专利名称：呼吸监测器的制作方法
技术领域：
本发明的一方面涉及一种用于监测患者的呼吸的设备。所述设备可以用于，例如，诸如呼吸不足和呼吸暂停的监测呼吸紊乱。本发明的其他方面涉及一种用于监测患者的呼吸的系统和上述监测的方法。
背景技术：
被称为“气道正压”(PAP)的技术允许监测遭受诸如呼吸暂停或呼吸不足的呼吸紊乱的患者的呼吸。根据此技术，优选在患者睡眠时使患者通过面罩接收压缩气流。以通常为通风装置单元形式的气流源来产生压缩气流。压缩气流通常包含适宜吸入的空气，可选地，该空气可以是增氧的或具有任何其他合适的组成。根据医师规定的气流压力来调节气流源。气流传感设备耦接于气流源与面罩之间。气流传感设备提供气流穿过气流传感设备的速率的指示。处理器可基于气流传感设备提供的指示来产生监测数据。
WO 9945989描述了用于治疗诸如阻塞性睡眠呼吸暂停或充血性心力衰竭的医学障碍的系统。该系统包括流量传感器，该传感器测定递送至患者的压缩气体的流速。该系统将压力递送至患者，其为该患者流速的函数。
发明内容
需要一种允许在多种监测环境中相对精确的呼吸监测的解决方案。为了更好地满足此需要，已考虑了以下方面。医师通常规定对于待应用于具有呼吸问题的患者的气流的特定的压力。此特定压力优选地对应于解决患者的呼吸问题所需的最低限度的压力。这是因为气流的压力越大，通常造成患者越不舒适。非执业医师(non-physician)通常将气流源的压力调节为医师规定的压力。在引入压力损失的气流传感设备耦接于气流源与患者佩戴的面罩之间的情况下，递送至患者的气流的压力将不对应于医师规定的压力。原则上，可能会通过将气流源调节至高于医师规定的压力以略微补偿压力损失。然而，这并非实际的和可靠的解决方案。调节气流源的非执业医师可能不知道将会使用气流传感设备，或者可能对此不确定。即使非执业医师知道将会使用气流传感设备，他或她也可能不知道此设备将引入的压力损失，或者可能对此不确定。而且，压力损失将随着患者吸入和呼出变化。压力损失不是恒定的且因此不能通过补充气流源的压力以精确的方式来补偿。根据本发明的一方面，一种用于监测患者的呼吸的设备包括-入口，其用于接收来自气流源的压缩空气流；-出口，其用于将所述压缩空气流施加于可由所述患者佩戴的面罩；-气流通道，其布置于所述入口和所述出口之间，所述气流通道具有轴并且在所述入口至所述出口的方向上展示出直径的减少部分随后是直径的增加部分，由此，所述直径的增加部分包括其中直径以相对于所述轴小于10°的斜度增加的初始部分，所述初始部分占所述直径的增加部分的至少三分之二；以及-压力测量装置，其被布置以提供在所述气流通道的具有不同直径的两个段之间的所述压缩空气流中的压力差的指示；以及-处理模块，其被布置以基于所述压力测量装置提供的压力差的连续指示而确定呼吸参数随时间的变化。在上述的设备中，压缩空气流能够穿过气流通道而没有任何实际的压力损失。因此，当气流通道插入气流源与患者佩戴的面罩之间时，引入的压力损失并不明显。例如，对于具有I升每秒流速的气流可以仅导致20Pa的压力损失。因此可以仅调节气流源以提供由医师规定的压力，而无需进行可能导致误差的对压力损失的补偿。重要的是，应当注意，根据本发明的设备提供的对压力差的指示构成对在气道正压(PAP)应用中的瞬时流速的不精确的指示。这是因为，在PAP应用中，根据本发明的气 流通道具有相对大的内径并且其流速相对低。例如，内径通常为22_而流速通常在0和I升每秒之间的范围，平均流速为约0. 5升每秒。因此，气流通道提供了相对低的所谓的雷诺数。雷诺数越低，根据气流通道中的压力差可测量的瞬时流速越不精确。校准不能解决这个问题。在呼吸量测定应用中，流速显著高于PAP应用中的流速。因此，在呼吸量测定应用中，根据本发明的气流通道可提供用于测量瞬时流速的具有可接受的精确度的足够高的雷诺数。然而，本发明涉及PAP应用，PAP应用意味着流速测量的固有的不精确。在PAP应用中，尽管存在流速测量的固有的不精确，但根据本发明的设备可提供关于呼吸参数随时间的变化的足够精确的数据。这是因为，不精确主要与从气流源至患者传导压缩空气流的特定物理结构和相应的元件的布置有关。该不精确基本上具有静态特性而不是动态特性。相似的患者呼吸周期产生相似的压力差的指示。压力差的指示的变化将相对精确地反映呼吸周期的变化。因此，能够通过监测随时间的这些变化来可靠地监测诸如呼吸暂停和呼吸不足的呼吸紊乱。根据本发明的另一方面，一种用于监测患者的呼吸的系统包括如上文定义的设备。