MXPA05003815A

MXPA05003815A - Metodo y aparato para mantener y monitorear la calidad del sueno durante tratamientos terapeuticos.

Info

Publication number: MXPA05003815A
Application number: MXPA05003815A
Authority: MX
Inventors: Zilberg Eugene
Original assignee: Compumedics Ltd
Priority date: 2002-10-09
Filing date: 2003-10-09
Publication date: 2005-07-13
Also published as: JP2010104814A; US20050217674A1; US20120136405A1; US20110192400A9; US8069852B2; IS7788A; US20120132202A1; KR20050072435A; NO20052237L; NO20052237D0; US20120130205A1; HK1085636A1

Abstract

La presente invencion monitorea e interpreta senales psicologicas y eventos de respiracion espontaneos para detectar el sintoma inicial de excitacion. Una vez que se determina el sintoma inicial de excitacion, la presente invencion determina los ajustes que son necesarios en la operacion de un dispositivo terapeutico para evitar o minimizar las excitaciones. En una modalidad, la presente invencion incluye uno o mas sensores que detectan unos parametros fisiologicos del paciente, un controlador que monitorea y determina el sintoma inicial de excitacion basado en las variables fisiologicas recibidas del sensor, y un dispositivo de tratamiento terapeutico se controla por el controlador. El sensor puede ser una combinacion de uno o mas dispositivos que son capaces de monitorear un parametro fisiologico que se utiliza por la presente invencion para determinar el sintoma inicial de excitacion o el sintoma inicial de un trastorno del sueno. Los sensores pueden integrarse en una unidad o pueden operarse independientes de los otros.

Description

MÉTODO Y APARATO PARA MANTENER Y MONITOREAR LA CALIDAD DEL SUEÑO DURANTE TRATAMIENTOS TERAPEUTICOS DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN Generalmente, la invención se relaciona al campo de los tratamientos terapéuticos. Más específicamente, la invención se relaciona a un método y aparato para suministran tratamientos terapéuticos a pacientes sin afectar adversamente su sueño . Muchos tratamientos terapéuticos se administran a un paciente mientras están durmiendo o están intentando quedarse dormidos. Aunque estos tratamientos pueden lograr su resultado pretendido, estos también con frecuencia afectan severamente la calidad del sueño que el paciente consigue mientras experimenta estos tratamientos . Estos tratamientos con frecuencia interrumpen el progreso normal del sueño del paciente, provocando excitaciones pasajeras. Aunque estas excitaciones no resultan en el despertar del paciente, con frecuencia sacan a los pacientes de etapas más profundas o estados de. calidad más elevados de sueño. Los pacientes con frecuencia no vuelven a tener estas etapas profundas de sueño durante un periodo relativamente largo de tiempo. En algunos casos, un tratamiento terapéutico puede provocar numerosas excitaciones. Esto fragmenta el sueño del paciente y evita al paciente alcanzar las etapas más profundas de sueño. Estudios han mostrado que el sueño fragmentado resulta en somnolencia excesiva en el día. Esto, a su vez es un contribuidor directo para muchos accidentes, a una sensación general de letargo, deterioro del rendimiento cognitivo y/o somnolencia diaria en el paciente. Un ejemplo de tratamientos terapéuticos que provoca fragmentación del sueño está en el tratamiento de trastornos del sueño. Los tratamientos de Presión de Aire Positiva Continua (CPAP) son un remedio principal para un número de trastornos del sueño tales como apnea del sueño, hipopnea y ronquidos. Los tratamientos de CPAP consisten en suministrar una corriente de vía aérea positiva constante de presión de aire en una vía área del paciente durante el sueño para mantener la vía aérea del paciente de colapsarse por sí misma. Las máquinas de CPAP de punta, con frecuencia llamadas máquinas de ??? (APAP) de auto-titulación, ajustan automáticamente la presión del aire suministrado para adaptar un patrón respiratorio del paciente. Mientras las máquinas APAP significativamente reducen la ansiedad respiratoria durante el sueño, estudios han demostrado que las máquinas APAP también provocan excitaciones al paciente durante el sueño. Esto puede deberse a los cambios rápidos de presión en la vía aérea del paciente provocada por las máquinas de APAP. Otra desventaja de las máquinas de APAP de punta actuales es que se someten a cualesquiera falsos positivos (tales como cuando UAR y/o los casos de respiración irregulares naturales no se atribuyen o no ocurren, a pesar de la detección falsa de tal cambio de control de tratamiento asociado) o falsos negativos (tales como cuando la resistencia de las vías aéreas superiores genuinas (UAR) y/o casos relacionados se atribuyen o no ocurren, pero no se detectan o responden con el cambio de control de tratamiento) . Esto se debe en parte a la confianza de estas máquinas en la interpretación correcta de una forma de onda inspirativa y las imprecisiones relacionadas a la interpretación de la forma de onda subyacente por la máquina de APAP . Esto puede deberse también al estado actual de la imposibilidad de dispositivos de suministro de gas de la técnica (u otro control de tratamiento tal como dispositivos de marcapasos) para permitir algoritmos adecuados para detectar y adaptar su detección por computadora lo suficiente para atribuir o predecir la probabilidad o la probabilidad del inicio de respiración superficial, UAR, excitaciones, y/o fragmentación del sueño asociada o deterioro de la calidad del sueño . La forma de onda inspirativa varía periódicamente por razones no siempre asociadas con la resistencia de las vías aéreas superiores . El uso de la forma de onda inspirativa como el medio principal o único de detección de casos relacionados con UAR puede provocar las medidas de auto titulación correctivas para tomarse cuando ninguna debería.

