專利名稱：阻塞性睡眠呼吸暫停的改進的氣流受限檢測方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于診斷和治療包括睡眠呼吸暫?；虻屯獾暮粑鼱?況的改進方法和裝置。尤其，其涉及基于對呼吸氣流曲線的吸氣部分的時
間發(fā)展分析而檢測患者氣道的局部或完全阻塞。其還涉及調(diào)整將由CPAP 呼吸機施加的治療壓力的裝置。
背景技術(shù)：
阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)是一種包括呼吸暫停、低通氣和重度打 鼾的綜合征，其引起睡眠中斷，從而引起可能包括心臟疾病類型的嚴重健 康問題。OSA由于個人氣道通路的部分發(fā)生萎陷而引起。OSA的一種治療 選擇是實施持續(xù)正壓通氣(CPAP)，以使患者氣道保持打開。通常由電機 驅(qū)動的鼓風(fēng)機提供在4-20cm水柱的壓力范圍中的空氣，該鼓風(fēng)機的輸出經(jīng) 由空氣輸送設(shè)備傳遞以與患者氣道密封地接合?？梢允褂谜?、氣管切開插 管、氣管內(nèi)管、鼻枕或其它合適的設(shè)備。在接近空氣輸送設(shè)備的輸送管中 提供排氣口。 一些CPAP設(shè)備，稱為雙水平CPAP，感測吸氣和呼氣的呼吸 循環(huán)，并且在吸入和呼出期間提供不同的正壓力水平。 一些自滴定(self titrating) CPAP設(shè)備設(shè)計為通過選擇解決OSA的最小壓力而確定對于各個 患者合適的壓力水平。在這種設(shè)備中，監(jiān)測呼吸參數(shù)的模式以確定何時存 在OSA，檢測到合適的模式時提高CPAP壓力以提供增高的氣道壓力，以 理想地推翻發(fā)生阻塞發(fā)作和其它形式的呼吸障礙。這種設(shè)備在美國專利 5,148,802和5,245,995中得以描述。
通常，在睡眠實驗室中診斷和治療患有OSA的人，在睡眠實驗室中， 在第一晚睡眠期期間確認存在疾病，并且在第二晚睡眠期期間確定合適的 治療壓力。產(chǎn)生的一個問題是，在夜晚期間，隨著人經(jīng)歷睡眠的不同階段， 合適的壓力是變化的。因而，長期以來，需要在患者自己家中使用的簡化 裝置，其能夠確定存在OSA并且將壓力水平修改至最優(yōu)壓力。已經(jīng)進行了
許多嘗試，獲得了不斷變化的成功，以根據(jù)對作為時間的函數(shù)的氣流曲線
形狀進行的分析而確定存在OSA。
在Smith等人的1988年的J.appl Physiol.64的第789至795頁中已經(jīng)對 監(jiān)測阻塞性睡眠呼吸暫停中上氣道壓力-流量關(guān)系進行了描述。本文的圖1 示出了在增加的鼻壓的變化的水平下的多導(dǎo)生理記錄儀的睡眠記錄
(polygraphic sleep recordings)。應(yīng)該注意的是，在某些呼吸中達到穩(wěn)定水 平的吸氣體積流量暗示存在氣流受限。通過相對于罩壓力或食道內(nèi)壓力描 繪吸氣中期的氣流而構(gòu)建壓力-流量曲線。鼻壓相對于平均吸氣中期
(midinspiratory)流量的壓力-流量圖隨后通過最小二乘線性回歸而擬合以 計算萎陷部位上游的阻抗。
在Schwartz等人的1989年的J.appl Physiol.66的第1626至1634頁已 經(jīng)對正鼻壓對上氣道壓力-流量關(guān)系的影響進行了描述。本文的圖4示出了 低壓力水平處的壓力-流量描跡的穩(wěn)定水平(plateau)。還示出了當(dāng)壓力增加 時，流量不穩(wěn)定。
美國專利No.5,335,65"Rapoport)示出了用于患有OSA的患者的CPAP 對氣流與時間的關(guān)系曲線的影響。Rapoport專利的圖l-5示出了，隨著壓力 以2cm水柱的步長從10cm水柱減少至2cm水柱，氣流與時間的關(guān)系曲線 從基本上平滑的正弦模式改變成具有曲線的吸氣部分平臺化(flattening)的 模式，該曲線具有初始和終端氣流尖峰(spike)。在2cm水柱時，曲線已經(jīng) 顯示出所謂的M形(即，中部具有波動)，并且還已經(jīng)在平臺化的中心區(qū)域 的每個端部顯現(xiàn)出突增(即，峰值)。在使指示阻塞的氣流形狀特征化的嘗 試中，Rap叩ort列出了數(shù)項指數(shù)，其被認為是氣流受限和/或局部阻塞模式 的指示，包括(1)流量信號的導(dǎo)數(shù)等于零；(2)流量信號的峰值之間的 二階導(dǎo)數(shù)對于延長的時間間隔為零；(3)早期吸氣流量與吸氣中期流量的 比值小于或等于1。該專利還列出了被認為是阻塞的指示的事件(1)連接 峰值吸氣流量和峰值呼氣流量的線的斜率下降；(2)流量信號的急劇向上 或向下沖程(dV/dt);以及(3)吸氣流量與呼氣流量的比值大于0.5。
