就足夠了。對(duì)于醫(yī)師的優(yōu)點(diǎn)包括，例如容易看護(hù)。本發(fā)明的多個(gè)方面提供簡單的應(yīng)用、自動(dòng)化的治療、以及長期患者治療反饋。其它優(yōu)點(diǎn)包括更便宜和改善的治療。雖然參照特定實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了描述，但是應(yīng)該理解這些實(shí)施例僅僅是應(yīng)用來解釋說明本發(fā)明原理的應(yīng)用。在不脫離本發(fā)明精神和范圍的情況下，可以對(duì)其進(jìn)行各種變型或發(fā)明其它裝置。例如，本領(lǐng)域內(nèi)的技術(shù)人員認(rèn)識(shí)到還存在對(duì)上氣道波動(dòng)、阻力或阻塞的其它指示，其不是必然伴隨流動(dòng)平整或與流動(dòng)平整相關(guān)。但是，上述的各種實(shí)施可結(jié)合其它實(shí)施例來實(shí)現(xiàn)，例如，一個(gè)實(shí)施例的方面可結(jié)合另一實(shí)施例的方面，從而實(shí)現(xiàn) 其他實(shí)施例。此外，雖然本發(fā)明特別應(yīng)用到遭受OSA的患者，但是應(yīng)該意識(shí)到遭受其它疾病(例如，心臟充血失敗，糖尿病，病態(tài)肥胖，打鼾，屏障(barriatric)手術(shù)等)的患者可受益于上述教導(dǎo)。此外，上述教導(dǎo)對(duì)患者有適用性，并且對(duì)非病人有類似的非醫(yī)療應(yīng)用。
權(quán)利要求
1.一種非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，包括: 可控流體發(fā)生器，其可操作以提供給患者用于治療的持續(xù)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(jì)，其可操作以產(chǎn)生提供給患者的指示氣流或者通氣的氣流信號(hào)； 脈搏血氧計(jì)，其設(shè)置為在治療期間產(chǎn)生與患者呼吸努力相對(duì)應(yīng)的呼吸努力信號(hào)；以及 控制器，其可操作以命令所述可控流體發(fā)生器:(a)如果氣流信號(hào)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(jì)指示患者氣流/通氣正常，或者如果氣流計(jì)指示患者氣流/通氣不正常但是如果脈搏血氧計(jì)指示患者呼吸努力不為高，則保持CPAP或EEP。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其中，所述脈搏血氧計(jì)進(jìn)一步設(shè)置為指示靜脈充血并且如果所述脈搏血氧計(jì)指示靜脈充血惡化，則所述控制器進(jìn)一步可操作以在CPAP或EEP已經(jīng)增加之后命令所述可控流體發(fā)生器為患者恢復(fù)CPAP。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其中，所述脈搏血氧計(jì)進(jìn)一步設(shè)置為監(jiān)測(cè)SpO2和心率。
4.根據(jù)權(quán)利要求1至3中的任一項(xiàng)所述的非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其中，患者呼吸努力是動(dòng)脈血壓波形中的峰峰值幅度。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至4中的任一項(xiàng)所述的非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其中，當(dāng)所述動(dòng)脈血壓波形中的所述峰峰值幅度大于IOmmHg時(shí)，患者呼吸努力為高。
6.一種非侵入性患 者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，包括: 可控流體發(fā)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(jì)； 脈搏血氧計(jì)，其設(shè)置為在治療期間產(chǎn)生與患者呼吸努力相對(duì)應(yīng)的信號(hào)；以及 控制器，其可操作以命令所述可控流體發(fā)生器: (a)如果與患者呼吸努力相對(duì)應(yīng)的信號(hào)不指示關(guān)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(duì)應(yīng)的信號(hào)指示關(guān)于患者的高呼吸努力并且所述氣流計(jì)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(duì)應(yīng)的信號(hào)指示關(guān)于患者的高呼吸努力，所述氣流計(jì)指示不存在明顯的呼氣氣流限制，并且所述氣流計(jì)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(duì)應(yīng)的信號(hào)指示關(guān)于患者的高呼吸努力，并且所述氣流計(jì)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(jù)權(quán)利要求6所述的非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其中，所述脈搏血氧計(jì)進(jìn)一步設(shè)置為監(jiān)測(cè)SpO2和心率。
8.根據(jù)權(quán)利要求6或7所述的非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其中，患者呼吸努力是由動(dòng)脈血壓波形中的峰峰值幅度指示的。
9.根據(jù)權(quán)利要求6至8中的任一項(xiàng)所述的非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其中，當(dāng)所述動(dòng)脈血壓波形中的所述峰峰值幅度大于IOmmHg時(shí)，患者呼吸努力為高。
10.一種為以非侵入性 方式監(jiān)測(cè)的患者產(chǎn)生報(bào)告的方法,所述方法包括: 判定是否存在心搏量的長期減少； 判定是否存在光一體積描記(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(shí)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(chǎn)生報(bào)警和/或報(bào)告升高的交感神經(jīng)系統(tǒng)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(chǎn)生報(bào)警和/或報(bào)告心臟代償機(jī)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(shí)間的長期增加，則產(chǎn)生報(bào)警和/或報(bào)告升高的交感神經(jīng)系統(tǒng)輸出量。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，所述脈搏傳遞時(shí)間是由心原性流體脈搏和脈搏達(dá)到外周之間的遲滯指示的。
12.根據(jù)權(quán)利要求10或11所述的方法，其中，所述心搏量是由PPG的搏動(dòng)幅度指示的。
13.根據(jù)權(quán)利要求10至12中的任一項(xiàng)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(duì)指示。
14.根據(jù)權(quán)利要求10至13中的任一項(xiàng)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(duì)指示。
15.根據(jù)權(quán)利要求10至14中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述方法指示以下中的至少一個(gè):睡眠呼吸紊亂、睡眠質(zhì)量和心臟功能。
16.根據(jù)權(quán)利要求10至15中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述方法進(jìn)一步包括測(cè)量脈搏血氧計(jì)數(shù)據(jù)。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，所述脈搏血氧計(jì)數(shù)據(jù)包括Sp02和心率。
18.根據(jù)權(quán)利要求10至17中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，心臟代償機(jī)能障礙和/或升高的交感神經(jīng)系統(tǒng)輸出量指示差的心臟機(jī)能。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種非侵入性患者監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其包括可控流體發(fā)生器，其可操作以提供給患者用于治療的持續(xù)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(jì)，其可操作以產(chǎn)生提供給患者的指示氣流或者通氣的氣流信號(hào)；脈搏血氧計(jì)，其設(shè)置為在治療期間產(chǎn)生與患者呼吸努力相對(duì)應(yīng)的呼吸努力信號(hào)；以及控制器，其可操作以命令所述可控流體發(fā)生器(a)如果氣流信號(hào)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(jì)指示患者氣流/通氣正常，或者如果氣流計(jì)指示患者氣流/通氣不正常但是如果脈搏血氧計(jì)指示患者呼吸努力不為高，則保持CPAP或EEP。
文檔編號(hào)A61M16/00GK103083768SQ20131001493
公開日2013年5月8日 申請(qǐng)日期2005年10月6日 優(yōu)先權(quán)日2004年10月6日
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