Esto es particularmente evidente cuando la técnica de análisis de forma de onda inspirativa no emplea un método computacional de transcurso de tiempo subyacente. El método computacional de transcurso de tiempo se refiere a comparar una secuencia previa de respiraciones (pre-almacenadas de la sesión de tratamiento previa o almacenada de los datos de respiración de sesión actual) o la respiración actual y comparando las variaciones o cambios como una medida inferida de excitación o inicio de fragmentación de sueño. Los cambios de presión excesivamente insensibles o excesivamente rápidos con frecuencia ocurren cuando una máquina de auto-CPAP trata de corregir un evento relacionado sin UAR normal, o falla al detectar la presencia de respiración superficial sutil, hipopnea o UAR, respectivamente. Se cree que la causa principal de la fragmentación del sueño es los cambios de presión rápidos en las vías aéreas del paciente producidas por las máquinas de APAP actuales. Además de lo anterior, estudios han también sugerido que algunas máquinas de APAP se limitan en su capacidad para detectar exactamente el inicio o incidencia de respiración superficial, hipopnea suave, o casos de UAR. Esta limitación se atribuye también posiblemente a las limitaciones de las máquinas para interpretar la forma de onda. El diagnóstico incorrecto de tales casos de hipopnea resulta en UAR incrementada que a su vez resulta en excitación y fragmentación del sueño subsecuente. Los dispositivos terapéuticos de punta actuales no se adaptan óptimamente para minimizar las excitaciones durante la terapia. Cada umbral de excitación del paciente se afecta por parámetros variables, sin embargo, el estado actual de los dispositivos de la técnica no tienen algoritmos de control adaptables que puedan adaptar sus niveles de tratamiento para adaptar un cierto número de estos parámetros variables. Estos parámetros variables incluyen (pero no se limitan a) antecedentes de sueño tales como carencia de sueño o propensión al sueño, factores fisiológicos, factores fisiológicos incluyendo (pero sin limitarse a) tensión o ansiedad, factores ambientales incluyendo temperatura; ruido; iluminación; vibración, factores tales como umbral variable a excitaciones con efectos por cambio de edad, fármacos y alcohol a umbrales de excitación y otros. Consecuentemente, en vista de las desventajas inherentes en los métodos terapéuticos actuales para administrar tratamientos a pacientes quienes están durmiendo o están intentando de dormir, existe una necesidad para un aparato y método para monitorear la excitación del paciente y para adaptar un tratamiento terapéutico para minimizar la excitación . Para propósitos de explicación solamente, se describe principalmente la presente invención en el contexto para controlar el suministro de gas a un paciente. Un experto en la técnica puede apreciar fácilmente que la presente invención es fácilmente adaptable para uso con otros tratamientos terapéuticos. Los tratamientos terapéuticos pueden incluir soporte ventilatorio o dispositivos de ayuda, dispositivos de terapia de oxígeno o dispositivos de marcapasos . Como tal, no se pretende que esta invención se limite al control del suministro de gas. La presente invención es capaz de mantener la calidad del sueño de un paciente que experimenta un tratamiento terapéutico sensibilizando el dispositivo a varios indicadores fisiológicos que predicen el inicio de la excitación y utilizando un algoritmo adaptable para modificar un tratamiento terapéutico del paciente. El algoritmo de control terapéutico de la presente invención tiene la capacidad para adaptarse durante la operación de tiempo real basada en cualquier combinación de a) datos clínicos empíricos, b) datos recolectados alternativos o recolectados del paciente individual (para laboratorio) (a partir del estudio de diagnóstico dentro del laboratorio del sueño u otro sitio alternativo) o c) datos monitoreados y analizados en tiempo real . En una modalidad, la presente invención tiene una capacidad para aplicar datos clínicos empíricos para establecer las configuraciones de umbral estándares, que a su vez determinan una respuesta de dispositivo terapéutico y rendimiento que determina la condición actual del paciente. En el caso de un dispositivo de suministro de gas, los parámetros tales como la velocidad del cambio de presión, la cantidad absoluta del cambio de presión, valores de presión suministrada mínima y valores de presión suministrada máxima pueden utilizarse. Para minimizar las excitaciones mientras se mantiene la integridad del tratamiento, estas velocidades y cambios de presión absolutos se ajustan de acuerdo a varios estados del paciente incluyendo (por ejemplo solamente) el estado de sueño actual del paciente o la presión sanguínea relativa del paciente o detección de arritmia. La presente invención puede configurarse para basarse en un conjunto firme de datos de referencia diseñados para predecir el inicio o detectar la aparición de excitaciones. En una modalidad, la presente invención es capaz de operar con o sin ningunos datos anteriores del paciente. En el caso en donde un sujeto no tiene datos previos o indicaciones de umbral, la presente invención podría comenzar la operación con propiedades de umbral de datos empíricos estandarizados. Durante los cambios de presión generados por el dispositivo, o siempre y cuando exista una perturbación respiratoria o predicción del inicio de una perturbación respiratoria, la presente invención puede adaptar sus características de control para minimizar la perturbación y la excitación. Las características de control se refieren a la velocidad y cambios de presión absolutos suministrados a un sujeto junto con la sensibilidad de los dispositivos para detectar hipopnea sutil, respiración superficial, o UAR. La perturbación respiratoria, excitación o resistencia de vías aéreas superiores puede detectarse con un monitor de forma de flujo de aire, o más combinaciones integrales de canales de monitoreo fisiológicos. En la configuración más simple de la presente invención se registraría y observaría la probabilidad de excitación o limitación de flujo de vías aéreas superiores a manera de las características de formación de la señal de flujo de aire (como se deriva de un circuito de máscara de respiración) . Esta detección de características de forma de onda podría lograrse detectando cambios en la conformación de la forma de onda de respiración de secuencia (1 o más) y luego asociando estos cambios con la probabilidad del inicio o incidencia actual de hipopnea, respiración superficial o UAR. En una modalidad, la presente invención incluye un algoritmo para detectar variación en la forma de flujo de aire que podría ser indicativa de la incidencia o inicio probable de la resistencia de las vías aéreas superiores (UAR) o variaciones de UAR, excitaciones relacionadas con el evento respiratorio (RERA) o excitaciones relacionadas con el evento de tratamiento (TERA) . Estas variaciones de forma de flujo de aire (y otras) pueden detectarse en la máscara de respiración de un paciente que experimenta CPAP, concentración de oxígeno, ventilación u otro suministro de gas o soporte de ventilación. La capacidad de la detección de las variaciones de forma de flujo de aire permite a la presente invención adoptar las técnicas de análisis tales como redes neuronales u otros métodos que son capaces de adoptar técnicas de auto-aprendízaj e y adaptación de algoritmo . En una modalidad, las técnicas de adaptación y auto-aprendizaje son específicamente aplicables a la detección de RERA y TERA. RERA y TERA pueden detectarse monitoreando la actividad cortical y subcortical o detectando las formas de onda del flujo de aire asociadas con la generación de las RERA. Alternativamente, pueden adoptarse métodos de análisis de únicamente forma y flujo de aire. En una modalidad, la presente invención se adapta para detectar UAR, RERA y TERA en un paciente que utiliza parámetros fisiológicos tales como tiempo de tránsito de pulso (PTT) tonometría arterial de pulso (PAT) , amplitud de onda pletismográfica, electroencefalograma (EEG) , electromiograma (E G) y eletrooculograma (EOG) , por nombrar unos cuantos . Al utilizar estas técnicas, un dispositivo de presión de suministro de gas (concentrador de oxígeno, ventilador, VPAP, CPAP, APAP y otros) pueden predecir los casos de UAR, RERA y TERA en el inicio de tales casos y ajustar el tratamiento para evitar tales casos. En una modalidad, el proceso para detectar y monitorear excitaciones podría ocurrir simultáneamente o en tiempo real virtual con algoritmos de tratamiento de suministro de gas automatizado que son capaces de adaptarse para reducir o eliminar ambos trastornos de respiración de sueño y fragmentación de sueño. La presente invención es capaz de reconocer cuando el ajuste de presión del dispositivo de suministro de gas es demasiado severo y conduce a la promoción de las RERA o las TERA o evita la falla para compensar SBD menos obvio (sin análisis de forma integral y posiblemente sin calibración específica del paciente) o más sutil tal como las UAR, casos de hipopnea y respiración superficial . BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS Para propósitos de facilitar y entender la materia objeto pretendida para protegerse, se ilustra en los dibujos y modalidades anexas de la misma. A partir de una inspección de los dibujos, cuando se considera junto con la descripción siguiente, la materia objeto pretendida para protegerse, su construcción y operación, y muchas de sus ventajas deben entenderse y apreciarse fácilmente. La Figura 1 es un diagrama esquemático de una modalidad de la presente invención. La Figura 2 es un diagrama esquemático de las funciones que monitorean la excitación de la presente invención. La Figura 3 es un diagrama de flujo del proceso de diagnóstico de flujo de aire para la presente invención. La Figura 4 es un ejemplo de una forma de onda para el ciclo de inspiración con ronquidos. La Figura 5 es un ejemplo de una forma de onda para una inspiración con un UAR. La Figura 6 es un diagrama de flujo de una modalidad de la presente invención. La Figura 7 es un diagrama esquemático de una modalidad de la presente invención. A. Vista General La presente invención es un aparato y método para mantener la calidad del sueño de un paciente que experimenta un tratamiento terapéutico. La presente invención monitorea e interpreta señales fisiológicas y casos de respiración espontánea para detectar el inicio de excitación. Una vez que el inicio de la excitación se determina, la presente invención determina los parámetros que son necesarios en la operación de un dispositivo terapéutico para evitar o minimizar las excitaciones. Como se muestra en la Figura 1, en una modalidad, la presente invención incluye uno o más sensores 10 que detectan un parámetro fisiológico del paciente, un controlador 12 que monitorea y determina la excitación basada en las variables fisiológicas recibidas del sensor, y un aparato 14 de suministro de gas que se controla por el controlador 12. El sensor 10 puede ser una combinación de uno o más dispositivos que son capaces de monitorear un parámetro fisiológico que se utiliza por la presente invención para determinar el inicio de la excitación o el inicio de un trastorno del sueño. Los sensores pueden integrarse en una unidad o pueden operarse independientemente de los otros. En una modalidad, la presente invención se adapta para determinar la excitación utilizando parámetros fisiológicos tales como tiempo de tránsito de pulso (PTT) tonoraetría arterial de pulso (???) , amplitud de onda pletismográfica, electroencefalograma (EEG) , electromiograma (EMG) y electrooculograma (EOG) por nombrar unos cuantos. En una modalidad, la presente invención se adapta también para monitorear, analizar y calcular la secuencia de forma y sonido del aire de flujo. Los perfiles de forma de onda de respiración o secuencia de perfiles o sonidos de forma de onda de un paciente se acoplan a varias plantillas que se correlacionan a eventos de excitación específicos o Trastornos de Respiración del Sueño. En una modalidad, la presencia de SBD, UAR, respiración superficial o el inicio de la misma, puede analizarse y calcularse. En una modalidad, la presente invención recibe una pluralidad de entradas a partir de sensores y acopla las entradas a los valores listados en una pluralidad de tablas. Las tablas identifican varios perfiles de forma de onda de respiración y parámetros fisiológicos o secuencia de formas de onda y datos fisiológicos y acopla esta información a un evento de excitación particular o trastorno de respiración de sueño. Además, un número de co-eficientes y ecuaciones pueden aplicarse a los valores almacenados en la tabla para adaptar las variaciones que son específicas del paciente. En una modalidad, la presente invención tiene una capacidad para operar en tres diferentes modos. Un modo es un modo de falla en donde los datos empíricos establecen umbrales y datos de referencia utilizados para calcular el control terapéutico óptico. La presente invención también incluye un modo de calibración en donde la presente invención prueba la respuesta del paciente a varias opciones para determinar las tolerancias del paciente. La presente invención incluye también un modo de adaptación en donde la presente invención utiliza el control terapéutico óptimo para minimizar o eliminar eventos de excitación o SBD. b. Configuración del Sistema En una modalidad, la presente invención incluye tres componentes principales, un sensor para monitorear un parámetro fisiológico, un dispositivo terapéutico para administrar un tratamiento terapéutico, y un controlador para controlar el suministro del tratamiento terapéutico. La presente invención se describe como teniendo tres componentes principales para los propósitos de explicación únicamente. Un experto en la técnica puede apreciar fácilmente que los tres principales componentes de la presente invención pueden integrarse fácilmente en uno o más dispositivos . En una modalidad, la presente invención incluye un número de sensores, algunos de los cuales se utilizan para detectar la resistencia de las vías aéreas superiores y el flujo de aire y algunos de los cuales detectan parámetros fisiológicos que se utilizan para determinar la excitación. El sensor puede ser cualquier aparato conocido en la técnica que sea capaz de detectar, medir o calcular un parámetro fisiológico que se utiliza para determinar la excitación. El sensor puede estar comprendido de una sola máquina integrada o una pluralidad de las mismas independientes. Los sensores pueden comunicarse con el controlador por cualquier protocolo conocido . En una modalidad, los transductores de presión y un neumotacógrafo se utilizan en cooperación o integración con un tubo de aire o una máscara del paciente para detectar el flujo de aire y la presión de las vías aéreas del paciente.