關(guān)于對CPAP治療的控制，已知用于感測和檢測指示阻塞的異常呼吸 模式的各種技術(shù)。例如，美國專利No.5，245，995 (Sullivan等人)描述了如 何在睡眠的同時由吸氣和呼氣壓力測量檢測打鼾和異常呼吸模式，由此得
到阻塞發(fā)作前或其它形式的呼吸障礙的早期指示。尤其，監(jiān)測呼吸參數(shù)的
模式，并且當(dāng)檢測到預(yù)先定義的模式時CPAP壓力上升以提供增加的氣道 壓力，從而理想地阻止發(fā)生阻塞發(fā)作和其它形式的呼吸障礙。
美國專利No.5，645,053 (Remmers)描述了計算平穩(wěn)度指數(shù)(flatness index),其中平穩(wěn)度定義為所觀察到的氣流與平均氣流的相對偏差。在 Remmers的專利中，在吸氣時間段的40%和80%之間獲得氣流的各個值。 根據(jù)吸氣流量的各個值計算平均值并從吸氣流量的各個值中減去該平均 值。對各個差值求平方，并且除以觀察總數(shù)減一。該結(jié)果的平方根用于確 定相對變化。該相對變化除以平均吸氣氣流以給出相對偏差或?qū)τ谠摵粑?的變化系數(shù)(coefficient of variation )。
美國專利No.5，704，345 (Berthon-Jones)公開一種通過計算兩個阻塞指 數(shù)值而檢測患者氣道局部阻塞的方法，所述阻塞指數(shù)用參數(shù)表示所監(jiān)測的 患者的呼吸氣流中的吸氣部分中的平臺化(flattening)。隨后將任一阻塞指 數(shù)與閾值比較。第一形狀因子包括呼吸循環(huán)的吸氣氣流中部的平均值與吸 氣氣流的平均值的比值。<formula>formula see original document page 9</formula>
其中fs (t)是患者吸氣氣流的樣本，而M是由M-丄f;辦;)給出的吸氣氣流的平均值。
根據(jù)下列公式，第二形狀因子包括吸氣氣流中部的均方根偏差和平均吸氣氣
流的比值
<formula>formula see original document page 9</formula>
美國專利6,814,073 (Wickham)公開了一種基于吸氣氣流檢測一些形式的阻 塞的方法和體。在該方法中，識別與吸氣中期相應(yīng)的吸氣氣流樣本。在一個實 施例中，基于吸氣氣流樣本小于駄于諸如平均氣流的閾值水平而施加加權(quán)因子。 在另一實施例中，基于樣本在呼吸中的時間^g而對其施加不同的加權(quán)因子。在 吸氣期間的特定事件之前獲取的樣本，例如在吸氣中點之前的樣本，與事件之后 的樣 目比，被賦予較低的加權(quán)因子。隨后iOT這些樣本以相應(yīng)的加權(quán)因子計算
隨指數(shù)。
所有這些公開的技術(shù)未能檢測特定類型的流量模式的氣流受限，尤其是M-波
模式。更一般地，未育隨當(dāng)?shù)貦z測到呈J，前和滯后突增的吸氣模式中的氣流受
限?？蓹z測性取決于兩個因素1)突增,吸氣氣流中部的禾雖，以及2)突增
的大小。Wickham提出的方案，當(dāng)突增的大小相對較小時滿足要求，不跨越吸氣 中期的大部分，并膚出現(xiàn)在吸氣氣流的后半部。然而，Wickham的方法的平臺 指數(shù)有時不如由Berthon-Jones公開的方法的指數(shù)精確。本發(fā)明的一個方面是簡化 美國專利5,704,345 (Berthon-Jones)中所述的算法，所述文獻&t匕引入作為參考。 因而，本發(fā)明的一個目的是提供一種方法，通過該方法可以在存在所述受限時檢 測氣流受限，尤其是具有突增的M波模式。
現(xiàn)有技術(shù)戶滿的氣流受限檢測/估計技術(shù)還在數(shù)字處理功率以^^需的流量檢 測精度方面是昂貴的。因而，賊低成本電子/軟件平臺中的鵬受到限制。因而， 本發(fā)明的另一 目的是簡化算法以使其可用于低端電子和軟件平臺。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明包括一種基于吸氣氣流的平臺化檢測一些形式的呼吸阻塞的改進的方 法和體。
本發(fā)明一個方面是一種用于檢測患者氣道的局部P腫的方法，該方 跑括下 列步驟測量來自患者的呼吸氣流；檢測該氣流的吸氣部分；修整吸氣部分以移 除倒可呼氣暫停；標(biāo)準(zhǔn)化分支艦(effect of offshoot);將吸氣流量按比例縮輕 參考值；計算吸氣氣流的中心部分的平均偏差；根據(jù)該平均偏差計算平臺指數(shù)； 并且^ffl移動平均搶波器對平臺指l^fr滄波。
與用于檢測局部卩膝的方法相關(guān)，對突增進行標(biāo)準(zhǔn)化校正，否則該突增^T 大吸氣氣流的圓度估計值(roundness estimate)。
