用于评估监测对象的呼吸数据的装置和方法与流程

本发明涉及用于评估监测对象的呼吸数据的方法和相应的装置。本发明尤其涉及用于确定个体的肺参数、特别是具有阻塞性肺疾病的患者的肺参数的方法和装置。更特别地，此发明提供用于稳健并准确地测量个体的动态过度充气的方法和装置，该方法需要(如果需要)少的个体的关注。

背景技术：

具有慢性阻塞性肺疾病(copb)和其他类似疾病的个体可能遭受呼吸困难(呼吸急促)和其他呼吸不适。由于呼气流限制和/或降低的肺部的弹性，可能发生空气滞留和肺部过度充气，导致可供主动呼吸的肺容量的逐渐损失。过度充气尤其发生于费力时，然而还可能发生于具有晚期的这样的疾病的个体的休息时。

动态过度充气与增加呼吸的动力的时段相关，例如发生于运动、兴奋期间或肺部感染的情况下。患者呼出气体的时间有限，且在呼吸周期(呼吸周期对应于一个吸入-呼出顺序)内，呼出的气体的量将相对于吸入的气体的量降低，导致过度充气。在过度充气的状态下，可以被额外地吸入的空气的量是有限的，导致可供主动呼吸的肺容量减少，严重地妨碍具有copd和类似疾病的患者的呼吸功能。

提供被怀疑患有或已经患有copd或其他肺部疾病的个体的早期诊断是临床上重要的，原因是这样的早期诊断可以引起早期治疗并阻止更多的问题。此外，已知的方法(例如呼吸量测定法)需要繁琐的过程且通常对患者是打扰性的且不友好的。

本发明的目的在于提供一种用于以准确且稳健的方式评估监测对象的呼吸数据的方法和装置。特别的目的涉及提供一种用于稳健并准确地测量个体的动态过度充气的方法和装置，方法即使需要也需要少的个体的关注。

技术实现要素：

根据本发明的第一方面，由根据权利要求1所述的方法实现此目的和进一步的目的。用于评估监测对象的呼吸数据的方法包括：

—采集对象在不同费力水平下的呼吸数据，呼吸数据至少与瞬时肺容量有关并包括呼气后的呼气末肺容量(eelv)；

—采集对象在不同费力水平下的费力水平数据，费力水平数据至少与瞬时需氧量有关；

—建立采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的参数关系，参数关系由一个或多个参数描述；以及

—依照一个或多个参数的值来评估对象的呼吸数据。

特别实施例中的方法能够不引起患者注意地评估患者的过度充气，更优选地评估动态过度充气，就是说，即使引起也引起患者的少的关注且不妨碍患者。这许可患者进行正常的日常活动。方法进一步允许评估处于疾病的早期阶段的患者的动态过度充气，典型的疾病包括阻塞性肺疾病，例如，copd、慢性支气管炎、肺气肿、慢性或急性哮喘等等。

监测对象可以是健康的人或患者，然而，本发明还可以应用至其他动物，例如哺乳动物。

采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的参数关系理论上可以由任何具有一个或多个参数的可能的数学函数表示。一个或多个参数的值由通过已知过程(例如通过最小二乘法拟合过程)对采集的数据拟合数学函数而确定。发明人已经发现通过对采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的关系拟合数学函数获得的参数提供肺疾病(尤其是过度充气)的发生的准确且灵敏的测量。

适合的数学函数的示例包括但不限于，表示呼吸数据的上限和下限之间的变化的函数、对数和/或指数函数、任意阶的多项式函数(例如二阶函数)和线性函数。在本发明的有益实施例中，提供其中采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的参数关系是线性的(例如，可以由线性数学函数表示)的方法。尽管其他更复杂的函数可以更准确地描述采集的数据之间的关系，发明人已经建立已经能够显著地区分健康对象和遭受某种形式的(动态)过度充气的对象的线性函数。

在这样的实施例中，通过提供其中关系是线性的且参数包括线性参数关系的梯度的方法实现呼吸数据的特别稳健的评估。已经建立了这样的参数：对对象在不同费力水平下的呼吸数据和/或费力水平数据中的绝对误差相对不敏感。由于上述数据可能容易受外部因素(例如个体在监测期间的特定姿势)的影响，这是有利的。另一方面，这样的参数已经被证明对肺疾病(特别对相对低水平的动态过度充气)的发生是敏感的。

