專利名稱：用于穩(wěn)定障礙性呼吸的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于穩(wěn)定由心肺控制紊亂所引起的障礙性呼吸的方法和裝置。
背景技術(shù)：
有幾種己知的呼吸控制紊亂，包括通氣速率和呼吸深度的周期性波動。
這些包括阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)、中樞性睡眠呼吸暫停(CSA)、心力衰竭病人的陳史氏呼吸和周期性呼吸(PB)以及突發(fā)性中樞呼吸暫停。所有這些導(dǎo)致具有波峰和波谷的呼吸參數(shù)的改變，從而引起一段時期的短促、不時的慢呼吸發(fā)生，有時侯接下來是異常深、快的呼吸。波動對于引起完全性呼吸中止(稱為呼吸暫停)的發(fā)作十分重要。通氣振蕩帶來的結(jié)果是引起血液中的二氧化碳和氧氣水平的改變(由于輸送給肺或自肺輸出的凈輸送氣體的改變)，也可能引起心臟變量的波動，包括血壓、心率和心輸出量。
周期性呼吸(PB)為呼吸氣流的循環(huán)調(diào)制，其具有大約一分鐘的周期，并可在心力衰竭(心肌損害攣縮引起心輸出量不足以匹配新陳代謝需求的狀態(tài))病人身上見到。周期性呼吸為充血性心力衰竭(CHF)的強陰性預(yù)兆性指示，但是僅在相對最近時期，PB的影響范圍和預(yù)兆重要性才得到認可。
睡眠呼吸暫停定義為睡眠期間的呼吸中止，并廣義地分成兩種類型阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)和中樞性睡眠呼吸暫停(CSA)，它們的開始機制完全不同。然而，多數(shù)病人具有這兩種類型的混合癥狀，或者在這兩種類型之間交替變化。這兩種類型的呼吸暫停不僅導(dǎo)致心肺生理學(xué)參數(shù)(例如心率、血壓、血氧和二氧化碳水平)的波動，而且導(dǎo)致病人從睡眠、白天嗜睡、抑郁癥和認知功能衰退中覺醒。夜間覺醒雖然僅持續(xù)很短的時間，但可妨礙人獲得滿意的休息所必需的深度睡眠(快速眼動和3-4睡眠期)。OSA典型地包括在氣流缺乏達到頂點的打鼾，并認為是由咽喉解剖學(xué)
的異常所引起。結(jié)果，由于上呼吸道的萎陷/阻塞引起睡眠期間的重復(fù)暫停，進而引起血氧飽和度的降低。
CSA通常定義為睡眠期間幾乎所有的呼吸努力的中止，但仍保持呼吸道不閉合。這種類型的睡眠呼吸暫停包括陳史氏呼吸，其在CHF病人中也很普遍。
具有周期性呼吸或睡眠呼吸暫停的病人提高了呼吸問題引起的繼發(fā)心血管發(fā)病率，包括系統(tǒng)性高血壓、肺動脈高血壓、中風(fēng)和心律不齊以及充血性心力衰竭。
通過使用不同的方法和裝置來治療呼吸暫停紊亂(包括所有上述情況的用語)，包括外科手術(shù)(懸雍垂腭咽成形術(shù))、藥物治療以及呼吸機構(gòu)，該呼吸機構(gòu)包括閉塞面罩或維持呼吸管道正壓的護鼻裝置("CPAP")。這些治療具有低成功率。例如，僅有約40%至60%的懸雍垂腭咽成形術(shù)病人表現(xiàn)出了改善，外科手術(shù)僅能消除大約10%的病人的呼吸暫停紊亂。由于使用了加壓氣體來維持呼吸管道的正壓，使用呼吸機構(gòu)的病人發(fā)現(xiàn)將這些裝置佩帶起來不舒適且吵雜，引起擾亂的睡眠。副作用包括惡夢、鼻干、鼻出血以及頭痛。因此，病人不會按照要求整晚佩帶這種裝置，大約20%的病人甚至拒絕試用這種治療，并且在接受治療的病人中也僅有40%的依從率。
許多具有CHF的病人具有例如是起搏器的可移植心臟設(shè)備和可移植的心律轉(zhuǎn)變器和除纖維顫動器，這些設(shè)備具有用于該類病人的多種功能，包括改進心臟的綜合泵送能力、防止病人心臟過慢跳動以及防止致休克性心律失常的發(fā)生。最近的證據(jù)表明，通過操作心臟起搏器的工作程序而提高病人的心率可減輕中樞性和阻塞性呼吸暫停。然而，簡單地將心臟起搏到更高的速率具有兩個限制第一，減輕呼吸暫停紊亂僅對于具有低心率的病人而不是具有正?；蜉^高心率的病人有效；第二，擔(dān)心提高心率可能對病人的健康有害。
US 6574507和US 6641542公開了通過基波電刺激術(shù)提高心率一段長時間以治療睡眠呼吸暫停的方案。心臟裝置包括檢測生理學(xué)參數(shù)(例如HR、胸內(nèi)阻抗或動脈氧飽和度) 一個或多個參數(shù)，這就允許對呼吸暫停進行檢測。兩篇文獻均公開了在一段時間內(nèi)監(jiān)視呼吸暫停的發(fā)生。當(dāng)每小時多于預(yù)定數(shù)目的呼吸暫停發(fā)生時，治療開始。在治療期間，應(yīng)用電刺激術(shù)使心
率加快。US 6574507教導(dǎo)在病人60秒的自然心率上增加每分鐘至少10次的心跳。然后，心率返回到自然水平。US 6641542教導(dǎo)在病人的平均夜間心率上增加每分鐘15次的心跳。該公開文獻也教導(dǎo)在預(yù)定時間段內(nèi)增加病人每分鐘5-30次的心跳。自那以后，心率在進一步的時間內(nèi)以增量形式下降，直到達到病人的平均夜間心率。結(jié)果表示，這種"過度超速"將減輕呼吸暫停紊亂，盡管沒有清楚的機理可闡明為什么會這樣。
如上面所提及的，由于這些技術(shù)僅可用于那些基本心率低于正常的病人，因而并不能完全令人滿意，否則，將病人的心率長時間地提高到明顯超出平均值的水平可能有害。
US 6126611也教導(dǎo)在檢測到呼吸暫停發(fā)作時提高病人的心率。在優(yōu)選實施例中，通過檢測心率何時下降到預(yù)定水平之下而檢測到呼吸暫停的發(fā)作。然后，觸發(fā)起博器，以便在呼吸暫停發(fā)作時提高病人的心率，目的是改變病人的睡眠模式使得病人從睡眠中醒來。叫醒病人而使正常的呼吸得以重新開始。提高的心率持續(xù)一段預(yù)定時期，或者直到呼吸暫停終止。
這種裝置目的是在呼吸暫停期間叫醒病人。然而，即便缺乏這種裝置，呼吸暫停常使病人醒來。因此，這種裝置的有效性就不清楚了。另外，通過在所有的呼吸暫停期間叫醒病人，病人得到更少的睡眠，從而遭受增加的白天嗜睡。
US 2004/0216740也描述了一種用于減少中樞性睡眠呼吸暫停的系統(tǒng)。在病人呼吸循環(huán)的某個部分期間，病人的至少一部分呼氣回到空氣供應(yīng)管。通過這種方式，病人的下一次呼吸包含一些呼出的氣體和因此而得以提高的二氧化碳水平。這種再呼吸恰好發(fā)生在換氣過度之前或換氣過度期間。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明試圖解決上述問題中的一個或多個。
根據(jù)本發(fā)明的第一方面， 一種用于改善病人通氣模式穩(wěn)定性的裝置，包括至少一個傳感器，其用于感測反映病人的肺氣體水平的參數(shù)和用于產(chǎn)生指示所述參數(shù)的輸出信號；適合接收和處理所述傳感器輸出信號以評處理器，其與用于提高病人肺氣體水平的設(shè)備相通信，并配置成響應(yīng)于肺氣體的下降水平或預(yù)計下降水平產(chǎn)生用于命令所述設(shè)備的控制信號，從而延遲所述肺氣體水平的下降。
根據(jù)本發(fā)明的第二方面， 一種用于改善病人通氣模式穩(wěn)定性的方法，包括檢測反映病人肺氣體水平的參數(shù)和響應(yīng)于肺氣體的下降水平或預(yù)計下降水平使所述肺氣體水平的下降延遲的步驟。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面， 一種用于改善病人通氣模式穩(wěn)定性的裝置，包括至少一個傳感器，其用于感測反映病人通氣水平的參數(shù)并用于產(chǎn)生指示所述參數(shù)的輸出信號；適合接收和處理所述傳感器輸出信號以評估通氣水平的處理器，其與用于提高或控制病人肺二氧化碳水平的設(shè)備相通信，并配置成響應(yīng)于通氣提高的檢測產(chǎn)生用于命令所述設(shè)備的控制信號。
