专利名称：阻塞性睡眠呼吸暂停的改进的气流受限检测方法和装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于诊断和治疗包括睡眠呼吸暂停或低通气的呼吸状 况的改进方法和装置。尤其，其涉及基于对呼吸气流曲线的吸气部分的时
间发展分析而检测患者气道的局部或完全阻塞。其还涉及调整将由CPAP 呼吸机施加的治疗压力的装置。
背景技术：
阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)是一种包括呼吸暂停、低通气和重度打 鼾的综合征，其引起睡眠中断，从而引起可能包括心脏疾病类型的严重健 康问题。OSA由于个人气道通路的部分发生萎陷而引起。OSA的一种治疗 选择是实施持续正压通气(CPAP)，以使患者气道保持打开。通常由电机 驱动的鼓风机提供在4-20cm水柱的压力范围中的空气，该鼓风机的输出经 由空气输送设备传递以与患者气道密封地接合。可以使用罩、气管切开插 管、气管内管、鼻枕或其它合适的设备。在接近空气输送设备的输送管中 提供排气口。 一些CPAP设备，称为双水平CPAP，感测吸气和呼气的呼吸 循环，并且在吸入和呼出期间提供不同的正压力水平。 一些自滴定(self titrating) CPAP设备设计为通过选择解决OSA的最小压力而确定对于各个 患者合适的压力水平。在这种设备中，监测呼吸参数的模式以确定何时存 在OSA，检测到合适的模式时提高CPAP压力以提供增高的气道压力，以 理想地推翻发生阻塞发作和其它形式的呼吸障碍。这种设备在美国专利 5,148,802和5,245,995中得以描述。
通常，在睡眠实验室中诊断和治疗患有OSA的人，在睡眠实验室中， 在第一晚睡眠期期间确认存在疾病，并且在第二晚睡眠期期间确定合适的 治疗压力。产生的一个问题是，在夜晚期间，随着人经历睡眠的不同阶段， 合适的压力是变化的。因而，长期以来，需要在患者自己家中使用的简化 装置，其能够确定存在OSA并且将压力水平修改至最优压力。已经进行了
许多尝试，获得了不断变化的成功，以根据对作为时间的函数的气流曲线
形状进行的分析而确定存在OSA。
在Smith等人的1988年的J.appl Physiol.64的第789至795页中已经对 监测阻塞性睡眠呼吸暂停中上气道压力-流量关系进行了描述。本文的图1 示出了在增加的鼻压的变化的水平下的多导生理记录仪的睡眠记录
(polygraphic sleep recordings)。应该注意的是，在某些呼吸中达到稳定水 平的吸气体积流量暗示存在气流受限。通过相对于罩压力或食道内压力描 绘吸气中期的气流而构建压力-流量曲线。鼻压相对于平均吸气中期
(midinspiratory)流量的压力-流量图随后通过最小二乘线性回归而拟合以 计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页已 经对正鼻压对上气道压力-流量关系的影响进行了描述。本文的图4示出了 低压力水平处的压力-流量描迹的稳定水平(plateau)。还示出了当压力增加 时，流量不稳定。
美国专利No.5,335,65"Rapoport)示出了用于患有OSA的患者的CPAP 对气流与时间的关系曲线的影响。Rapoport专利的图l-5示出了，随着压力 以2cm水柱的步长从10cm水柱减少至2cm水柱，气流与时间的关系曲线 从基本上平滑的正弦模式改变成具有曲线的吸气部分平台化(flattening)的 模式，该曲线具有初始和终端气流尖峰(spike)。在2cm水柱时，曲线已经 显示出所谓的M形(即，中部具有波动)，并且还已经在平台化的中心区域 的每个端部显现出突增(即，峰值)。在使指示阻塞的气流形状特征化的尝 试中，Rap叩ort列出了数项指数，其被认为是气流受限和/或局部阻塞模式 的指示，包括(1)流量信号的导数等于零；(2)流量信号的峰值之间的 二阶导数对于延长的时间间隔为零；(3)早期吸气流量与吸气中期流量的 比值小于或等于1。该专利还列出了被认为是阻塞的指示的事件(1)连接 峰值吸气流量和峰值呼气流量的线的斜率下降；(2)流量信号的急剧向上 或向下冲程(dV/dt);以及(3)吸气流量与呼气流量的比值大于0.5。