本发明涉及其中呼吸数据包括瞬时肺容量的方法。监测瞬时肺容量包含在感兴趣的特定时段期间(其可能是几分钟、几小时、几天或更长)监测肺容量随时间的改变。典型地，肺容量将随着吸入而增大并在呼出时再次减小。

根据本发明，呼吸数据包括仅呼气后的呼气末肺容量(eelv)。通过选择肺容量对时间记录中的极小值容易获得此eelv。

呼吸数据可以由本领域任意已知方法(例如由呼吸量测定法)获得。然而，在特别有益的实施例中，由呼吸体积描记法，更优选地由呼吸感应体积描记法获得呼吸数据。

根据本发明需要的进一步数据包括至少与在费力期间监测对象的需氧量或氧气需要有关的费力水平数据。监测对象可以通过增大瞬时心率、通过增加呼吸频率或通过两者的组合，至少部分地满足瞬时需氧量。因此，监测需氧量可以通过监测瞬时心率被充分地执行，监测瞬时心率包含在感兴趣的特定时段期间(其也可以是几分钟、几小时、几天或更长)监测心率随时间的变化。典型地，心率可以随费力水平(或需氧量)的增大而增大，并随费力水平(或需氧量)的减小而减小。

本发明的实施例提供其中费力水平数据包括由心率测量装置测量的心率的方法。适合的心率监测器包括贴附于围绕胸部穿戴的绑带的发射器，和用于采集心率数据的接收器。发射器接收发射穿过心肌以使其收缩的电信号，并将包括心率数据的电磁信号发送至接收器。其他系统也是适合的，包括使用多普勒效应的系统。

本发明特别有益的实施例提供其中由呼吸数据(特别地但不限于瞬时肺容量数据)获得费力水平数据的方法。由于吸入和呼出周期，瞬时肺容量数据表示肺容量随时间的周期性变化。这样的呼吸周期的频率将通常地取决于费力水平，且其频率可以随费力水平(或需氧量)的增加而增加，并在费力水平(或需氧量)已经降低后再次减小。

呼吸频率——对于费力的测量——在本发明的实施例中由记录的呼吸数据获得。呼吸频率可以以几种方式由这些数据获得，例如通过建立呼吸循环的持续时间。这样的持续时间例如可能通过测量呼气末瞬间之间的时间差建立。呼气末瞬间发生在每个呼吸循环(被定义为吸入和呼出顺序)的结尾。还可以使用用于从记录的呼吸数据确定呼吸频率的其他方法，例如建立呼吸周期的起始之间的时间差、或呼吸循环中的其它相应到来之间的时间差。在方法的优选的实施例中也可以使用任何种类的平均技术以获得呼吸频率随时间的移动平均值。例如，由先前的n个呼吸周期(呼吸循环)获得特定时间的移动平均呼吸频率是可能的，其中n优选地从2至10，更优选地从3至8，最优选地从4至6。

在另一实施例中，使用吸气时间(ti)的值。通过测量呼气末瞬间和随后的吸气末瞬间之间的时间差建立ti。ti的倒数结果为可以被用作费力测量的频率(＝1/ti)。在方法的优选的实施例中使用任意种类的平均技术以获得频率随时间的移动平均值也是可能的。

在另一实施例中，使用呼气时间(te)的值。通过测量吸气末瞬间和随后的呼气末瞬间之间的时间差建立te。te的倒数结果为可以被用作费力的测量的频率(＝1/te)。在方法的优选的实施例中使用任意种类的平均技术以获得频率随时间的移动平均值也是可能的。

方法在理论上可以用于处于广泛地不同的姿势的个体，例如处于坐、走、跑、骑车、进行家居活动、登山或任何其它可能的姿势的个体。在有益的实施例中，当执行方法时监测个体的姿势是相对稳定的，例如处于骑车。

有利的是，提供发明的方法的又一实施例，还包括采集与对象的姿势有关的数据。此姿势数据可以用于校正(如果合适)在不同费力水平下获得的对象的呼吸和费力水平数据。有益的实施例包括其中姿势数据包括对象的驱干随时间的瞬时3d形状数据的方法。

本发明还涉及用于评估监测对象的呼吸数据的装置，此装置与发明的方法配合使用。根据本发明的一个方面，装置包括：

呼吸监测工具，用于采集对象在不同费力水平下的呼吸数据，呼吸数据至少与瞬时肺容量有关并包括呼气后的呼气末肺容量(eelv)；

费力水平监测工具，用于采集对象在不同费力水平下的费力水平数据，费力水平数据至少与瞬时需氧量有关；

建立采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的参数关系，参数关系由一个或多个参数描述；以及

依照一个或多个参数的值评估对象的呼吸数据。

根据本发明，装置的计算工具用于建立采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的参数关系，参数关系由一个或多个参数描述；且依照一个或多个参数的值评估对象的呼吸数据。评估可以包括比较一个或多个参数的值与这些参数的特定阈值，以便建立健康状况或疾病状况、或疾病状态。应该清楚的是，在本发明的上下文中任何评估方法是可用的。