根據(jù)本發(fā)明的又一個方面， 一種用于改善病人通氣模式穩(wěn)定性的方法，包括檢測反映病人通氣水平的參數(shù)和響應(yīng)于通氣提高的檢測使病人肺中二氧化碳水平的下降延遲的步驟。
根據(jù)本發(fā)明的又一個方面， 一種用于改善病人通氣模式穩(wěn)定性的方法，包括步驟檢測反映病人通氣水平的參數(shù)；作為對通氣的連續(xù)分析的結(jié)果，
響應(yīng)于病人肺中的預(yù)計短缺使病人肺中的二氧化碳水平提高。所述預(yù)計短缺為任意可在最近時期內(nèi)發(fā)生的東西，例如在一個呼吸循環(huán)內(nèi)。
通氣是指每單位時間吸入到肺的總空氣量。通過組合每單位時間的呼吸次數(shù)和每次呼吸期間吸入和呼出的空氣量可確定通氣。如上面所提及的，遭受包括通氣波動的呼吸控制紊亂的病人易以振蕩模式呼吸。淺短的、有時慢的或罕見的呼吸過程以呼吸中止而結(jié)束，其后緊接著更快、有時更深的呼吸過程。因此，通氣通常以大約正弦或如截去尖端的正弦(當(dāng)通氣為零的呼吸暫期間，被通氣的較低物理極限切去頂端的)或以更加不對稱的模式振蕩，該不對稱模式在呼吸暫停后能使通氣快速增加，但是其使通氣下降的速度會更快。
在這種情況下，肺中的二氧化碳水平也振蕩，盡管不必要與通氣振蕩同步。典型的通氣模式和相應(yīng)的肺二氧化碳循環(huán)在圖1中示出。繪制了通
氣(V)(升/秒)和潮氣末二氧化碳(C02) (KPA)相對于時間(t)(秒)的曲線。肺中的氧氣水平以類似于二氧化碳水平的方式振蕩，盡管肺氧氣水平 的變化通常和肺二氧化碳水平的變化相反。換句話說，當(dāng)肺二氧化碳水平
在其最大值時，肺氧氣水平在其最小值；當(dāng)肺二氧化碳水平在其最小值時， 肺氧氣水平在其最大值。因而，肺氧氣水平遵循與圖1所示的肺二氧化碳 水平實質(zhì)上相等的模式，但實質(zhì)上相差180°的相位。
本發(fā)明的目的是為了降低二氧化碳和氧氣的振蕩振幅并穩(wěn)定通氣。通 過使用用于將肺氣體水平提高到缺乏治療時原本具有的水平之上的設(shè)備實 現(xiàn)這個目的。應(yīng)用治療以便在當(dāng)自然存在肺中的氣體水平正下降時，提高 肺氣體水平。肺氣體可為二氧化碳或氧氣。當(dāng)肺氣體為二氧化碳時，用于 提高二氧化碳水平的設(shè)備可為外部二氧化碳源、可操作以提高心輸出量的 起博器、低氧氣體混合物或調(diào)節(jié)病人的呼吸氣流程度的元件。當(dāng)肺氣體為 氧氣時，用于提高氧氣的設(shè)備可為外部富氧氣體混合物或者可操作以減少 心輸出量的起博器。在一些實施例中，本發(fā)明可以在二氧化碳和氧氣的自 然水平分別下降時，使用用來提高二氧化碳水平的設(shè)備和用來提高氧氣水 平的設(shè)備這兩者。
下面的討論部分地涉及評估通氣水平和在通氣提高時將肺中的二氧化 碳水平提高到原本具有的水平之上。盡管通氣水平與肺二氧化碳水平和肺 氧氣水平相關(guān)，根據(jù)用于提高肺氣體水平的設(shè)備的特性和單個病人，可改 變這種關(guān)系。因此，使治療的時機選擇符合肺氣體水平而非通氣水平是有 利的。因此，如上面所提及的，在本發(fā)明的第一方面和第二方面中，響應(yīng) 于肺氣體的下降或預(yù)計下降水平而施加治療。應(yīng)當(dāng)理解，下面所描述的有 關(guān)通氣水平的特征可與本發(fā)明的第一方面和第二方面結(jié)合使用，因此，有 關(guān)二氧化碳的可同樣應(yīng)用到氧氣，有關(guān)通氣水平的評估可同樣應(yīng)用到評估 二氧化碳或氧氣水平。
所述系統(tǒng)可包括使肺中的二氧化碳水平人工地提高到通氣正提高時將 具有的水平之上。通過使治療的時機選擇與通氣提高一致，當(dāng)自然的內(nèi)源 性二氧化碳水平遞減時應(yīng)用治療，使肺中的總二氧化碳水平達到平衡。實 際上，通過治療而使二氧化碳增加延遲了實際上存在肺中的二氧化碳水平 的下降。使肺二氧化碳水平提高促進了通氣的提高，并防止了低C02的發(fā) 作以及否則能緊隨而至的呼吸暫停的發(fā)作。因此，有關(guān)二氧化碳水平的提高，是指在缺乏治療時原本具有的水平 之上的提高。
在優(yōu)選實施例中，控制信號命令二氧化碳提高設(shè)備，從而使得在自然 內(nèi)源性肺氣體水平的下降率等于或大于預(yù)定值時的那點提高二氧化碳水 平。這具有好處，即當(dāng)自然內(nèi)源性二氧化碳水平仍在提高時，可不應(yīng)用治 療(即使二氧化碳水平在自然水平之上不提高)。這可以通過在循環(huán)中的二 氧化碳水平下降到閾值水平的某點激活二氧化碳提高設(shè)備而隨意實現(xiàn)。優(yōu) 選地，閾值水平大于內(nèi)源性二氧化碳的下降率為最大時的水平。這就考慮 了在激活所述設(shè)備和實際的肺二氧化碳水平提高之間的病人響應(yīng)中的固有 時延。因此，可在肺二氧化碳水平下降到閾值之前激活所述設(shè)備，這就使 肺二氧化碳水平在肺二氧化碳水平達到閾值時或之后得以提高。
優(yōu)選地，通過對傳感器信號的時間分析確定所述閾值。 當(dāng)病人呼吸在循環(huán)時，所述處理器可用來識別通氣的循環(huán)模式。 有利地，所述系統(tǒng)能任意治療呼吸中的無規(guī)律，而不需要它們適合有 規(guī)則的周期性模式。例如，所述裝置可被編程以用來管理與通氣與其長時 間平均值的偏差線性相關(guān)的二氧化碳濃度。這就允許瞬時非周期性呼吸異 常得以治療。
優(yōu)選地，控制信號的持續(xù)時間小于循環(huán)呼吸的周期。更優(yōu)選地，該持 續(xù)時間在一個循環(huán)接一個循環(huán)的基礎(chǔ)上適合通氣的周期性程度，使得當(dāng)通 氣差不多穩(wěn)定時，給出一小段時間的治療，并當(dāng)通氣中的振蕩很大時，給 出更長時間的治療。換句話說，本發(fā)明適合于在周期性呼吸的具體相位提 供治療。
控制信號可使二氧化碳提高設(shè)備的輸出遵循預(yù)定的模式。例如，二氧 化碳提高設(shè)備的輸出可在一段時間內(nèi)是穩(wěn)定的，例如具有方波輪廓。在其 他實施例中，二氧化碳提高設(shè)備的輸出可隨時間變化。通過這種方式，當(dāng) 自然存在于肺中的二氧化碳水平逐步下降時，由本發(fā)明的干涉引起的存在 于肺中的二氧化碳水平逐步提高，從而使肺中的總二氧化碳量保持平衡。 例如，二氧化碳提高設(shè)備的輸出可以以正弦型式或以增量鋸齒型式提高。
在其他實施例中，控制信號可使二氧化碳提高設(shè)備的輸出響應(yīng)于檢測 通氣中的實時變化而變化。這就允許更精確的按照病人進行調(diào)整的治療。優(yōu)選地，二氧化碳提高設(shè)備具有最大的輸出，以便具有對肺二氧化碳 水平最大的影響，此時自然內(nèi)源性的二氧化碳水平(如果未治療的話)將 以最快的速度下降。使外源性二氧化碳水平的提高速率與自然內(nèi)源性二氧 化碳水平的最快下降匹配，獲得穩(wěn)定病人呼吸模式的有利效率。
二氧化碳提高設(shè)備的輸出可用作延遲肺中的二氧化碳下降的延遲力。
所述設(shè)備還包括存儲傳感器輸出信號或其導(dǎo)出信號的存儲單元。這就 可被處理器存取以識別循環(huán)通氣模式，并用來確定病人在循環(huán)中的相位。