关于对CPAP治疗的控制，已知用于感测和检测指示阻塞的异常呼吸 模式的各种技术。例如，美国专利No.5，245，995 (Sullivan等人)描述了如 何在睡眠的同时由吸气和呼气压力测量检测打鼾和异常呼吸模式，由此得
到阻塞发作前或其它形式的呼吸障碍的早期指示。尤其，监测呼吸参数的
模式，并且当检测到预先定义的模式时CPAP压力上升以提供增加的气道 压力，从而理想地阻止发生阻塞发作和其它形式的呼吸障碍。
美国专利No.5，645,053 (Remmers)描述了计算平稳度指数(flatness index),其中平稳度定义为所观察到的气流与平均气流的相对偏差。在 Remmers的专利中，在吸气时间段的40%和80%之间获得气流的各个值。 根据吸气流量的各个值计算平均值并从吸气流量的各个值中减去该平均 值。对各个差值求平方，并且除以观察总数减一。该结果的平方根用于确 定相对变化。该相对变化除以平均吸气气流以给出相对偏差或对于该呼吸 的变化系数(coefficient of variation )。
美国专利No.5，704，345 (Berthon-Jones)公开一种通过计算两个阻塞指 数值而检测患者气道局部阻塞的方法，所述阻塞指数用参数表示所监测的 患者的呼吸气流中的吸气部分中的平台化(flattening)。随后将任一阻塞指 数与阈值比较。第一形状因子包括呼吸循环的吸气气流中部的平均值与吸 气气流的平均值的比值。<formula>formula see original document page 9</formula>
其中fs (t)是患者吸气气流的样本，而M是由M-丄f;辦;)给出的吸气气流的平均值。
根据下列公式，第二形状因子包括吸气气流中部的均方根偏差和平均吸气气
流的比值
<formula>formula see original document page 9</formula>
美国专利6,814,073 (Wickham)公开了一种基于吸气气流检测一些形式的阻 塞的方法和體。在该方法中，识别与吸气中期相应的吸气气流样本。在一个实 施例中，基于吸气气流样本小于駄于诸如平均气流的阈值水平而施加加权因子。 在另一实施例中，基于样本在呼吸中的时间^g而对其施加不同的加权因子。在 吸气期间的特定事件之前获取的样本，例如在吸气中点之前的样本，与事件之后 的样 目比，被赋予较低的加权因子。随后iOT这些样本以相应的加权因子计算
隨指数。
所有这些公开的技术未能检测特定类型的流量模式的气流受限，尤其是M-波
模式。更一般地，未育隨当地检测到呈J，前和滞后突增的吸气模式中的气流受
限。可检测性取决于两个因素1)突增,吸气气流中部的禾雖，以及2)突增
的大小。Wickham提出的方案，当突增的大小相对较小时满足要求，不跨越吸气 中期的大部分，并肤出现在吸气气流的后半部。然而，Wickham的方法的平台 指数有时不如由Berthon-Jones公开的方法的指数精确。本发明的一个方面是简化 美国专利5,704,345 (Berthon-Jones)中所述的算法，所述文献&t匕引入作为参考。 因而，本发明的一个目的是提供一种方法，通过该方法可以在存在所述受限时检 测气流受限，尤其是具有突增的M波模式。
现有技术戶满的气流受限检测/估计技术还在数字处理功率以^^需的流量检 测精度方面是昂贵的。因而，賊低成本电子/软件平台中的鹏受到限制。因而， 本发明的另一 目的是简化算法以使其可用于低端电子和软件平台。
发明内容
本发明包括一种基于吸气气流的平台化检测一些形式的呼吸阻塞的改进的方 法和體。
本发明一个方面是一种用于检测患者气道的局部P腫的方法，该方 跑括下 列步骤测量来自患者的呼吸气流；检测该气流的吸气部分；修整吸气部分以移 除倒可呼气暂停；标准化分支舰(effect of offshoot);将吸气流量按比例縮輕 参考值；计算吸气气流的中心部分的平均偏差；根据该平均偏差计算平台指数； 并且^ffl移动平均搶波器对平台指l^fr滄波。