根据本发明的又一方面，一种监测患者的呼吸的方法包括-监测准备步骤，其中气流传感设备的入口耦接至被布置以提供压缩空气流的气流源，并且其中出口耦接至面罩以将压缩空气流施加于患者；所述气流传感设备包括-气流通道，其布置于所述入口和所述出口之间，所述气流通道具有轴并且在从所述入口至所述出口的方向上展示出直径的减少部分随后是直径的增加部分，由此，所述直径的增加部分包括其中直径以相对于所述轴小于10°的斜度增加的初始部分，所述初始部分占所述直径的增加部分的至少三分之二 ；和-压力测量装置，其被布置以提供在所述气流通道的具有不同直径的两个段之间的所述压缩空气流中的压力差的指示；和-监测执行步骤，其中基于所述压力测量装置提供的压力差的连续指示来确定呼吸参数随时间的变化。根据本发明的又一方面，一种计算机程序产品包括使处理器能够实施上文确定的方法的一套指令。本发明的实施方案有利地包括以下另外的特征中的一个或多个，这些另外的特征在单独的段落中描述。这些另外的特征各自有助于获得相对精确的呼吸监测。气流通道可具有与文丘里管的直径概况(diameter profile)相对应的直径概况。直径的增加部分可包括在初始部分之后的陡峭部分。这允许气流通道相对短。气流通道优选地包括在直径的减少部分与直径的增加部分之间的恒定直径的段。恒定直径的段优选地具有与所述恒定直径相当的长度。压力测量装置优选地提供在恒定直径的段与位于直径的减少部分之前的输入段之间的压缩空气流中的压力差的指示。压力测量装置优选地包括在位于直径的减少部分之前的输入段处的第一压力传感器和位于恒定直径的段的第二压力传感器。可以借助于第一压力传感器获得在面罩处压缩空气流的压力的指示。 处理模块可基于由压力测量装置提供的连续指示来确定对由患者呼吸的空气的体积的估值。处理模块优选地基于由压力测量装置提供的指示来确定对由患者呼吸的空气的流速的估值。然后，处理器对由患者呼吸的空气的流速的连续估值应用积分操作以便获得对由患者呼吸的空气的体积的估值。应当注意，积分操作充当低通滤波器(low passfilter)，其消除了由于在由压力测量装置提供的连续指示中的噪音的随机变化。因此，对由患者呼吸的空气的体积的估值是相对无噪音的。处理模块可以对由压力测量装置提供的指示应用平方根函数以便确定对经过设备的压缩空气流的流速的估值。处理器估计从面罩泄漏的空气的流速并从对经过设备的压缩空气流的流速的估值中减去此估值，以便确定对由患者呼吸的空气的流速的估值。处理模块可将通过设备的压缩空气流的流速的估值的平均值除以在面罩处的估计的压力与环境压力之间的差值的平方根的平均数。此除法提供面罩泄漏系数，其乘以在所述面罩处的估计的压力与环境压力之间的差值的平方根。此乘法提供对从面罩泄漏的空气的流速的估值。根据本发明的系统可包括提供环境压力的指示的辅助压力测量装置。处理模块可确定对由患者呼吸的空气的体积在呼吸周期内的估值的最大与最小之间的差值。该差值表示呼吸周期中的潮气量的估值。处理器然后确定在连续的呼吸周期中的潮气量的连续估值中的变化，以便监测以下中的至少一种呼吸不足和呼吸暂停。参照附图，详细描述说明了以上概述的本发明以及另外的特征。
图I是示出呼吸监测系统的示意图；图2是示出形成呼吸监测系统的一部分的气流传感设备的示意图；图3是示出在气流传感设备内的气流通道的可选方案的示意图；图4是示出形成呼吸监测系统的一部分的监测模块的框图；图5是示出可由监测模块进行的、形成呼吸监测方法的一部分的一序列的样本处理步骤的流程图；图6-9是示出由所述一序列的样本处理步骤产生的多种样本流的信号图；图10是示出形成呼吸监测方法的一部分的一系列泄漏系数测定步骤的流程图IlAUlB是总体示出形成呼吸监测方法的一部分的一系列数据分析步骤的流程图；图12是示出呼吸体积样本的序列的信号图，通过数据分析步骤来确定多种呼吸参数。详细描述图I示出呼吸监测系统RMS的应用。呼吸监测系统RMS包括气流传感设备ASD和监测模块丽。气流传感设备ASD通过若干导管TUl、TU2耦接在气流源AFS和面罩MSK之间。面罩MSK由呼吸需被监测的患者PAT佩戴。通常，气流源AFS是用于机械辅助呼吸的通风装置单元。气流源AFS可以是CPAP型或BiPAP型；CPAP是连续气道正压的首字母缩写词；BiPAP是双水平气道正压的首字母缩写词。