所述處理器通過存取在一段時間內(nèi)檢測的傳感器輸出信號的至少一個 選擇，通過分析檢測的信號以確定通氣循環(huán)的相位和振幅，并通過將相位 和振幅與參考數(shù)據(jù)相比以產(chǎn)生適宜的控制信號，優(yōu)選地確定所施加的治療。 參考數(shù)據(jù)優(yōu)選地指示適當(dāng)?shù)目刂菩盘?，并因此指示用于某些相位和振幅組 的治療方案。比較步驟可包括內(nèi)插參考數(shù)據(jù)以便為實際的相位和振幅提供 適宜的控制信號。
參考數(shù)據(jù)可包括參考相位和振幅數(shù)據(jù)中的極限，由此當(dāng)實際的相位和 振幅落于這些極限之間的時候，產(chǎn)生控制信號。
任意地，所述裝置可包括用于提高病人肺二氧化碳水平的設(shè)備。在一 個實施例中，該設(shè)備可包括與配置成將二氧化碳輸送給病人的輸送裝置流 體連通的二氧化碳源。例如，該輸送裝置可為面罩或鼻套管。由于并不需 要在高壓下將二氧化碳輸送給病人，所述輸送裝置不必對于病人氣密。因 而，本發(fā)明的該實施例能舒適地使用，從而可獲得高的依從度。這相對于 用于穩(wěn)定障礙性呼吸的通氣治療的所有其他形式而言是非常重要的優(yōu)點。
任意地，所述源可為二氧化碳的容器，例如罐或氣缸。通過這種方式， 可給予選定濃度的二氧化碳。無論如何，所述源所供應(yīng)的二氧化碳的濃度 大于大氣氣體的平均濃度。
可備選地，所述源可為收集病人呼出氣體的存貯器。這具有減少費用 的益處。其他的好處是可將氧氣增加到存貯器以防止低氧的發(fā)生。
來自二氧化碳源的二氧化碳在輸送給病人前可任意地與大氣或氧氣混合。
示例包括輸送氣體混合物，該氣體混合物包括例如是4%、 6%、 8%、 10%或其他百分比的二氧化碳以及由保持在病人附近的存貯器所給予的21%的氧氣以及平衡氮；或者該氣體混合物為預(yù)定濃度(例如4%、 6%、 8% 或10%)的二氧化碳和低于大氣濃度(例如16%、 18%或20%)的氧氣的 混合物。
控制信號可控制機電裝置，該機電裝置調(diào)節(jié)連接到二氧化碳源的管的 氣動阻力?？蓚溥x地，所述控制信號可操作氣體源上的閥。可提供不止一 個管，各管均具有閥或機電裝置，從而使得所述處理器可使不同水平的二 氧化碳由各管供應(yīng)。通過這種方式，可使用二進制邏輯控制輸送給病人的 二氧化碳的濃度。優(yōu)選地，管的集合將包括提供二氧化碳的一些管和提供 空氣的一些管，并且這些管平行布置。有利地，給予二氧化碳的管的阻力 將會是如下的比率1、 2、 4、 8等，同時給予空氣的管的阻力具有同樣的 比率。在該實施例中，所述處理器可將補碼二進制信號供給兩組管，從而 獲得寬范圍的二氧化碳濃度，同時保持不變的總阻力。阻力和切換的各種 備選實施例是可能的，這些對本領(lǐng)域的技術(shù)人員而言是公知的。
在備選實施例中，通過連接到兩個孔的管吸入二氧化碳和空氣這兩種 氣體可對二氧化碳相對于空氣的比率進行設(shè)定，孔的相對尺寸可以以機電 方式進行調(diào)節(jié)。這種系統(tǒng)的一個示例是將同軸管緊密地安裝的布置，所述 同軸管的相對方位可通過伺服控制系統(tǒng)改變。這兩個管之間的氣體流通過 的相對孔可由這兩個管的共有孔的一致性確定。
在氣體給予系統(tǒng)的備選實施例中，二氧化碳儲存在高壓氣缸中，并通 過電子可控的連續(xù)可變閥(例如Alicat Scienfific公司的商業(yè)可用閥)進行 給予。
在另一實施例中，用于提高肺二氧化碳水平的設(shè)備包括起搏器。起搏 器操作的不同方面可通過控制信號控制，以使心輸出量提高。例如，控制 信號可命令起搏器使病人的心率發(fā)生變化、起搏器的輸出電壓發(fā)生變化、 心室起搏變化或起搏次序發(fā)生變化、心室起搏之間的時延變化、 一個位置 的感測和另一位置的起搏之間的時延變化，或者上述的組合。另外，控制 信號可使起搏器輸送增廣治療，例如脈沖序列(例如非激發(fā)刺激)、心臟收 縮調(diào)制或早搏后收縮能力增加治療。
提高的心輸出量將會引起富二氧化碳血流回肺存貯器的速率增加。這 進而(通過反射性)影響通氣?？稍谥委煶掷m(xù)時間、治療量方面改變治療。例如，心率所提高的量可 變化和/或到病人的二氧化碳的流量可變化和/或輸送給病人的二氧化碳的 濃度可變化。
傳感器可感測生理學(xué)變量，該生理學(xué)變量可隨通氣而變化，因此反映 了通氣水平。所述傳感器可為下述傳感器中的一個或多個通氣傳感器； 心率監(jiān)測器；血流速度、心率或胸阻抗監(jiān)測器；呼吸應(yīng)變器；血液二氧化 碳、氧氣、乳酸或PH值傳感器；呼出二氧化碳或氧氣傳感器；熱敏電阻或 外圍氧飽和度監(jiān)測器；移動傳感器，例如壓電晶體式傳感器或加速計；或 者其他適宜的傳感器；或者它們的組合。
傳感器示例己在US 5540773、 US 6132384和US 5174287中得到討論， US 5540773和US 6132384描述了用于通過監(jiān)視呼吸道壓力來測量呼吸努 力的系統(tǒng)；US 517428描述了用于監(jiān)視與膜收縮相關(guān)的電活動以及胸腔和上 呼吸道內(nèi)的壓力的系統(tǒng)。
在再一個實施例中，如上所述，用于提高肺二氧化碳水平的設(shè)備可包 括二氧化碳源和起搏器這兩者。這就提供了應(yīng)用治療的方式的靈活性。
所述裝置的部件可和一些或所有的其他部件集成，也可與一些或所有 的其他部件連接，例如通過電線、光纖通信；也可與一些或所有的其他部 件無線連接，例如通過紅外線數(shù)據(jù)傳遞或電磁傳播，例如可通過遙測頭實 現(xiàn)。例如， 一個或多個傳感器可與起搏器集成。在某些實施例中，處理器 也可與起搏器集成。
在本發(fā)明的一個實施例中，所述處理器可用來測量反射增益和來自二 氧化碳分析和通氣信號的時延。這可通過引入瞬時傳入的刺激和檢測對通 氣的下游影響得以完成。刺激可頻繁地并以可變間隔重復(fù)，從而計算平均 響應(yīng)，通過該平均響應(yīng)，可計算刺激和響應(yīng)之間的時間。
任意地，所述裝置包括檢測病人物理活動水平和/或失眠程度的一個或 多個傳感器。因此所述裝置具有可操作模式，在該模式中，僅當(dāng)病人在休 息或熟睡時可引起治療，優(yōu)選地在該狀態(tài)已持續(xù)一段預(yù)定時間后引起治療。
如上述所討論的，在本發(fā)明的優(yōu)選方面，評估了肺氣體水平，并可響 應(yīng)于肺氣體的下降水平或預(yù)計下降水平激活用于提高肺氣體水平的設(shè)備， 從而延遲所述肺氣體水平的下降。肺氣體可為二氧化碳或氧氣。本發(fā)明這些方面的原理與上文所描述的基本一樣。就是說，通過使二氧化碳或氧氣 在呼吸模式中的特定階段提高，以平衡肺中二氧化碳或氧氣水平的自然下 降，否則會被引起的呼吸暫停得以避免。
因此，本發(fā)明的延遲肺二氧化碳水平下降的實施例可與上文所描述的 任何特征組合，包括使用外部二氧化碳源和/或操作用來使心輸出量提高的 起搏器。另外，用來提高肺二氧化碳水平的設(shè)備可包括低氧氣體源，例如 氣體中的含氧量小于大氣中的含氧量的氣體源。該低氧氣體混合物可包括
16%、 18%或20%的氧氣，氣體平衡中的大部分或所有由氮構(gòu)成。響應(yīng)于肺 二氧化碳的下降或預(yù)計下降水平，向病人供應(yīng)低氧氣體混合物以刺激通氣， 使肺二氧化碳水平的下降延遲。此外，用于提高肺二氧化碳水平的設(shè)備可 包括氣流控制元件，該氣流控制元件用來調(diào)節(jié)，例如減少，病人呼吸氣流 程度。該氣流控制元件可通過干涉身體的自然通氣努力來操作通氣。例如， 可提供物理約束以改變病人所吸入的呼吸量。該物理約束可以以可變成度 抑制病人胸腔和/或腹部的移動，從而控制可被吸入的呼吸量。例如，彈性 的形似馬甲的可以以可變成度繞胸腔和/或腹部拉緊的裝置可被使用?？蓚?選地或者另外地，可提供如上所述的收集病人呼出空氣的氣體源。在該實 施例中，可提供一對管道，其中之一通向大氣，另一個通向呼出空氣源， 例如再呼吸袋?？赡芫哂懈淖兒粑鼩饬髌胶獾拈y，其通過這兩個管道。