与用于检测局部卩膝的方法相关，对突增进行标准化校正，否则该突增^T 大吸气气流的圆度估计值(roundness estimate)。
在本发明的一个实施例中，通过截去超出吸气气流中间部分的平均值的吸气 气流的中间部分之外的气流值而实5见突增的标7隹《七。
在本发明的另一实施例中，通过将吸气气流波分成多个部分、计算齡部分 的平均幅度、分析平均幅度以确定突增的存在以及如果指示存在突增则将平台化 作为低来处Sfet突增进ffi^f古。
在本发明的又一实施例中，通过计算吸气波形中部中的每个可能样本的一组
平台指数并诚用吸气波形的平台指数作为所计算的指数的最小值，来实IW最
大平稳度的搜索。
因此，本发明一方面由峰值流量位置偏离吸气流量曲线中心的禾號估计患者 呼吸中气流受限的程度。
本发明的又一方面由呼吸的不同部分的相对平均幅度偏离正常呼吸所显现的 模式的禾iit估计气流受限。
本发明的又一方面提供了一种通过搜索呼吸中显现最大平稳度的部分来估计 气流受限程度的方、 去。
本发明的一个目的是提供一种装置，其中通过由用于检领媳者气道局部阻塞 的一种方法分析呼吸气流而检测患者气道的局部或完全p腫，该方纟跑括如下歩
骤测量来自患者的呼吸气流；检测该气流的吸气部分；修整吸气部分以移除任 何呼气暂停；标准化分支效应；将吸气流量按比例縮放至参考值；计算吸气气流 中心部分的平均偏差；根据平均偏差计算平台指数；以及f顿移动平均滤波器对
平台指ifcS行滄波。
又一目的是提供一种装置，其中实现了用于检领忾道卩腺的改进算法，而无 需4顿附I3部件^t现有呼B^S的结构进行实质性改变。
因此，樹共了一禾中呼吸装置，其中^^卖监测患者呼吸气流，并且识别和采样 呼吸气流中与吸气相关的部分。
一方面，发明主题涉及呼吸装置，其包括适于选择性地向患者提供加压可呼 吸空气的空气源；用于感测来自患者的呼吸气流并生成指示气流的气流信号的流 量检测设备；耦合至戶诚流量传感器并实施用于检测患者气道的局部卩腺的方法 的PM检测器，该方 ^括如下步骤测量来自患者的呼吸气流，检测该气流的 吸气部分，修整吸气部分以移除樹可呼气暂停，标准化分支 赃，将吸气流量按 比例縮方，参考值，计算吸气气流中心部分的平均偏差，根据平均偏差计算平台 指数，以及使用移动平均滤波器对平台指,行滤波；该装置还包^S接至压力
传,等效物的压力控制恭物理;tt!l^逻^t也布置以控制空气源的操作、接收阻塞
信号和响应于P腺信号而改变空气源的操作。术语流量检测设备魏用术语，其 包括流量传麟或备选流量检测设备或算法，诸如举例而言，根据电动机电流确 定流量糊陛检测设备。
本发明另一方面涉湖于监测和/或治疗患有睡目民障碍的患者的體，该装置
包括感领媳者呼吸并生成相应流量信号的流量检测设备；以及耦合至该流量检测 设备并且适于执行用于检测患者气道局部卩腺的方法的卩腺检测器，该方纟跑括 如下步骤测量来自患者的呼吸气流，检测该气流的吸气部分，修整吸气部分以 移除任何呼气暂停，标准化分支效应，将吸气流量按比例縮放至参考值，计算吸 气气流中心部分的平均偏差，根据平均偏差计算平台指数，以及使用移动平均滤 波器对平台指数进行滤波，其中阻塞传感器包括基于平台指数产生指示气道阻塞 的信号的信号发生器。
本发明的又一方面涉及一种治疗患有睡眠障碍的患者的装置，该^S包括罩; 通过罩选择性地向患者提供加压可呼吸空气的气 ;感领忾流并且生成指示呼 吸的流量信号的流量检测设备；耦合至流量检观股备并且适于执行用于检测患者 气道的局部卩腺的方法的卩腫检测器，该方 跑括如下步骤测量来自患者的呼 吸气流，检测该气流的吸气部分，修整吸气部分以移除ttf可呼气暂停，标准化分 支效应，将吸气流量按比例縮放至参考值，计算B及气气流中心部分的平均偏差； 根据平均偏差计算平台指数，以及〗顿移动平均滄波器对平台指数进行滤波；该 體还包括接收卩膝信号并且作为响应^ffi于激活气鹏的命令的控制器。