Para detectar los parámetros fisiológicos, la presente invención utiliza sensores tales como, pero sin limitarse a, EEG, EOG, EMG, ECG, oximetría de pulso, presión sanguínea, monitoreo de dióxido de carbono, transductores de lecho para monitorear la posición del paciente, sistemas de procesamiento de video y micrófonos para respiración y sonidos de respiración. De preferencia, los sensores se incorporan todos en una sola máscara del paciente. Una máscara adecuada se describe en el Número de Publicación Internacional O 01/43804 intitulada "Bio-mask with Integral Sensors" , los contenidos de la cual se incorporan en la presente para referencia en su totalidad. La máscara tiene sensores integrados en la misma, que son capaces de detectar EMG, EEG, EOG, ECG, presión sanguínea superficial, temperatura, oximetría de pulso, sonidos del paciente, y presión de gas en la máscara. La máscara puede incluir la capacidad de muestreo de gas de corriente lateral o corriente total para monitorear en tiempo real, concentración de oxígeno, C02, óxido nítrico y otros gases o cualquier combinación de los gases antes mencionados. Además, la máscara sirve como el conducto para suministro de gas del paciente. En una modalidad, un dispositivo direccional de colchones se utiliza para detectar la excitación. Actualmente, existen dos colchones comercialmente disponibles los cuales pueden realizar las funciones anteriores. Uno se conoce como un Lecho sensible a la Carga Estática (SCSB) y el otro es un lecho de fluoruro de polivinileno (PVDF-plástico piezoeléctrico) . En una modalidad, la actividad visual se utiliza para monitorear la excitación. Un sistema de monitoreo de video infrarrojo se emplea como un sensor para determinar la actividad visual a través de la posición del párpado. La señal de imagen a partir del monitoreo del video se procesa por un programa de procesamiento gráfico para determinar el estado de los ojos. En una modalidad, la presente invención utiliza un único sistema de interface inalámbrica multiestándar . Normalmente, dos bandas inalámbricas separadas se destacan para separar señales inalámbricas fisiológicas a partir de los datos de control. Además, la codificación integrada y seguridad pueden destacarse para evitar acceso no autorizado a datos . Un ejemplo de la modalidad típica podría ser cuando la banda de IS de 2.4 GHZ se aplica para la interface de sensores basados inalámbricos interconectados a un controlador. Menos datos críticos, sin afectar la terapia del paciente, tales como observación y reportes de los datos del usuario, podrían interconectarse utilizando W-LAN y aún dispositivos inalámbricos Bluetooth™. El estándar de multi- radio es una consideración particularmente importante cuando funciona con sistemas inalámbricos existentes. Una capacidad adicional de la presente invención es detectar interferencia a partir del sistema de banda de radio similar y alternar la señal crítica y otra monitoreando ya sea una banda alterna o modificar la adaptación del análisis del sistema sin señales inalámbricas. La presente invención puede utilizarse con un rango de dispositivos de electrodo inalámbricos para permitir la fácil expansión y acceso a las señales fisiológicas adicionales . En una modalidad, los sensores son baterías accionadas durante 1 ó 2 días mientras que se transmiten señales al controlador. La capacidad de monitoreo inalámbrico permite a la presente invención monitorear señales relacionadas con RERA, TERA y SBD (trastorno de respiración del sueño) durante el sueño de un sujeto. Además, la capacidad para monitorear estos electrodos durante el sueño de un sujeto podría dar alguna información aumentada (además del flujo de aire respiratorio, señales de presión y sonido normalmente derivadas de la máscara del sujeto) y la capacidad del sistema SPAP para proporcionar presión terapéutica óptima o control de suministro de gas para minimizar RERA o TERA, aunque también se minimiza la apnea-hipopnea de sueño obstructiva (OSAH) y las UAR. Esta comparación de la eficiencia del sueño durante la CPAP de rutina u operación de CPAP mejorada (señales inalámbricas adicionales aplicadas, por ejemplo) puede proporcionar valiosa información al trabajador al cuidado de la salud y paciente en términos de las opciones de eficiencia del sueño para el paciente. En una manera similar, el paciente puede elegir utilizar un sensor de posición inalámbrica que podría unirse a la máscara de respiración terapéutica u otras partes del equipo terapéutico o ropa del paciente . El electrodo inalámbrico contiene varias funciones clave que permiten a esta tecnología inalámbrica utilizarse con relativa facilidad libre de problemas dentro del hogar del paciente o el ambiente clínico por igual. Los electrodos de la presente invención pueden empacarse de manera que la remoción del paquete externo de electrodo desechable activa la batería. Esta función de activación de electrodo inalámbrico automático permite la conservación automática de la vida de la batería, particularmente durante el almacenamiento. La Fecha de uso del empaquetado de electrodo desechable asegura que tanto la calidad del electrodo como la vida de la batería se utilizan dentro de un periodo de tiempo adecuado, protegiendo al usuario del deterioro del periodo de la batería y el deterioro del electrodo. Los electrodos interconectados inalámbricos de la presente invención pueden proporcionarse con propiedades de auto-gelificado para simplificar la unión del electrodo. Los sistemas de electrodo de auto-adhesivo, desechables (o reutilizables) pueden unirse por el paciente utilizando simples guías visuales. Los sensores alimentan sus datos fisiológicos al controlador (incorpora el pre-procesamiento requerido para el control de tratamiento) , que recibe los datos y determina la excitación o inicio de la excitación. En una modalidad, el controlador incluye un circuito de procesamiento análogo que convierte las señales análogas a partir del sensor en una señal digital. El circuito de procesamiento análogo utiliza pre-amplificación, amplificación, acondicionamiento y configuraciones de filtrado conocidos para permitir a la señal de sensor análogo convertirse en una señal digital. En algunos casos, el sensor puede alimentar directamente una señal digital . En una modalidad, el controlador también incluye un procesador el cual recibe la señal digital y determina el estado del paciente y una ambientación apropiada para el suministro del gas u otro dispositivo terapéutico. El procesador emplea una pluralidad de tablas almacenadas en la base de datos . Las tablas incluyen una pluralidad de entradas que correlacionan la señal alimentada a partir de un sensor con excitación. Normalmente, un número de diferentes parámetros fisiológicos se alimentan simultáneamente y todos los parámetros se factorizan en excitación determinada. El procesador puede emplear un sistema de carga para cada parámetro y la acción apropiada se determina por el valor de índice derivado. En otra modalidad, el procesador puede enlazar una cadena de valores fisiológicos juntos y compararlos a una tabla que correlaciona el conjunto enlazado de valores para excitación. En una modalidad, la presence invención incluye dispositivos de memoria que contienen tablas que mantienen perfiles almacenados que contienen límites normales o aceptables para parámetros fisiológicos tales como: Fragmentación de sueño, índice de apnea-hipopnea (AHI) , ERA, arquitectura del sueño, excitaciones corticales, excitaciones sub-corticales , valores de PTT, valores de PAT, valores de HRV, casos de apnea del sueño central (CSA) , casos de apnea, casos de apnea mezclada, casos de hipopnea, casos de punzadas en EEG, casos de eje de EEG, casos de complejo de K de EEG, casos de ataques de EEG, valores de índice biespectral o bi-coherencia, índice potencial auditivo evocado, valores de presión óptima de postura del paciente, propensión del paciente al sueño, estado del sueño del paciente . El controlador se comunica con el dispositivo terapéutico para controlar el nivel de tratamiento del paciente. El controlador determina una instrucción apropiada determinada utilizando niveles de tratamiento encontrados en la entrada de la tabla que corresponde a la condición fisiológica del paciente. El procesador comunica entonces la instrucción determinada al aparato de suministro de gas que ejecuta entonces la instrucción determinada. B. Monitoreo de Excitación Como se muestra en la Figura 2, la presente invención utiliza varias entradas fisiológicas para determinar la excitación en un paciente y para diseñar el suministro de aire al paciente para minimizar tal excitación. Debido a los estados complejos y variables del sueño y al amplio rango de trastorno del sueño que pueden diagnosticarse, muchos parámetros fisiológicos diferentes pueden monitorearse y analizarse para determinar la excitación . La minimización de excitaciones incluye la capacidad de ajustar automáticamente el tratamiento terapéutico mientras se monitorea al menos un parámetro fisiológico o señal en donde el o los parámetros, señales o mediciones fisiológicas monitoreadas pueden incluir (pero no se limitan a) : Presión sanguínea, movimiento del paciente, vibración del paciente, temblor del paciente, sacudimiento del paciente, oximetría de Pulso, onda de pulso, EEG, EOG, EMG, posición del paciente, movimiento del paciente, sonidos de respiración, señal de flujo de aire, señal o señales de esfuerzo respiratorio, señales de presión faringeal , señal de PC02 caducada, EMG diaf agmática, impedancia transtorácica, electrocardiograma (ECG) , oximetría reflectiva, oximetría de pulso, saturación de oxígeno, presión nasal, presión de flujo de aire, flujo de aire de máscara de respiración, presión de máscara de respiración, sonido de máscara de respiración, sonido de respiración, presión de respiración, pletismografía inductiva respiratoria, onda de pletismografía, presión oesofageal, señales de sensor canular nasal, señales de sensor canular nasal y oral, señales de sensor oral, señales de sensor termoacoplador, señales de sensor termistor, señales de sensor de temperatura PVD, sonido de PVD y señales de sensor de vibración, señales de respiración de PVD y flujo de aire, flujo calibrado neumotacómetro, u otra aplicación de rutina o búsqueda de electrodos o señales de sensores de monitoreo de polisomnógrafo (PSG) . En una modalidad, las excitaciones se monitorean utilizando un EEG. Normalmente, el prosencéfalo se monitorea para determinar excitaciones corticales y el prosencéfalo se monitorea para medir excitaciones subcorticales . El inicio de la excitación se caracteriza por explosiones de señales de EEG de frecuencia más elevada o un cambio a actividad alfa o teta a partir de una frecuencia de fondo más lenta, y ocasionalmente, un incremento transitorio en el tono muscular esquelético. Las colocaciones y protocolos de electrodo EEG pueden utilizarse para medir excitaciones. En una modalidad, la presente invención incluye la capacidad para distinguir una excitación asociada con un movimiento periódico de pierna (PLM) a partir de una excitación asociada respiratoria. Distinguir las excitaciones de PLM a partir de la excitación asociada con los eventos respiratorios puede ser importante, paruiculármente cuando el control de tratamiento óptimo puede no responder a PLM asociado con excitaciones pero puede necesitar responder a una excitación relacionada a un evento respiratorio. La presente invención detecta y distingue PLM y/o excitaciones de PLM por medio de comparar las excitaciones sub-corticales inferidas a partir de variaciones de presión sanguínea con excitaciones corticales (EEG) . Las excitaciones corticales se utilizan para distinguir fragmentación de sueño y excitaciones asociadas neurológicas contra excitaciones sub-corticales que incluyen generalmente tanto fragmentación de sueño como excitaciones relacionadas neurológicas y excitaciones asociadas con PLM. En una modalidad, el inicio de la excitación se determina utilizando Tiempo de Tránsito de Pulso (PTT) . Estudios han mostrado que los trastornos de sueño tales como apnea, hipopnea o resistencia de vías aéreas superiores resultan en una excitación acompañada, y esta excitación se logra por cambios en la frecuencia cardiaca, una explosión transitoria de actividad simpatética, y una sobretensión en la presión sanguínea. La apnea de sueño obstructiva puede correlacionarse con un incremento obvio y medible en la presión intratorácica asociada con el esfuerzo obstructivo y efecto de cardiobalistograma . El efecto de cardiobalistograma se crea cuando los pulmones aplican presión al corazón. Esto comprime al corazón y reduce el volumen de bombeo sanguíneo por el corazón. Estos cambios cardiovasculares son reconocibles a manera de una inmersión transitoria pero significativa en el valor de PTT de base del paciente. El PTT es el tiempo tomado por la onda de pulso para viajar entre dos sitios arteriales. La presión sanguínea es directamente proporcional a la velocidad que la onda de presión arterial viaja. Una elevación en la presión sanguínea se relaciona a la onda de pulso más rápida y de este modo acorta el PTT. Inversamente, una caída en la presión sanguínea resulta en una desaceleración de la onda de pulso y un incremento en PTT. En una modalidad, el PTT es obtenido utilizando sensores ubicados en la bio-máscara anteriormente mencionada. Un sensor recibe la entrada a partir de la máscara y genera una forma de onda pletismográfica . Un segundo sensor recibe la entrada a partir de la máscara y genera una señal de ECG. La forma de onda y la señal se deja entrar en el controlador y se calcula una lectura de PTT.