通過這種方式限制通氣的優(yōu)點是，不需要封閉裝配的面罩，因此病人 的舒適性以及因此而來的依從度得到改善。
本發(fā)明的延遲肺氧氣水平下降的實施例也可與上文所描述的任何特征 組合，包括那些適合與用來將氣體輸送給病人的氣體源一起使用的特征， 其中的差別在于氣體源包括氧氣，具體是高氧氣體混合物。然而，由于肺 中的自然氧的水平一般與自然二氧化碳的水平相反地變化，通過輸送氧氣 的治療應(yīng)用在通過輸送二氧化碳的治療后(或前)的半個相位，就是說， 當(dāng)肺中氧氣水平將要下降的時候。因此，上面所描述的通過使用氣體源以 提高肺中二氧化碳水平的裝置和方法可完全應(yīng)用到本發(fā)明的提高肺中氧氣
水平的方面，除了治療的時機選擇相差半個相位。在該實施例中，高氧氣 體混合物，例如25%、 40%、 60%或100%的氧氣，可輸送給病人，其使用 或大部分使用氮氣來平衡?？蓚溥x地或另外地，用來提高肺氧氣水平的設(shè)備可包括起搏器裝置， 控制信號適合于命令起搏器響應(yīng)于肺中氧氣的下降水平或預(yù)計下降水平使 心輸出量減少。減少心輸出量具有減少二氧化碳返回到肺中的效果，從而 延遲氧氣水平的下降。按確定時間減少心輸出量，以便當(dāng)肺氧氣水平下降 時，具有對肺氧氣水平的影響。


僅通過示例，參考如下的附圖，將對本發(fā)明的實施例進行描述，其中 圖1示出了典型病人的通氣以及二氧化碳水平的變化； 圖2示出了本發(fā)明一個實施例的裝置的示意圖； 圖3示出了本發(fā)明另一個實施例的裝置的示意圖； 圖4示出了用于確定治療的時機選擇和劑量的流程圖； 圖5a、 5b和5c示出了在處理前后自呼吸應(yīng)變器收集的數(shù)據(jù)； 圖6示出了通氣與時間的關(guān)系曲線上的數(shù)據(jù)點和脈動儀圖上的點之間 的關(guān)系；
圖7示出了用于惡化呼吸模式的脈動儀圖8示出了樣本參考脈動儀圖9示出了來自參考脈動儀圖的治療水平的插值；
圖10a和10b示出了治療因數(shù)的示例；
圖11至圖14示出了在本發(fā)明的治療前和治療期間的反映病人通氣、 二氧化碳和氧氣水平的圖15和圖16示出了使用起搏器提高心輸出量對病人的通氣、二氧化 碳和氧氣水平的影響。
具體實施例方式
在圖2所示的本發(fā)明的第一實施例中， 一種裝置包括起搏器2，其可 植入到病人l中；傳感器4，其可收集與病人呼吸和/或心肺功能相關(guān)的生 理學(xué)數(shù)據(jù)；以及處理器3，其可控制裝置的操作。起搏器2為己知的類型， 例如Medtronic Insync公司的III型起搏器。傳感器4可為穿胸廓阻抗傳感 器，其感測電流通過肺的阻抗，并因此產(chǎn)生肺容量指標(biāo)，盡管也可使用其他的用來檢測反映通氣的生理學(xué)變量的傳感器。所述傳感器能與處理器3
通信，在此實施例中，處理器3裝入起搏器裝置中。所述結(jié)合起搏器2和 處理器3的起搏器裝置和傳感器4可植入病人1體內(nèi)。所述處理器3可借 助外部遙感頭(例如用于改變編程參數(shù))手動調(diào)節(jié)。
來自傳感器4的信號指示肺容量，因此反映病人通氣和肺二氧化碳和 氧氣水平。該信號傳遞到處理器3并存儲在位于處理器3內(nèi)的存儲器6中。 處理器3存取所存儲的信息以評估整個時間內(nèi)的通氣、肺二氧化碳和/或氧 氣水平以及它們的變化。因此，處理器3確定循環(huán)模式是否存在，并因而 確定循環(huán)呼吸是否正在發(fā)生。因此，處理器3可識別循環(huán)模式中的呼吸暫 停和呼吸過度。
在呼吸暫停后，病人的通氣提高，這就被處理器3所檢測到。處理器3 然后產(chǎn)生控制信號以操作起搏器2，從而提高病人1的心率?？刂菩盘栆部?改變其他的起搏參數(shù)，代替或另外地，提高心率。例如，起搏器2可改變 心室起搏或心室起搏之間的時延。這就改變了心臟的輸出，結(jié)果病人肺中 的二氧化碳水平提高?？刂菩盘柌僮髌鸩?，使得肺二氧化碳水平在自然 二氧化碳水平下降到最小時提高。突然引入的二氧化碳防止并發(fā)的通氣下 降，另一方面這是低自然肺二氧化碳水平的結(jié)果。
通過這種方式將起搏器2激活僅一小段時間，該一小段時間小于周期 性呼吸的周期。更具體地，在非治療狀態(tài)的通氣循環(huán)部分的期間，起搏器2 所造成的心輸出量提高，具有最大的肺C02下降速率。
所述裝置使用控制信號使起搏器參數(shù)改變。這進而使心輸出量改變并 使二氧化碳水平改變。
在圖3所示的第二實施例中，通過面罩11或類似的輸送裝置將二氧化 碳輸送給病人的通氣系統(tǒng)，從而提高肺中的二氧化碳水平。二氧化碳存儲 在通過管13與面罩11連通的氣體罐12中。呼吸應(yīng)變器14或其他類型的 傳感器，例如電熱調(diào)節(jié)器、流量計、呼吸速度描記器、脈沖血氧計，用來 檢測反映病人呼吸(應(yīng)變器中的胸腔壁運動)的參數(shù)。傳感器14通過電線 15或其他適宜的通信設(shè)備連接到處理器16，該處理器16可與氣體罐12 — 起放置，或者遠離氣體罐12而放置，例如圖3所示。處理器16通過電線 17或其他適宜的通信設(shè)備傳送控制信號，以便控制二氧化碳源?？梢砸耘c上述關(guān)于起搏器裝置相同的方式識別病人的呼吸模式。具體 地，將來自傳感器14的一段時間內(nèi)的信號收集并存儲在存儲器中。存儲的 信息然后通過處理器16進行分析，從而確定通氣水平的變化。在周期性呼
吸循環(huán)的適當(dāng)時間，處理器16產(chǎn)生控制信號，該控制信號使來自二氧化碳 罐12的氣體通過面罩11傳送到病人10，從而進入到病人的肺中。在一個 實施例中，該適當(dāng)時間可簡單地定義為通氣增加至某閾值(例如均值)之 上的時間。在優(yōu)選實施例中，該適當(dāng)時間由對最近的通氣時間過程的自動 分析而確定，該自動分析使用系列步驟，例如圖4所描述的將在下面進行
描述的步驟。從該優(yōu)選實施例所獲得的優(yōu)勢是如果輸送二氧化碳的設(shè)備
在二氧化碳到達肺之前必然引入時延，控制信號被傳送給輸送設(shè)備的時間 可被編程以使得該時間更早。該時機選擇可提前到任何期望程度，即便期 望程度超出了半個循環(huán)，這就意味著二氧化碳給予控制信號在二氧化碳仍 在增加時被激活。因此，外源性二氧化碳的增加避免了內(nèi)源性二氧化碳的
減少?？刂菩盘柌僮鳈C電裝置18，例如螺線管或氣囊閥，該機電裝置調(diào)節(jié) 連接到二氧化碳罐12的管13的氣動阻力。該管13通向保持在大氣壓力上 或大氣壓力附近的并聯(lián)結(jié)到面罩11的存貯器19。另一機電裝置20控制大 氣壓力下的室內(nèi)空氣的流入，其也聯(lián)結(jié)到面罩。因此，機電裝置18、 20調(diào) 節(jié)空氣和病人吸入的二氧化碳的相對比例，并可精確地輸送不同濃度的二 氧化碳。
作為備選方案，控制信號可以以機電方式操作氣體罐上的閥，以改變 大氣或加壓空氣和由增壓氣缸提供的二氧化碳的比例，該增壓氣缸具有或 不具有中間低壓存貯器。
在變形(未顯示)中，多個平行管具有二次冪比率的阻力，從而使得 阻力的控制可使用二進制邏輯來實現(xiàn)。另一實現(xiàn)方式包括引入由機電伺服 控制系統(tǒng)操作的旋轉(zhuǎn)氣體調(diào)節(jié)閥。