本发明的另一方面涉及一种用于检测患者气道中卩腫的方法，包括测量患者 的气流；检测戶腿气流的预定部分，执行用于检测患者气道的局部卩腺的方法， 该方t跑括如下步骤测量来自患者的呼吸气流；检测该气流的吸气部分；修整 吸气部分以移除倒可呼气暂停；标准化分支效应；将吸气流量按比例縮放至参考 值；计算吸气气流中心部分的平均偏差；根据平均偏差计算平台指数；以及1顿 移动平均媳波器对平台指t^行滄波。
图1示出了根据本发明构建的呼B^g的结构图； 图2示出了示出图1的装置的操作的流程图3示出了健康人和患有局部气道阻塞的人的典型呼吸信号的吸气相 (inspiration phase ) 5
图4示出了正常的呼吸循环；
图5示出了正常和气流受限流量与时间的絲曲线，左手面板示出正常曲线, 右手的两个面板示出了气流受限曲线；
图6示出了用于两个可能呼吸的吸气流量与时间的絲曲线； 图7示出了在计算M^R指数中4顿的基本矢量图形；
图8是典型M形呼吸的图形。
具体实施例方式
驢和方法
图1示出了根据本发明构建的示例呼吸装置10。呼吸装置10包^il31弹性管 16连接M^im 14的罩12。罩12与患者相配合并且可以是鼻罩或者面罩。鼓风 机14具有空气出口 22，其由电动机18根据来自伺月鹏制器20的控制信号而驱动。 该布置允许呼B碟置10输送加压空气(或者来自源的富含氧气的空气，未示出)。 加压空气由管16输送至罩12。管16设置有狭窄的排气口26， M该扫汽口排出 患者呼出的空气。
控制顿各24用于j顿某些预定标准控制伺B鹏制器20和电动机18的操作， 由此定义装置10的操作模式。tt^i也，根据本发明，控制鹏24适于操作錢 10以向患者J^共CPAP。
控制电路24包括流量限制性元件28。管30和31从限制性元件28的不同侧 分别引导至罩压力换能器32和腿换能器34。罩压力换能器32 3SM;另一管33 连接至腿换能器34。
罩压力换能器32生成第一电信号，其由放大器36放大以生成正比于罩12内 气压的输出P (t)。
出直^^给伺月階制器20。
压差换能器34感测流量限制'断;件28上的压差，^HM涉M31流劃蹄U 性元件28和管16的气流速率。压差换能器34生成由放大器38放大的第二电信 号。^5文大的信号F (0称为气流信号，因为其表^W:管16的气流。作为选择， 可以从电动机电流导出流量。
将气流信号F (t) 馈送合滤波器40，其对预设范围中的信号进疔搶波。将滤 波器40和放大器36的输出^^合ADC (t徵)转换器42，其娜目应信号至微 处理器44。微处理器44生^t拟控制信号，该信号由DAC 46转臓目应的数字 控制信号并且用作为伺月l系统20的参考信号Pset (t)。
在图2的流程图中示出了呼H皿置10的一种操作方法。本领,术人员将意 i顿诉l」用在此公开的舰的流量平台指数的其它方法。图2的方法的鄉例还在
美国专利No.5,704，345 (，345专利)中详细描述。第一步骤100是测量呼吸流量随 时间的变f七。在步骤102中处理该信息以生劍各用作后续处理的定性fflt的指数 值。因而，步骤102包括基于叙匕公开的求平均方法生成卩膝指数值。步骤104
M:比较呼吸指数和阈值来检测是否发生了呼吸暂停。
如果步骤104中的回答为"是"，贝征发生呼吸暂停，并且随后在步骤110通 过在所提及的Wickham和Be池on-Jones的专利中公开的方法确定开放性 (patency)。如果气道是开放的，那么发生开放气道的中枢性呼吸暂停，并且如果 需要在步骤112将该事件记录下来。如果步骤110的结果是气道不开放，那么发生 封闭气道的全卩腺性呼吸暂停或中枢性呼吸暂停，其导致在步骤108中开始CPAP 治疗压力或嗜加CPAP治疗压力。如果需要，步骤108可以包括ffiMk将所检测 到的异常记录下来。作为选择，由于在存在呼吸暂停时呼吸模式将不满足样本数 量^^f需潮气量的标准-其翻于平台化的有效呼吸所需要的，因此当发生呼吸暂 停时简单地放弃该平台化。