El PTT se deriva utilizando una forma de onda de pletismografía obtenida utilizando técnicas de oximetría de pulso en combinación con una señal de ECG. En una modalidad, la onda R o Q de ECG pueden utilizarse como el punto de partida de la medición de PTT y el punto final de la medición de PTT puede ser el punto que representa el 25% o 50% de la altura de la válvula de onda de pulso máximo. En una modalidad, las mediciones de EMG se utilizan para detectar niveles de sueño en un paciente. La verificación de EMG permite a la presente invención detectar cambios relacionados con el sueño en una tonicidad muscular del paciente. Los estados de sueño normalmente serán logrados por cambios de tonicidad en ciertos músculos. Las excitaciones normalmente resultarán en una tonicidad muscular incrementada. En una modalidad, se verifican tanto ECG como una señal de EMG a partir del diafragma en combinación para detectar el esfuerzo respiratorio asociado con la apnea central contra la apnea obstructiva. Los electrodos de ECG se configuran en el paciente para distinguir el esfuerzo respiratorio relacionado con el diafragma a partir del esfuerzo respiratorio torácico. Durante la apnea central, habrá un cese de respiración sin esfuerzo respiratorio. Esto es claramente diferente de las apneas obstructivas en donde la actividad muscular se incrementa como un resultado de esfuerzo de respiración incrementada para superar las vías aéreas obstruidas. En una modalidad, los movimientos del ojo de un paciente se verifican para ayudar a determinar la excitación. Una técnica implica el uso de grabación de video digital y técnicas de procesamiento gráfico conocidas para determinar la actividad del párpado (es decir, si los párpados se cierran, abren, o el grado de aberturas) . En una modalidad, se detectan excitaciones monitoreando la presencia de disturbio de señal de forma de onda evidente en un análisis de ancho de banda (DC a 200 Hz o ancho de banda más elevado) de la forma de onda de flujo de aire y la forma de onda de presión obtenida dentro de una máscara de respiración. Los casos de apnea, respiración superficial, resistencia de vías aéreas superiores y casos de hipopnea pueden también detectarse y atribuirse por análisis del cambio en la forma del monitoreo del ancho de banda elevado de las formas de onda de flujo de aire y las formas de onda de presión. Además del monitoreo de excitación, en una modalidad, pueden monítorearse otros parámetros fisiológicos para determinar el estado físico del paciente. La presente invención puede utilizar sensores en la biomáscara para determinar la frecuencia cardiaca, ECG, velocidad de respiración, sonidos de ronquidos, flujo de aire, presión de aire, y satui-ación de 02. Los métodos convencionales pueden también incorporarse en la presente invención para monitorear la presión sanguínea, y C02. La posición de sueño del paciente puede también monitorearse utilizando trasductores de presión o un dispositivo direccional de reflector plano. En una modalidad, en donde un paciente está experimentando el tratamiento de CPAP, el monitoreo de excitación también incluye monitorear la presión y flujo de aire asociado con la respiración de un paciente para determinar UAR (que puede inducir RERA) . Para evitar RERA, es necesario detectar un número de patrones que son indicativos de síntomas de apnea de sueño, es decir limitación de flujo inspirativo (aplanamiento) , ronquidos y reducción de la amplitud de flujo (hipopneas y apneas) . Como se detalla en la Figura 3, la presente invención analiza el flujo de aire a y del paciente para determinar la existencia de UAR. Un componente de "detección de respiración" realiza la detección de tiempo real y caracterización de respiraciones individuales . La detección de picos de inspiración y expiración incluye nivelación "local" (para separar las respiraciones reales a partir del ruido) y la detección "global" de picos de respiración basados en el contexto relativamente largo que puede incluir hasta seis respiraciones consecutivas. El análisis de respiración incluye detección exacta de intervalo de inspiración y caracterización de flujo durante la inspiración, es decir Indices de nivelación, ronquidos y amplitud inspirativa así como otros cuantos . Un componente de "procesamiento basado en intervalo de tiempo" realiza el análisis de señales derivadas de presión y flujo basadas en la expiración de intervalos de tiempo en lugar de respiraciones . Es necesario en casos cuando las respiraciones no son discernibles tales como apneas o cuando la máscara se desprende de la cara. El controlador genera la señal de ajuste de presión en la base de la información por respiración o por intervalo de tiempo provista por los dos componentes anteriores. El controlador se implementa como una colección de reglas que cubren varias combinaciones de indicadores de limitación de flujo, ronquidos, amplitud de respiración, fuga de presión y otros parámetros . En una modalidad, la estrategia principal en la detección de respiración es utilizar puntos máximos y mínimos (nivel de señal de flujo) como los indicadores de intervalos de inspiración y expiración. La inspiración se asocia con la deflexión de señal de flujo positiva y la expiración se asocia con la deflexión negativa. Sin embargo, la señal de flujo podría contaminarse por una gran cantidad de ruido, y si es necesario, nivelación los datos de flujo antes de detectar los patrones de respiración actuales (caja 10050) .

Para la detección exacta de los picos inspirativos y expxratorios es necesario también utilizar un contexto relativamente largo para evitar confundirlos con el máximo y mínimo en la señal de flujo. Existen dos tareas principales en la nivelación local. Primera, se detectan todos los puntos máximos y mínimos locales de la señal de flujo, y cada punto máximo se define como un candidato inicial para la ubicación de un pico de inspiración. Y cada punto mínimo para un candidato inicial para ubicación posible de pico de expiración. La segunda tarea es nivelar algunos puntos máximos y mínimos con "amplitud relativamente pequeña" , que son probables para ser señal de ruido. Como un resultado de nivelación local, únicamente los puntos máximos y mínimos con "amplitud relativamente grande" se retienen, y la señal de flujo se considera que es suficientemente nivelada. Esta secuencia de nivelación local se describe como sigue: 1. Detectar todos los puntos máximos locales a partir de un conjunto de datos de flujo. 2. Para cada punto máximo, formar un punto llamado pico máximo, en donde el punto máximo se ubica en el centro, y los datos en su lado izquierdo se incrementan monótonamente, y disminuye monótonamente en su lado derecho. Para el conjunto de datos de flujo actuales, se obtiene un conjunto de patrones de pico máximo. 3. Para el mismo conjunto de datos, detectar todos los puntos mínimos locales y obtener una serie de patrones de pico mínimos utilizando el método similar. 4. Calcular un número de parámetros tales como variación de señal y duración para cada pico máximo y pico mínimo, y estos parámetros se utilizan como las mediciones para probar si algunos de los patrones de pico máximo y pico mínimo detectados son efectivamente ruido. 5. Las secuencias de análisis de picos máximos y picos mínimos adyacentes (en cada secuencia el número de picos máximos debe exceder el número de picos mínimos por uno o alternativamente el número de picos mínimos debe exceder el número de picos máximos por uno) y verificar si una secuencia podría ser aproximada para un pico máximo o pico mínimo único de manera que un error en aproximación es significativamente menor que los parámetros de duración y variación de un pico máximo o pico mínimo resultante. 6. Para la nivelación de señal de ruido, utilizar métodos lineales en tramos para aproximar la señal de flujo. 7. Se retienen los picos máximos con amplitudes relativamente grandes, y para cada pico máximo "retenido" tanto el "periodo creciente" (lado izquierdo) como el "periodo decreciente" (lado derecho) no son más cortos que el umbral predefinido (0.75 s) . 8. El mismo método se aplica al procesamiento de nivelación de pico mínimo. La nivelación local se diseña básicamente para excluir las señales de ruido que tienen una amplitud relativamente pequeña y duración corta. Como un resultado, una gran cantidad de puntos máximos y mínimos pueden excluirse de una lista de "candidatos" para picos de expiración e inspiración. El procesamiento de nivelación puede formar "periodos crecientes" o "periodos decrecientes" separados, y la señal dentro de un "periodo creciente" o un "periodo decreciente" corresponde a una "probabilidad" de la duración media de inspiración o expiración. Este procesamiento de nivelación de "duración media" es un método para eliminar la pequeña señal de ruido. Por otro lado, el método de "duración media" carece de la capacidad de los datos de flujo de nivelación que contienen algún ruido relativamente grande y artefactos. Otro problema difícil en la detección de respiración se relaciona al cambio de patrones de respiración. La señal de flujo se afectan con frecuencia por pacientes que cambian su "manera" de respiración, en otras palabras, algunos periodos al incrementar o disminuir el nivel de señal se relacionan al cambio de "comportamiento" respiratorio del paciente en lugar de la inspiración o expiración. La nivelación local es incapaz de excluir estos tipos de picos máximos o picos mínimos. Sin embargo, es posible utilizar algunas mediciones globales para detectar efectivamente estos picos máximos o picos mínimos "improbablemente" , y ésta es la idea detrás de la detección global de picos respiratorios (nivelación global) (caja 10080) . En la nivelación global, se verifican las respiraciones consecutivas múltiples para descalificar además algunos picos máximos o picos mínimos a partir de la lista de candidatos para picos de inspiración o expiración. Para un intervalo de tiempo relativamente largo (hasta 3.5 minutos), se prueban condiciones para pares de picos máximos sucesivos (picos mínimos también) , y se forma un conjunto de pares máximos así llamados (o pares mínimos) . Luego, un número de condiciones para serie de pares máximos para obtener un conjunto de pares máximos con "patrones" similares, indicado como una serie máxima se desarrollan. El mismo procesamiento se lleva a cabo para generar series mínimas fuera de los pares mínimos. Por lo tanto, existen dos partes principales en la nivelación global, principalmente la generación de pares máximos (pares mínimos) (caja 10100) y series máximas (series mínimas) (caja 10110) . Los siguientes párrafos subrayan el procesamiento de par máximo y serie máxima brevemente (la generación de par mínimo y serie mínima emplea los mismos métodos respectivos) . Desde el punto de partida del conjunto de pico máximo, se determina un par de patrones de pico máximo, el cual debe cumplir las siguientes condiciones: (1) . La duración entre dos picos máximos deben ser más larga que la duración mínima de una respiración (0.75 s) . (2) . La duración entre dos picos máximos debe ser más corta que la duración máxima de una respiración (10 s) . (3) . No existe ningún pico máximo intermedio dentro de un par máximo. Un patrón de pico máximo intermedio se define como que el nivel de señal del punto máximo en un patrón máximo intermedio es más grande que 80% de un nivel de señal del punto máximo en el par máximo mismo. Este procesamiento de búsqueda se lleva a cabo a través del conjunto de patrón de pico máximo completo para obtener una secuencia de pares máximos. (4) . Para cada par máximo, se calculan un número de mediciones estadísticas, y estas mediciones se basan en la diferencia entre la señal de flujo y las líneas de aproximación dentro de cada par máximo. Existen dos salidas principales en este procesamiento, una es un conjunto de pares máximos que es una etapa más cercana al conjunto final de picos inspirativos, y otro es un número de mediciones estadísticas que se utilizan para representar la "forma" del par máximo. En el procesamiento de serie máxima, se dependerá de estas mediciones estadísticas para llevar a cabo la prueba de "similaridad" .