基本上，呼吸监测系统RMS以如下文所述的方式运行。气流源AFS提供气流AF，气流AF通过气流传感设备ASD和导管TUl、TU2到达面罩MSK。通常，气流AF包含适宜吸入的空气，可选地，该空气可以是增氧的或具有任何其他合适的组成。气流AF是压缩的。SP，气流源AFS在呼吸监测系统RMS所应用的位置处提供其压力高于周围压力的气流AF。患者PAT通过面罩MSK呼吸。面罩MSK具有预先确定的漏气量(air leakagecapacity);—部分的气流AF泄漏到周围空气中。这一点，以及气流AF是压缩的事实,导致气流AF具有随患者PAT吸入和呼出波动的流速。该流速通常包括在0和I升每秒之间的范围内，平均值约为0.5升每秒。这是因为呼吸监测系统RMS通常在患者睡眠时监测呼吸。气流传感设备ASD提供指示流速的输出信号对S0。监测模块丽基于该输出信号对SO来监测患者PAT的至少一种呼吸参数随时间的变化。例如，监测模块MM可以可靠地监测呼吸不足事件或呼吸暂停事件，或两者，并提供这些事件的统计数据。这忽略了以下事实，即输出信号对SO通常以相对差的精确度指示流速以及输出信号对SO可以是相对有噪音的。图2示意性地示出气流传感设备ASD。气流传感设备ASD包括入口 IL、出口 OL和布置于入口 IL和出口 OL之间的气流通道AFP。入口 IL和出口 OL可具有例如18毫米的内径。如图2中所示，气流通道AFP具有轴AX。气流传感设备ASD还包括两个压力传感器PS1、PS2。气流通道AFP在从入口 IL至出口 OL的方向上具有特定的直径侧面轮廓。气流通道AFP在气流通道AFP的收缩段N中展示出直径的减少-A D。图2中示出的收缩段N在靠近入口 IL处具有凸起的内部形状和截平的末端。因此直径的减少部分-AD最初是陡峭的然后逐渐减少。这对应于直径侧面轮廓中的负沿然后是圆形部分。收缩段N的后面是具有恒定直径的喉部段T。喉部段T占直径侧面轮廓中的平坦部分。优选地，喉部段T具有与恒定直径相应的长度。恒定直径可以是例如10毫米。气流通道AFP在气流通道AFP中的扩展段W中展示出直径的增加部分+ A D，该扩张段W在喉部段T的后面。图2中示出的扩展段W具有锥形的内部形状和靠近出口 OL处截平的末端。因此，直径的增加部分+AD包括直径逐渐增加的初始部分WI，后面是陡峭部分WS。优选地，在初始部分WI中，直径以相对于轴AX小于10°的斜度小增加。因此，这对应于直径侧面轮廓中的类似的正斜度。优选地，初始部分WI占直径的增加部分+AD的至少三分之二。因此，直径的增加部分的陡峭部分WS占直径的增加部分+AD的小于三分之一。这些特性允许气流AF以没有任何实质的压力损失的情况下穿过气流通道AFP。因此，气流传感设备ASD仅引入不明显的压力损失。关于两个压力传感器PSl、PS2，其中一个位于收缩段N之前的输入段IN，也即，直径的减少部分-A D之前。在下文中，将该压力传感器称作上游压力传感器PSl。另一压力传感器位于具有恒定直径的喉部段T。在下文中，将该压力传感器称作喉部压力传感器PS2。优选地，压力传感器PS1、PS2具有大约若干帕斯卡的分辨率。气流传感设备ASD基本上以下文中的方式运行。出现在收缩段N中的气流通道AFP的直径的减少部分-AD导致穿过气流通道AFP的气流AF的局部压力降。也就是说，气流AF在喉部段T中所具有的压力低于输入段IN中的压力。在下文中将在喉部段T中的压力 称作喉部压力。在下文中将在输入段IN中的压力称作上游压力。气流AF的流速越高，在上游压力和喉部压力之间的差值越大。上游压力传感器PSl提供表不上游压力的输出信号UP。在下文中将该输出信号称作上游压力信号UP。喉部压力传感器PS2提供表示喉部段T中的气流AF的压力的输出信号TP。在下文中将该输出信号称作喉部压力信号TP。由于在上游压力和喉部压力之间的差值随流速变化，因此上游压力信号UP和喉部压力信号TP形成提供流速的指示的前述输出信号对S0。应当注意，上游压力信号UP还表示在面罩MSK处的气流AF的压力。这是因为气流通道AFP不引入任何明显的压力损失。然而，图2中示出并在上文中描述的气流通道AFP在0和I升每秒之间的流速范围提供相对低的雷诺数。因此，输出信号对SO提供的流速的指示是相对不精确的。此外，该指示可能是相对有噪音的。这是因为该指示源自上游压力信号UP和喉部压力信号TP之间的差值。鉴于叠加在前述信号中的噪音组分，该差值是相对小的。图3示出布置在入口 IL和出口 OL之间且具有轴AX的可选择的气流通道AFPa。该可选择的气流通道AFPa包括可选择的收缩段Na。因此，所述可选择的气流通道AFPa展示出相对于图2中示出的气流通道AFP的直径的减少部分-AD具有不同形状的直径的减少部分-AD。该可选择的气流通道AFPa可具有与图2中示出的气流通道AFP相同的喉部段T和扩展段W。上游压力传感器PSl和喉部压力传感器PS2相对于图3中说明的该可选择的气流通道AFPa布置。可选择的收缩段乂具有锥形的内部形状和在靠近入口 IL处的截平的末端。因此，直径的减少部分-AD具有初始的陡峭部分WS，随后是相对长的渐进部分。在该渐进部分中，直径以包括在相对于轴AX例如5°至45°之间的斜度增加。这对应于直径侧面轮廓中类似的负斜度0。该可选择的收缩段Na可以是相对于扩展段W对称的，在此情况下，前述的斜度将小于10°。因此，该可选择的气流通道AFPa可具有与文丘里管的直径概况相对应的直径概况。图4示出监测模块MM。