如果在步骤104回答为"否"，在步骤106中将诸如恋加勺流量平台化指数的 一个或多个卩膝指数与阈值比较，借此获得气道卩腺的确定结果。如果在步骤106 回答为"是"，那么存在局部卩腺，而如果"否"，则不存在P腺(常态)。
在气道完全或局部阻塞盼瞎况下，进行步骤108，并且发生CPAP治疗压力的 相应增加。如果正常呼吸而无P腺，另P么根据设置排除或至少M^发生呼吸暂停 所需的最小压力的一般方法，使CPAP治疗压力减小。如果需要，在步骤107中 的减少量可以为零。相似地，如果存在患者气道的中枢性呼吸暂停(步骤110， 112) 治疗压力不增加。这种压力增加反射性地禁止呼吸，还加重了呼吸障碍。
,的流量平台J旨数
图3示出了关于典型呼吸循环的吸气部分的气流信号。在 人的呼吸循环 的吸气部分期间(实线)，气流随着吸气平滑iiLh升，超P条值并且平滑地下降至 零。然而，气道局部受阻塞的患者(虚线)显现了特征在于在吸气期间的显著的 平台区域的呼吸模式。理论上，对于受阻气流来说，随着局部卩脂禾號增加，吸 气的气流信号将趋向于方波。
检测呼吸中吸气和呼气判盾环
如图4中所示，正常的呼吸循环包括吸气和呼气以及简短的呼气末暂停。在 呼 暂停期间，由于心跳气流发生小振荡。为了正确地检测吸气开始，必须忽
略由于心跳而产生的空气的小脉动。對站也，必须忽略由于吞咽产生的简短停止。
可以暂B寸认为吸气开始是吸气气流^31约0.05升/秒的阈值的时间。如果随后 在总^f只至哒0.1升之前，流量再次落到零以下，贝U假设正在呼气。
可以暂时认为呼气开始是呼气气流落到零以下的时间。如果随后在呼出的总 ^f只到达约0.1升之lte吸气方向上的气纟荒到达约0.05升/秒以上，那么假设正在 吸气。
上述算法的目的是检测每个呼吸半循环的开始和结束。该信息是形状检测器
所需的。其不^it如吞咽和心原性气流(其未达到o.i升的体积劍牛)的事件影响。
正常的呼吸具有约03升/秒的峰值流量，以及0.5升的潮气量。因此，存在3-5倍 的储备能力(3 to 5-fold reserve ability)来检测正常呼吸。由于定时信息用于，算 法，其中非常小的呼吸是不相关的，所以并非必须对极小的呼吸做出响应。由于 在无需进一步低通滤波盼瞎况下检测阈fl^点(thresholdcrossingpoint)，该算法未 引入相位延迟。
计算曲率或平台指数
正常的吸气流量-时间曲线的微是圆形的，或者是类正弦形的。可用于产生 气流的膈肌作用力在呼吸开始和结束时为低，而在呼吸中部为高。通过合适的 CPAP压力，气道基本上作用为冈胜管，而流量是作用力的函数增加作用力产生 增加的流量。
如果CPAP压力足以阻止呼吸暂停和打鼾，但是不足以实现完全开放性，气 道现在类似于松弛的弹性管，并且增加作用力弓胞逐鹏加的低于大，的压力， 这导致气道的逐步狭窄。在一定阈值作用力之上，气道变窄增加的变窄精确地 补偿了增加的作用力，从而流量变得恒定，与作用力无关。因而，流量与时间的 关系曲线将近似为如图5的中部面板中戶^的方波。
实践中，如果在作用力最大时的呼吸的中部期间，作用力仅在阈值平台性能 之上，那么平台化将在吸气的中半部顧著。相反地，如果作用力非常高，惯性 效果可以引起呼吸早期的短时间段高流量，导致图5的左侧框图中所示的初始突 增。因而，本算^tt别考虑吸气的中半部，而不是齡呼吸。
图5中，将吸气流量与时间的关系曲线按比例縮放在单位持续时间和区域中。 随后，在吸气时间的中间50^上计算与单位流量的RMS偏差。左侧面板示出了正 常曲线，其中RMS偏差默，而右侧面板示出了气流受限曲线，具撤小的RMS
偏差。
使用下列步骤导出曲率或平台指数，以便量化流量-时间曲线的吸气中期平台 化的程度
1. 参考图6,将已经包括在吸气半循环中的ftf可呼气末暂停如下修整找到流
量首先到达750/o的峰值吸气流量"a"之处，向后搜索流量最后至跶峰值的25 % "b" 的点，以及向后夕滩以定^M线"ab"到达x轴的时间，即找到流量应当为零"c" 的时间。将其作为吸气可能已经开始的最早时间。除此之外，如果"c"位于原点 "d"的左侧，则使用原点"d"。
