RU2338457C2 - Способ и аппарат для поддержания и текущего контроля качества сна во время терапии - Google Patents
Способ и аппарат для поддержания и текущего контроля качества сна во время терапии Download PDFInfo
- Publication number
- RU2338457C2 RU2338457C2 RU2005114379/14A RU2005114379A RU2338457C2 RU 2338457 C2 RU2338457 C2 RU 2338457C2 RU 2005114379/14 A RU2005114379/14 A RU 2005114379/14A RU 2005114379 A RU2005114379 A RU 2005114379A RU 2338457 C2 RU2338457 C2 RU 2338457C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- activation
- patient
- sleep
- gas supply
- onset
- Prior art date
Links
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 title claims abstract description 53
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 56
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 title 1
- 238000000275 quality assurance Methods 0.000 title 1
- 230000004913 activation Effects 0.000 claims abstract description 174
- 239000007789 gas Substances 0.000 claims abstract description 53
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 claims abstract description 41
- 210000002345 respiratory system Anatomy 0.000 claims abstract description 23
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims abstract description 16
- 238000001994 activation Methods 0.000 claims description 169
- 230000007958 sleep Effects 0.000 claims description 94
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 claims description 52
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 claims description 43
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 29
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 claims description 20
- 208000008784 apnea Diseases 0.000 claims description 20
- 238000011282 treatment Methods 0.000 claims description 19
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims description 15
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 12
- 208000003417 Central Sleep Apnea Diseases 0.000 claims description 11
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 11
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims description 11
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims description 11
- 230000002739 subcortical effect Effects 0.000 claims description 10
- 230000001054 cortical effect Effects 0.000 claims description 9
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 claims description 9
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 claims description 9
- 230000000414 obstructive effect Effects 0.000 claims description 8
- 208000004756 Respiratory Insufficiency Diseases 0.000 claims description 7
- 201000004193 respiratory failure Diseases 0.000 claims description 7
- 238000003860 storage Methods 0.000 claims description 7
- CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N Carbon dioxide Chemical compound O=C=O CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 238000012377 drug delivery Methods 0.000 claims description 5
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 claims description 5
- 230000003860 sleep quality Effects 0.000 claims description 5
- MWUXSHHQAYIFBG-UHFFFAOYSA-N Nitric oxide Chemical compound O=[N] MWUXSHHQAYIFBG-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims description 4
- 229910002092 carbon dioxide Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 239000001569 carbon dioxide Substances 0.000 claims description 3
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 claims description 3
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 3
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 claims description 2
- 230000035790 physiological processes and functions Effects 0.000 claims description 2
- 206010008501 Cheyne-Stokes respiration Diseases 0.000 claims 1
- 238000001802 infusion Methods 0.000 claims 1
- 229940126601 medicinal product Drugs 0.000 claims 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 2
- 229940127554 medical product Drugs 0.000 abstract 1
- 230000004962 physiological condition Effects 0.000 abstract 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 30
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 26
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 description 26
- 230000003434 inspiratory effect Effects 0.000 description 24
- 206010041235 Snoring Diseases 0.000 description 15
- 208000010340 Sleep Deprivation Diseases 0.000 description 13
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 description 11
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 10
- 238000009499 grossing Methods 0.000 description 10
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 9
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 9
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 9
- 208000001797 obstructive sleep apnea Diseases 0.000 description 8
- 230000033228 biological regulation Effects 0.000 description 7
- 208000037656 Respiratory Sounds Diseases 0.000 description 6
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 6
- 238000013467 fragmentation Methods 0.000 description 6
- 238000006062 fragmentation reaction Methods 0.000 description 6
- 230000006870 function Effects 0.000 description 6
- 208000019116 sleep disease Diseases 0.000 description 6
- 206010021079 Hypopnoea Diseases 0.000 description 5
- 206010041349 Somnolence Diseases 0.000 description 5
- 230000003044 adaptive effect Effects 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 238000002106 pulse oximetry Methods 0.000 description 5
- 208000023504 respiratory system disease Diseases 0.000 description 5
- 206010044565 Tremor Diseases 0.000 description 4
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 4
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 4
- 238000011160 research Methods 0.000 description 4
- 230000002269 spontaneous effect Effects 0.000 description 4
- 208000019901 Anxiety disease Diseases 0.000 description 3
- 206010062519 Poor quality sleep Diseases 0.000 description 3
- 206010047924 Wheezing Diseases 0.000 description 3
- 230000036506 anxiety Effects 0.000 description 3
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 description 3
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 description 3
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 3
- 210000000744 eyelid Anatomy 0.000 description 3
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 3
- 230000003387 muscular Effects 0.000 description 3
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 3
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 3
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 3
- 230000004044 response Effects 0.000 description 3
- 208000022925 sleep disturbance Diseases 0.000 description 3
- 238000004448 titration Methods 0.000 description 3
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 3
- RZVAJINKPMORJF-UHFFFAOYSA-N Acetaminophen Chemical compound CC(=O)NC1=CC=C(O)C=C1 RZVAJINKPMORJF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 208000000884 Airway Obstruction Diseases 0.000 description 2
- 206010011224 Cough Diseases 0.000 description 2
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N Ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 101001022170 Homo sapiens FYN-binding protein 2 Proteins 0.000 description 2
- 101000990990 Homo sapiens Midkine Proteins 0.000 description 2
- 102100030335 Midkine Human genes 0.000 description 2
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 2
- 208000029618 autoimmune pulmonary alveolar proteinosis Diseases 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 2
- 238000012512 characterization method Methods 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 2
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 2
- 208000035475 disorder Diseases 0.000 description 2
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 2
- 230000004217 heart function Effects 0.000 description 2
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 2
- 230000000926 neurological effect Effects 0.000 description 2
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 2
- 230000009210 ongoing activation Effects 0.000 description 2
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 2
- 238000004806 packaging method and process Methods 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 2
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 description 2
- 201000002859 sleep apnea Diseases 0.000 description 2
- 230000008667 sleep stage Effects 0.000 description 2
- 230000005236 sound signal Effects 0.000 description 2
- 230000035882 stress Effects 0.000 description 2
- 208000011580 syndromic disease Diseases 0.000 description 2
- 238000009423 ventilation Methods 0.000 description 2
- 206010002942 Apathy Diseases 0.000 description 1
- -1 CO 2 Chemical compound 0.000 description 1