监测模块MM包括处理器PRC、数据采集接口 ACQ、数据通信接口 COM和环境压力传感器APS。处理器PRC可包括其中已储存了指令的程序存储器、和用于执行这些指令的模块。在上述基于软件的实施方案中，这一套指令定义了监测模块MM执行的多种操作，这将在下文中更详细地描述。数据采集接口 ACQ可包括，例如，一个或多个模拟-数字转换器。数据通信接口 COM可包括，例如，无线连接模块或USB模块，或两者。监测模块丽可以是电池供电的。基本上，监测模块丽以下文所述方式运行。数据采集接口 ACQ从气流传感设备ASD接收上游压力信号UP和喉部压力信号TP，上述信号是模拟的。数据采集接口 ACQ分别将这些信号转换为上游压力样本流PU和喉部压力样本流PT，上述信号是数字的。数据采集接口 ACQ进一步从环境压力传感器APS接收环境压力信号AP。数据采集接口 ACQ将模拟的且表不环境压力的该信号转换为数字的环境压力样本流PA。数据采集接口 ACQ可从处理器PRC接收时钟信号CLK以执行这些模拟至数字的转换。上游压力信号UP和喉部压力信号TP可在大约例如IOHz的相对低的频率下取样。因此样本流PT、具有相应的频率。环境压力信号AP还可在更低的频率下取样。这样低的样本频率允许低能量消耗并因此延长电池的供电寿命。处理器PRC基于数据采集接口 ACQ提供的前述样本流PT、PU、PA确立了与患者的 呼吸特征相关的数据。这种与呼吸有关的数据可涉及一种或多种呼吸参数的变化，这些参数可具有统计学特性。例如，与呼吸有关的数据可包括分别指示在给定时段内发生的呼吸不足和呼吸暂停事件的数量的呼吸不足和呼吸暂停指标。与呼吸有关的数据还可指示平均呼吸频率以及其他参数。处理器PRC可确定涉及例如患者的依从性的更多的数据。数据通信接口 COM允许所有这样的数据以有线方式或以无线方式或两者，转换为数据收集实体(data collecting entity)。图5、10、11A和IlB总体说明了呼吸监测的方法以便监测，例如，呼吸不足和呼吸暂停。该方法包括监测模块MM的处理器PRC执行的若干序列的步骤。因此，图5、10和11可各自被视为储存在处理器PRC的程序存储器中的一套指令的流程图表征。通常，上述的一套指令可包括在计算机程序产品中，该产品使处理器能够进行图5、10、11A和IlB中示出且在下文中描述的呼吸监测的方法的至少一部分。计算机程序产品可以是例如数据载体的形式。计算机程序产品可以结合气流传感设备被商业化，例如图2中说明的气流传感设备。图5示出一序列的样本处理步骤SP1-SP5。处理器PRC可以对已采集的新的上游压力样本和新的喉部压力样本进行这一套步骤。也就是说，一序列的样本处理步骤SP1-SP5可重复地以与样本频率相对应的频率进行。在第一样本处理步骤SPl中，处理器PRC从上游压力样本PU(n)中减去喉部压力样本PT (n)，这些样本已优选地在基本上相同的时刻被采集。此减法得到表示上游压力和喉部压力之间在该时刻的差值的压力差样本△ F (n)。在第二样本处理步骤SP2中，处理器PRC以压力差样本A P (n)的平方根乘以气流传感系数a。这得到总流速样本QT(n),其表示在关注的时刻穿过气流传感设备ASD的气流AF的流速的估值。气流传感系数a是预先确定的常数，其基本上由气流传感设备ASD特别是其集合特征来确定。气流传感系数a可储存在预先确定的处理器PRC的存储单元中，例如，寄存器中。应当注意，由于以下因素流速的估值将是相对不精确的。首先，如上文中参照图2和3描述的气流传感设备在0和I升每秒之间的范围的流速提供相对低的雷诺数，这典型对应于本方法所应用于的PAP应用。基本上，流速的估值受图I中说明的系统中的特定物理构型和相应的元件的布置的影响，例如面罩MSK、导管TU1、TU2和气流源AFS。其次，基本上，差值样本A P受上游压力样本流I3U和喉部压力样本流PT中的噪音的影响。
在第三样本处理步骤SP3中，处理器PRC从上游压力样本TO (n)中减去环境压力样本PA(n)。此减法得到面罩过压样本OP (n)，其表示在所关注的时刻面罩MSK处的气流AF的压力与环境压力之间的差值。在这方面，回溯到表示上游压力的上游压力样本PU(n)还表示在面罩MSK处的气流AF的压力。这是因为气流传感设备ASD不引入任何明显的压力损失。处理器PRC以面罩过压样本0P(n)的平方根乘以面罩泄漏系数P。此乘法得到表示经面罩MSK泄漏到周围空气的气流AF的一部分的估值的泄漏速率样本QL (n)。面罩泄漏系数P可基于先前被采集的上游压力样本PU、喉部压力样本PT和至少一种环境压力样本而动态地确定。这将在下文中参照图10更详细地解释。在第四样本处理步骤SP4中，处理器PRC从总流速样本QT (n)中减去泄漏流速样本QL(n)。