2. 可以如下计辭,膀0.1Hz低通搶fet流量-时间曲线的近似效应(a)使波 两次M同样的0.1Hz低通滄波器。(b)从单重搶波的波中减去双重滄波的波，以 J^共X^^波器^^的的第一级近似。(c)将该差值添加回到原始波中，作为选择， 可以预期对泄漏搶波器(leak filter)的补偿不显著地改变结果，并且因丽以被移 除以获得计算效率。
对于感兴趣的呼吸，吸气辦卖时间约为2秒。O.lHzit波器产生波形的一些失 真。例如，2秒方波的尾缘下陷其幅度的20%，并且曲线下方的面积^>10%。 校正之后，皿下陷仅为其幅度的2%，而曲线下方的面积被校正到0.7%。滤波 器使正弦波下的面积减小10%，而在校正之后，该面积被校正到0.6%。这足以达 到当前的目的。
3. 如下戶;M标准化突增效应。
4. 将吸气流量-时间曲线按比例缩放至单位长度和单位平均高度。该縮放是因 为我们X^荒量-时间曲线的形仗(圆形与平台的)，而一琪幅度或^^时间感兴趣。 即使M正确的CPAP压力，幅度和持续时间也是非常易变的，(尤，REM睡 眠中，但是也錢一阶段睡目辩卩具有叹气等的清醒时)。因而，长度和幅度未传达 关于CPAP压力的适当性的重要f言息。
5. M与丰鎌比较而检测具有非常异常皿的呼吸。丢 中半部^±的任意 点处与t皿区别大于阈i直的呼吸。默认阈值是1.0单位。
6. 对于波的中间部分，计算吸气波与参考幅度(M)的平均偏差。例如，如果 中间部分是(^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. 如下计算平台指数(FI)，
^平均偏差 尸/ =-
实际患者的平台指数的典型{就于正常曲线给出了 0.21; 0.15是低于其设备 应当增加CPAP压力的阈值。
8. 如果未丢弃该呼吸，更新多个呼吸逐点移动平均流量-时间曲线，例如5个 呼吸的平均。
步骤8 (在5个呼吸Jj(t波形求平均)的目的是减小心原性气流的作用，这可 以掩盖其他平台化的流量-时间曲线。吞咽、咳嗽、说话等可以产生非常异常皿 的呼吸。步骤5的目的是防止这种呼吸包括在5个呼吸平均中，期每^iS^真实 气流受限的辨识。
步骤8可能不是必需的，因为在气流受限期间，由于作用力的3拉性，心原 性压力振荡可能不会引起流魏率的重要改变。如果是这种情况，步骤5也并非 必需的，因为咳嗽、吞咽等在吸气的中半部上并非平台的，并且因而将被正确地 分类为气箭凍受限。
可以在多个实施例中实现步骤3，即突增的标准化。本发明的该方面假设1) 峰值流量发生在波的中间部分附近，2)波的前三分之一应当通常具有正梯度，3) 后三分之一通常具有负梯度。4)与这對青况的ffi可偏离a射旨示存在突增。
在一个实施例中，该方飽括1)估计波的中间部分，例如波的中间三分之 一的峰值流量，2)将例如戶腐波的前和/鹏三分之一中的超出所述峰值流量的 该部分之外的任意点重新设置为峰值流量。该方法因而减小了突增的影响。
在第二 例中，该方纟跑括1)估计波的中间部分(例如，三分之一)中
的峰值流量，2)将超出峰值流量的部分(例如，^^M波的前和/離三分之一中) 之外的任意点重新i體为之前或之后的样本的平均值。3)该处理擀卖进行直到该 外侧部分中没有样本大于峰值流量。该方法再次减小了突增的影响-同时也保持了 波形的微。
在第三(雌)实施例中，该方飽括1)将波分成n棉分，并舰于每 个部分计算平均幅度。2)应用逻辑来确定该模式指示何种类型的波。3)如果指 示突增，则将该平台化^H己为低。
錢四鄉例中，该方飽括1)对波的中半部每隔n个样本计算平台化的估 计值(例如，对样本16..24、 17..25等计算平台化)。2)将平台指辦斜己为与对所
有样本排列所获得的最低值相应的值。
用于M-微检测的备选统计计算
本发明的备选实施例4顿不同的量度来确定是否吸气波模式具有M形。该技 术将吸气波分解成正交的特征矢量(浮点数)和基本矢量的矩阵对。通过标准化 时间间隔以使得吸气在零开始而在B^^结束，可以将基本矢fiit择为sin (Bt) 和sin (3Bt)。因而吸气波形与曲线asin (Bt)十bsin (3Bt)匹配，其中M f顿 奇异值5^ttt最小二乘意XJl使基本矢量与吸气波形匹配而确定a和b。这等效于