在本發(fā)明的一個實施例中，通過截去超出吸氣氣流中間部分的平均值的吸氣 氣流的中間部分之外的氣流值而實5見突增的標(biāo)7隹《七。
在本發(fā)明的另一實施例中，通過將吸氣氣流波分成多個部分、計算齡部分 的平均幅度、分析平均幅度以確定突增的存在以及如果指示存在突增則將平臺化 作為低來處Sfet突增進ffi^f古。
在本發(fā)明的又一實施例中，通過計算吸氣波形中部中的每個可能樣本的一組
平臺指數(shù)并誠用吸氣波形的平臺指數(shù)作為所計算的指數(shù)的最小值，來實IW最
大平穩(wěn)度的搜索。
因此，本發(fā)明一方面由峰值流量位置偏離吸氣流量曲線中心的禾號估計患者 呼吸中氣流受限的程度。
本發(fā)明的又一方面由呼吸的不同部分的相對平均幅度偏離正常呼吸所顯現(xiàn)的 模式的禾iit估計氣流受限。
本發(fā)明的又一方面提供了一種通過搜索呼吸中顯現(xiàn)最大平穩(wěn)度的部分來估計 氣流受限程度的方、 去。
本發(fā)明的一個目的是提供一種裝置，其中通過由用于檢領(lǐng)媳者氣道局部阻塞 的一種方法分析呼吸氣流而檢測患者氣道的局部或完全p腫，該方纟跑括如下歩
驟測量來自患者的呼吸氣流；檢測該氣流的吸氣部分；修整吸氣部分以移除任 何呼氣暫停；標(biāo)準(zhǔn)化分支效應(yīng)；將吸氣流量按比例縮放至參考值；計算吸氣氣流 中心部分的平均偏差；根據(jù)平均偏差計算平臺指數(shù)；以及f頓移動平均濾波器對
平臺指ifcS行滄波。
又一目的是提供一種裝置，其中實現(xiàn)了用于檢領(lǐng)愾道卩腺的改進算法，而無 需4頓附I3部件^t現(xiàn)有呼B^S的結(jié)構(gòu)進行實質(zhì)性改變。
因此，樹共了一禾中呼吸裝置，其中^^賣監(jiān)測患者呼吸氣流，并且識別和采樣 呼吸氣流中與吸氣相關(guān)的部分。
一方面，發(fā)明主題涉及呼吸裝置，其包括適于選擇性地向患者提供加壓可呼 吸空氣的空氣源；用于感測來自患者的呼吸氣流并生成指示氣流的氣流信號的流 量檢測設(shè)備；耦合至戶誠流量傳感器并實施用于檢測患者氣道的局部卩腺的方法 的PM檢測器，該方 ^括如下步驟測量來自患者的呼吸氣流，檢測該氣流的 吸氣部分，修整吸氣部分以移除樹可呼氣暫停，標(biāo)準(zhǔn)化分支 贓，將吸氣流量按 比例縮方，參考值，計算吸氣氣流中心部分的平均偏差，根據(jù)平均偏差計算平臺 指數(shù)，以及使用移動平均濾波器對平臺指,行濾波；該裝置還包^S接至壓力
傳,等效物的壓力控制恭物理;tt!l^邏^t也布置以控制空氣源的操作、接收阻塞
信號和響應(yīng)于P腺信號而改變空氣源的操作。術(shù)語流量檢測設(shè)備魏用術(shù)語，其 包括流量傳麟或備選流量檢測設(shè)備或算法，諸如舉例而言，根據(jù)電動機電流確 定流量糊陛檢測設(shè)備。
本發(fā)明另一方面涉湖于監(jiān)測和/或治療患有睡目民障礙的患者的體，該裝置
包括感領(lǐng)媳者呼吸并生成相應(yīng)流量信號的流量檢測設(shè)備；以及耦合至該流量檢測 設(shè)備并且適于執(zhí)行用于檢測患者氣道局部卩腺的方法的卩腺檢測器，該方纟跑括 如下步驟測量來自患者的呼吸氣流，檢測該氣流的吸氣部分，修整吸氣部分以 移除任何呼氣暫停，標(biāo)準(zhǔn)化分支效應(yīng)，將吸氣流量按比例縮放至參考值，計算吸 氣氣流中心部分的平均偏差，根據(jù)平均偏差計算平臺指數(shù)，以及使用移動平均濾 波器對平臺指數(shù)進行濾波，其中阻塞傳感器包括基于平臺指數(shù)產(chǎn)生指示氣道阻塞 的信號的信號發(fā)生器。
本發(fā)明的又一方面涉及一種治療患有睡眠障礙的患者的裝置，該^S包括罩; 通過罩選擇性地向患者提供加壓可呼吸空氣的氣 ;感領(lǐng)愾流并且生成指示呼 吸的流量信號的流量檢測設(shè)備；耦合至流量檢觀股備并且適于執(zhí)行用于檢測患者 氣道的局部卩腺的方法的卩腫檢測器，該方 跑括如下步驟測量來自患者的呼 吸氣流，檢測該氣流的吸氣部分，修整吸氣部分以移除ttf可呼氣暫停，標(biāo)準(zhǔn)化分 支效應(yīng)，將吸氣流量按比例縮放至參考值，計算B及氣氣流中心部分的平均偏差； 根據(jù)平均偏差計算平臺指數(shù)，以及〗頓移動平均滄波器對平臺指數(shù)進行濾波；該 體還包括接收卩膝信號并且作為響應(yīng)^ffi于激活氣鵬的命令的控制器。
本發(fā)明的另一方面涉及一種用于檢測患者氣道中卩腫的方法，包括測量患者 的氣流；檢測戶腿氣流的預(yù)定部分，執(zhí)行用于檢測患者氣道的局部卩腺的方法， 該方t跑括如下步驟測量來自患者的呼吸氣流；檢測該氣流的吸氣部分；修整 吸氣部分以移除倒可呼氣暫停；標(biāo)準(zhǔn)化分支效應(yīng)；將吸氣流量按比例縮放至參考 值；計算吸氣氣流中心部分的平均偏差；根據(jù)平均偏差計算平臺指數(shù)；以及1頓 移動平均媳波器對平臺指t^行滄波。