- 208000007590 Disorders of Excessive Somnolence Diseases 0.000 description 1
- 208000000059 Dyspnea Diseases 0.000 description 1
- 206010013975 Dyspnoeas Diseases 0.000 description 1
- 206010021133 Hypoventilation Diseases 0.000 description 1
- 239000002033 PVDF binder Substances 0.000 description 1
- 208000018737 Parkinson disease Diseases 0.000 description 1
- 241001282135 Poromitra oscitans Species 0.000 description 1
- 206010038669 Respiratory arrest Diseases 0.000 description 1
- 206010039897 Sedation Diseases 0.000 description 1
- 206010048232 Yawning Diseases 0.000 description 1
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 210000003484 anatomy Anatomy 0.000 description 1
- 238000013528 artificial neural network Methods 0.000 description 1
- 230000006399 behavior Effects 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 230000037396 body weight Effects 0.000 description 1
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 1
- 210000000133 brain stem Anatomy 0.000 description 1
- 208000030303 breathing problems Diseases 0.000 description 1
- 230000003177 cardiotonic effect Effects 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 230000001149 cognitive effect Effects 0.000 description 1
- 230000003750 conditioning effect Effects 0.000 description 1
- 238000011513 continuous positive airway pressure therapy Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 238000002788 crimping Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 230000006735 deficit Effects 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 1
- 238000002405 diagnostic procedure Methods 0.000 description 1
- 230000002526 effect on cardiovascular system Effects 0.000 description 1
- 230000000763 evoking effect Effects 0.000 description 1
- 230000007717 exclusion Effects 0.000 description 1
- 230000004424 eye movement Effects 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 239000012634 fragment Substances 0.000 description 1
- 230000001771 impaired effect Effects 0.000 description 1
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 1
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 1
- 238000011068 loading method Methods 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- 239000003550 marker Substances 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 238000002496 oximetry Methods 0.000 description 1
- 238000002640 oxygen therapy Methods 0.000 description 1
- 230000000661 pacemaking effect Effects 0.000 description 1
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 description 1
- 230000035479 physiological effects, processes and functions Effects 0.000 description 1
- 230000006461 physiological response Effects 0.000 description 1
- 229920002981 polyvinylidene fluoride Polymers 0.000 description 1
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 description 1
- 210000004129 prosencephalon Anatomy 0.000 description 1
- 238000012797 qualification Methods 0.000 description 1
- 230000036385 rapid eye movement (rem) sleep Effects 0.000 description 1
- 238000011897 real-time detection Methods 0.000 description 1
- 230000036387 respiratory rate Effects 0.000 description 1
- 230000000717 retained effect Effects 0.000 description 1
- 208000021070 secondary pulmonary alveolar proteinosis Diseases 0.000 description 1
- 230000011218 segmentation Effects 0.000 description 1
- 230000035807 sensation Effects 0.000 description 1
- 230000001235 sensitizing effect Effects 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000006641 stabilisation Effects 0.000 description 1
- 238000011105 stabilization Methods 0.000 description 1
- 238000010561 standard procedure Methods 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 230000009747 swallowing Effects 0.000 description 1
- 230000002889 sympathetic effect Effects 0.000 description 1
- 208000024891 symptom Diseases 0.000 description 1
- 230000004797 therapeutic response Effects 0.000 description 1
- 239000003204 tranquilizing agent Substances 0.000 description 1
- 238000005303 weighing Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/087—Measuring breath flow
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/48—Other medical applications
- A61B5/4806—Sleep evaluation
- A61B5/4818—Sleep apnoea
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
- A61M16/0057—Pumps therefor
- A61M16/0066—Blowers or centrifugal pumps
- A61M16/0069—Blowers or centrifugal pumps the speed thereof being controlled by respiratory parameters, e.g. by inhalation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
- A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
- A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
- A61M16/1005—Preparation of respiratory gases or vapours with O2 features or with parameter measurement
- A61M16/101—Preparation of respiratory gases or vapours with O2 features or with parameter measurement using an oxygen concentrator
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M21/00—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis
- A61M21/02—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis for inducing sleep or relaxation, e.g. by direct nerve stimulation, hypnosis, analgesia
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/082—Evaluation by breath analysis, e.g. determination of the chemical composition of exhaled breath
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
- A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
- A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
- A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
- A61M2016/0036—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the breathing tube and used in both inspiratory and expiratory phase
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2230/00—Measuring parameters of the user
- A61M2230/04—Heartbeat characteristics, e.g. ECG, blood pressure modulation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2230/00—Measuring parameters of the user
- A61M2230/08—Other bio-electrical signals
- A61M2230/10—Electroencephalographic signals
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2230/00—Measuring parameters of the user
- A61M2230/20—Blood composition characteristics
- A61M2230/205—Blood composition characteristics partial oxygen pressure (P-O2)
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2230/00—Measuring parameters of the user
- A61M2230/60—Muscle strain, i.e. measured on the user
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2230/00—Measuring parameters of the user
- A61M2230/62—Posture
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Psychology (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Pain & Pain Management (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Medicines That Contain Protein Lipid Enzymes And Other Medicines (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
Изобретение относится к области медицины и медицинской техники. Для определения последовательности подачи газа под давлением проводят текущий контроль физиологического параметра, который является показателем активации. Определяют, указывает ли этот физиологический параметр на начало активации и регулируют последовательность подачи газа под давлением для избежания активации. Также определяют, побуждается ли начало активации сопротивлением верхних дыхательных путей или подачей газа и на основании этого осуществляют регулировку подачи газа. Приведено выполнение аппарата для наблюдения или контроля потока газов, аппарата для подачи газа, аппарата для мониторинга физиологического состояния спящего субъекта, аппарата для подачи лекарственного средства и системы электрокардиостимулятора. Изобретения позволяют обеспечить минимизацию активации в течение терапии. 7 н. и 50 з.п. ф-лы, 7 ил.
Description
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ НАСТОЯЩЕЕ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение, в общем, относится к области терапевтических обработок. Более конкретно, настоящее изобретение относится к способу и аппарату для терапии пациентов без вредного воздействия на их сон.
ПРЕДПОСЫЛКИ ДЛЯ СОЗДАНИЯ НАСТОЯЩЕГО ИЗОБРЕТЕНИЯ
Многие терапевтические обработки назначаются пациентам, когда они спят или пытаются заснуть. Хотя такие терапии могут давать требуемые результаты, они часто оказывают сильное отрицательное влияние на качество сна, в который пациент погружается, подвергаясь такой терапии. Такая терапия часто прерывает нормальное развитие сна пациента, вызывая кратковременные активации. Хотя такие активации не приводят в результате к пробуждению пациента, они часто выводят пациента из стадий более глубокого сна или из стадий сна более высокого качества. Пациенты часто повторно не входят в эти более глубокие стадии сна в течение относительно продолжительных периодов времени.