发明的装置的几个有益的实施例将在下面描述，在上述发明方法的上下文中已经提及其有利之处。

在本发明的有益实施例中，装置还包括：姿势监测工具，用于采集对象的姿势和/或位置数据，尤其是来自(然而不必须限制于)驱干的姿势和/或位置数据；以及计算工具，用于使用姿势数据校正采集的呼吸数据。

装置的实施例提供用于建立采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的线性参数关系的计算工具。

装置的又一实施例提供用于建立采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的线性参数关系的计算工具，其中参数包括线性参数关系的梯度。

本发明提供其中呼吸监测工具用于采集包括瞬时肺容量、特别地呼气后的呼气末肺容量(eelv)的呼吸数据的装置。

另一实施例涉及其中呼吸监测工具包括呼吸体积描记传感器、更优选地呼吸感应体积描记传感器的装置。这样的传感器是本身被本领域的技术人员已知的且是市场可获得的。

装置的其他实施例涉及费力水平监测工具，其在一个实施例中包括心率测量装置，且在另一特别有益的实施例中包括用于采集对象的呼吸数据的呼吸监测工具。在后一实施例中，费力水平数据优选地包括由呼吸循环(或呼吸循环的部分，例如ti或te)的(移动平均值)持续时间获得的呼吸频率。任何呼吸循环的持续时间可能通过以上已经描述的几种方式获得。

本发明的另一实施例提供还包括用于采集与对象的姿势有关的数据的姿势监测工具、特别地包括用于获得对象的驱干的瞬时3d形状数据的姿势监测工具的装置。

在本发明的有益实施例中，提供其中计算工具包括处理器、可操作地耦接至处理器的计算机可读存储器的装置；其中计算机可读存储器适于接收对象在不同费力水平下的呼吸和/或费力水平数据；以及其中处理器用于建立采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的参数关系，并评估对象的呼吸数据。特别优选的是，装置是为对象便携式的。

装置的其他有益的实施例包括至少携带呼吸监测工具和/或费力水平监测工具的可穿戴物品。这样的可穿戴物品可以包括衣服、衬衫和/或一个或多个带，并为个体提供可以用于正常生活状况和/或运动时期期间的舒适的监测系统。

附图说明

将参考本发明的优选实施例的下述具体的描述和所附附图更加具体地描述本发明，其中：

图1示意性示出用于本发明实施例的相关肺容量的定义；

图2示意性示出健康人和遭受动态肺部充气的人对运动的肺容量响应；

图3a和3b示意性示出根据本发明的便携式装置的实施例；

图4a和4b示意性示出肺容量对时间和用于本发明的方法的实施例的相关参数的图表；

图5示意性表示根据本发明实施例的方法的流程图；以及

图6a和6b示意性示出用于本发明的实施例的指示动态过度充气存在或不存在的参数关系。

具体实施方式

参考图1，示意性示出待用于本发明的实施例的相关的肺容量。肺总量(tlc)对应于肺部可以容纳的空气的总量。肺活量(vc)是从最大吸气至最大呼气(或相反)呼出的空气的量，且余气量(rv)是在最大呼气努力后肺部中剩余空气的量。功能残气量(frc)是在休息时潮呼气(tidalexpiration)后肺部中剩余空气的量。在运动期间通常使用的容量名称为吸气末肺容量(eilv)和呼气末肺容量(eelv)，且这些容量之差定义潮气量(tv)。吸气储备量(irv)是可以从吸气末水平吸入的最大量，且呼气储备量(erv)是可以从呼气末水平呼出的最大的量。tv和irv的总和结果为最大吸气量(ic)，最大吸气量(ic)是从常规的呼气上升至最大吸气的吸气量且通常随eelv成比例地变化。

图2(a)示出正常对象对例如在费力期间发生的增加的呼吸需求的响应(肺容量对时间)。主响应是使用irv和erv以增大tv，同时次响应是增加呼吸频率，特别地是在较高水平的呼吸需求下。由于正常对象具有大的irv和erv，tv容易增大。然后，使用其erv的健康对象展示减小的eelv—如图2(a)所示，然而，eelv的改变可能是小的。当eelv减小时，ic增加。