圖1示出了根據(jù)本發(fā)明構(gòu)建的呼B^g的結(jié)構(gòu)圖； 圖2示出了示出圖1的裝置的操作的流程圖3示出了健康人和患有局部氣道阻塞的人的典型呼吸信號的吸氣相 (inspiration phase ) 5
圖4示出了正常的呼吸循環(huán)；
圖5示出了正常和氣流受限流量與時間的絲曲線，左手面板示出正常曲線, 右手的兩個面板示出了氣流受限曲線；
圖6示出了用于兩個可能呼吸的吸氣流量與時間的絲曲線； 圖7示出了在計算M^R指數(shù)中4頓的基本矢量圖形；
圖8是典型M形呼吸的圖形。
具體實施例方式
驢和方法
圖1示出了根據(jù)本發(fā)明構(gòu)建的示例呼吸裝置10。呼吸裝置10包^il31彈性管 16連接M^im 14的罩12。罩12與患者相配合并且可以是鼻罩或者面罩。鼓風(fēng) 機14具有空氣出口 22，其由電動機18根據(jù)來自伺月鵬制器20的控制信號而驅(qū)動。 該布置允許呼B碟置10輸送加壓空氣(或者來自源的富含氧氣的空氣，未示出)。 加壓空氣由管16輸送至罩12。管16設(shè)置有狹窄的排氣口26， M該掃汽口排出 患者呼出的空氣。
控制頓各24用于j頓某些預(yù)定標(biāo)準(zhǔn)控制伺B鵬制器20和電動機18的操作， 由此定義裝置10的操作模式。tt^i也，根據(jù)本發(fā)明，控制鵬24適于操作錢 10以向患者J^共CPAP。
控制電路24包括流量限制性元件28。管30和31從限制性元件28的不同側(cè) 分別引導(dǎo)至罩壓力換能器32和腿換能器34。罩壓力換能器32 3SM;另一管33 連接至腿換能器34。
罩壓力換能器32生成第一電信號，其由放大器36放大以生成正比于罩12內(nèi) 氣壓的輸出P (t)。
出直^^給伺月階制器20。
壓差換能器34感測流量限制'斷;件28上的壓差，^HM涉M31流劃蹄U 性元件28和管16的氣流速率。壓差換能器34生成由放大器38放大的第二電信 號。^5文大的信號F (0稱為氣流信號，因為其表^W:管16的氣流。作為選擇， 可以從電動機電流導(dǎo)出流量。
將氣流信號F (t) 饋送合濾波器40，其對預(yù)設(shè)范圍中的信號進疔搶波。將濾 波器40和放大器36的輸出^^合ADC (t徵)轉(zhuǎn)換器42，其娜目應(yīng)信號至微 處理器44。微處理器44生^t擬控制信號，該信號由DAC 46轉(zhuǎn)臓目應(yīng)的數(shù)字 控制信號并且用作為伺月l系統(tǒng)20的參考信號Pset (t)。
在圖2的流程圖中示出了呼H皿置10的一種操作方法。本領(lǐng),術(shù)人員將意 i頓訴l」用在此公開的艦的流量平臺指數(shù)的其它方法。圖2的方法的鄉(xiāng)例還在
美國專利No.5,704，345 (，345專利)中詳細描述。第一步驟100是測量呼吸流量隨 時間的變f七。在步驟102中處理該信息以生劍各用作后續(xù)處理的定性fflt的指數(shù) 值。因而，步驟102包括基于敘匕公開的求平均方法生成卩膝指數(shù)值。步驟104
M:比較呼吸指數(shù)和閾值來檢測是否發(fā)生了呼吸暫停。
如果步驟104中的回答為"是"，貝征發(fā)生呼吸暫停，并且隨后在步驟110通 過在所提及的Wickham和Be池on-Jones的專利中公開的方法確定開放性 (patency)。如果氣道是開放的，那么發(fā)生開放氣道的中樞性呼吸暫停，并且如果 需要在步驟112將該事件記錄下來。如果步驟110的結(jié)果是氣道不開放，那么發(fā)生 封閉氣道的全卩腺性呼吸暫?；蛑袠行院粑鼤和?，其導(dǎo)致在步驟108中開始CPAP 治療壓力或嗜加CPAP治療壓力。如果需要，步驟108可以包括ffiMk將所檢測 到的異常記錄下來。作為選擇，由于在存在呼吸暫停時呼吸模式將不滿足樣本數(shù) 量^^f需潮氣量的標(biāo)準(zhǔn)-其翻于平臺化的有效呼吸所需要的，因此當(dāng)發(fā)生呼吸暫 停時簡單地放棄該平臺化。
如果在步驟104回答為"否"，在步驟106中將諸如戀加勺流量平臺化指數(shù)的 一個或多個卩膝指數(shù)與閾值比較，借此獲得氣道卩腺的確定結(jié)果。如果在步驟106 回答為"是"，那么存在局部卩腺，而如果"否"，則不存在P腺(常態(tài))。
在氣道完全或局部阻塞盼瞎況下，進行步驟108，并且發(fā)生CPAP治療壓力的 相應(yīng)增加。如果正常呼吸而無P腺，另P么根據(jù)設(shè)置排除或至少M^發(fā)生呼吸暫停 所需的最小壓力的一般方法，使CPAP治療壓力減小。如果需要，在步驟107中 的減少量可以為零。相似地，如果存在患者氣道的中樞性呼吸暫停(步驟110， 112) 治療壓力不增加。這種壓力增加反射性地禁止呼吸，還加重了呼吸障礙。