В некоторых случаях терапия может вызывать многочисленные активации. Это фрагментирует сон пациента и препятствует ему достигать более глубоких стадий сна. Исследования показали, что фрагментированный сон приводит в результате к чрезмерной сонливости в дневное время. Это, в свою очередь, делает непосредственный вклад во многие несчастные случаи, в общее ощущение апатии у пациента, снижение познавательной эффективности и/или сонливости в дневное время.
Одним примером терапевтических обработок, вызывающих фрагментацию сна, является терапия нарушений сна. Терапия постоянным избыточным давлением воздуха (СРАР) является основным лечебным средством для ряда нарушений сна, например приступов апноэ во время сна, олигопноэ и храпения во время сна. СРАР заключаются в обеспечении постоянного избыточного давления воздушного потока в дыхательных путях пациента в течение сна для поддержания дыхательных путей пациента от самопроизвольного стягивания. Современные аппараты СРАР, называемые часто аппаратами автоматического титрования избыточного давления воздуха (АРАР), автоматически регулируют давление подаваемого воздуха для адаптации респираторной конфигурации пациента к быстрым изменениям давления в дыхательных путях пациента, вызываемым аппаратами автоматического титрования избыточного давления воздуха. Другим недостатком современных аппаратов АРАР, соответствующих предшествующему уровню техники, является то, что они являются объектом ложных позитивов (например, если сопротивление верхних дыхательный путей (UAR) и/или естественные явления нерегулярного дыхания не мешают или не имеют места, несмотря на ложное детектирование такого и связанного с изменением регулирования терапией) или ложных негативов (например, если истинное UAR и/или соответствующие явления мешают и имеют место, но не детектируются или не реагируют на изменение регулирования терапией). Это имеет место частично вследствие надежды этих машин на правильную интерпретацию инспираторной формы волны и неточностей, связанных с интерпретациями формы волны аппаратом АРАР. Это может быть также вследствие текущего состояния устройств для подачи газа известного уровня техники (или регулирования другой терапии, например, электрокардиостимуляторов), неспособных обеспечивать соответствующие алгоритмы и достаточную адаптацию, чтобы помешать или предсказать возможность или возможность начала поверхностного дыхания, UAR, активации или связанной с этим фрагментации сна или нарушения качества сна.
Инспираторная форма волны периодически изменяется по причинам, не всегда связанным с сопротивлением верхних дыхательных путей. Использование инспираторной формы волны в качестве основного или единственного средства детектирования явлений, связанных с UAR, могут вызвать коррективные меры автотитрования, когда этого не нужно. Это особенно очевидно, когда технология анализа инспираторной формы волны не использует вычислительный метод временной зависимости. Этот метод относится к сравнению предшествующей последовательности дыхания (предварительно запомненного сеанса терапии или сохраненного из текущих данных дыхания текущего сеанса) или текущего дыхания и сравнение вариаций или изменений как значимой меры активации или начало фрагментации сна. Чрезмерно быстрые или чрезмерно нечувствительные изменения давления часто имеют место, когда автоматический аппарат СРАР пытается скорректировать нормальное явление, не связанное с UAR или не детектирует наличие едва уловимого поверхностного дыхания, олигопноэ или UAR соответственно. Предполагается, что основной причиной фрагментации сна является быстрые изменения давления в воздушном потоке пациента, благодаря современным аппаратам АРАР.
Помимо всего сказанного выше, исследования также показали, что некоторые аппараты АРАР ограничены в их способности точно детектировать начало или наличия поверхностного дыхания, мягкого олигопноэ или явления UAR. Это ограничение также, возможно, связано с ограничениями этих аппаратов в интерпретации формы волны. Не диагностирование таких случаев мягкого олигопноэ приводит в результате к повышенному UAR, которое, в свою очередь, приводит в результате к активации и последующей фрагментации сна.
Терапевтические устройства, соответствующие современному уровню техники, оптимально не адаптированы для минимизации активации в течение терапии. На порог активации каждого пациента оказывает влияние изменяющиеся параметры, однако устройства, соответствующие современному уровню техники, не имеют алгоритмов адаптивного управления, которые могут адаптировать уровни их терапии для адаптации ряда этих изменяющихся параметров. Эти изменяющиеся параметры включают в себя (но без ограничения) историю сна, например, депривацию сна или предрасположение к сну, физиологические факторы, включая без ограничения, стресс или беспокойство, факторы окружающей среды, включающие в себя температуру, шум, освещение, вибрацию, такие факторы как изменяющийся порог активации с изменением возраста, влияния лекарственных средств и алкоголя на пороги активации и другие факторы.
Следовательно, в свете характерных недостатков современных методов терапии для лечения пациентов, которые спят или пытаются заснуть, существует потребность в аппарате и способе для текущего контроля активации пациента и для адаптации терапевтической обработки с целью минимизации активации.
СУЩНОСТЬ НАСТОЯЩЕГО ИЗОБРЕТЕНИЯ
Только с целью объяснения настоящее изобретение описано, главным образом, в контексте регулирования подачи газа к пациенту. Квалифицированному в этой области техники специалисту может быть вполне очевидно, что настоящее изобретение легко поддается адаптации для использования с другими терапевтическими обработками. Указанные терапевтические обработки могут содержать устройства для поддержания дыхания или помощи дыханию устройствами кислородотерапии или электрокардиостимуляторами. В таком случае не предполагается, что настоящее изобретение ограничено регулированием подачи газа.
Настоящее изобретение способно поддерживать качество сна пациента, подвергающегося терапевтической обработке, посредством сенсибилизации терапевтического устройства к различным физиологическим показателям, которые предсказывают начало активации и используют адаптивный алгоритм для модификации терапевтической обработки пациента. Алгоритм управления терапией, соответствующий настоящему изобретению, имеет способность адаптироваться во время работы в реальном масштабе времени на основе комбинации а) эмпирических клинических данных, b) индивидуальных данных, полученных пациентом или альтернативно в лаборатории (из диагностического исследования в лаборатории сна или в другом альтернативном месте) или с) данных текущего контроля в реальном масштабе времени и анализа.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение имеет способность использования эмпирических клинических данных для установления стандартных пороговых конфигураций, которые, в свою очередь, определяют реакцию терапевтического устройства и характеристики данного состояния пациента. В случае устройства для подачи газа могут быть использованы параметры, например темп изменения давления, абсолютное значение изменения давления, минимальные значения подаваемого давления и максимальные значения подаваемого давления. Для минимизации активации при поддержании целостности терапии эти темпы и изменения абсолютного давления регулируют в соответствии с различными состояниями пациента (только, например) текущее состояние сна пациента или относительное кровяное давление или обнаружение аритмии пациента. Настоящее изобретение может быть конфигурировано для опоры на постоянный набор ссылочных данных, предназначенный для предсказания начала или детектирования наличия активации.