El método principal utilizado en el procesamiento de serie máxima se llama prueba de "similaridad" , es decir, se mide la "similaridad" dentro de una secuencia de pares máximos para formar una secuencia de pares máximos con patrón "similar" indicado como serie máxima. Únicamente el par máximo que pasa una "prueba de similaridad" puede incluirse en la serie máxima. La idea detrás de la serie máxima es que i . Una secuencia de respiraciones normales durante un periodo sucesivo de tiempo (3-6 duraciones de respiración) debe tener formas similares, y este patrón no debe cambiar significativamente durante un periodo de tiempo corto tampoco . ii . Si un par máximo no es similar a este patrón de respiración normal, podría ser más bien similar a un evento respiratorio (apnea o hipopnea) o algún patrón de ruido/artefacto en señal de flujo. El algoritmo breve de procesamiento de serie máxima es entonces como sigue : 1. Cada par máximo candidato debe primero cumplir el requerimiento de duración mínimo que se define como la distancia entre el candidato y el par máximo de referencia. 2. Al inicio de cada candidato único, calcula un número de parámetros tales como duración, variación de nivel de señal, la forma de pico máximo (o pico mínimo) . Se calcula entonces algunas mediciones estadísticas para este grupo de candidatos tales como promedio, desviación, error promedio y máximo para todos los elementos para verificar la similaridad entre estos candidatos. 3. Si la condición de la similaridad se cumple, el grupo de par máximo se forma como una serie máxima (caja 10120) . De otra manera, el procesamiento se mueve en el siguiente par máximo hasta que se verifican todos los pares máximos . 4. El mismo método se aplica al procesamiento de serie mínima . 5. Al utilizar los conjuntos de serie máxima y serie mínima, se puede ahora detectar las ubicaciones de los puntos máximos globales del nivel de señal de flujo que se relacionan a los periodos de inspiración, y un número de punto mínimo que se asocia con los periodos de expiración. Las disposiciones de pico máximo y pico mínimo globales proporcionan ubicaciones estimadas de cada respiración, es decir, picos de inspiración y expiración. Para detectar los eventos respiratorios, se necesita parecerse más estrechamente a estas respiraciones, que incluyen: 1. Detectar los puntos de partida y finales del intervalo de inspiración (caja 10130) . 2. Realizar la nivelación de flujo (caja 10150) y análisis de ronquidos (caja 10160) así como el cálculo de otros parámetros de respiración. Durante el procesamiento de nivelación en el método de aproximación lineal se utiliza para datos de flujo suaves, excepto de los puntos máximos y mínimos en los conjuntos de datos de serie máxima y serie mínima. Sin embargo, para propósitos de análisis de respiración "recuperar" datos de flujo básicos que utilizan puntos máximos y mínimos como referencia es necesario llevar a cabo el procesamiento de análisis de respiración. Existen dos etapas implicadas para detectar la inspiración, principalmente estimación y procesamiento de tono fino. Para la estimación de intervalo inspirativo, la suposición es que la cantidad de flujo de entrada durante el periodo de inspiración debe ser el mismo como aquel de flujo "de expiración" durante el periodo de expiración. Al utilizar los puntos máximos y mínimos en la señal de flujo como referencias se estima el intervalo de inspiración, es decir, los puntos de partida y finales de inspiración basados para calcular las áreas de datos de flujo. Sin embargo, este método tiene inherentemente dos problemas que podrían afectar la exactitud en la detección de inspiración. En primer lugar, cuando se mide el flujo en la máscara, las cantidades de flujo durante el periodo de inspiración y el periodo de expiración seguido no puede ser el mismo, especialmente cuando los pacientes utilizan su boca para respirar, y se llama a este problema como "desequilibrio de flujo". En segundo lugar, puede ser un problema de "insensibilidad de área" . Cuando los pacientes inician la inspiración el nivel de señal de flujo se incrementa rápidamente, pero la medición del área de flujo es un procesamiento de integración que ' es mucho más lento que el cambio de señales de flujo mismo. En otras palabras, el cambio del área de flujo no es lo suficientemente sensible para medir exactamente el punto de partida de inspiración en donde la señal de flujo se cambia rápidamente. El área de flujo se calcula primero para estimar el intervalo de inspiración, que incluye el punto de partida y el punto final de inspiración. El punto de partida de un periodo de expiración se define simplemente como el punto final del periodo de inspiración previo, y el punto final del periodo de expiración es el punto de partida del siguiente periodo de inspiración o puede desconocerse que este punto no juega ningún papel en los algoritmos control. Al inicio del periodo de inspiración del punto de partida estimado, los métodos de aproximación lineal para detectar el "punto de respiración" durante el periodo creciente de señal de flujo, y este punto de respiración se define entonces como el punto de partida del intervalo de inspiración. El punto final del mismo periodo de inspiración se define simplemente como un punto en el cual el nivel de señal es el mismo como aquel del punto de partida de la inspiración, pero ha aprobado el punto máximo . Como se menciona previamente, la presente invención necesita detectar tres tipos de eventos respiratorios, principalmente, apneas e hipopneas, ronquidos y limitación de flujo de inspiración. El primer tipo de eventos (apneas e hipopneas) se asocia con la reducción de flujo de inspiración y esto puede resultar directamente de la detección de respiración. Tanto los ronquidos como la limitación de flujo de inspiración son más probables de ocurrir durante el periodo de respiración "anormal" . Para una respiración "normal", la "forma" de señal en la parte superior del flujo de inspiración aparece "redonda" y relativamente suave. Cuando el ronquido se presenta en señal de flujo de frecuencia elevada es visible durante la inspiración como se muestra en la Figura 4. La limitación del flujo de inspiración se define como el evento de que el paciente es incapaz para generar el incremento de flujo continuo durante la primera mitad de un periodo de inspiración. Como un resultado, la señal de flujo en el pico del flujo de inspiración llega a ser "plano" como se muestra en la Figura 5. En el análisis de aplanamiento, se determina una linea "plana" de referencia que puede establecerse mejor para la señal de flujo en la parte superior de inspiración de acuerdo al error cuadrático mínimo (LSE) , y la diferencia de la señal de flujo y la línea "plana" de referencia durante este periodo se calcula entonces como el error de aplanamiento. Existe un número de errores de aplanamiento para diferentes selecciones de la línea de referencia. El error de aplanamiento con el valor más pequeño se define como un índice de aplanamiento. El índice de aplanamiento se utiliza entonces para medir la limitación de flujo, y entre más pequeño el índice de aplanamiento, más severa es la limitación de flujo de inspiración. Un índice de ronquidos se utiliza también para indicar el grado de ronquidos. El índice de ronquidos se define como la medida de la cantidad de señal de frecuencia elevada en la parte superior del flujo de inspiración. C. Operación Se muestra en la Figura 6 un diagrama de flujo operacional de una modalidad de la presente invención. Para los propósitos de explicación únicamente, la presente invención será descrita en una modalidad, la cual se adapta para utilizarse con una máquina de CPAP. Un experto en la técnica puede apreciar fácilmente que la invención objeto se adapta fácilmente para uso con, o incorpora dentro de otros dispositivos terapéuticos conocidos. La presente invención verifica para asegurar que se reciban señales válidas de sus sensores, (caja 2) Una vez que la señal se verifica, las señales se analizan para determinar si el inicio de excitación ha sido detectado, (cajas 5, 6, 7 y 8) . Los datos utilizados en el análisis se determinan por el usuario. En una modalidad, la presente invención tiene la capacidad para utilizar diferente tratamiento de oscilación forzada (FOT) para determina los valores de umbral específicos del paciente para excitaciones y SBD. Los resultados del FOT se utilizan para crear plantillas que se utilizan para determinar la respuesta terapéutica apropiada para evitar el inicio o eliminar la incidencia de CSA, OSA, OSAHS, RERA y TERA. (caja 3) . Estas plantillas o perfiles se determinan de los estudios de diagnóstico específicos del paciente o el tratamiento de FOT apropiado en cada etapa particular en un estado de respiración o sueño del sujeto. La presente invención puede obtener plantillas FOT específicas del paciente y perfiles utilizando oscilación forzada de presión, o cambios en la presión de flujo de aire, para determinar si los cambios en la forma de flujo de aire que resultan de estos cambios de tratamiento sutil son capaces de contrarrestar la forma o características de perfil indicativas de la incidencia o inicio de excitaciones (TERA o RERA) u OSAH y UAR. La presente invención puede variar el valor de cambio de presión y la velocidad del cambio para contramedir tales eventos . El presente sistema proporciona un medio para descargar de los estudios de laboratorio del sueño u otros tipos de sueño previos, investigaciones relacionadas respiratorias y/o cardiacas. Los datos específicos se asocian con los parámetros de excitación de sueño y respiración del sujeto y se utiliza para adaptar un dispositivo de suministro de gas para ser más sensible y exacto para minimizar la incidencia de UA S, OSAHS , RERAs y TERAs , mientras se minimiza todavía la fragmentación de sueño y optimiza la calidad del sueño, (caja 23) . Cada paciente tiene un circuito de respiración respiratoria único y trayectorias asociadas . Subsecuentemente la forma de onda de la respiración durante todas las etapas de sueño de un paciente variará de paciente a paciente. La capacidad de la presente invención para adaptar los datos empíricos del personal del paciente proporciona un medio para producir algoritmo de tratamiento más sensible y efectivo. En una modalidad, si el inicio de la excitación ha sido determinado (bloque 11) , la presente invención determina si el CPAP ha provocado un cambio de presión (caja 13) o si el evento se provoca por la existencia de UAR (caja 14) . Si no hubo cambio de presión atribuido a la máquina de CPAP, la presente invención determinará probablemente que el inicio de excitación se provocó por RERA u otra forma de excitación. Si hubo un cambio de presión relacionado con CPAP, la presente invención haría una determinación si el inicio de excitación se atribuyó al cambio de presión o algún otro evento (caja 15) . Un remedio apropiado se seleccionará entonces con base en las señales fisiológicas y el flujo respiratorio del paciente (caja 18). En una modalidad, la presente invención es capaz de utilizar la determinación para adaptar los datos empíricos (caja 20) . Esto permite a la presente invención llegar a ser más exactamente sensible a la respuesta fisiológica del paciente . La minimización de excitaciones incluye la capacidad para ajusfar automáticamente el tratamiento terapéutico basado en al menos un índice o conjunto de datos derivados en donde el índice o conjunto de datos derivados puede incluir lo siguiente: Resistencia de Vías Aéreas Superiores (UAR) , Excitación Relacionada con Esfuerzo Respiratorio (RERA) , Excitación Relacionada con el Evento de control Terapéutico (TERA) , índice de Perturbación Respiratoria (RDI) , índice de Excitación Respiratoria (RAI) , índice de apnea-hipopnea (AHI) , Excitaciones (Micro-excitaciones) , Excitaciones (Corticales) , Excitaciones (subcorticales) , Excitaciones (Total), tiempo de Excitación Total, Etapa de sueño, sueño REM, Inicio del sueño, Movimiento del cuerpo, Porcentaje de sueño interrumpido por excitación (rompimiento de todas las etapas interrumpidas) , índice de eficiencia del sueño, índice de Fragmentación del Sueño (excitaciones por hora de Fragmentación del Sueño total SFI nuevo) , Tendencia de Forma de Flujo de Aire, Tipo de Plantilla de Forma de Flujo de Aire, índice de Aplanamiento, Evento de oscilación forzado, Evento de cambio de presión, velocidad de cambio de presión, Curva de evento del cambio de presión, Evento de cambio de presión máximo y mínimo, Eventos de apnea de sueño mezclada, Eventos de apnea de Sueño Central , eventos del Síndrome de Resistencia de las Vías Aéreas Superiores (UARS) , eventos del síndrome de apnea e hipopnea de sueño obstructiva (OSAHS) , Excitaciones Relacionadas con Esfuerzo Respiratorio (RERA) con calificación enlazada de tamiz de excitaciones de esfuerzo respiratorio asociadas, Excitaciones Relacionadas con el control Terapéutico (TERA) con calificación enlazada de tamiz de cambio de presión de las excitaciones, índice de la Calidad del Sueño (nuevo factor de índice de sueño cada hora) , excitaciones asociadas con la Calidad, Desaturación de Oxígeno, Tiempo de Tránsito de Pulso (PTT) , Tono Arterial de Pulso (PAT) , Amplitud de Onda de Pulso (PWA) , eventos de desaturación y artefactos Sp02 - detección aguda de desaturaciones en cascada, desaturaciones con artefactos Sp02 interiores, posiciones de partida y finales del artefacto Sp02, secuencias de detección de eventos respiratorios con recuperación parcial o corta, clasificación de eventos respiratorios con señales de esfuerzo ruidosas o de calidad pobre, episodios de detección de respiración de Cheyne- Stokes, Capacidad de concordancia para permitir las comparaciones de puntaje entre cualquiera de los dos conjuntos de datos designados. El flujo calibrado Pneuraotach, flujo de sensor térmico, suma de señales de esfuerzo respiratorio, Excitaciones de EEG, PTT, onda pletismográfica, Impedancia transtorácica, Detección y asignación de reja metálica en un conjunto expandido de eventos automáticos incluye los siguientes eventos, evento o síndrome de Apnea/Hipopne de Sueño Obstructiva (OSA, ' OSH, OSAHS) , excitación relacionada con esfuerzo respiratorio, Apnea Central del Sueño (CSA) , Hipopnea Central del Sueño (CSH) , respiración de Cheyne-Stokes, Hipoventilación, Bostezo, Respiración inestable relacionada a los cambios del estado de sueño o el inicio de etapas más profundas de sueño, Deglución, Ataque de tos, señales de respiración conforinadas espontáneas o irregulares pero normales, volumen de marea derivada (de presión nasal o flujo calibrado) , índice de limitación de flujo derivado (de presión nasal o flujo calibrado) , ronquidos derivados (de presión nasal o flujo calibrado) , amplitud de E G diafragmático derivado, resistencia de vías aéreas superiores derivadas (de presión de máscara, presión faringeal y flujo calibrado) , excitaciones subcorticales derivadas (de PTT o amplitud de onda plet) , Máscara de respiración y/o análisis de sonido de flujo de aire con segmento en varios trastornos de respiración tales como eos, jadeo, estridor, apnea e hipopnea . Para cada evento seleccionado (combinación de un conjunto de grupo expandido de eventos del conjunto de eventos anteriores y actuales) , se le permite seleccionar a un usuario el conjunto de señales de mediciones para establecer los parámetros de detección para el evento. Esto permite a la presente invención utilizar más de una señal al mismo tiempo para detectar un evento y más de un escenario para detectar un evento. Los siguientes son ejemplos de eventos definidos : RERA- Falla del perfil inspirativo plano después unas pocas respiraciones limitadas 2. cambio de frecuencia en EEG, incrementa amplitud en EMG 3. Actividad de movimiento subsecuente de la pierna 4. Sin aumento de presión (señal CTRL) Excitación relacionada con el movimiento de la pierna- 1. Incremento en la actividad del movimiento de la pierna 2. Cambio de frecuencia en EEG, incrementa amplitud en EMG 3. Falla en el perfil inspirativo no necesariamente durante la inspiración 4. Sin aumento de presión (señal CTRL) Excitación espontánea- 1. Cambio de frecuencia en EEG, incremento de amplitud en EMG 2. Sin incremento en la actividad del movimiento de la pierna (o después de los cambios de EEG/EMG) 3. Falla en el perfil inspirativo no necesariamente durante la inspiración 4. Sin aumento de presión (señal CTRL) Excitación relacionada con el aumento de presión- 1. Incremento de presión de acuerdo al algoritmo de titulación 2. Cambio de frecuencia subsecuente en EEG, incremento de amplitud en EMG 3. Sin incremento en la actividad del movimiento de la pierna (o después de los cambios de EEG/EMG) 4. Falla en el perfil respiratorio no necesariamente durante la inspiración. La presente invención reduce significativamente la excitación restringiendo la aplicación del tratamiento de presión hasta que un paciente está en una etapa de sueño en donde esta presión no se experimenta o no provoca incomodidad adversa al paciente. La presión de aire suministrado a un paciente se incrementa o disminuye dependiendo del estado de sueño del paciente. La presión se incrementa lentamente mientras que los parámetros fisiológicos se monitorean. Una vez que los parámetros fisiológicos indican el inicio de la excitación (microexcitación) la presión se mantiene o reduce hasta que el paciente está en niveles más profundos de sueño que permiten incremento continuo de presión. La presión se disminuye también por consiguiente. El controlador 12 se implementa como una combinación de reglas para cambio de presión. Cada regla de cambio de presión especifica la magnitud y signo de un cambio de presión y el rango permitido de los valores de presión dentro de la cual el cambio de presión puede activarse también un número de parámetros adicionales incluyendo constantes de tiempo, intervalos y lógica de oscilación forzada. Cada regla de cambio de presión se activa si una combinación lógica respectiva de su condición es cierta. En una modalidad, las reglas de cambio de presión se combinan a través de cambios de presión OR lógicos si cualquier simple regla en el conjunto de reglas se satisface. Si más de una regla se satisface, la regla con una prioridad más elevada toma prioridad. Las condiciones para varias reglas de cambio de presión representan un número de escenarios fisiológicos : Limitación de flujo (aplanamiento) durante un número de respiraciones subsecuentes - incremento de presión Limitación de flujo (aplanamiento) y ronquidos durante un número de respiraciones subsecuentes - incremento de presión Ronquidos durante una o dos respiraciones incremento de presión Hipopneas - incremento de presión (se recomienda utilizar información adicional tal como PTT, señales de banda o dirección de deflector plano para excluir obstáculos contra hipopneas centrales) . La detección del inicio de apnea - oscilación forzada inicial Nivel bajo de conductancia de vías aéreas superiores con oscilación forzada - incremento de presión (apnea obstructiva detectada) Sin limitación de flujo (forma de espiración redonda) - reducción de presión gradual Fuga grande - reducción de presión a 4 cmH20 Sin flujo de aire durante 3 minutos - reducción de presión a 4 cmH20 La presente invención es capaz de superar factores dependientes de excitación, variables aplicando técnicas de algoritmo adaptable. La técnica de algoritmo adaptable tiene la capacidad de aplicar datos clínicos empíricos para establecer configuraciones de umbral estándares, que a su vez determinan una respuesta de dispositivo y rendimiento en términos de características de suministro de gas. La técnica de algoritmo adaptable también tiene la capacidad de aplicar un conjunto de características de umbral. En una modalidad, estas características de umbral pueden variar los parámetros tales como la velocidad de cambio de presión, la cantidad absoluta del cambio de presión, los valores de presión suministrados mínimos, los valores de presión suministrados máximos. Estas velocidades y cambios de presión absoluta pueden variar de acuerdo a varios estados del paciente incluyendo (por ejemplo únicamente) el estado de sueño actual del paciente o la presión sanguínea relativa del paciente o detección de arritmia. La presente invención puede configurarse en un modo predeterminado de operación en donde la función de adaptación del algoritmo puede deshabilitarse y reemplazarse por un algoritmo que se basa en un conjunto fijo de datos de referencia designados para predecir el inicio o detectar la aparición de TERA y ERA, mientras que se minimizan los trastornos de respiración de sueño . En una modalidad, la presente invención permite a los especialistas médicos establecer varios umbrales, que pueden evitar condiciones médicas indeseables para cada paciente particular. Por ejemplo, si una apnea de sueño central se detecta en combinación con un cambio o medición incrementado indeseable en ECG, la onda de pulso o arritmia, la operación del dispositivo de suministro de gas se aumenta para estabilizar la condición del paciente. En algunos casos, esta estabilización puede incluir el cese inmediato del suministro de presión. Durante los eventos tales como apnea del sueño central (cese de la respiración activada por los comandos del cerebro contra la obstrucción de las vías aéreas) , por e emplo, suministro de presión forzada sin la obstrucción de las vías aéreas puede de otra manera agravar la presión sanguínea del sujeto o función cardiaca. La presente invención es capaz de operar con o sin ningún dato del paciente (características de forma de flujo de aire de un paciente o varios umbrales por ejemplo) . En el caso en donde un sujeto no tiene datos previos o indicaciones de umbral, la presente invención podría comenzar la operación con parámetros de umbral de datos empíricos estándares. Durante los cambios de presión generados del dispositivo o siempre que exista una perturbación respiratoria la presente invención puede adaptar sus características de control para minimizar la perturbación respiratoria y de excitación. En una modalidad, la verificación de excitaciones permite a la invención objeto aumentar las capacidades de detección del trastorno de sueño de los CAPAP. Los Falsos negativos con frecuencia ocurren durante eventos de hipopnea ligera. Existe normalmente tal limitación de flujo de aire mínima de manera que las máquinas de CPAP son incapaces de detectar el trastorno de respiración. Sin embargo, tales eventos ligeros con frecuencia crean suficiente UAR para provocar excitación en un paciente. La detección del inicio de tales excitaciones permite a la presente invención iniciar una respuesta correctiva de la unidad de CPAP, aún cuando el CPAP es capaz de detectar el evento . En una modalidad, un modo de tratamiento incluye utilizar plantillas de patrón de respiración almacenadas en la tabla para aumentar los parámetros de CPAP actuales. Estas plantillas de patrón de respiración dinámicamente distribuidas complementan el algoritmo de CPAP cambiando las características control de la unidad PAP. Las plantillas satisfacen los requerimientos de presión del paciente particular mientras que se optimiza el sueño del paciente y minimiza la excitación del paciente. En una modalidad, la presente invención permite al comienzo del tratamiento determinarse por un estado predefinido del sueño, nivel de actividad de excitación, y/o actividad de respiración desordenada del sueño predeterminado. Una de las dificultades experimentadas por pacientes con estado existente de los dispositivos de tratamiento de suministro de gas es la incomodidad experimentada de la presión de aire positiva aplicada a un paciente, mientras que están intentando quedarse dormidos.