,的流量平臺J旨數(shù)
圖3示出了關(guān)于典型呼吸循環(huán)的吸氣部分的氣流信號。在 人的呼吸循環(huán) 的吸氣部分期間(實線)，氣流隨著吸氣平滑iiLh升，超P條值并且平滑地下降至 零。然而，氣道局部受阻塞的患者(虛線)顯現(xiàn)了特征在于在吸氣期間的顯著的 平臺區(qū)域的呼吸模式。理論上，對于受阻氣流來說，隨著局部卩脂禾號增加，吸 氣的氣流信號將趨向于方波。
檢測呼吸中吸氣和呼氣判盾環(huán)
如圖4中所示，正常的呼吸循環(huán)包括吸氣和呼氣以及簡短的呼氣末暫停。在 呼 暫停期間，由于心跳氣流發(fā)生小振蕩。為了正確地檢測吸氣開始，必須忽
略由于心跳而產(chǎn)生的空氣的小脈動。對站也，必須忽略由于吞咽產(chǎn)生的簡短停止。
可以暫B寸認為吸氣開始是吸氣氣流^31約0.05升/秒的閾值的時間。如果隨后 在總^f只至噠0.1升之前，流量再次落到零以下，貝U假設(shè)正在呼氣。
可以暫時認為呼氣開始是呼氣氣流落到零以下的時間。如果隨后在呼出的總 ^f只到達約0.1升之lte吸氣方向上的氣纟荒到達約0.05升/秒以上，那么假設(shè)正在 吸氣。
上述算法的目的是檢測每個呼吸半循環(huán)的開始和結(jié)束。該信息是形狀檢測器
所需的。其不^it如吞咽和心原性氣流(其未達到o.i升的體積劍牛)的事件影響。
正常的呼吸具有約03升/秒的峰值流量，以及0.5升的潮氣量。因此，存在3-5倍 的儲備能力(3 to 5-fold reserve ability)來檢測正常呼吸。由于定時信息用于，算 法，其中非常小的呼吸是不相關(guān)的，所以并非必須對極小的呼吸做出響應(yīng)。由于 在無需進一步低通濾波盼瞎況下檢測閾fl^點(thresholdcrossingpoint)，該算法未 引入相位延遲。
計算曲率或平臺指數(shù)
正常的吸氣流量-時間曲線的微是圓形的，或者是類正弦形的?？捎糜诋a(chǎn)生 氣流的膈肌作用力在呼吸開始和結(jié)束時為低，而在呼吸中部為高。通過合適的 CPAP壓力，氣道基本上作用為岡勝管，而流量是作用力的函數(shù)增加作用力產(chǎn)生 增加的流量。
如果CPAP壓力足以阻止呼吸暫停和打鼾，但是不足以實現(xiàn)完全開放性，氣 道現(xiàn)在類似于松弛的彈性管，并且增加作用力弓胞逐鵬加的低于大，的壓力， 這導(dǎo)致氣道的逐步狹窄。在一定閾值作用力之上，氣道變窄增加的變窄精確地 補償了增加的作用力，從而流量變得恒定，與作用力無關(guān)。因而，流量與時間的 關(guān)系曲線將近似為如圖5的中部面板中戶^的方波。
實踐中，如果在作用力最大時的呼吸的中部期間，作用力僅在閾值平臺性能 之上，那么平臺化將在吸氣的中半部顧著。相反地，如果作用力非常高，慣性 效果可以引起呼吸早期的短時間段高流量，導(dǎo)致圖5的左側(cè)框圖中所示的初始突 增。因而，本算^tt別考慮吸氣的中半部，而不是齡呼吸。
圖5中，將吸氣流量與時間的關(guān)系曲線按比例縮放在單位持續(xù)時間和區(qū)域中。 隨后，在吸氣時間的中間50^上計算與單位流量的RMS偏差。左側(cè)面板示出了正 常曲線，其中RMS偏差默，而右側(cè)面板示出了氣流受限曲線，具撤小的RMS
偏差。
使用下列步驟導(dǎo)出曲率或平臺指數(shù)，以便量化流量-時間曲線的吸氣中期平臺 化的程度
1. 參考圖6,將已經(jīng)包括在吸氣半循環(huán)中的ftf可呼氣末暫停如下修整找到流
量首先到達750/o的峰值吸氣流量"a"之處，向后搜索流量最后至跶峰值的25 % "b" 的點，以及向后夕灘以定^M線"ab"到達x軸的時間，即找到流量應(yīng)當(dāng)為零"c" 的時間。將其作為吸氣可能已經(jīng)開始的最早時間。除此之外，如果"c"位于原點 "d"的左側(cè)，則使用原點"d"。
2. 可以如下計辭,膀0.1Hz低通搶fet流量-時間曲線的近似效應(yīng)(a)使波 兩次M同樣的0.1Hz低通滄波器。(b)從單重搶波的波中減去雙重滄波的波，以 J^共X^^波器^^的的第一級近似。(c)將該差值添加回到原始波中，作為選擇， 可以預(yù)期對泄漏搶波器(leak filter)的補償不顯著地改變結(jié)果，并且因麗以被移 除以獲得計算效率。
對于感興趣的呼吸，吸氣辦賣時間約為2秒。O.lHzit波器產(chǎn)生波形的一些失 真。例如，2秒方波的尾緣下陷其幅度的20%，并且曲線下方的面積^>10%。 校正之后，皿下陷僅為其幅度的2%，而曲線下方的面積被校正到0.7%。濾波 器使正弦波下的面積減小10%，而在校正之后，該面積被校正到0.6%。這足以達 到當(dāng)前的目的。