В одном варианте осуществления настоящее изобретения способно работать с любыми предварительными данными пациента или без каких-либо предварительных данных пациента. В случае если субъект не имеет предварительных данных или пороговых показаний, то настоящее изобретение может начинать работу со стандартизированными установками порога эмпирических данных. Во время генерируемых устройством изменений давления или при наличии респираторного нарушения или предсказания начала респираторного нарушения настоящее изобретение может адаптировать характеристики своего регулирования для минимизации респираторного нарушения или активации. Характеристики регулирования относятся к темпу и изменениям абсолютного давления, которым подвергается субъект, вместе с чувствительностью устройств для детектирования едва различимого олигопноэ, поверхностного дыхания или сопротивления верхних дыхательных путей. Респираторное нарушение, активация или сопротивление верхних дыхательных путей или более комплексные комбинации физиологических каналов, подвергаемых текущему контролю, могут детектироваться с помощью монитора формы воздушного потока. В самой простой конфигурации настоящее изобретение будет регистрировать и отмечать вероятность активации или ограничения потока верхних дыхательных путей посредством характеристик формы сигнала воздушного потока (получаемого из дыхательного контура респиратора). Такое детектирование характеристик формы сигнала может быть получено путем детектирования изменений в последовательности (одной или более) форм сигналов дыхания и затем ассоциацией этих изменений с вероятностью начала или фактического наличия олигопноэ, поверхностного дыхания или сопротивлением дыхательных путей.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение включает в себя алгоритм для детектирования вариации формы воздушного потока, которая может свидетельствовать о наличии или вероятном начале сопротивления верхних дыхательных путей или вариаций верхних дыхательных путей, активации, связанной с респираторным явлением (RERA), или к активации (TERA), связанной с терапией. Эти и другие вариации воздушного потока могут быть детектированы в респираторе пациента, подвергающегося воздействию СРАР, концентрации кислорода, вентиляции или подачи другого газа или вентиляционной поддержки. Способность детектирования вариаций формы воздушного потока дает возможность в соответствии с настоящим изобретением выбирать технологию анализа, например нейронные сети, или другие методы, которые способны выбирать самообучение и технологию адаптации алгоритма.
В одном варианте осуществления самообучение и технологии адаптации специально применимы для детектирования активации, связанной с респираторным явлением, и к активации, связанной с терапией. Активация, связанная с респираторным явлением, и активация, связанная с терапией, может детектироваться путем текущего контроля корковой активности или подкорковой активности или путем детектирования форм сигнала воздушного потока, связанных с генерированием таких активации, связанных с респираторным явлением. В альтернативном варианте воздушный поток и форма являются единственными способами анализа, которые могут быть выбраны.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение адаптировано для детектирования сопротивления верхних дыхательных путей, активации, связанной с респираторным явлением, и активации, связанной с терапией, у пациента при использовании физиологических параметров, например времени транзита пульса (РТТ), пульсового артериального тонуса (PAT), амплитуды плетизмографической формы волны, электроэнцефалограммы (EEG), электромиограммы (EMG) и электроокулограммы (EOG), которые являются некоторыми из них.
При использовании этих технологий устройство подачи газа под давлением (кислородный концентратор, вентилятор, аппараты обеспечения постоянного избыточного давления воздуха, аппараты автоматического титрования избыточного давления воздуха и другие) может предсказывать сопротивление верхних дыхательных путей, активацию, связанную с респираторным явлением, и активацию, связанную с терапией, или начало таких явлений и регулировать терапию для избежания таких явлений.
В одном варианте осуществления способ детектирования и текущего контроля активации может осуществляться одновременно или в виртуальном реальном времени с алгоритмами автоматической терапии подачи газа, которые способны адаптироваться для уменьшения или исключения нарушений дыхания во время сна и фрагментации сна. Настоящее изобретение способно распознавать, когда регулировка давления устройства для подачи газа слишком сурова и ведет к активациям, связанным с респираторным явлением, или активациям, связанным с терапией, для избежания недостаточности компенсации менее очевидного (без комплексного анализа формы и возможной специальной классификации пациента) или более скрытого нарушения дыхания во время сна, например сопротивлений верхних дыхательных путей, явления олигопноэ и поверхностного дыхания.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Для облегчения понимания предмета изобретения, нуждающегося в защите, настоящее изобретение иллюстрируется на сопроводительных чертежах варианта его осуществления. Из приведенных чертежей, при их рассмотрении в связи со следующим описанием, вполне понятны и очевидны как предмет настоящего изобретения, нуждающийся в защите, так и его конструкция и работа, а также многие из его преимуществ.
Фиг.1 - принципиальная схема одного варианта осуществления настоящего изобретения.
Фиг.2 - принципиальная схема функций текущего контроля нарушений, соответствующего настоящему изобретению.
Фиг.3 - блок-схема соответствующего настоящему изобретению способа диагностики воздушного потока.
Фиг.4 - пример формы сигнала для вдоха с храпом.
Фиг.5 - пример формы сигнала для вдоха с сопротивлением верхних дыхательных путей.
Фиг.6 - блок-схема одного варианта осуществления настоящего изобретения.
Фиг.7 - принципиальная схема одного варианта осуществления настоящего изобретения.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ПРЕДПОЧТИТЕЛЬНЫХ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ НАСТОЯЩЕГО ИЗОБРЕТЕНИЯ
А. ОБЩЕЕ ОПИСАНИЕ
Настоящее изобретение относится к аппарату и способу поддержания качества сна пациента, подвергающегося терапевтической обработке. Настоящее изобретение обеспечивает осуществление текущего контроля и интерпретации физиологических сигналов и спонтанных дыхательных явлений для детектирования начала активации. Как только определено начало активации, настоящее изобретение обеспечивает определение регулировок, которые необходимы для работы терапевтического устройства для предотвращения или минимизации активации.