El estado existente de los dispositivos de la técnica tiene la capacidad de proporcionar una función de partida retardada. Esta función retardada proporciona un retardo de tiempo antes de que la presión de tratamiento se incremente o eleve lentamente a un valor prescrito de presión de partida. Sin embargo, los pacientes no siempre son capaces de predecir su tiempo de inicio de sueño ya que la somnolencia de un paciente varía de una noche a la siguiente. El concepto de un tiempo de retraso puede también proporcionar una ansiedad sicológica, ya qué el paciente siempre está consciente que si no sucumbe a un estado de sueño satisfactorio en una cantidad de tiempo apropiada, se arriesgan a experimentan la desagradable sensación de presión de aire positiva excesiva durante su tiempo de preparación de sueño . La presente invención permite la detección del estado de sueño y/o excitaciones como un medio para determinar la activación de presión. Los tratamientos se aplican únicamente cuando el paciente está en un estado preseleccionado o profundo de sueño, y subsecuentemente está inconsciente en el comienzo del tratamiento. La determinación del estado de sueño puede ser los métodos que se conocen en la técnica, incluyendo aquellos métodos descritos en la Patente Norteamericana No. 6,397,845, los contenidos de los cuales se incorporan en la presente en su totalidad.

En una modalidad, una presente invención tiene un diagnóstico integrado y modo de tratamiento en donde los ajustes al aire suministrado se cambian en tiempo real (es decir, los cambios se hacen instantáneamente dependiendo de los valores de los parámetros monitoreados) . El algoritmo de control de la presente invención tiene la capacidad de adaptarse durante la operación en tiempo real basada en cualquier combinación de a) datos clínicos empíricos, b) datos recolectados o reunidos del paciente individual (del estudio diagnóstico dentro del laboratorio de · sueño u otro sitio alternativo o c) datos verificados y analizados en tiempo real . D. Modalidades Alternativas En una modalidad alternativa, como se muestra en la Figura 7, se utiliza la presente invención para suministrar medicamento a un paciente . Métodos previos para determinar requerimientos de dosis sedativos o tranquilizadores para un sujeto se estiman con frecuencia a un grupo de pacientes generalizado o un grupo de pacientes de muestra específica. La propensión de sueño o vigilancia del paciente es altamente compleja y dependiente de muchos parámetros. Se ha mostrado, por ejemplo que una propensión de sueño de un paciente puede relacionarse a carencia de sueño, alcohol, ansiedad, tensión, factores ambientales, índice de masa corporal, género, herencia y otros factores.

La consecuencia de sobre-sedación incluye tiempo de recuperación incrementado, riesgos de falta de atención asociados con somnolencia excesiva, costos incrementados de fármacos, y reducción en la calidad de vida debido al estado adormecido extendido de un sujeto. La administración de fármaco puede suministrar un rango de fármacos utilizando métodos tales como (pero sin limitarse a) oralmente, transdérmico, suministro de fluido por goteo, suministro de vapor y suministro de gas. Utilizar la integración de un sistema de suministro de fármaco con la presente invención, puede optimizarse una dosis de fármaco para un nivel predeterminado o un nivel apropiado de un estado de somnolencia, vigilancia o atención. El usuario o proveedor del cuidado de salud podría ajustar la dosis de administración de fármaco en consulta con el paciente y los datos de paciente monitoreados. Una capacidad adicional de la presente invención es contener sensores tales como dispositivos de movimiento sensibles que juntos con el análisis de señal (tal como, pero sin limitarse a fase y amplitud espectral) puede detectar la agitación, temblores y otros signos que indican el uso del fármaco apropiado. En el caso del Parkinson y otros tipos de enfermedad la presente invención podría programarse para administrar por ejemplo, fármacos adecuados para minimizar los temblores y agitación, mientras que al mismo tiempo se proporciona al sujeto con un grado de vigilancia durante el día y calidad del sueño durante la noche, que es más conductivo a cada uno de los requerimientos o deseos de la calidad de vida del individuo. La presente invención puede adaptarse en un número de combinaciones con diferente combinación de capacidades de canales de grabación fisiológicos, sensores, análisis, almacenamiento y de despliegue. Estas capacidades podrían variar el objeto de la enfermedad o trastorno específico que se trata, junto con cada uno los requerimientos del especialista de la salud específico del sujeto para informació . En otra modalidad alternativa, como se muestra en la Figura 7, la presente invención incluye un algoritmo de control de marcapasos que minimiza RERA y TERA mientras que se optimiza el ritmo cardíaco del sujeto. La presente invención permite la detección de RERA y TERA de las señales de onda de pulso o electrocardiograma, por ejemplo. Alternativamente, pueden desplegarse señales más integrales. La presente invención permite la optimización convencional del ritmo de ECG mientras que al mismo tiempo se minimizan las excitaciones y fragmentación del sueño. El control de marcapasos puede utilizarse también para ayudar en la eliminación de alguna respiración desordenada del sueño. La presente invención puede proporcionar retroalimentación importante ya que la causalidad de la fragmentación del sueño tal como control de marcapasos inapropiado provoca la promoción de excitaciones de fragmentación del sueño. La presente invención es también capaz de monitorear la frecuencia cardiaca, variaciones de presión sanguínea y excitaciones de fragmentación del sueño a través del sueño y determina si estas variaciones se relacionan a la fisiología del sueño o si estos cambios sugieren la modificación del control del marcapasos para optimizar la función cardiaca, mientras que al mismo tiempo se minimiza la fragmentación del sueño . En otra modalidad, la presente invención tiene la capacidad de proporcionar sueño óptimo durante el tratamiento de concentración de oxígeno utilizando características de forma de onda, forma de flujo de aire, cortical, subcortical como un marcador para optimizar el tratamiento. La presente invención puede controlar el algoritmo de titulación para minimizar RE A y TERA mientras que se optimiza la terapia de respiración de un sujeto. La presente invención permite la detección de RERA y TERA monitoreando cualquier combinación de máscara de respiración o sonidos de manguera, señales de flujo de aire o presión. Alternativamente, más señales integrales pueden destacarse. SOC permite la optimización convencional del estado de gas de sangre de un sujeto, mientras que se minimizan las excitaciones. Una mezcla inapropiada de oxígeno y aire, o la velocidad de suministro del gas a un sujeto podría promover las excitaciones, por ej emplo . El suministro inapropiado del gas podría a su vez provocar a los receptores mecánicos o químicos dentro de la anatomía de respiración del paciente activar las excitaciones de fragmentación del sueño (TERA) . La verificación de la forma de onda de flujo de aire puede utilizarse para predecir el inicio o incidencia de TERA o RERA y permitir al tratamiento de gas controlarse de tal manera que minimiza tales excitaciones (mientras aún se optimiza la terapia de respiración) . En una modalidad, la presente invención se utiliza simplemente como una herramienta de diagnóstico para determinar la calidad de sueño y respiración desordenada de sueño. La presente invención se adapta para registrar, medir, catalogar o desplegar en tiempo real o en una base de repetición o revisión, un número de datos o estadísticas fisiológicas relacionadas con el sueño o excitación. Las estadísticas o índices tales como RAI, AHI, RERA, RDI, excitaciones, fragmentación de sueño, o índice- de arquitectura de sueño se derivan de los parámetros monitoreados y esta información se almacena para análisis. En una modalidad, los parámetros fisiológicos monitoreados que se utilizaron par determinar las estadísticas e índices pueden también almacenarse para ayudar en el análisis. La presente invención puede también incluir herramientas gráficas y estadísticas que se conocen en la técnica para permitir a un usuario manipular y desplegar datos básicos o valores derivados en un formato significativo. En una modalidad, la presente invención tiene la capacidad de desplegar datos básicos y luego utilizar indicios visuales para marcar la aparición de un evento tal como excitación en datos básicos. La presente invención puede también enlazar un evento o eventos a valores de índice específicos o valores derivados que reflejan la aparición del evento . La materia establecida en la descripción anterior y los dibujos acompañantes se ofrece a manera de ilustración únicamente y no como una limitación. Aunque ha sido mostrada y descrita una modalidad particular, será aparente para aquellos expertos en la técnica que los cambios y modificaciones pueden hacerse sin apartarse de lo aspectos más amplios de contribución del solicitante. El alcance actual de la protección buscada se pretende para definirse en las siguientes reivindicaciones cuando se observa en su perspectiva apropiada basada en la técnica anterior.