找到基矩阵的伪逆，并且随后将吸气波形乘以该伪逆以找到该因子。可以脱mi也
计算该伪逆，艮卩，不由包含在呼吸机中的CPU计算。
为了^^包括在统iti十算中的计算量，可以对许多患者描绘[a， b]空间，并且 记下(note)表示於患者的点落入的聚类。将发现M-形呼吸与非M-形呼吸分开 聚类。因而，MilXj"与M聚类中心的距离的Euclidean测量，可以确定是否呼吸是 M形。
M形指数计算示例
在N个点的栅格上内插每个吸气，雌N-65。根据下列公式，对于t二i/(N-l )， 计算如图7中戶标的两个基本函数，其中i从0到N-l变化 Bl=sin(;rt) B2=sin(37rt)
随后，可以剤縱皿本函数用于M-形特征的所有后续计算。 随后在N个点的栅格上提取和内插旨吸气。随后如下计算两个因子 F尸sum (Bl.fs) F2=sum (B2.fs)
其中fe表示内插的吸气点，而 表示点^g算符。 舰如下标准化获得最终微值
形状指数<formula>formula see original document page 18</formula>
随后限制W^因子以在零(纯正弦)与一 (非常M-形的)之间变化。 对于典型M-形的呼吸，如图8中所示，，计算产生如下结果
Fl =4.6082
F2=2.6538
并且皿指数=0.50。这与具有4又约0.2的M-，指数的典型气流未受限呼 吸形成对比。
虽然已经参考特定实施例描述了本发明，应当理解该实施例仅是说明本发明 的应用原理。因而，应当理解可以在本发明的示意性实施例中进行大量修改，并 且可以设计其它布置，而不脱离本发明的精神和范围。例如，虽然本发明的, 实施例将波形分成特定段用于分析并且聚焦在中心值上，但是同样可以应用其它 分隔和不在中心的区域。
权利要求
1、一种呼吸装置，包括空气源，适于选择性地向患者提供加压可呼吸空气，流量检测设备，用于感测来自所述患者的呼吸气流并生成指示气流的气流信号，阻塞检测器，其耦合至所述流量检测设备，执行用于检测患者气道的局部阻塞的方法，该方法包括如下步骤测量来自所述患者的呼吸气流；检测该气流的吸气部分；修整所述吸气部分以移除任何呼气暂停；标准化分支效应；将吸气流量按比例缩放至参考值；计算所述吸气气流中心部分的平均偏差；根据所述平均偏差计算平台指数；以及使用移动平均滤波器对所述平台指数进行滤波，以及控制器，其耦合至所述流量检测设备，并且布置成控制所述空气源的操作、接收指示局部阻塞的阻塞信号并响应于所述阻塞信号改变所述空气源的操作。
2、 根据权利要求6所述的装置，其中，响应于正阻塞信号，所述控制 器增加输送给所述患者的所输送可呼吸气体的压力。
3、 一种用于监测和/或治疗患有睡眠障碍的患者的装置，该装置包括 流量检测设备，用于感测患者呼吸并生成相应的流量信号；以及 阻塞检测器，其耦合至所述流量检测设备并且适于执行用于检测患者气道局部阻塞的方法，该方法包括如下步骤测量来自所述患者的呼吸气流； 检测该气流的吸气部分； 修整所述吸气部分以移除任何呼气暂停-， 标准化分支效应； 将吸气流量按比例縮放至参考值； 计算所述吸气气流中心部分的平均偏差； 根据所述平均偏差计算平台指数；以及 使用移动平均滤波器对所述平台指数进行滤波， 其中，所述阻塞检测器包括基于所述平台指数生成指示气道阻塞的信 号的信号发生器。
4、 一种治疗患有睡眠障碍的患者的装置，该装置包括 罩，气体源，其通过所述罩选择性地向所述患者提供加压可呼吸空气， 流量检测设备，用于感测气流并且生成指示呼吸的流量信号， 阻塞检测器，其耦合至所述流量检测设备并且适于执行用于检测患者 气道的局部阻塞的方法， 该方法包括如下步骤测量来自所述患者的呼吸气流；检测该气流的吸气部分；修整所述吸气部分以移除任何呼气暂停；标准化分支效应；将吸气流量按比例缩放至参考值；计算所述吸气气流中心部分的平均偏差；根据所述平均偏差计算平台指数；以及使用移动平均滤波器对所述平台指数进行滤波，以及 控制器，接收所述阻塞信号并且作为响应生成用于激活所述气体源的 命令。