此减法得到患者流速样本QP (n),其表示在所关注的时刻由患者PAT呼吸的空气的流速的估值。如果患者PAT吸入，则患者流速样本QP (n)通常具有正值，而如果患者PAT 呼出则具有负值。由患者PAT呼吸的空气的流速通常平均为零。应当注意，尽管在流速估值上不精确，第三和第四样本处理步骤SP3、SP4对面罩泄漏提供相对精确的补偿。这是因为该不精确以相同程度影响这些估值。因此，如参照图5和10所描述的，当对于面罩泄漏进行补偿时，该不精确被有效地抵消了。在第五样本处理步骤SP5中，处理器PRC对至此已产生的一系列的患者流速样本QP(i)(i=0，..，n)应用积分函数。该系列包括所关注的时刻当前已产生的患者流速样本QP(n)、以及在先前已进行的一系列的样本处理步骤SP1-SP5中的先前的时刻已产生的患者流速样本QP。积分函数产生呼吸的体积样本VB (n)，其表示在所关注的时刻患者PAT已呼吸的空气的体积的估值。应当注意，积分操作充当低通滤波器，其消除了由于在所述的一系列患者流速样本中的噪音的随机变化。因此，对由患者呼吸的空气的体积的估值是相对无噪音的。图6-9示出了通过重复地进行在上文中描述的一序列的样本处理步骤SP1-SP5产生的多种样本流。每个图均为下述的图形形式，其具有表示时间的横轴和表示样本值的纵轴。图6说明了压力反差样本流(stream of pressure inverse differencesample) - A F，其表示在气流传感设备ASD中的喉部压力和上游压力之间的差值随时间的变化。样本值以单位帕斯卡表示。图7说明了总流速样本流QT，其表示穿过气流传感设备ASD的气流AF的流速的估值随时间的变化。样本值以单位升每分钟来表示。通过将上文中描述的第二样本处理步骤SP2应用于压力差样本获得了图7示出的总流速样本流QT，图6示出所述压力差样本的反向-A F。图8示出患者流速样本流QP，其表示患者PAT呼吸的空气的流速的估值随时间的变化。样本值以单位升每分钟来表示。通过将上文中描述的第三和第四样本处理步骤SP3、SP4应用于图7示出的总流速样本QT获得图8示出的患者流速样本流QP。图9示出呼吸的体积样本流VB，其表示患者PAT已呼吸的空气的体积的估值随时间的变化。样本值以单位升来表示。通过将上文中描述的第五样本处理步骤SP5应用于图8示出的患者流速样本QP中而获得图9中说明的呼吸的体积样本流VB。图10示出一系列的面罩泄漏系数测定步骤SC1-SC3。处理器PRC可以频率显著低于样本处理步骤SP1-SP5执行的频率来重复地执行该系列的步骤。例如，该系列的面罩泄漏系数测定步骤SC1-SC3可以典型的呼吸频率、每几秒钟、乃至更低的频率进行。 在第一面罩泄漏系数测定步骤SCl中，处理器PRC计算总流速样本QT在优选地覆盖几个呼吸周期的时间间隔内的平均值(AVqt= l/kl^ = 15 QT⑴)。该平均值提供在该时段内经面罩MSK已平均泄漏到周围空气的气流AF的一部分的指示。在第二面罩泄漏系数测定步骤SC2中，处理器PRC计算面罩过压样本OP在相同的时段内的平方根的平均值(AV up = 1/k E 0i = k V 0P(i))。如上文中关于第三样本处理步骤SP3所述，通过从上游压力样本PU (n)中减去环境压力样本PA (n)来获得面罩过压样本OP (n) o面罩过压样本OP (n)表不给定时刻面罩MSK处的过压。在第三面罩泄漏系数测定步骤SC3中，处理器PRC以总流速样本QT的平均值除以面罩过压样本OP的平方根的平均值(^ =AVqt/AV,/0P)o该除法得到面罩泄漏系数P，将其应用于第三样本处理步骤SP3直到该系列的面罩泄漏系数测定步骤SC1-SC3重新进行。换 句话说，可通过重新进行前述系列的步骤来更新面罩泄漏系数3。图IlAUlB总体说明了一系列的数据分析步骤SA1-SA9，随后是数据报告步骤SR。处理器PRC结合所述的一系列的样本处理步骤SP1-SP5来进行这些步骤。处理器PRC可以频率低于产生呼吸的体积样本VB的速率来重复地进行所述一系列的数据分析步骤SAl-SAQ0进行所述一系列的数据分析步骤SA1-SA9的频率优选地大于典型的最低呼吸周