所述裝置以安全機制進行了構(gòu)造，由此阻止了富含二氧化碳的空氣的 連續(xù)輸送一段比預(yù)定周期更長的時間。這些可結(jié)合到處理器13、 16，或者 優(yōu)選地由另外的單獨的控制系統(tǒng)提供，這種單獨的控制系統(tǒng)使其獨立于主 處理器的故障。進一步地，如果發(fā)生電故障或控制器故障，所述裝置具有 安全系統(tǒng)，從而切換到正常大氣的呼吸，直至裝置被手動重置。另一個實施例類似于上文所描述的使用二氧化碳罐的實施例。然而， 面罩收集呼出的空氣并將空氣供應(yīng)給存貯器，從而儲存呼出的富含二氧化 碳的空氣。當(dāng)處理器確定治療是必要的時，控制信號使呼出空氣以和上文 所描述的輸送來自罐的二氧化碳的相同的方式輸送到面罩。
在本發(fā)明的其他實施例中，來自傳感器的信號由處理器器處理以評估 肺二氧化碳和/或氧氣水平。處理器確定肺氣體水平的變化是否為循環(huán)模式，
從而可識別如上文所討論的呼吸暫停和呼吸過度。處理器響應(yīng)于下降的肺 氣體水平或預(yù)計下降的肺氣體水平產(chǎn)生控制信號，該控制信號操作肺氣體 水平提高設(shè)備以延遲肺氣體水平的下降。二氧化碳提高設(shè)備可為起搏器、 二氧化碳氣體罐或上文所討論的呼出空氣存貯器?？蓚溥x地，可能是包含
16%、 18°/?；?0%氧氣的低氧氣體混合物。氧氣提高設(shè)備可為包含25%、 40%、 60%或100%氧氣的高氧氣體混合物，該高氧氣體混合物可以以上文 所描述的有關(guān)二氧化碳氣體供應(yīng)的方式供應(yīng)給病人?？蓚溥x地，起搏器可 用來減少病人的心輸出量。起搏器可為如上文所描述的，并可操作以減少 病人的心率和/或改變其他的在氧氣水平下降時減少心輸出量的起搏參數(shù)。
在一些示例中，二氧化碳和氧氣提高設(shè)備均用來分別響應(yīng)二氧化碳和 氧氣水平的下降和預(yù)計下降。上面所提及的一個或多個設(shè)備可結(jié)合使用。
在上述示例中，當(dāng)自然內(nèi)源性水平下降到最小值時，處理器使肺中的 二氧化碳或氧氣水平提高。既然在治療的應(yīng)用(例如心率提高)和作為結(jié) 果而產(chǎn)生的肺中二氧化碳或氧氣水平的提高之間存在固有時延，優(yōu)選地在 需要提高肺中二氧化碳或氧氣水平之前的某個時間開始治療。處理器可被 編程以在需要提高前的預(yù)定時間激活二氧化碳或氧氣提高設(shè)備，并且該預(yù) 定時間可基于已知的、典型的時延。
然而，由于不同的病人以不同的方式對治療起反應(yīng)，尤其是以不同的 速度，優(yōu)選的是所述設(shè)備可學(xué)習(xí)特殊病人的固有時延，使得可在需要提高 二氧化碳或氧氣之前的最優(yōu)時間開始治療。
下文討論當(dāng)使用二氧化碳提高設(shè)備時，可怎樣評估治療的最優(yōu)時機選 擇。自然地，同樣的程序可用于使用氧氣提高設(shè)備的系統(tǒng)，所述程序可進 行修改，以便在可變氧氣水平的循環(huán)中的適當(dāng)時間開始治療。
輸送一個循環(huán)的檢查治療的重復(fù)劑量，例如一個每分鐘劑量或匹配病人本能的循環(huán)呼吸頻率的每頻率劑量。在少數(shù)循環(huán)的檢查治療后，呼吸模 式會變得周期性，或者具有與檢查治療一致的相位。因此，所述裝置可確 定檢查劑量的開始和反映通氣的信號的最大值之間的時延。
上文所描述的裝置用來確定治療何時是必要的方式，以及所應(yīng)用的治
療量將會參考圖4至圖IO進行描述。首先參考圖4，在步驟A，傳感器信
號X" X2、 X3…Xt在一段時間內(nèi)(例如許多秒(t))被收集，并存儲在存儲
器中。傳感器感測隨通氣變化的參數(shù)，因此這些傳感器信號描述了反映通 氣的變量，并且因此該變量隨循環(huán)呼吸模式振蕩，盡管可能并不同相。因 此，應(yīng)以比周期性呼吸的周期快得多的頻率進行取樣。
某些在時間窗(T)期間收集的已存儲的傳感器信號(Xt.T+"Xt.T+2、Xt.T+3…
xt)自存儲器中取回(步驟B)。例如，圖5a描述了在一段時間內(nèi)從呼吸應(yīng) 變器收集的原始數(shù)據(jù)。作為選擇，通過將傅立葉變換(或技術(shù)人員已知的 其他提供類似信息的信號分析方法)應(yīng)用到在另一段更長時間內(nèi)所收集的 信號以確定周期性呼吸的周期，從而確定信號所包含的時間周期T。然后， 將窗口持續(xù)時間T設(shè)定為該周期或幾倍于該周期。
如所提及的，可自若干源的任意一個獲得對通氣的測量，并且各源具 有適當(dāng)?shù)奶幚硇问剑员惬@得可用的通氣信號，從而檢測即時的周期性呼 吸循環(huán)的幅值和相位。該處理在步驟C中執(zhí)行。
例如，如果信號來自流量計并具有描述吸氣的正壓以及描述呼氣的負 壓，適當(dāng)?shù)某跏疾襟E序列將矯正信號(使所有的負值為正)，然后應(yīng)用低通 濾波器，例如是Hanning窗或許多本領(lǐng)域技術(shù)人員所熟知的低通濾波器中 的另一種。這就會提供并不顯示個別呼吸(例如振蕩)而使呼吸更加平滑 的信號，該信號僅顯示周期性呼吸循環(huán)中的呼吸波動。
如果所述信號由來自檢測胸腔壁位置的傳感器的信號代替(例如圖5a 中所示的信號)，則開始適當(dāng)?shù)牟襟E過程，并以微分步驟開始(計算來自傳 感器的連續(xù)電壓之間的差分)。這就產(chǎn)生大體上等于從流量計所獲信號的信 號，然后可經(jīng)歷上述的矯正和低通濾波步驟。
如果傳感器產(chǎn)生與通氣非線性相關(guān)的信號，在處理中包括應(yīng)用校準(zhǔn)曲 線以產(chǎn)生與通氣線性相關(guān)的信號是非常有利的。
對于可被數(shù)字處理的分析的后續(xù)步驟有利的是，數(shù)據(jù)應(yīng)被歸一化(步驟D)。使數(shù)據(jù)相對于通氣的長時間平均值成一定比例，從而使得具有持久 穩(wěn)定通氣的病人將持久具有為1的通氣值，然而，如果病人具有一段呼吸 暫停，在呼吸暫停期間，通氣將被記為零，而在呼吸過度期間，通氣將被 記為大于1的值，而在這兩個極端之間通氣將以這個比例進行記分。最簡 單的歸一化方法是將反映通氣(存儲在累積緩沖)的原始值除以原始值的
均值，以便得到歸一化的數(shù)據(jù)集(yn)。
圖5b示出了圖5a中的原始數(shù)據(jù)的微分、校正、低通濾波以及歸一化 的結(jié)果。
在優(yōu)選實施例中，處理器自動定義了兩個時間窗。如上面所討論的， 第一時間窗T為長時間窗(例如10或15分鐘)。在存儲在長時間窗內(nèi)的歸 一化通氣數(shù)據(jù)中，通過本領(lǐng)域技術(shù)人員易于了解的很多種自動方法中的任 意一種，有可能確定周期性呼吸循環(huán)的持續(xù)時間是多少(步驟E)。例如， 這可通過計算波峰和波谷、計算零相交或者有利地通過應(yīng)用傅立葉變換以 及為周期性呼吸的循環(huán)時間在近真值(plausible values)范圍內(nèi)選擇主頻率 而得到。例如，該波段的近真值可運行在45秒和90秒之間。
第二時間窗為短時間窗U，旨在用來確定當(dāng)前周期性呼吸循環(huán)的精確 相位和振幅。有利地，處理器可采用取自長時間窗T分析的周期性呼吸循 環(huán)長度值，并使用該長度值作為短時間窗U的長度的定義(步驟F)。該短 時間窗僅包含有關(guān)當(dāng)前循環(huán)(例如，大約過去的一分鐘)的信息，這就帶 來對治療迅速作出響應(yīng)的優(yōu)勢。