Как иллюстрируется на фиг.1, в одном варианте осуществления настоящее изобретение предусматривает наличие одного или более датчиков 10, которые детектируют физиологические параметры пациента, контроллера 12, который осуществляет текущий контроль и определяет нарушение на основе физиологических параметров, принимаемых от датчика, и аппарат 14 для подачи газа, который управляется с помощью контроллера 12. Датчик 10 может быть комбинацией одного или более устройств, которые способны обеспечивать текущий контроль физиологического параметра, который используют с помощью настоящего изобретения для определения начала активации или начала нарушения сна. Датчики могут быть интегрированы в один блок или могут работать независимо от других.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение адаптировано для определения активации с помощью физиологических параметров, например времени транзита пульса (РТТ), пульсового артериального тонуса (PAT), амплитуды плетизмографической формы волны, электроэнцефалограммы (EEG), электромиограммы (EMG) и электроокулограммы (EOG), которые являются некоторыми из них.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение также адаптировано для текущего контроля, анализа и вычисления последовательности формы и звука воздушного потока. Профили сигнала дыхания или последовательность профилей сигнала или звуков пациента согласуют с различными эталонами, которые коррелируются со специальными случаями активации или нарушениями дыхания во время сна.
В одном варианте осуществления может быть анализировано и вычислено наличие нарушения дыхания во время сна, сопротивления верхних дыхательных путей, поверхностного дыхания или их начало.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение принимает множество входных сигналов от датчиков и согласует входные сигналы со значениями, приведенными во множестве таблиц. Таблицы идентифицируют различные профили сигналов дыхания и физиологические параметры или последовательность сигналов и физиологических данных и согласуют эту информацию с конкретным случаем активации или нарушением дыхания во время сна. Кроме того, для приспособления вариаций, которые являются специфическими для пациента, может быть использован ряд коэффициентов и уравнений к значениям, хранимым в таблице.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение имеет способность работать в трех разных режимах. Один режим представляет собой режим по умолчанию, в котором эмпирические данные устанавливают пороги и ссылочные данные, используемые для вычисления оптимального терапевтического регулирования. Настоящее изобретение также предусматривает режим калибровки, в котором настоящее изобретение тестирует реакцию пациента на различные установки для определения толерантности пациента. Настоящее изобретение также предусматривает режим адаптации, в котором настоящее изобретение использует оптимальное терапевтическое регулирование для минимизации или исключения явлений активации или нарушения дыхания во время сна.
В. КОНФИГУРАЦИЯ СИСТЕМЫ
В одном варианте осуществления настоящее изобретение имеет три основных элемента: датчик для текущего контроля физиологического параметра, терапевтическое устройство и контроллер для регулирования обеспечения терапевтической обработки. Настоящее изобретение описывается как имеющее три основных элемента только для целей объяснения. Квалифицированному специалисту в этой области техники может быть вполне очевидно, что эти три основных элемента настоящего изобретения могут быть легко интегрированы в один или более приборов.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение содержит ряд датчиков, некоторые из которых используют для детектирования сопротивления верхних дыхательных путей и воздушного потока, а некоторые из которых - для детектирования физиологических параметров, которые используют для определения активации. Датчик может быть любым устройством, известным из предшествующего уровня техники, которое способно детектировать, измерять и вычислять физиологический параметр, который используют для определения активации. Датчик может состоять из одного интегрального устройства или из множества независимых устройств. Датчики могут быть связаны с контроллером посредством любого известного протокола.
В одном варианте осуществления датчики давления и пневмотахограф используют во взаимодействии или интеграции с дыхательной трубкой или с маской пациента для детектирования воздушного потока пациента и давления дыхательных путей. Для детектирования физиологических параметров в настоящем изобретении используются датчики, например, EEG, EOG, EMG, ECG, пульсовой оксиметрии, кровяного давления, текущего контроля двуокиси углерода, опорный датчик для текущего контроля положения пациента, системы видеообработки и микрофоны для анализа дыхания и звуков при дыхании.
Предпочтительно, чтобы все датчики были внедрены в одну маску пациента. Соответствующая маска описана в Международной публикации №WO 01/43804, имеющей название "Биомаска с интегральными датчиками", содержимое которой во всей ее полноте включено в эту заявку в качестве ссылки. Маска имеет датчики, образующие с ней одно целое, которые способны детектировать EMG, EEG, EOG, ECG, поверхностное кровяное давление, температуру, пульсовую оксиметрию, звуки пациента и газовое давление в маске. Маска может предусматривать способность отбора проб газа бокового потока или всего потока для текущего контроля в реальном масштабе времени концентрации кислорода, CO2, окиси азота и других газов или любой комбинации вышеуказанных газов. Помимо всего прочего, маска служит в качестве канала для подачи газа пациенту.
В одном варианте осуществления для детектирования активации используют матрас. В настоящее время имеется два выпускаемых на промышленной основе типа матраса, которые могут выполнять вышеуказанные функции. Одним из них является ложе, чувствительное к статическому заряду (SCSB), а другим - поливинилиденфторидное (PVDF-пьезоэлектрический пластик) ложе.
В одном варианте осуществления для текущего контроля активации используют активность глаза. Инфракрасную систему текущего видеоконтроля используют в качестве датчика для определения активности глаза через посредство положения века. Видеосигнал из системы визуального видеоконтроля подвергают обработке посредством программы обработки графических данных для определения состояния глаз.
В одном варианте осуществления в настоящем изобретении используется уникальная многостандартная беспроводная интерфейсная система. Как правило, две отдельные полосы частот используют для разделения физиологических беспроводных сигналов из управляющих данных. Кроме того, для предотвращения несанкционированного доступа к данным может быть развернута интегральная система шифрования и безопасности.
Примером типового варианта осуществления может быть полоса 2,4 ГГц диапазона ISM, используемая для интерфейса беспроводных базовых датчиков, соединенных с контроллером. Менее важные данные, не влияющие на лечение пациента, например часть сообщения, содержащая информацию для конечного пользователя, относящаяся к наблюдению и описанию событий, могут быть связаны с компьютером при использовании беспроводных устройств типа W-LAN и даже Bluetooth™. Особенно важным рассмотрением является мультирадиостандарт для работы с существующими беспроводными системами. Дополнительной способностью настоящего изобретения должна быть способность детектирования интерференции из системы с подобной полосой радиочастот и переключения важного сигнала и других сигналов текущего контроля на альтернативную полосу частот или модифицирование адаптации анализа системы без беспроводных сигналов. Настоящее изобретение может использоваться с диапазоном беспроводных электродных устройств для обеспечения возможности простого расширения и доступа к дополнительным физиологическим сигналам.