期频率。在第一数据分析步骤SAl中，处理器PRC检查以下条件为真还是假最近已产生的一系列的呼吸的体积样本VB展示出超过预先确定的范围的变化(A VB>R )。所述一系列的呼吸的体积样本VB涵盖给定长度的近期时间间隔。此外，处理器PRC检查以下条件为真还是假属于相同的近期时间间隔的一系列的总流速样本QT各自具有大于给定阈值的值(QT>TH )。在前述条件都为真的情况下，将近期时间间隔作为所遵循的时间间隔是合适的。在这种情况下，处理器PRC随后进行第二数据分析步骤SA2。在任一前述条件为假的情况下，近期时间间隔作为不遵循的时间间隔是合适的。然后，处理器PRC可以在产生新的一系列呼吸的体积样本VB后重新进行第一数据分析步骤SA1。在第二数据分析步骤SA2中，处理器PRC检查以下条件为真还是假最近产生的所述一系列的呼吸的体积样本VB展示出最大值(MAX G VB )。最大值是从吸入到呼出的转变的特征。在前述条件为真的情况下，处理器PRC储存最大值出现的时刻以及最大值的值(MAX-MEM)0此后，处理器PRC进行第三数据分析步骤SA3。在所述条件为假的情况下，处理器PRC直接进行第三数据分析步骤SA3。在第三数据分析步骤SA3中，处理器PRC检查以下条件为真还是假最近产生的一系列的呼吸的体积样本VB展示出最大值(MAX G VB )。最大值是从呼出到吸入的转变的特征。因此，最大值是呼吸周期的结束并且新的呼吸周期的开始的特征。在前述条件为真的情况下，处理器PRC储存最大值出现的时刻以及最大值的值。在所述条件为假的情况下，处理器PRC在产生新的一系列呼吸的体积样本VB后重新进行第一数据分析步骤SA1。在所述条件为真的情况下，处理器PRC进行第四数据分析步骤SA4。在图IlB中示出的第四数据分析步骤SA4中，处理器PRC确定在已在前述第三数据分析步骤SA3中识别的最小值和在过去识别的最近的最小值之间已流逝的时间间隔(: AT )。该时间间隔构成呼吸周期期间B⑶患者PAT的最近的呼吸周期的期间。处理器PRC在记录中储存该呼吸周期期间BCD，所述记录包括用于分别的呼吸周期的分别的条目(A T=BCD — REC)。在第五数据分析步骤SA5中，处理器PRC确定在已在前述第三数据分析步骤SA3中识别的最小值和已被识别的最近的最大值之间已流逝的时间间隔(MIN^MAX : AT)。该时间间隔在最近的呼吸周期中构成呼出期间EXD。处理器PRC确定在最近的最大值和已在过去识别的最近的最小值之间已流逝的另外的时间间隔(MAXoMIN4 : AT)。该时间间隔构成在最近的呼吸周期中的吸入期间IND。处理器PRC在前述记录中储存吸入期间IND 和呼出期间 EXD ( A T=IND — REC ； A T=EXD — REC)。在第六数据分析步骤SA6中，处理器PRC确定在已在前述第三数据分析步骤SA3中识别的最小值和已在过去识别的最近的最大值之间的差值(MINeMlNq : AV )0此差值构成最近的呼吸周期中的潮气量TV。处理器PRC在前述的记录中储存潮气量TV (AV=TV — REC)。 在第七数据分析步骤SA7中，处理器PRC检查以下条件为真还是假在结束于最近的呼吸周期的预先确定的时间窗口中已发生大于75%的潮气量TV的减少(TV丨>75% )。所述预先确定的时间窗口可以是例如10秒。在前述条件为真的情况下，处理器PRC将此认为是呼吸暂停事件(APN)。因此，处理器PRC可以使呼吸暂停事件计数器增加一个单位。处理器PRC还可以使数据通信接口 COM立即发送呼吸暂停事件的信号。此后，处理器PRC可进行第九数据分析步骤SA9。在前述条件为假的情况下，处理器PRC进行第八数据分析步骤SA8。在第八数据分析步骤SA8中，处理器PRC检查以下条件为真还是假在所述预先确定的时间窗口中已发生大于50%的潮气量TV的减少(TV丨>50% )。在前述条件为真的情况下，处理器PRC将此认为是呼吸不足事件(HYP)。因此，处理器PRC可以使呼吸不足事件计数器增加一个单位。处理器PRC还可以使数据通信接口 COM立即发送呼吸不足事件的信号。在第九数据分析步骤SA9中，处理器PRC检查以下条件为真还是假监测时间间隔已流逝(Ttot>MT )。监测时间间隔可具有例如20分钟的期间。在前述条件为真的情况下，处理器PRC进行数据报告步骤SR。在所述条件为假的情况下，处理器PRC重新进行第一数据分析步骤SAl。图12示出多种呼吸参数，这些呼吸参数通过在上文中描述的多个数据分析步骤SA1-SA9从序列呼吸的体积样本VB确定。呼吸的体积样样本的序列VB涵盖呼吸周期并可对应于图9示出的图的一部分。图12指示呼吸周期期间B⑶、吸入期间IND、呼出期间EXD和呼吸周期的潮气量TV。在图IlB示出的数据报告步骤SR中，处理器PRC确定已在监测时间间隔中发生的呼吸暂停事件的数量和呼吸不足事件的数量。处理器PRC以相应的数量除以监测时间间隔的期间。这些除法分别得到呼吸暂停指标和呼吸不足指标。处理器PRC将这些指标包括在监测数据报告中(REP)。处理器PRC还可积累所有不遵循的时间间隔以便确定不遵循的总期间和遵循的补充期间。后一期间应当至少等于医师规定的期间。处理器PRC可使不遵循的总期间除以监测时间间隔的期间，以便确定不遵循的时间的百分比。此百分比可包括在监测数据报告中。处理器PRC还可确定已被监测的呼吸周期的数量并使该数量除以预先确定的监测时间间隔的期间，可从前述期间中减去不遵循的总期间。这得到平均呼吸频率，其可包括在监测数据报告中。处理器PRC还可确定吸入期间IND与呼出期间EXD的平均比率，并将该平均比率包括在监测数据报告中。处理器PRC仍可确定另外的数据并包括在监测数据报告中。例如，另外的数据可涉及已在监测时间间隔期间确定的面罩泄漏系数P的变化。如果一个或多个面罩泄漏系数@在通常的数值范围之外时(这表示有意的泄漏)，则所述另外的数据可将其指示出来。在数据报告步骤SR的最后，处理器PRC通常使数据通信接口 COM将监测数据报告转移到数据收集实体。