3. 如下戶;M標(biāo)準(zhǔn)化突增效應(yīng)。
4. 將吸氣流量-時間曲線按比例縮放至單位長度和單位平均高度。該縮放是因 為我們X^荒量-時間曲線的形仗(圓形與平臺的)，而一琪幅度或^^時間感興趣。 即使M正確的CPAP壓力，幅度和持續(xù)時間也是非常易變的，(尤，REM睡 眠中，但是也錢一階段睡目辯卩具有嘆氣等的清醒時)。因而，長度和幅度未傳達 關(guān)于CPAP壓力的適當(dāng)性的重要f言息。
5. M與豐鎌比較而檢測具有非常異常皿的呼吸。丟 中半部^±的任意 點處與t皿區(qū)別大于閾i直的呼吸。默認閾值是1.0單位。
6. 對于波的中間部分，計算吸氣波與參考幅度(M)的平均偏差。例如，如果 中間部分是(^A波的四分之一并且位于中心，另P么平均偏差是
平均偏差=<formula>formula see original document page 16</formula>7. 如下計算平臺指數(shù)(FI)，
^平均偏差 尸/ =-
實際患者的平臺指數(shù)的典型{就于正常曲線給出了 0.21; 0.15是低于其設(shè)備 應(yīng)當(dāng)增加CPAP壓力的閾值。
8. 如果未丟棄該呼吸，更新多個呼吸逐點移動平均流量-時間曲線，例如5個 呼吸的平均。
步驟8 (在5個呼吸Jj(t波形求平均)的目的是減小心原性氣流的作用，這可 以掩蓋其他平臺化的流量-時間曲線。吞咽、咳嗽、說話等可以產(chǎn)生非常異常皿 的呼吸。步驟5的目的是防止這種呼吸包括在5個呼吸平均中，期每^iS^真實 氣流受限的辨識。
步驟8可能不是必需的，因為在氣流受限期間，由于作用力的3拉性，心原 性壓力振蕩可能不會引起流魏率的重要改變。如果是這種情況，步驟5也并非 必需的，因為咳嗽、吞咽等在吸氣的中半部上并非平臺的，并且因而將被正確地 分類為氣箭凍受限。
可以在多個實施例中實現(xiàn)步驟3，即突增的標(biāo)準(zhǔn)化。本發(fā)明的該方面假設(shè)1) 峰值流量發(fā)生在波的中間部分附近，2)波的前三分之一應(yīng)當(dāng)通常具有正梯度，3) 后三分之一通常具有負梯度。4)與這對青況的ffi可偏離a射旨示存在突增。
在一個實施例中，該方飽括1)估計波的中間部分，例如波的中間三分之 一的峰值流量，2)將例如戶腐波的前和/鵬三分之一中的超出所述峰值流量的 該部分之外的任意點重新設(shè)置為峰值流量。該方法因而減小了突增的影響。
在第二 例中，該方纟跑括1)估計波的中間部分(例如，三分之一)中
的峰值流量，2)將超出峰值流量的部分(例如，^^M波的前和/離三分之一中) 之外的任意點重新i體為之前或之后的樣本的平均值。3)該處理搟賣進行直到該 外側(cè)部分中沒有樣本大于峰值流量。該方法再次減小了突增的影響-同時也保持了 波形的微。
在第三(雌)實施例中，該方飽括1)將波分成n棉分，并艦于每 個部分計算平均幅度。2)應(yīng)用邏輯來確定該模式指示何種類型的波。3)如果指 示突增，則將該平臺化^H己為低。
錢四鄉(xiāng)例中，該方飽括1)對波的中半部每隔n個樣本計算平臺化的估 計值(例如，對樣本16..24、 17..25等計算平臺化)。2)將平臺指辦斜己為與對所
有樣本排列所獲得的最低值相應(yīng)的值。
用于M-微檢測的備選統(tǒng)計計算
本發(fā)明的備選實施例4頓不同的量度來確定是否吸氣波模式具有M形。該技 術(shù)將吸氣波分解成正交的特征矢量(浮點數(shù))和基本矢量的矩陣對。通過標(biāo)準(zhǔn)化 時間間隔以使得吸氣在零開始而在B^^結(jié)束，可以將基本矢fiit擇為sin (Bt) 和sin (3Bt)。因而吸氣波形與曲線asin (Bt)十bsin (3Bt)匹配，其中M f頓 奇異值5^ttt最小二乘意XJl使基本矢量與吸氣波形匹配而確定a和b。這等效于
找到基矩陣的偽逆，并且隨后將吸氣波形乘以該偽逆以找到該因子?？梢悦搈i也
計算該偽逆，艮卩，不由包含在呼吸機中的CPU計算。
為了^^包括在統(tǒng)iti十算中的計算量，可以對許多患者描繪[a， b]空間，并且 記下(note)表示於患者的點落入的聚類。將發(fā)現(xiàn)M-形呼吸與非M-形呼吸分開 聚類。因而，MilXj"與M聚類中心的距離的Euclidean測量，可以確定是否呼吸是 M形。
M形指數(shù)計算示例
在N個點的柵格上內(nèi)插每個吸氣，雌N-65。根據(jù)下列公式，對于t二i/(N-l )， 計算如圖7中戶標(biāo)的兩個基本函數(shù)，其中i從0到N-l變化 Bl=sin(;rt) B2=sin(37rt)
隨后，可以剤縱皿本函數(shù)用于M-形特征的所有后續(xù)計算。 隨后在N個點的柵格上提取和內(nèi)插旨吸氣。隨后如下計算兩個因子 F尸sum (Bl.fs) F2=sum (B2.fs)