然后，自動計算周期性呼吸的振幅(R)和相位(P)。該過程開始于對 短時間窗(例如從1分鐘以前到現(xiàn)在)內(nèi)的歸一化數(shù)據(jù)進行傅立葉分析以 獲得傅立葉分量。然后自動選擇頻率匹配周期性呼吸循環(huán)的持續(xù)時間的分 量，并且確定其振幅和相位以產(chǎn)生R和P。例如，對于圖5a中的原始數(shù)據(jù)， 圖5c示出了在周期性呼吸頻率的通氣中的振蕩分量，通過傅立葉分析進行 分離和量化，給出振幅R和相位P。有利地，既然感興趣的頻率已提前知 曉，可不必要計算全傅立葉分析。相反，通常的計算不同頻率的傅立葉分 量的迭代過程(對本領(lǐng)域的技術(shù)人員是公知的)可被僅計算感興趣的振幅 和相位的簡單步驟所替代。
然后可建立通氣循環(huán)如何隨時間變化的描述。通過將數(shù)據(jù)繪制在示波器上(步驟G)可得到方便的描述。應(yīng)當(dāng)理解，實際上將數(shù)據(jù)繪制在示波 器上對于操作所述裝置而言并非必須的，在這兒使用僅為提供理解數(shù)據(jù)處 理的一種方法。顯示通氣(V)的時間(t)曲線上的點與示波器上的點的
對應(yīng)方式在圖6中示出。示波器上圖表上的點的角位置表示在給定時間的
信號相位，自圖表中心的距離表示循環(huán)的最大振幅。點1對應(yīng)于通氣中的
波谷，點2對應(yīng)于波峰，點3對應(yīng)于通氣中的中間點。歸一化通氣(V)的 時間(t)圖表在圖7中示出，其描述了逐步遞減的呼吸模式，并可在示波 器圖表上繪制，如圖所示。周期性呼吸模式的漸增振幅描述在以螺線表示 的圖表中，當(dāng)通氣振蕩的振幅逐步增大時，該螺線的半徑逐步增大。
因此，所述設(shè)備可在任意時間點確定病人在周期性呼吸模式的什么相 位，以及與平均通氣的偏差是多少。通過將圖表中的當(dāng)前點(即周期性呼 吸的當(dāng)前相位和振幅)與描述在示波器圖表的給定區(qū)域的治療程度的查詢 表相比較，所述處理器可產(chǎn)生適當(dāng)?shù)目刂菩盘?，以給予適當(dāng)?shù)闹委煛?br> 樣本參考圖表在圖8中示出。該圖表具有多個參考半徑，在該示例中 為對應(yīng)于周期性呼吸的三個不同振幅的三個參考半徑(R,、 R2、 R3)。在各 參考半徑上，對應(yīng)于一小段循環(huán)的治療區(qū)域被標(biāo)出了。所述治療區(qū)域中心 定位在參考半徑上的中間點(M,、 M2和M3)的周圍，并在所述點的每一 側(cè)上延伸半個寬度Hi、 H2、 H3。該區(qū)域描述呼吸循環(huán)中的相位，在該呼吸 循環(huán)期間，應(yīng)將治療應(yīng)用到病人?？梢钥闯?，周期性呼吸的振幅越大(對 應(yīng)于半徑R》，所應(yīng)用的治療時間越長。這是因為周期性呼吸更為嚴格，因 此可更有力地進行治療。
所述裝置在給病人使用前，可用參考示波器圖表對其進行編程，基于 已知的標(biāo)準(zhǔn)的心呼吸響應(yīng)或分析理論確定對于參考圖表上的點的治療時機 選擇和范圍，該分析理論源自氣體交換、通氣、氣體輸送和心血管系統(tǒng)之 間的相互作用的數(shù)學(xué)模型?？蓚溥x地，參考數(shù)據(jù)可通過經(jīng)歷監(jiān)視對一系列 刺激的響應(yīng)的一段時間的病人獲得(例如，對于給定外源性C02濃度的響 應(yīng)時間和響應(yīng)量，或者跟隨起搏器參數(shù)的給定變化的內(nèi)源性C02增量)。
自然地，病人的實際呼吸模式可能不精確地遵循參考半徑。因此有利 地，用于實際呼吸模式的治療區(qū)域可內(nèi)插參考數(shù)據(jù)，例如使用線性插值。 參考圖9，對于遵循半徑R的路線的周期性呼吸模式的中間點MK和半個寬度HR可通過任何已知的插值算法計算，例如下面的方程
在振幅小于最小參考半徑時，由于周期性呼吸不嚴格，處理器可確定 無需任何治療。在振幅大于最大參考半徑時，就像振幅對應(yīng)于最大參考半 徑一樣，處理器可應(yīng)用治療。
一旦處理器已計算出給定呼吸模式的治療區(qū)域，處理器確定當(dāng)前的呼 吸相位是否在治療區(qū)域內(nèi)(即Mr+AHr內(nèi))。如果處理器發(fā)現(xiàn)當(dāng)前的相位在
治療區(qū)域內(nèi)的任何地方，則處理器產(chǎn)生控制信號以應(yīng)用某些形式的治療。
可以看出，當(dāng)當(dāng)前信號的振幅和相位落在圖9中的楔形區(qū)域中時，應(yīng) 當(dāng)應(yīng)用治療。楔形區(qū)域的定義可存儲在裝置中，例如在R、 M和H的值的 表格中，這些值勾劃出外部邊界。
在優(yōu)選實施例中，處理器可改變要應(yīng)用的治療量，從而使得當(dāng)自然內(nèi) 源性二氧化碳水平將會預(yù)期地以最快速度跌落時以及當(dāng)處理器檢測到對應(yīng) 于嚴格周期性呼吸的大振幅時，應(yīng)用更大的治療水平。處理器可根據(jù)如下 的公式規(guī)定治療量
T=TmaxXTFRXTFP
其中，T為將要應(yīng)用的治療水平；Tma為主控變量，其確定系統(tǒng)當(dāng)前準(zhǔn)
備輸送的最大治療水平；TFK為治療因數(shù)，其歸因于對應(yīng)于呼吸模式的當(dāng)前 信號；TFp為治療因數(shù)，其歸因于當(dāng)前信號的相位角。TFr和TFp可各自具 有0到1之間的值。因此，T值可在零(未治療)和最大治療值T,之間 變化。
治療因數(shù)可在半徑或相位的整個范圍內(nèi)線性變化，例如圖10a所示。 然而，優(yōu)選的是TFp在整個相位角范圍遵循反余弦輪廓，如圖10b中所示。 這就給出了優(yōu)勢隨時間給予的C02的輪廓類似C02短缺的輪廓，如果治 療未被給予的話，短缺就會發(fā)生。
為了避免應(yīng)用過多的治療，用于特定呼吸模式的最大治療水平的值可 初始地設(shè)為零，但隨著時間(例如每幾分鐘)逐步提高，直到呼吸模式令 人滿意地穩(wěn)定下來，并且，如果看起來治療為過治療和惡化了周期性呼吸， 則該值再次減少。以這種方式，響應(yīng)于病人在那時的呼吸，可實時計算治療水平。
有利地，為了能檢測在呼吸控制穩(wěn)定性上的增量治療益處，所述系統(tǒng) 將間歇地切斷干涉預(yù)定持續(xù)時間(有利地， 一個或多個周期性呼吸的循環(huán) 長度，如通過長時間窗的分析所確定的那樣)。從而，所述系統(tǒng)能檢測到不 太可能的但可想到的經(jīng)治療后呼吸控制穩(wěn)定性反而更壞的環(huán)境，并使治療 失效，直到在隨后的便利時機下發(fā)生手工干涉。
應(yīng)當(dāng)注意的是，盡管整個文檔，為了簡便，將所述處理器描述成檢測 "通氣提高"的用于給予治療的觸發(fā)器，實際上，以本文描述的方法和裝 置，處理器通過使用周期性呼吸的一個或多個循環(huán)的以供決策的數(shù)據(jù)來確 定周期性呼吸循環(huán)內(nèi)的相位。結(jié)果，不僅能在通氣一開始時就檢測到通氣 的增加，而且能自動地預(yù)計在不遠將來的增加。此外，在同樣設(shè)備條件下， 可預(yù)計周期性呼吸循環(huán)內(nèi)的任何預(yù)定相位，例如波峰、波谷或任何期望的 干涉時間點。因而，根據(jù)對通氣下降進行檢測和阻止可以同樣容易地描述 治療算法裝置和方法將大體相同。
有利地，所述系統(tǒng)具有調(diào)節(jié)治療以適合不同病人的呼吸循環(huán)的時機選 擇需求的能力，即考慮治療和二氧化碳提高之間的固有時延。這可通過使 用治療功效的自動評估系統(tǒng)而獲得。在一個實施例中，通過自動地執(zhí)行治 療對未治療的小試驗，并比較所獲得的振蕩大小，可測試在最初的預(yù)定相 位給予治療的功效。例如，5分鐘時間內(nèi)沒有進行治療，接下來的5分鐘時