В одном варианте осуществления датчики работают от аккумулятора в течение 1 или 2 дней, передавая сигналы контроллеру. Способность беспроводного текущего контроля обеспечивает настоящему изобретению возможность осуществлять текущий контроль сигналов активации, связанной с респираторным явлением, активации, связанной с терапией, и нарушения дыхания во время сна (BSD) во время сна субъекта. Кроме того, способность текущего контроля этих электродов во время сна субъекта может дать некоторую расширенную информацию (помимо респираторного воздушного потока, давления и звуковых сигналов, нормально подаваемых из маски субъекта) и способность системы SPAP обеспечивать оптимальное терапевтическое давление или регулирование подачи газа для минимизации активации, связанной с респираторным явлением, или активации, связанной с терапией, при минимизации также возникновения обструктивных апноэ-олигопноэ во время сна и сопротивлений верхних дыхательных путей.
Это сравнение эффективности сна в течение работы со стандартной системой терапии постоянным избыточным давлением воздуха или усовершенствованной системой терапии постоянным избыточным давлением воздуха (например, с дополнительным использованием беспроводных сигналов) может дать ценную информацию медперсоналу и пациенту об улучшении эффективности сна пациента. В этом случае пациент может выбирать, использовать ли ему беспроводной датчик положения, который может быть присоединен к терапевтическому респиратору или другим частям терапевтического оборудования или одежды пациента.
Указанный беспроводной электрод имеет несколько ключевых функций, обеспечивающих возможность этой беспроводной технологии использоваться с относительной простотой при безотказной работе в доме пациента или в условиях клиники. Электроды, соответствующие настоящему изобретению, могут быть упакованы так, чтобы удаление внешней упаковки электрода одноразового использования активировало аккумулятор. Такая автоматическая активация функционирования беспроводного электрода обеспечивает возможность сохранения времени автономной работы, особенно в течение периода хранения. Срок годности электродной упаковки одноразового использования гарантирует то, что качество электрода и время автономной работы используют в надлежащий период времени, защищая пользователя от уменьшения времени автономной работы и ухудшения электрода. Электроды, обеспеченные беспроводной связью, соответствующие настоящему изобретению, могут быть предусмотрены со свойствами саможелатинизирования для упрощения крепления электрода. Самосцепляющиеся электродные системы одноразового использования могут быть прикреплены к пациенту при использовании простой визуальной обратной связи.
Датчики вводят свои физиологические данные в контроллер (вводит предварительную обработку данных, требуемую для регулирования терапии), который принимает данные и определяет активацию или начало активации. В одном варианте осуществления контроллер содержит аналоговый контур обработки данных, который преобразует аналоговые сигналы, поступающие от датчиков, в цифровой сигнал. Аналоговый контур обработки данных использует известные конфигурации предварительного усиления, усиления, кондиционирования и фильтрации для обеспечения возможности преобразования аналогового сигнала датчика в цифровой сигнал. В некоторых случаях датчик может непосредственно вводить цифровой сигнал.
В одном варианте осуществления контроллер также содержит процессор, который принимает цифровой сигнал и определяет состояние пациента и соответствующую установку для устройства для подачи газа или другого терапевтического устройства. Процессор использует множество таблиц, хранимых в базе данных. Таблицы содержат множество элементов, которые сопоставляют вводимый сигнал от датчика с активацией. Как правило, ряд различных физиологических параметров вводят одновременно и все параметры являются факторами в определении активации. Процессор может использовать взвешивающую систему для каждого параметра, а соответствующее действие определяют благодаря полученному значению показателя. В другом варианте осуществления процессор может связывать цепь физиологических значений вместе и сравнивать ее с таблицей, которая сопоставляет связанный набор значений с активацией.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение включает в себя запоминающие устройства, содержащие таблицы, включающие хранимые профили, содержащие нормальные или приемлемые пределы физиологических параметров, например:
фрагментации сна, показателя апноэ-олигопноэ (AHI), активации, связанной с респираторным явлением, архитектуры сна, корковых активаций, подкорковых активаций, значений РТТ, значений PAT, значений HRV, наличия центрального апноэ во время сна (CSA), наличия апноэ, наличия смешанного апноэ, наличия олигопноэ, наличия пика EEG, наличия оси EEG, наличия К-комплекса EEG, наличия приступа EEG, би-когерентности или значений биспектрального показателя, показателя вызванного слухового потенциала, значения оптимального давления позы пациента, склонности пациента ко сну, состояния сна пациента.
Контроллер имеет связь с терапевтическим устройством для регулирования уровня терапии для пациента. Контроллер определяет адекватный набор команд, путем использования уровней терапии, найденных в пункте таблицы, соответствующем физиологическому состоянию пациента. Затем процессор передает набор команд аппарату подачи газа, который затем выполняет этот набор команд.
В. Текущий контроль активации
Как показано на фиг.2, настоящее изобретение использует различные физиологические входные сигналы для определения активации у пациента и для регулирования подачи воздуха к пациенту для минимизации такой активации. Вследствие сложности и изменчивости состояний сна и широкого диапазона нарушений сна, которые могут быть диагностированы, для определения активации могут быть подвергнуты текущему контролю и анализу много разных физиологических параметров.
Минимизация активации включает в себя способность автоматического регулирования терапевтической обработки при текущем контроле, по меньшей мере, одного физиологического параметра или сигнала, причем подвергаемый текущему контролю физиологический параметр (параметры), сигнал (сигналы) или меры могут содержать (но без ограничения):
кровяное давление, движение пациента, вибрацию пациента, тремор пациента, извивание пациента, пульсовую оксиметрию, пульсовую волну, EEG, EOG, EMG, положение пациента, звуки дыхания, сигнал воздушного потока, сигнал (сигналы) респираторных усилий, сигналы глоточного давления, сигнал выдыхаемого РСО2, EMG диафрагмы, трансторакальный импеданс, электрокардиограмму (ECG), рефлективную оксиметрию, пульсовую оксиметрию, кислородное насыщение, носовое давление, давление воздушного потока, воздушный поток респиратора, давление респиратора, звук респиратора, звук дыхания, давление дыхания, респираторную индуктивную плетизмографию, плетизмографическую волну, пищеводное давление, сигналы носового трубчатого датчика, сигналы носового и орального трубчатого датчика, сигналы орального трубчатого датчика, сигналы термоэлектрического датчика, сигналы термисторного датчика, сигналы температурного датчика, сигналы звукового и вибрационного датчика, сигналы датчика дыхания или воздушного потока, поток, калиброванный с помощью пневмотахометра, или другое рутинное или исследовательское применение датчиков, электродов или сигналов полисомнографического текущего контроля.