其中fe表示內(nèi)插的吸氣點，而 表示點^g算符。 艦如下標(biāo)準(zhǔn)化獲得最終微值
形狀指數(shù)<formula>formula see original document page 18</formula>
隨后限制W^因子以在零(純正弦)與一 (非常M-形的)之間變化。 對于典型M-形的呼吸，如圖8中所示，，計算產(chǎn)生如下結(jié)果
Fl =4.6082
F2=2.6538
并且皿指數(shù)=0.50。這與具有4又約0.2的M-，指數(shù)的典型氣流未受限呼 吸形成對比。
雖然已經(jīng)參考特定實施例描述了本發(fā)明，應(yīng)當(dāng)理解該實施例僅是說明本發(fā)明 的應(yīng)用原理。因而，應(yīng)當(dāng)理解可以在本發(fā)明的示意性實施例中進行大量修改，并 且可以設(shè)計其它布置，而不脫離本發(fā)明的精神和范圍。例如，雖然本發(fā)明的, 實施例將波形分成特定段用于分析并且聚焦在中心值上，但是同樣可以應(yīng)用其它 分隔和不在中心的區(qū)域。
權(quán)利要求
1、一種呼吸裝置，包括空氣源，適于選擇性地向患者提供加壓可呼吸空氣，流量檢測設(shè)備，用于感測來自所述患者的呼吸氣流并生成指示氣流的氣流信號，阻塞檢測器，其耦合至所述流量檢測設(shè)備，執(zhí)行用于檢測患者氣道的局部阻塞的方法，該方法包括如下步驟測量來自所述患者的呼吸氣流；檢測該氣流的吸氣部分；修整所述吸氣部分以移除任何呼氣暫停；標(biāo)準(zhǔn)化分支效應(yīng)；將吸氣流量按比例縮放至參考值；計算所述吸氣氣流中心部分的平均偏差；根據(jù)所述平均偏差計算平臺指數(shù)；以及使用移動平均濾波器對所述平臺指數(shù)進行濾波，以及控制器，其耦合至所述流量檢測設(shè)備，并且布置成控制所述空氣源的操作、接收指示局部阻塞的阻塞信號并響應(yīng)于所述阻塞信號改變所述空氣源的操作。
2、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的裝置，其中，響應(yīng)于正阻塞信號，所述控制 器增加輸送給所述患者的所輸送可呼吸氣體的壓力。
3、 一種用于監(jiān)測和/或治療患有睡眠障礙的患者的裝置，該裝置包括 流量檢測設(shè)備，用于感測患者呼吸并生成相應(yīng)的流量信號；以及 阻塞檢測器，其耦合至所述流量檢測設(shè)備并且適于執(zhí)行用于檢測患者氣道局部阻塞的方法，該方法包括如下步驟測量來自所述患者的呼吸氣流； 檢測該氣流的吸氣部分； 修整所述吸氣部分以移除任何呼氣暫停-， 標(biāo)準(zhǔn)化分支效應(yīng)； 將吸氣流量按比例縮放至參考值； 計算所述吸氣氣流中心部分的平均偏差； 根據(jù)所述平均偏差計算平臺指數(shù)；以及 使用移動平均濾波器對所述平臺指數(shù)進行濾波， 其中，所述阻塞檢測器包括基于所述平臺指數(shù)生成指示氣道阻塞的信 號的信號發(fā)生器。
4、 一種治療患有睡眠障礙的患者的裝置，該裝置包括 罩，氣體源，其通過所述罩選擇性地向所述患者提供加壓可呼吸空氣， 流量檢測設(shè)備，用于感測氣流并且生成指示呼吸的流量信號， 阻塞檢測器，其耦合至所述流量檢測設(shè)備并且適于執(zhí)行用于檢測患者 氣道的局部阻塞的方法， 該方法包括如下步驟測量來自所述患者的呼吸氣流；檢測該氣流的吸氣部分；修整所述吸氣部分以移除任何呼氣暫停；標(biāo)準(zhǔn)化分支效應(yīng)；將吸氣流量按比例縮放至參考值；計算所述吸氣氣流中心部分的平均偏差；根據(jù)所述平均偏差計算平臺指數(shù)；以及使用移動平均濾波器對所述平臺指數(shù)進行濾波，以及 控制器，接收所述阻塞信號并且作為響應(yīng)生成用于激活所述氣體源的 命令。
5、 一種用于檢測患者氣道中局部阻塞的方法，該方法包括如下步驟 測量來自所述患者的呼吸氣流； 檢測該氣流的吸氣部分；修整所述吸氣部分以移除任何呼氣暫停；標(biāo)準(zhǔn)化分支效應(yīng)；將吸氣流量按比例縮放至參考值；計算所述吸氣氣流中心部分的平均偏差；根據(jù)所述平均偏差計算平臺指數(shù)；以及使用移動平均濾波器對所述平臺指數(shù)進行濾波。
6、 一種用于檢測呼吸中吸氣或呼氣半循環(huán)的檢測的方法，包括 檢測吸氣開始，暫時將所述吸氣開始作為吸氣氣流超過預(yù)定閾值的時間， 如果隨后所述流量在總體積到達預(yù)定值之前再次落至零以下，那么就 丟棄所述吸氣開始，暫時將呼氣開始作為呼氣氣流落至零以下的時間，如果所述氣流隨后在呼出的總體積到達預(yù)定值之前在吸氣方向上超過 預(yù)定值，那么丟棄所述呼氣開始。