最后的备注 在上文中参照附图的详细描述仅是权利要求书中定义的本发明和另外的特征的说明。本发明可以多种不同方式实现。为了说明这个问题，简单地说明了某些备选方案。本发明可应用于有利于与呼吸监测有关的多种产品或方法。在详细描述中提及的呼吸参数构成实例。可根据本发明同样地监测其他呼吸参数的变化。存在多种实现根据本发明的气流通道的方式。直径的增加部分的初始部分不是必须需要以线性斜度的形式。初始部分可包括，例如，凸或凹的形式，或任何提供直径的非线性增加部分的其他形式。作为另一实例，直径的增加部分不是必须需要结束于陡峭部分。也就是说，直径的增加可以完全是逐步的。存在多种实现压力测量装置的方式。例如，参考图2，上游压力传感器PSl和喉部压力传感器PS2可以被单个差压传感器所替代。所述差压传感器的一个端口可位于喉部段T ;另一端口可位于输入段IN。在上述的实施方案中，气流传感设备ASD将提供表不压力差的输出信号。于是可省略在上文中描述的第一样本处理步骤SP1。存在多种实现监测模块的方式。例如，监测模块不需要必须包括环境压力传感器。参考图2，在当气流传感设备ASD被用于患者监测时的时间间隔中，上游压力传感器PSl可用于测量环境压力并暴露于周围空气。在图4中说明的处理器PRC可编程以监测上述的时间间隔并将上游压力样本理解为表示周围空气压力。上述的测量可能是相对可靠的，因为周围空气压力变化相对缓慢。存在多种处理来自根据本发明的气流传感设备的信号并分析由其获得的数据的方式。例如，数据不是必须需要如在上文中描述的“匆忙地”分析。可以在整个监测时段中储存表示处理的信号的数据且然后一旦该时段结束则分析此数据。应当注意，在本说明书中描述的信号的处理和数据的分析不是必须需要结合如在上文中定义的气流传感设备而应用。此外，应当注意，信号的处理可以至少部分地通过模拟电路完成。例如，模拟电路可进行已参照图5、10、11A和IlB描述的一种或多种特定的操作。还应当注意，在上文中描述的样本处理步骤SP1-SP5在图I中说明的气流源AFS具有BiPAP型的情况下是特别有利的。在气流源AFS是CPAP型的情况下，可以较简单的方式确立面罩泄漏流速。因为这样的气流源提供恒定压力的气流，可假定面罩泄漏流速为等于总流速在近期的过去中的平均值。参考图5中说明的一系列的样本处理步骤SP1-SP5，在气流源AFS具有CPAP型的情况下，还可以显著较低的频率进行第三样本处理步骤SP3。术语“面罩”应当以宽泛的含义来理解。该术语涵盖能够将气流施加于患者的任何类型的设备，由此一部分的气流泄漏到周围空气。尽管附图将不同的功能实体显示为不同的框，但这决不排除其中单个实体来实施若干功能或其中若干实体来实施单个功能的实施方案。在这点上，附图是非常概略的。例如，参考图4，处理器PRC、数据采集接口 ACQ和数据通信接口 COM可形成单个集成电路的一部分。操作可通过硬件或软件或两者的组合来实现。对基于软件的实施方案的描述不排除基于硬件的实施方案，且反之亦然。包括一个或多个专线(dedicated circuit)以及一个或多个适当编程的处理器的混合的实施方案也是可能的。例如，参考图5、10、11A和IlB在上文中描述的多种操作可通过一个或多个专线来进行，每个专线具有定义所关注的操作的特定布局。 本文之前所做的备注表明，参照附图的详细描述说明了而不是限制了本发明。存在落入所附权利要求的范围内的许多备选方案。在权利要求中的任何参考标记不应当被理解为限制权利要求。词语“包括”不排除除了权利要求中列出的元素或步骤以外的元素或步骤的存在。在元素或步骤之前的元素或词语“一(a)”或“一(an)”不排除多个上述的元素或步骤的存在。相应的从属权利要求定义相应的另外的特征，此纯粹的事实不排除与从属权利要求的组合相对应的另外的特征的组合。
权利要求