5、 一种用于检测患者气道中局部阻塞的方法，该方法包括如下步骤 测量来自所述患者的呼吸气流； 检测该气流的吸气部分；修整所述吸气部分以移除任何呼气暂停；标准化分支效应；将吸气流量按比例縮放至参考值；计算所述吸气气流中心部分的平均偏差；根据所述平均偏差计算平台指数；以及使用移动平均滤波器对所述平台指数进行滤波。
6、 一种用于检测呼吸中吸气或呼气半循环的检测的方法，包括 检测吸气开始，暂时将所述吸气开始作为吸气气流超过预定阈值的时间， 如果随后所述流量在总体积到达预定值之前再次落至零以下，那么就 丢弃所述吸气开始，暂时将呼气开始作为呼气气流落至零以下的时间，如果所述气流随后在呼出的总体积到达预定值之前在吸气方向上超过 预定值，那么丢弃所述呼气开始。
7、 根据权利要求6所述的方法，还包括修整已经包括在所述吸气半循 环中的任何呼气末暂停。
8、 根据权利要求6所述的方法，还包括通过下列步骤找到吸气可能已 经开始的最早时间定位流量首次到达峰值吸气流量的预定百分比的时间， 向后搜索所述流量最后到达所述峰值的第二预定百分比的时间，以及 向后外推以找到流量应当为零的时间。
9、 根据权利要求6所述的方法，还包括通过下列步骤倒转低通滤波器 对流量-时间曲线的近似效应(a) 两次使波通过同样的低通滤波器，(b) 从单重滤波的波中减去双重滤波的波，以给出对滤波器效应的第 一级近似，以及(C)将该差值添加回所述原始波。
10、 根据权利要求6所述的方法，还包括通过将所述吸气流量-时间曲 线按比例縮放至单位长度和单位平均高度而标准化突增效应。
11、 根据权利要求6所述的方法，还包括对所述吸气波的中间部分计 算所述吸气波与参考幅度(M)的平均偏差。
12、 根据权利要求6所述的方法，其中，所述中间部分是所述吸入波 的四分之一，并且位于中心，那么所述平均偏差为，还包括通过下列公式 确定所述平均偏差40艺CA(/)-M)平均偏差=^;——。
13、 根据权利要求12所述的方法，还包括如下确定平台指数(FI): r,平均偏差
14、 根据权利要求6所述的方法，还包括更新多个呼吸逐点移动平均 流量-时间曲线。
15、 根据权利要求6所述的方法，还包括通过下列步骤减少所述突增的影响估计所述波中间部分中的峰值流量， 将超过所述峰值流量的部分之外的每个点重新设置为所述峰值流量。
16、 根据权利要求15所述的方法，还包括通过持续进行处理直到外侧 部分中没有样本的幅度大于所述峰值流量为止来减小所述突增的影响。
17、 根据权利要求6所述的方法，还包括 将所述波分成n个部分，并且对每个部分计算平均幅度， 确定模式指示何种类型的波，并且 如果指示突增，则将平台化标记为低。
18、 根据权利要求6所述的方法，还包括 对所述波的中半部每隔n个样本计算平台化的估计值； 将所述平台指数标记为与对所有样本排列获得的最低值对应的值。
19、 根据权利要求6所述的方法，还包括 通过下列步骤确定吸气波模式是否具有M形 将所述吸气波分解成正交的特征矢量和基本矢量的矩阵对， 标准化时间间隔，从而使得吸气在零开始而在B弧度结束， 找到基矩阵的伪逆，并且将所述吸气波形乘以该伪逆以找到因子。
20、 根据权利要求19所述的方法，还包括-对许多患者描绘线性空间，并且记下表示各个患者的点落入的聚类，以及通过对与M聚类中心的距离的Euclidean测量来确定是否呼吸为M形。
全文摘要
在治疗睡眠呼吸暂停和与患者气道阻塞相关的其它障碍并且使用气流信号的呼吸装置中，产生阻塞指数，其检测气流的吸气部分的平台化。平台指数作为用于区分正常和受阻呼吸的阻塞指数。阻塞指数基于对波函数的吸气峰值的不同部分之间的气流值的比较，并且尤其适于区分指示局部受阻气道的M形或方形呼吸模式。
文档编号A61M16/00GK101394885SQ200780008056
公开日2009年3月25日 申请日期2007年3月6日 优先权日2006年3月6日
发明者C·索脉亚, J·P·阿米特斯特德 申请人:雷斯梅德有限公司