7、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括修整已經(jīng)包括在所述吸氣半循 環(huán)中的任何呼氣末暫停。
8、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括通過下列步驟找到吸氣可能已 經(jīng)開始的最早時間定位流量首次到達峰值吸氣流量的預(yù)定百分比的時間， 向后搜索所述流量最后到達所述峰值的第二預(yù)定百分比的時間，以及 向后外推以找到流量應(yīng)當(dāng)為零的時間。
9、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括通過下列步驟倒轉(zhuǎn)低通濾波器 對流量-時間曲線的近似效應(yīng)(a) 兩次使波通過同樣的低通濾波器，(b) 從單重濾波的波中減去雙重濾波的波，以給出對濾波器效應(yīng)的第 一級近似，以及(C)將該差值添加回所述原始波。
10、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括通過將所述吸氣流量-時間曲 線按比例縮放至單位長度和單位平均高度而標(biāo)準(zhǔn)化突增效應(yīng)。
11、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括對所述吸氣波的中間部分計 算所述吸氣波與參考幅度(M)的平均偏差。
12、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，所述中間部分是所述吸入波 的四分之一，并且位于中心，那么所述平均偏差為，還包括通過下列公式 確定所述平均偏差40藝CA(/)-M)平均偏差=^;——。
13、 根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，還包括如下確定平臺指數(shù)(FI): r,平均偏差
14、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括更新多個呼吸逐點移動平均 流量-時間曲線。
15、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括通過下列步驟減少所述突增的影響估計所述波中間部分中的峰值流量， 將超過所述峰值流量的部分之外的每個點重新設(shè)置為所述峰值流量。
16、 根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，還包括通過持續(xù)進行處理直到外側(cè) 部分中沒有樣本的幅度大于所述峰值流量為止來減小所述突增的影響。
17、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括 將所述波分成n個部分，并且對每個部分計算平均幅度， 確定模式指示何種類型的波，并且 如果指示突增，則將平臺化標(biāo)記為低。
18、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括 對所述波的中半部每隔n個樣本計算平臺化的估計值； 將所述平臺指數(shù)標(biāo)記為與對所有樣本排列獲得的最低值對應(yīng)的值。
19、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括 通過下列步驟確定吸氣波模式是否具有M形 將所述吸氣波分解成正交的特征矢量和基本矢量的矩陣對， 標(biāo)準(zhǔn)化時間間隔，從而使得吸氣在零開始而在B弧度結(jié)束， 找到基矩陣的偽逆，并且將所述吸氣波形乘以該偽逆以找到因子。
20、 根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，還包括-對許多患者描繪線性空間，并且記下表示各個患者的點落入的聚類，以及通過對與M聚類中心的距離的Euclidean測量來確定是否呼吸為M形。
全文摘要
在治療睡眠呼吸暫停和與患者氣道阻塞相關(guān)的其它障礙并且使用氣流信號的呼吸裝置中，產(chǎn)生阻塞指數(shù)，其檢測氣流的吸氣部分的平臺化。平臺指數(shù)作為用于區(qū)分正常和受阻呼吸的阻塞指數(shù)。阻塞指數(shù)基于對波函數(shù)的吸氣峰值的不同部分之間的氣流值的比較，并且尤其適于區(qū)分指示局部受阻氣道的M形或方形呼吸模式。
文檔編號A61M16/00GK101394885SQ200780008056
公開日2009年3月25日 申請日期2007年3月6日 優(yōu)先權(quán)日2006年3月6日
發(fā)明者C·索脈亞, J·P·阿米特斯特德 申請人:雷斯梅德有限公司