Claims

REIVINDICACIONES 1. Un método para proporcionar un tratamiento terapéutico a un paciente, el método está caracterizado porque comprende: establecer un nivel de tratamiento; verificar un parámetro fisiológico que es un indicador de excitación, determinar si el parámetro fisiológico monitoreado indica el inicio de excitación; y ajusfar el nivel de tratamiento para evitar la excitación .
2. El método de conformidad con la reivindicación 1, y caracterizado además porque comprende la etapa de determinar si una excitación se provoca por la resistencia de las vias aéreas superiores (UAR) o por el nivel de tratamiento .
3. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de ajuste incluye niveles de tratamiento variables hasta que se determina un nivel de tratamiento que no provoca excitación.
4. El método de conformidad con la reivindicación 3, y caracterizado además porque comprende la etapa de almacenar el nivel de tratamiento que no provoca excitación.
5. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de monitorear incluye el monitoreo de actividad cortical y sub-cortical .
6. El método de conformidad con la reivindicación 5, caracterizado porque la etapa de determinación incluye detectar un cambio de actividad EEG alfa a teta de una frecuencia de fondo más lenta.
7. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de determinación incluye detectar una caída en el tiempo de tránsito de pulso (PTT) .
8. El método de conformidad con la reivindicación 1, y caracterizado además porque comprende la etapa de calcular un valor de índice de una pluralidad de parámetros monitoreados y utiliza el valor de índice para prede.cir el inicio de la excitación.
9. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de determinación incluye comparar una forma de onda de flujo de aire de un paciente con una pluralidad de plantillas que describen el inicio de la excitación.
10. El método de conformidad con la reivindicación 1, y caracterizado además porque comprende la etapa adicional de proporcionar una tabla que correlaciona una combinación de eventos fisiológicos a un ajuste óptimo del nivel de tratamiento que minimiza la excitación.
11. El método de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque la etapa de determinación incluye detectar si un evento se asocia con apnea central o apnea obstructiva.
12. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de determinación incluye utilizar datos específicos del paciente para determinar los umbrales para excitación.
13. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de determinación incluye comparar la actividad cortical y subcortical para determinar las excitaciones relacionadas con el movimiento periódico de la pierna.
14. El método de conformidad con la reivindicación 1, y caracterizado además porque comprende la etapa adicional de determinar un estado de sueño del paciente y regular el tratamiento basado en un estado de sueño del paciente.
15. El método de conformidad con la reivindicación 1, y caracterizado porque la etapa de determinación incluye detectar un cambio en la medición de los niveles de dióxido de carbono residuales, niveles de óxido nítrico residual, o niveles de oxígeno residual.
16. El método de conformidad con la reivindicación 1, y caracterizado además porque comprende la etapa adicional de datos de transferencia a un dispositivo de tratamiento para permitir al dispositivo de tratamiento determinar un parámetro de tratamiento el cual minimiza las excitaciones o trastornos de respiración de sueño.
17. Un método para controlar el suministro de un gas a un paciente, caracterizado porque comprende: verificar un parámetro fisiológico; suministrar gas a un nivel establecido, determinar el inicio de la excitación a partir del parámetro fisiológico; determinar si el inicio de la excitación se provoca por la resistencia de las vías aéreas superiores o suministro de gas, y ajustar el nivel de gas suministrado basado en si la excitación se atribuye a la resistencia de las vías aéreas superiores o suministro de gas.
18. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende utilizar un tratamiento de oscilación forzada para determinar los niveles de umbral para la excitación.
19. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende la etapa adicional de determinar el inicio de la excitación Relacionada con Esfuerzo Respiratorio.
20. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende la etapa de terminar el inicio de la apnea-hipopnea de sueño obstructiva.
21. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende proporcionar una tabla que tiene una pluralidad de entradas que define un inicio de un evento basado en un conjunto de valores para una pluralidad de diferentes parámetros fisiológicos monitoreados .
22. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende la etapa adicional de ajusfar el nivel de presión del gas suministrado basado en un valor de índice derivado de al menos uno de la pluralidad de parámetros fisiológicos monitoreados.
23. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende la etapa de determinar la calidad del sueño.
24. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende la etapa de determinar la respiración de Cheynes-Stokes .
25. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende proporcionar una tabla que enlaza una pluralidad de valores de los parámetros monitoreados a un evento, y actualizar la tabla para adaptar la sensibilidad de un paciente.
26. El método de conformidad con la reivindicación 17, caracterizado porque la etapa de determinación incluye la verificación de ancho de banda elevada de las formas de onda de flujo de aire o formas de onda de presión para determinar la excitación o trastornos de respiración de sueño.
27. El método de conformidad con la reivindicación 17, caracterizado porque la etapa de determinación incluye analizar el tiempo de tránsito de pulso, presión sanguínea, y señales de ECG para determinar el inicio de la excitación.
28. El método de conformidad con la reivindicación 17, caracterizado porque la etapa de determinación incluye analizar la respiración de un paciente para determinar un evento de respiración periódico.
29. El método de conformidad con la reivindicación 17, y caracterizado además porque comprende la etapa de determinar la existencia de respiración oral y en donde la etapa de ajustar incluye la compensación para respiración oral .
30. Un aparato, caracterizado porque comprende: un sensor para detectar una señal fisiológica; un dispositivo terapéutico que tiene un nivel de tratamiento ajustable; y un controlador en comunicación con el sensor y el dispositivo terapéutico, el controlador se adapta para detectar el inicio de excitación de la señal fisiológica detectada y para ajustar el nivel de tratamiento para evitar la excitación.
31. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el dispositivo terapéutico es un dispositivo de suministro de gas.
32. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el dispositivo terapéutico es un dispositivo de infusión.
33. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el dispositivo terapéutico es un sistema de marcapasos.
34. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, y caracterizado además porque comprende un dispositivo de memoria que contiene una tabla que correlaciona los valores de una pluralidad de parámetros fisiológicos al inicio de excitación .
35. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado además porque comprende un dispositivo de memoria que contiene un inicio de correlación de tabla de una excitación con un nivel de tratamiento apropiado.
36. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el controladcr se adapta también para predecir el inicio de apnea- ipopnea de sueño de obstrucción.
37. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el controlador se adapta también para realizar una prueba para variar el nivel de tratamiento para determinar la sensibilidad del paciente al tratamiento de excitación relacionada.
38. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el controlador se adapta también para verificar la calidad del sueño.
39. El aparato de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el controlador se adapta también para crear un valor de índice a partir de una pluralidad de diferentes señales fisiológicas y para ajusfar el nivel de tratamiento basado en el valor de índice.
40. Un aparato, caracterizado porque comprende: una pluralidad de sensores para monitorear una pluralidad de señales fisiológicas; un procesador adaptado para detectar un inicio de excitación a partir de la pluralidad de señales fisiológicas.
41. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, caracterizado porque los sensores incluyen sensores de EEG.
42. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, caracterizado porque el sensor incluye sensores de EMG.
43. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, caracterizado porque los sensores incluyen un sensor de flujo de aire.
44. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, caracterizado porque los sensores incluyen un sensor de ECG y un sensor de Sp(¾ y en donde el procesador se adapta para calcular PTT.
45. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, caracterizado porque los sensores incluyen un sensor de posición del cuerpo.
46. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, caracterizado porque el procesador se adapta para probar la sensibilidad de un paciente a excitación.
47. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, y caracterizado además porque comprende un dispositivo de memoria adaptado para almacenar valores para parámetros fisiológicos que indican excitación para un paciente particular.
48. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, y caracterizado además porque comprende un dispositivo de memoria, y en donde el procesador se adapta para almacenar las señales fisiológicas en el dispositivo de memoria.
49. El aparato de conformidad con la reivindicación 40, caracterizado porque el procesador se adapta para desplegar los datos básicos e índices derivados de los parámetros fisiológicos de acuerdo con los formatos seleccionados del usuario.
50. Un dispositivo de suministro de gas, caracterizado porque comprende: una pluralidad de sensores para monitorear una pluralidad de parámetros fisiológicos; un dispositivo de suministro de gas que tiene un nivel de presión ajustable; y un controlador en comunicación con el sensor y el dispositivo de suministro de gas, el controlador se adapta para determinar el inicio de excitación que resulta de RERA y de TERA, y para ajustar el nivel de presión del dispositivo de suministro de gas por consiguiente.
51. El dispositivo de suministro de gas de conformidad con la reivindicación 50, caracterizado porque el dispositivo de suministro de gas es una máquina de CPAP.
52. El dispositivo de suministro de gas de conformidad con la reivindicación 50, caracterizado porque el dispositivo de suministro de gas es un ventilador.
53. El dispositivo de suministro de gas de conformidad con la reivindicación 50, caracterizado porque el dispositivo de suministro de gas es un concentrador de oxigeno .
54. El dispositivo de suministro de gas de conformidad con la reivindicación 50, caracterizado porque el controlador se adapta también para obtener y almacenar parámetros fisiológicos específicos del paciente que indican el inicio de la excitación.
55. El dispositivo de suministro de gas de conformidad con la reivindicación 50, caracterizado porque la pluralidad de sensores se comunican con el controlador utilizando una tecnología inalámbrica.
56. Un aparato de suministro de fármaco, caracterizado porque comprende: una pluralidad de sensores; un dispositivo de suministro de fármaco que tiene un nivel de suministro de fármaco ajustable; y un controlador en comunicación con los sensores y el dispositivo de suministro de fármaco, el controlador se adapta para ajusfar el nivel de suministro de fármaco basado en un estado de sueño del paciente.
57. Un sistema de ritmo cardíaco, caracterizado porque comprende: una pluralidad de sensores; un dispositivo de ritmo que tiene un control de salida ajustable; y un controlador en comunicación con los sensores y el dispositivo de ritmo, el controlador se adapta para ajusfar la salida del dispositivo de ritmo para minimizar la excitació .