間內(nèi)，在通氣波峰之前的0.25個循環(huán)內(nèi)施加最大的治療，接下來的5分鐘 內(nèi)沒有治療，再接下來的5分鐘內(nèi)進行治療。通氣振蕩的振幅(表示成平 均通氣的比例，即使用所述的歸一化值)可在治療階段進行平均，并單獨 對非治療階段平均。有利地，用于測量這些振幅的時間段不包括初始時期 (例如l、 2或3分鐘)但卻包括治療過程的后面部分。治療階段的振蕩振 幅和非治療階段的振蕩振幅之間的差為治療功效的測量值(負值指有益的 治療)。在夜間，也可嘗試一系列的對治療時機選擇的輕微修改，并將其益 處量化。在給出的示例中，這些改變可在通氣波峰之前的0.20個循環(huán)或0.30 個循環(huán)給予最大量的二氧化碳。如果改進的治療比當(dāng)前的治療方案產(chǎn)生更 大的益處，治療方案改變成改進值。
有利地，這些時機選擇的范圍可限制在生理學(xué)上似乎合乎情理的范圍。有利地，多于一晚的數(shù)據(jù)被積累，從而使得大量的數(shù)據(jù)可用來選擇最 佳治療時機。
有利地，治療時機選擇和治療效果之間的關(guān)系通過例如使用最小二乘 回歸二次公式(通過本領(lǐng)域技術(shù)人員熟知的算法)來擬合曲線從而被系統(tǒng) 建模，從而可計算最有效的治療時機選擇。通過使用一組來自最近幾天的 數(shù)據(jù)(其在剔除很久以前的數(shù)據(jù)后連續(xù)地被更新，并增加新數(shù)據(jù))，該最佳
治療時間保持更新以適合病人的可隨時間流逝而逐步變化的狀況。
在備選的、更簡單的實施例中，所述處理器檢測何時開始治療，但根 據(jù)預(yù)編程方案執(zhí)行治療。例如，控制信號可使治療水平遵循方形、正弦形
或鋸齒形輪廓。例如，可使起搏器使心率提高每分鐘io次心跳一段時間，
或者以五步每步使心率提高每分鐘2次心跳，以便在以相似的增量降低心 率之前，達到每分鐘10次心跳的最大提高。這些輪廓可基于已知的、標(biāo)準(zhǔn) 治療方案進行預(yù)編程，并可針對病人進行修改。
如上面所討論的，在本發(fā)明的優(yōu)選方面，評估肺氣體水平，并且可響 應(yīng)于肺氣體的下降或預(yù)計下降水平激活用于提高肺氣體水平的設(shè)備，以便 延遲所述肺氣體水平的下降。本發(fā)明這些方面的原理基本上和上面所描述 的一樣。因此，上面所描述的用于確定適當(dāng)治療時機選擇的系統(tǒng)可容易地 應(yīng)用到和組合到本發(fā)明的第一和第二方面。
為了演示本發(fā)明的有效性，圖11至14示出了將二氧化碳供應(yīng)到病人
演示性的周期性呼吸的結(jié)果。病人未改變的呼吸模式記錄在圖11中。病人
口中的二氧化碳量與時間(T)的關(guān)系被繪出了，這給出了個體呼吸的指示。
潮氣末二氧化碳以虛線表示，示出了病人肺二氧化碳水平的波動?？梢钥?出，在口中測量的二氧化碳水平并不直接反映潮氣末二氧化碳，因為口測 量中的波谷和潮氣末水平的波谷不一致。這是因為，在呼吸暫停期間，病 人呼出死腔內(nèi)的氣體，而非來自肺的氣體。
圖12a至圖12d示出了二氧化碳、氧氣和通氣水平之間的關(guān)系。圖12a 和圖12b示出了口中二氧化碳和氧氣分別相對于時間的測量值。因此，圖 12a類似于圖ll所示的圖表。圖12c示出了通氣(V)相對于時間的圖表。 時常發(fā)生的規(guī)則的呼吸暫停(A)和二氧化碳、氧氣和通氣水平中的重要振 蕩可在圖ll、圖12a、圖12b和圖12c中看出。圖12d示出了供應(yīng)外源性二氧化碳(E.C02)的時機選擇。在該示例中， 不供應(yīng)外源性二氧化碳，并且二氧化碳、氧氣和通氣水平的振蕩在整個時 間框架內(nèi)延續(xù)。
圖13a至圖13d等同于圖12a至圖12d，盡管外源性二氧化碳通過試驗 被部分地提供。因此，圖13a指示了外源性二氧化碳供應(yīng)(E.C02)被激活 的點。在二氧化碳供應(yīng)激活和二氧化碳到達肺之間存在短時延，但是到達 肺中的二氧化碳被定時以與潮氣末二氧化碳的波谷一致，如參考圖11所討 論的那樣，其在浸漬口中測量的二氧化碳水平之后發(fā)生?？梢钥闯?，周期 性呼吸的穩(wěn)定在某種程度上幾乎立即發(fā)生，并且在兩個循環(huán)內(nèi)，發(fā)生振蕩 中的明顯減少。
圖14a至圖14d示出了同一病人在若干個連續(xù)治療循環(huán)后的讀數(shù)。呼 吸模式基本穩(wěn)定，并且最小振蕩存在于其他呼吸參數(shù)中。非常重要的是， 沒有呼吸暫停。
圖15示出了使用起搏器使心輸出量動態(tài)改變的效果。圖15a示出了相 對于時間的心率；圖15b示出了相對于時間的潮氣末二氧化碳；圖15c示 出了相對于時間的潮氣末氧氣。在病人的心率保持在恒定水平時，可以認 為呼吸參數(shù)是穩(wěn)定的。 一旦通過起搏器重新編程引入心率交替時，病人表 現(xiàn)出潮氣末二氧化碳和潮氣末氧氣的振蕩。 一旦心率返回到恒定基準(zhǔn)值， 呼吸參數(shù)變得穩(wěn)定。類似的結(jié)果在圖16a中示出，盡管也示出了通氣(V) 中所引起的變化。添加了圖16a中所記錄的5個干涉范圍內(nèi)的讀數(shù)，并且 在圖16b中示出了潮氣末二氧化碳、潮氣末氧氣和通氣中的每個在各時間 點上的平均偏差和標(biāo)準(zhǔn)偏差。
圖12a和圖12b表明，可通過改變起搏器的起搏參數(shù)控制病人的通氣。
權(quán)利要求
1、一種用于改善病人通氣模式穩(wěn)定性的裝置，包括至少一個傳感器，其用于感測反映病人肺氣體水平的參數(shù)并用于產(chǎn)生指示所述參數(shù)的輸出信號；適于接收和處理所述傳感器輸出信號以評估所述肺氣體水平的處理器，所述處理器與用于提高所述病人的所述肺氣體水平的設(shè)備相通信，并配置成響應(yīng)于肺氣體的下降水平或預(yù)計下降水平，產(chǎn)生用于命令所述設(shè)備的控制信號，從而延遲所述肺氣體水平的下降。
2、 如權(quán)利要求l所述的裝置，其中，所述控制信號命令所述肺氣體提高設(shè)備，從而使得在自然內(nèi)源性肺氣體水平的下降率等于或大于預(yù)定值時 的那點提高所述肺氣體水平。
3、 如權(quán)利要求1或2所述的裝置，其中，所述處理器配置成識別所述 肺氣體水平的循環(huán)模式。
4、 如前述權(quán)利要求中任一項所述的裝置，其中，所述控制信號適合于 使所述肺氣體提高設(shè)備的所述輸出遵循預(yù)定模式。
5、 如權(quán)利要求4所述的裝置，其中，所述模式具有通常為方形、鋸齒 形或正弦形的輪廓。
6、 如權(quán)利要求1至3中任一項所述的裝置，其中，所述控制信號適合 于使所述肺氣體提高設(shè)備的所述輸出響應(yīng)于所述肺氣體水平中檢測到的實 時變化而變化。
7、 如前述權(quán)利要求中任一項所述的裝置，其中，所述控制器配置成控 制所述肺氣體提高設(shè)備以具有最大的輸出，從而當(dāng)自然內(nèi)源性肺氣體水平 在未治療的情況下以其最快的速率下降時，對所述肺氣體水平具有最大的 影響。
8、 如前述權(quán)利要求中任一項所述的裝置，其中，所述控制信號命令所述肺氣體提高設(shè)備使得該設(shè)備的輸出自一個呼吸循環(huán)到下一個呼吸循環(huán)遞 增地提高。
9、 如權(quán)利要求8所述的裝置，其中，當(dāng)輸出的提高量使呼吸不穩(wěn)定時， 所述控制信號使所述輸出從一個呼吸循環(huán)到下一個呼吸循環(huán)保持不變。
10、 如前述權(quán)利要求中任一項所述的裝置，還包括存儲器單元，該存 儲器單元存儲所述傳感器輸出信號或其導(dǎo)出信號以供所述處理器存取。