В одном варианте осуществления для текущего контроля активации используют EEG. Как правило, для определения корковых активаций используют текущий контроль переднего мозга, а для измерения подкорковых активаций используют текущий контроль стволовой части мозга. Начало активации характеризуется вспышками высокочастотных сигналов EEG или сдвигом к альфа- и тета-активности из более низкой фоновой частоты и иногда - кратковременным увеличением мышечного тонуса скелета. Для измерения активаций могут быть использованы размещения и протоколы стандартных EEG электродов.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение имеет способность отличать периодическое движение ног (PLM), связанное с активацией, от активации, связанной с респираторным явлением. Отличение PLM активаций от активации, связанной с респираторными явлениями, может быть важным, в частности, в тех случаях, когда регулирование оптимальной терапии не может отзываться на активации, связанные с PLM, но может обязательно отзываться на активацию, связанную с респираторным явлением.
Настоящее изобретение отличает PLM и/или PLM активации путем сравнения подкорковых активаций, происходящих из вариаций кровяного давления, с корковыми активациями (EEG). Корковые активации используют для отличения фрагментации сна и неврологических активаций в сравнении с подкорковыми активациями, которые, в общем, предусматривают фрагментацию сна и неврологические активации и активации, связанные с PLM.
В одном варианте осуществления начало активации определяют, используя время транзита пульса (РТТ). Исследования показали, что нарушения сна, например, апноэ, олигопноэ или сопротивление верхних дыхательных путей, приводят в результате к сопровождающей активации и эта активация сопровождается изменениями в сердечном ритме, кратковременной вспышкой симпатической активности и импульсом в кровяном давлении. Обструктивное апноэ во время сна может коррелироваться с очевидным и измеряемым увеличением внутригрудного давления, связанным с обструктивным усилием и кардиобалистограммным эффектом. Кардиобалистограмный эффект создается, когда легкие прикладывают давление к сердцу. Оно сжимает сердце и уменьшает объем крови, нагнетаемой сердцем. Эти сердечно-сосудистые изменения поддаются распознанию, благодаря кратковременному, но значительному понижению значения РТТ исходного уровня.
РТТ является временем, в течение которого пульсовая волна проходит между двумя артериальными участками. Кровяное давление прямо пропорционально скорости, с которой проходит волна артериального давления. Увеличение кровяного давления относится к более быстрой пульсовой волне и, таким образом, к более короткому РТТ. И наоборот, падение кровяного давления приводит в результате к замедлению пульсовой волны и увеличению РТТ.
В одном варианте осуществления РТТ получают при использовании датчиков, расположенных на вышеупомянутой биомаске. Датчик принимает входной сигнал из маски и генерирует плетизмографическую форму волны. Второй датчик принимает входной сигнал из маски и генерирует сигнал ECG. Форму волны и сигнал вводят в контроллер и вычисляют соответствующее РТТ.
РТТ получают путем использования плетизмографической формы волны, получаемой благодаря использованию технологий пульсовой оксиметрии в комбинации с сигналом ECG. В одном варианте осуществления R или Q волна ECG может быть использована как исходная точка для измерения РТТ, а конечной точкой измерения РТТ может быть точка, представляющая 25% или 50% высоты максимального значения пульсовой волны.
В одном варианте осуществления измерения EMG используют для детектирования уровней сна пациента. Текущий контроль EMG дает возможность настоящему изобретению детектировать относящиеся ко сну изменения в мускульном тонусе пациента. Состояния сна будут, как правило, сопровождаться изменениями тонуса некоторых мускулов. Активации будут, как правило, приводить к повышению мускульного тонуса.
В одном варианте осуществления выполняют текущий контроль сигнала ECG и EMG из диафрагмы в комбинации для детектирования респираторного усилия, связанного с центральным апноэ в сравнении с обструктивным апноэ. Электроды ECG конфигурированы на пациенте так, чтобы отличать респираторное усилие, связанное с диафрагмой, от грудного респираторного усилия. Во время центрального апноэ будет остановка дыхания без респираторного усилия. Это определенно отличается от обструктивного апноэ, в котором мускульная активность увеличивается как результат повышенного усилия дыхания для преодоления блокируемых дыхательных путей.
В одном варианте осуществления выполняют текущий контроль движений глаз пациента для содействия в определении активации. Одна технология предусматривает использование цифровой видеозаписи и известные технологии обработки графических изображений для определения активности век (то есть закрыты, открыты или приоткрыты ли глазные веки).
В одном варианте осуществления активации детектируют путем текущего контроля наличия нарушения сигнала формы волны, очевидного при широкополосном анализе (постоянный ток - 200 Гц или более широкой полосы) формы волны воздушного потока, получаемого в респираторе. Явления апноэ, поверхностное дыхание, сопротивление верхних дыхательных путей и явления олигопноэ также могут быть детектированы с помощью анализа изменения формы широкополосного текущего контроля форм волны воздушного потока и форм волны давления.
Помимо текущего контроля активации, в одном варианте осуществления может быть проведен текущий контроль других физиологических параметров для определения физического состояния пациента. В настоящем изобретении могут быть использованы датчики в биомаске для определения сердечного ритма, ECG, частоты дыхания, звуков храпа, воздушного потока, давления воздуха и насыщения кислородом. В настоящем изобретении для текущего контроля кровяного давления и углекислого газа может быть также предусмотрено использование стандартных способов. Может также подвергаться текущему контролю положение пациента во время сна при использовании датчиков давления или матрасного устройства.
В одном варианте осуществления, в котором пациент подвергается СРАР терапии, текущий контроль активации также предусматривает текущий контроль давления и воздушного потока, связанного с дыханием пациента для определения UAR (которое может возбудить RERA). Для предотвращения RERA необходимо детектировать ряд характеристик, которые свидетельствуют о симптомах апноэ во время сна, в частности ограничение инспираторного потока (уплощение), уменьшение храпа и амплитуды потока (олигопноэ и апноэ). Как подробно иллюстрируется на фиг.3, настоящее изобретение анализирует воздушный поток, подаваемый пациенту и отводимый от пациента для определения существования UAR.