图2(b)另一方面示意性示出遭受copd的患者。由于呼气流限制和不完全呼气，利用患者的erv是困难的，且当需要(例如，在增加活动期间)时erv不用于增加tv。由于重复的不完全呼气，eelv上升且患者在使用irv而不显著改变tv的情况下患上过度充气。因此，ic减小且通过更快的呼吸仅能够增加换气，进一步加重过度充气且呼吸变得如此受限制使得患者不得不停止活动。此现象称为“动态过度充气”。由于在费力重新到达较低水平后肺容量通常恢复至其初始值，动态过度充气是动态的。

特别在运动期间，copd患者可能体验不舒适(例如，呼吸困难和呼吸急促)。此外，动态过度充气可能导致更多问题，例如，肺泡过度伸张导致血氧不足、低血压或肺泡破裂。因此，能够在早期阶段追踪并管理copd患者的动态过度充气是重要的。

在一个实施例中，本发明提供用于评估监测对象的动态过度充气的方法。发明的方法基于发现可以通过建立采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的参数关系(参数关系由一个或多个参数描述)，以及依照一个或多个参数的值评估动态过度充气的程度可以可靠地确定动态过度充气的存在或不存在以及其的程度(容量和/或感应的速度)的指标。

在特别有益的实施例中，两个参数产生动态过度充气的存在的特别可靠且灵敏的预测或检测。参数包括由呼气末瞬间之间的时间差获得的呼吸频率和呼气后的呼气末肺容量(eelv)。呼吸频率指示费力水平且由呼吸数据容易地获得。

图4a示出示例性呼吸数据。图表表示一系列呼吸的潮汐肺容量(tidallungvolume)10(单位为公升)对时间12(单位为秒)的关系。每次呼吸具有上升的吸气部分和下降的呼气部分。一个吸气-呼气周期花费一定量时间11，其从周期到周期可能不同。时间间隔11通常以秒定义。周期的时间间隔11的倒数定义所述周期的呼吸频率，单位为1/秒。还可以使用先前的n个周期的平均呼吸频率。此外，每个呼吸周期与eelv13(周期之间的极小值)相关。因此，对于每个周期，可以由费力期间产生的呼吸数据计算eelv13和先前呼吸频率26的值的唯一组合。结果为数据点(26，13)的集，示于图6a和6b中。示于图表左侧的数据点指示相对低水平的费力(低呼吸频率)，而示于图表右侧的数据点指示相对高水平的费力(高呼吸频率)。取代呼吸频率，还可以使用心率(在每个eelv处)，还可以使用心率与呼吸频率的组合。

本发明的方法的其他实施例使用呼吸周期的部分，例如吸气时间ti和呼气时间te。图4b限定呼吸循环的te和ti。图表表示一系列呼吸的潮汐肺容量10(单位为公升)对时间12(单位为秒)的关系。每次呼吸具有上升的吸气部分和下降的呼气部分。一个吸气花费一定量时间44，其可能从吸气到吸气不同。时间间隔44对应于ti并通常以秒定义。通过测量呼气末瞬间和随后的吸气末瞬间之间的时间差44建立ti。ti的倒数限定某种吸气频率，单位为1/秒，如上所述其可以用于数据分析。一个呼气花费一定量时间45，其可能从呼气到呼气不同。时间间隔45对应于te并通常以秒定义。通过测量吸气末瞬间和随后的呼气末瞬间之间的时间差45建立te。te的倒数限定某种呼气频率，单位为1/秒，如上所述其可以用于数据分析。

结果是采集的数据是对动态过度充气的存在和不存在非常敏感的。图6a示出在具有copd和相关动态过度充气的患者上获得的图表，而图6b指示健康人。如图所示，eelv数据13和采集的呼吸频率26之间的参数关系可以用线性函数14拟合。如果合适可以使用其他函数。特别灵敏的参数包括由线14绘出的线性参数关系的梯度(或斜率)15。对具有copd的患者在不同费力水平下获得的数据示出负斜率15(图6a)，而对健康人在不同费力水平下获得的数据示出正斜率15。应该注意的是，健康人的斜率还可能约为0，然而显著的负斜率结果指示(初期的)动态过度充气。