1.一种用于监测患者(PAT)的至少一种呼吸参数的设备，所述设备包括 入口(IL)，其用于接收气流(AF)； 出口(OL)，其用于将所述气流施加于所述患者所佩戴的面罩(MSK)； 气流通道(AFP)，其布置于所述入口和所述出口之间，所述气流通道具有轴(AX)并且在所述入口至所述出口的方向上展示出直径的减少部分(-AD)随后是直径的增加部分(+AD)，由此，所述直径的增加部分包括其中直径以相对于所述轴小于10°的斜度(￠)增加的初始部分(WI)，所述初始部分占所述直径的增加部分的至少三分之二 ；和 压力测量装置(PS1，PS2)，其被布置以提供在所述气流通道的具有不同直径的两个段(IN, T)之间的所述气流中的压力差的指示(S0)。
2.根据权利要求I所述的设备，其中所述气流通道(AFP)具有与文丘里管的直径侧面轮廓相对应的直径侧面轮廓。
3.根据权利要求I所述的设备，其中所述直径的增加部分(+AD)包括所述初始部分(WI)之后的陡峭部分(WS)。
4.根据权利要求I所述的设备，其中所述气流通道(AFP)包括在所述直径的减少部分(-AD)和所述直径的增加部分(+AD)之间的恒定直径的段(T)。
5.根据权利要求4所述的设备，其中所述恒定直径的段(T)具有与所述恒定直径相对应的长度。
6.根据权利要求4所述的设备，其中所述压力测量装置(PS1，PS2)被布置以提供在所述恒定直径的段(T)与位于所述直径的减少部分(-AD)之前的所述输入段(IN)之间的所述气流(AF)中的压力差的指示(S0)。
7.根据权利要求6所述的设备，其中所述压力测量装置(PS1，PS2)包括位于所述直径的减少部分(-AD)之前的所述输入段(IN)的第一压力传感器(PSl)和在所述恒定直径的段(T)的第二压力传感器(PS2)。
8.一种用于监测患者(PAT)的至少一种呼吸参数的系统(RMS)，所述系统包括根据权利要求I所述的设备(ASD)和处理模块(MM)，所述处理模块被布置以基于由所述压力测量装置(PS1，PS2)提供的指示(SO)来确定患者呼吸的空气的体积(VB (n))。
9.根据权利要求8所述的系统，所述处理模块(MM)被布置以进行以下步骤 患者流速确定步骤(SP1-SP4)，其中基于由所述压力测量装置(PS1，PS2)提供的指示(SO)来确定患者呼吸的空气的流速(QP (n));和 积分步骤(SP5)，其中将积分操作应用于所述患者呼吸的空气的流速以获得所述患者呼吸的空气的体积。
10.根据权利要求9所述的系统，处理模块(MM)被布置以进行以下作为所述流速确定步骤的部分的子步骤 求平方根子步骤(SP2)，其中平方根函数被应用于由所述压力测量装置(PS1，PS2)提供的指示(SO)以便确定所述气流通过所述设备的流速(Q(t))； 泄漏估计子步骤(SP3)，其中估计从所述面罩泄漏的空气的流速(QL(n));和 校正子步骤(SP3)，其中将已估计的所述流速(QL(n))从所述气流通过所述设备的流速(QT(t))中减去，以确定患者呼吸的空气的流速(QP(n))。
11.根据权利要求10所述的系统，所述处理模块(MM)被布置以进行一系列泄漏系数确定步骤(SC1-SC3)，其中所述气流通过所述设备的流速的平均值除以在所述面罩处的估计的压力与环境压力之间的差值的平方根的平均数，所述除法提供面罩泄漏系数(￠), 由此，在所述泄漏估计子步骤(SC3)中，所述面罩泄漏系数P乘以在所述面罩处的估计的压力与环境压力之间的差值的平方根，所述乘法提供从所述面罩泄漏的空气的流速的估值。
12.根据权利要求11所述的系统，所述系统包括辅助压力测量装置(PS1，PS2)，其被布置以提供环境压力的指示(SO)。
13.根据权利要求8所述的系统，所述处理模块(MM)被布置以进行以下步骤 潮气量确定步骤(SA6)，其中确定一个呼吸周期中由患者呼吸的空气的体积的最大值与最小值之间的差值，所述差值表示所述呼吸周期的潮气量(TV)； 监测步骤(SA7，SA8)，其中连续的呼吸周期的连续的潮气量的变化被确定以便监测以下中的至少一种呼吸不足和呼吸暂停。
全文摘要
患者的呼吸可借助于具有以下特征的设备(ASD)来监测。入口(IL)接收来自气流源的适宜吸入的空气的压缩空气流。出口(OL)将压缩空气流施加于患者所佩戴的面罩。所述气流通道(AFP)布置于所述入口(IL)和所述出口(OL)之间。所述气流通道(AFP)具有轴(AX)并且在从所述入口(IL)至所述出口(OL)的方向上展示出直径的减少部分(-ΔD)随后是直径的增加部分(+ΔD)。所述直径的增加部分(+ΔD)包括其中直径以相对于所述轴(AX)小于10°的斜度增加的初始部分(WI)。压力测量装置(PS1,PS2)提供在所述气流通道的具有不同直径的两个段(IN,T)之间的所述压缩空气流中的压力差的指示(SO)。
文档编号G01F1/36GK102753093SQ201080062987
公开日2012年10月24日 申请日期2010年12月1日 优先权日2009年12月2日
发明者P·萨拉米托 申请人:斯莱特公司