11、 如權(quán)利要求10所述的裝置，其中，所述肺氣體提高設(shè)備包括與配 置成將所述氣體輸送給病人的輸送裝置流體連通的肺氣體源。
12、 如權(quán)利要求ll所述的裝置，其中，所述輸送裝置為面罩或鼻套管。
13、 如權(quán)利要求11或12所述的裝置，其中，所述源包括純氣體或稀 釋氣體的增壓罐或氣缸，或者純氣體或稀釋氣體的大氣壓力存貯器，或者 自所述病人收集的呼出氣存貯器。
14、 如權(quán)利要求11至13中任一項所述的裝置，還包括連接到所述氣 體源的管和與所述管相關(guān)聯(lián)的機電裝置，所述控制信號適合于操作所述機 電裝置以調(diào)節(jié)所述管的氣動阻力。
15、 如權(quán)利要求11至13中任一項所述的裝置，還包括連接到所述氣 體源的管和與所述氣體源相關(guān)聯(lián)的閥，所述控制信號適合于操作所述閥以 調(diào)節(jié)所述氣體自所述氣體源的釋放。
16、 如前述權(quán)利要求中任一項所述的裝置，其中，所述肺氣體為二氧 化碳。
17、 如權(quán)利要求16所述的裝置，其中，所述二氧化碳提高設(shè)備包括起 搏器裝置，所述控制信號控制該起搏器裝置的操作。
18、 如權(quán)利要求17所述的裝置，其中，所述起搏器配置成響應(yīng)于所述 控制信號提高病人的心率。
19、 如權(quán)利要求17或18所述的裝置，其中，所述起搏器配置成響應(yīng) 于所述控制信號使所選心腔起搏。
20、 如權(quán)利要求16所述的裝置，其中，所述二氧化碳提高設(shè)備包括低 氧氣體源。
21、 如權(quán)利要求16所述的裝置，其中，所述二氧化碳提高設(shè)備包括適 合于調(diào)節(jié)所述病人的呼吸流動程度的氣流控制元件。
22、 如權(quán)利要求21所述的裝置，其中，所述氣流控制元件為適合于減 少所述病人吸入的呼吸量的物理約束。
23、 如權(quán)利要求1至15中任一項所述的裝置，其中，所述肺氣體為氧氣。
24、 如權(quán)利要求23所述的裝置，其中，所述氧氣提高設(shè)備包括起搏器 裝置，所述控制信號適合于操作所述起搏器，以使病人的心輸出量減少。
25、 如前述權(quán)利要求中任一項所述的裝置，其中，所述傳感器和所述 處理器通過電線或通過無線通信設(shè)備相通信。
26、 如前述權(quán)利要求中任一項所述的裝置，其中，所述處理器和所述 肺氣體提高設(shè)備通過電線或通過無線通信設(shè)備相通信。
27、 如前述權(quán)利要求中任一項所述的裝置，其中，所述傳感器為下列 中的一個或多個通氣傳感器；心率監(jiān)測器；血流速度、心率或胸阻抗監(jiān) 測器；呼吸應(yīng)變器；血液二氧化碳、氧氣、乳酸或PH值監(jiān)測器；呼出二氧 化碳或氧氣監(jiān)測器；熱敏電阻或外圍氧飽和度監(jiān)測器；或者它們的組合。
28、 一種改善病人通氣模式穩(wěn)定性的方法，包括檢測反映病人的肺氣 體水平的參數(shù)和響應(yīng)于肺氣體的下降水平或預(yù)計下降水平使所述肺氣體水 平的下降延遲的步驟。
29、 如權(quán)利要求28所述的方法，其中，開始延遲所述肺氣體水平下降 的所述步驟，從而使得在自然內(nèi)源性肺氣體水平的下降率等于或大于預(yù)定 值時的那點使所述肺氣體水平的下降延遲。
30、 如權(quán)利要求28或29所述的方法，還包括識別所述肺氣體水平的 循環(huán)模式的步驟。
31、 如權(quán)利要求28至30中任一項所述的方法，其中，執(zhí)行延遲肺氣 體水平下降的所述步驟的持續(xù)時間小于所述循環(huán)模式的周期。
32、 如權(quán)利要求28至31中任一項所述的方法，其中，所述延遲步驟 包括延遲力，根據(jù)預(yù)設(shè)模式確定該延遲力的大小。
33、 如權(quán)利要求32所述的方法，其中，所述模式具有隨時間通常呈方 形、鋸齒形或正弦形的輪廓。
34、 如權(quán)利要求28至31中任一項所述的方法，其中，所述延遲步驟 包括延遲力，該延遲力的大小和持續(xù)時間響應(yīng)于所述肺氣體水平中檢測到 的實時變化而變化。
35、 如權(quán)利要求32至34中任一項所述的方法，其中，當(dāng)自然內(nèi)源性 肺氣體水平在未治療的情況下以其最快的速率下降時，會產(chǎn)生最大的延遲 力。
36、 如權(quán)利要求32至35中任一項所述的方法，其中，所述延遲力的 大小從一個呼吸循環(huán)到下一個呼吸循環(huán)遞增地提高。
37、 如前述權(quán)利要求36所述的方法，其中，在提高量使呼吸不穩(wěn)定的 情況下，所述延遲力從一個呼吸循環(huán)到下一個呼吸循環(huán)保持不變。
38、 如權(quán)利要求28至37中任一項所述的方法，還包括如下步驟在 一段時間上分析所檢測到的肺氣體水平以確定所述肺氣體循環(huán)的相位和振 幅；將所述相位和所述振幅與參考相位和振幅數(shù)據(jù)進行比較以確定適宜的 治療方案。
39、 如權(quán)利要求38所述的方法，其中，所述比較步驟包括將所述參考 相位和振幅數(shù)據(jù)內(nèi)插到所述檢測信號的相位和振幅中的步驟。
40、 如權(quán)利要求38或39所述的方法，其中，基于所述病人對治療的 響應(yīng)，由所述處理器更新所述參考相位、振幅和治療方案。
41、 如權(quán)利要求40所述的方法，其中，所述處理器可監(jiān)測所述病人對 所執(zhí)行的治療的響應(yīng)以穩(wěn)定呼吸模式。
42、 如權(quán)利要求40所述的方法，其中，所述處理器可監(jiān)測所述病人對 試驗治療劑量的響應(yīng)。
43、 如權(quán)利要求28至42中任一項所述的方法，其中，通過從所述氣 體的源將所述肺氣體輸送給所述病人來延遲肺中肺氣體水平的下降。
44、 如權(quán)利要求28至43中任一項所述的方法，其中，所述肺氣體為 二氧化碳。
45、 如權(quán)利要求44所述的方法，其中，通過從氣體源中將低氧氣體混 合物輸送給所述病人來延遲肺中二氧化碳水平的下降。
46、 如權(quán)利要求44或45所述的方法，其中，通過改變起搏器的起搏 參數(shù)來延遲肺中二氧化碳水平的下降，從而使心輸出量提高。
47、 如權(quán)利要求28至43中任一項所述的方法，其中，所述肺氣體為 氧氣。
48、 如權(quán)利要求47所述的方法，其中，通過改變起搏器的起搏參數(shù)延 遲肺中氧氣水平的下降，從而使心輸出量減少。
49、 如權(quán)利要求28至48中任一項所述的方法，其通過使用權(quán)利要求1 至27中任一項所述的裝置而得以執(zhí)行。
全文摘要
一種用于改善病人(1)通氣模式穩(wěn)定性的裝置和方法，其使用了用來感測反映病人的諸如氧氣或二氧化碳的肺氣體水平的參數(shù)的傳感器(4)。該傳感器的輸出信號由處理器(3)接收，該處理器評估病人的肺氣體水平，并響應(yīng)于肺氣體的下降水平或預(yù)計下降水平激活設(shè)備(18、20)，該設(shè)備(18、20)用來提高病人的肺氣體水平，使肺氣體水平超出未治療情況下的肺氣體水平。因而，該裝置可用來延遲所述肺氣體水平的下降，從而減少呼吸中的振蕩。
文檔編號A61M16/00GK101528294SQ200780021723
公開日2009年9月9日 申請日期2007年4月20日 優(yōu)先權(quán)日2006年4月21日
發(fā)明者C·L·戴維斯, C·馬尼斯蒂, D·弗朗西斯, K·威爾森 申請人:帝國改革有限公司