只要呼吸数据是可获得的，从其可以至少确定eelv和呼吸频率，本发明可以用于任何患者监测系统。在医院、诊所或实验室环境中使用本发明的方法、并使用来自这些环境中可获得的呼吸传感器的数据是可能的。例如，适合的传感器包括呼吸量测定测量系统和身体体积描记布置。然而，这些是低便携性的且可能限制甚至妨碍患者行动。因此，在本发明的优选实施例中，方法在患者的日常环境中实行，而患者正在进行日常活动，或患者进行运动，例如骑车。在这样的实施例中，呼吸传感器是优选地便携且轻量的，并被布置在或包含在可穿戴物品(例如衬衫、夹克、带、眼罩等)中。

图3a和3b示出提供有监测传感器的衬衫的示例性实施例。图3b的对象被提供有用于测量呼吸肺容量的两条带(15、16)。一条带15被布置为围绕胸腔并产生指示瞬时肺容量的第一信号。第二条带16被布置为围绕腹部并产生指示瞬时肺容量的第二信号。两个信号可以被使用以便产生图6a和6b的图表，或两个信号可以以某些方式组合以产生图6a和6b的图表，例如通过对产生的数据做(加权)和。

包含在带(15、16)中的尺寸传感器19可以基于本领域已知的技术，包括：磁力计；使用磁、机械或光学手段的应变计；包括干涉法的光学技术；电阻抗；表面电或磁活动；体壁运动或体直径的身体体积描记法、超声和多普勒测量等等。优选的尺寸传感器是基于呼吸感应体积描记法(rip)的。rip通过测量布置在待测量的身体部分的带(15、16)中的一个或多个导电元件(金属的或非金属的)的自感应来响应解剖学上的尺寸改变。响应于基础的身体部分尺寸改变，rip传感器自感应随尺寸改变。改变的自感应由可变频率振荡器/解调器模块感测，其输出响应于振荡器频率并最终响应于传感器尺寸。

源于传感器的数据经由适合的线路17(见图3a)传送至方便携带在衬衫的小口袋中的便携数据单元或pdu18。带(15、16)包含对呼吸敏感的尺寸传感器19，并还可以包括其他传感器(未示出)，例如，姿势传感器、加速度计、ecg传感器、温度传感器等。pdu18存储数据并接受来自衬衫的穿着者的输入。pdu18还可以被包含至衬衫本身，并进一步检索并(无线地)传送传感器数据至存储和分析系统。pdu18可以被提供有用于处理传感器数据的处理装置，和/或处理后的和/或原始的数据还可以被传送至远程计算机系统20。如图3a所示，合适的数据分析系统20包括具有处理器的工作站计算机21，用于检查传感器数据的监测器22与其连接。原始的或(部分地)处理的传感器数据(10、11、12、13、26、43、44、45)被传送至系统20，且被存储至计算机可读存储器用于进一步处理。计算机系统20的处理器、或其它实施例中的pda的处理器、或任何其他装置(例如，智能手机)的处理器用于建立采集的呼吸数据和采集的费力水平数据之间的参数关系，并评估对象的呼吸数据。

根据本发明的实施例的可编程方法的示例性流程图如图5所示。在步骤31开始之后，下一步骤32测量特定时间段内的肺容量10。在步骤33中降低或增加工作量(或费力水平)几次的同时执行步骤32，以获得呼吸数据的良好定义的和代表性的样本用于数据分析。实现可表示的数据样本所需要的最小和最大费力水平(或呼吸频率26)取决于例如涉及的人的健康、使用的传感器等的条件。本领域的技术人员将在没有过分负担的情况下能够容易地获得代表性的样本。在下一步骤34中，处理器确定定义为人的呼气停止且吸气开始时的时间的eelv时间戳。eelv时间戳通常地对应于肺容量10达到局部最小的瞬间时间。下一步骤35估算每个eelv时间戳的呼吸频率。此eelv时间戳的呼吸频率26被限定为自从先前的eelv时间戳逝去的呼气时间的倒数。几个先前呼吸的平均呼吸频率还可以被用作一个eelv的呼吸频率。相同的步骤35还估算每个时间戳的eelv13(在呼气末处肺部存在的空气的量)。下一步骤36由计算的eelv13和相应的呼吸频率26数据产生二维数据集，后者是数据集中的独立变量。在最后步骤37中，执行采集的数据集(13、26)的线性拟合，其产生线性关系14的梯度或斜率15。斜率15的值结果是可高度代表动态过度充气的发生。算法在步骤38结束。

在此描述的发明不限于公开的优选的实施例的范围，后者旨在仅示出本发明的几个方面。可以对本发明做出各种改变，且从前述的描述中本发明的各种改变对本领域的技术人员是明显的。这样的改变同样意在落入所附权利要求的范围内。