Компонент "детектирование вдоха" выполняет детектирование и характеризацию в реальном масштабе времени индивидуальных вдохов. Детектирование пиков вдоха и выдоха предусматривает "локальное" уплощение (для отделения реальных вдохов от шума) и "глобальное" детектирование пиков дыхания, основанное на относительно продолжительной ситуации, которая может включать в себя до шести последовательных вдохов. Анализ вдоха предусматривает точное детектирование интервалов вдоха и характеризацию потока в течение вдоха, в частности индицирует уплощение, храпение и амплитуду вдоха, а также несколько других параметров.
Компонент "обработка на основе временного интервала" выполняет анализ сигналов давления и потока на основе скорее истечения временных интервалов, чем вдохов. Он необходим в тех случаях, если вдохи неразличимы, например в случае апноэ, или если маска отошла от лица.
Контроллер генерирует сигнал регулировки давления на основе информации о вдохе и временном интервале, предоставляемый двумя вышеуказанными компонентами. Контроллер осуществляют как собрание правил, которые охватывают различные комбинации индикаторов ограничения потока, амплитуды вдоха, утечки давления и других параметров.
В одном варианте осуществления в основной стратегии в детектировании вдоха необходимо использовать точки максимума и минимума (уровня сигнала потока) в качестве показателей интервалов вдоха и выдоха. Вдох ассоциируется с положительным отклонением сигнала потока, а выдох ассоциируется с отрицательным отклонением. Однако сигнал потока может быть искажен большой величиной шума, и необходимо сгладить данные потока перед детектированием фактических характеристик дыхания (ссылочный номер 10050). Точное детектирование пиков вдоха и выхода также необходимо для использования относительно длительной ситуации для предотвращения путаницы их с локальным максимумом и минимумом в сигнале потока.
Имеются две основные задачи локального сглаживания. Во-первых, детектируют все точки локального максимума и минимума из сигнала потока и каждую точку определяют в качестве исходного кандидата для местоположения пика вдоха, а каждую точку минимума - в качестве исходного кандидата для возможного местоположения пика выдоха. Второй задачей является сглаживание некоторых точек максимума и минимума с "относительно небольшой амплитудой", которые, вероятно, являются шумовым сигналом. В качестве результата локального сглаживания сохраняются только точки максимума и минимума с "относительно большой амплитудой", и сигнал потока рассматривается достаточно сглаженным. Эта последовательность локального сглаживания описывается следующим образом.
1. Детектирование всех точек локального максимума из набора данных потока.
2. Для каждой точки максимума образуют конфигурацию, называемую пиком максимума, в которой точка максимума расположена в центре, а данные в ее левой стороне монотонно увеличиваются, а в ее правой стороне - монотонно уменьшаются. Для текущего набора потока данных получают набор конфигураций пика максимума.
3. Для одного набора данных детектируют все точки локального минимума и по аналогичной методике получают последовательность из конфигураций пика минимума.
4. Вычисляют ряд параметров, например отклонение и длительность сигнала для каждого пика максимума и пика минимума, и эти параметры используют как измерения для проверки того, являются ли конфигурации пика максимума и пика минимума фактически шумом.
5. Анализ последовательностей соседних пиков максимума и пиков минимума (в каждой последовательности число пиков максимума должно превышать число пиков минимума на один или в альтернативном варианте число пиков минимума должно превышать число пиков максимума на один) и проверка того, может ли последовательность быть аппроксимирована одним пиком максимума или пиком минимума так, чтобы ошибка аппроксимации была значительно меньше изменения и продолжительности результирующего пика максимума или пика минимума.
6. Для сглаживания шумового сигнала использование кусочно-линейных способов для аппроксимации сигнала потока.
7. Пики максимума с относительно большими амплитудами сохраняют, и для каждого "сохраненного" пика максимума "период увеличения" (левая сторона) и "период уменьшения" (правая сторона) не короче предварительно заданного порога (0,75 сек).
8. Подобный способ используют для обработки сглаживания пика минимума.
Локальное сглаживание в основном предназначено для исключения шумовых сигналов, которые имеют относительно небольшую амплитуду и небольшую продолжительность. Как результат большое количество точек максимума и минимума может быть исключено из списка "кандидатов" для пиков вдоха и выдоха. Локальная обработка сглаживания может образовывать отдельные "периоды увеличения" или "периоды уменьшения", а сигнал в "период увеличения" или "период уменьшения" соответствует "вероятности" полупродолжительности вдоха или выдоха. Обработка сглаживания "полупродолжительности" является одним методом исключения небольшого шумового сигнала. С другой стороны, метод "полупродолжительности" не способен сглаживать данные потока, содержащего относительно большой шум и артефакты.
Другую трудную проблему в детектировании дыхания относят к изменению конфигураций дыхания. На сигнал потока часто оказывают влияние пациенты, которые изменяют свой способ "дыхания", другими словами, некоторые периоды увеличивающегося или уменьшающегося уровня сигнала относятся к изменению респираторного "поведения" пациента, а не к вдоху или выдоху. Локальное сглаживание не способно исключать эти типы пиков максимума или пиков минимума. Однако можно использовать некоторые глобальные измерения для эффективного детектирования этих "невероятных" пиков максимума или пиков минимума, то есть использовать идею глобального детектирования респираторных пиков (глобальное сглаживание) (ссылочный номер 10080). При глобальном сглаживании для дополнительной дисквалификации некоторых пиков максимума или пиков минимума из списка кандидатов для пиков вдоха и выдоха контролируют множество последовательных вдохов.
В течение относительно продолжительного временного интервала (до 3,5 минут) тестируют условия для пар последовательных пиков максимума (а также пиков минимума) и образуют набор так называемых пар максимума (или пар минимума). Затем создают ряд условий для последовательности пар максимума для получения набора пар максимума с подобными "конфигурациями", называемого серией максимума. Подобную обработку осуществляют для генерирования серий минимума из пар минимума. Таким образом, в глобальном сглаживании имеется две основные части, а именно генерирование пар максимума (пар минимума) (ссылочный номер 10100) и серий максимума (серий минимума) (ссылочный номер 10110). В следующих абзацах кратко описана обработка пары максимума и серии максимума (при генерировании пары минимума и серии минимума используют подобные соответствующие способы).
Из исходной точки набора пика максимума определяют пару конфигураций пика максимума, которые должны отвечать следующим условиям.
(1) Длительность между двумя пиками максимума должна быть больше, чем минимальная длительность вдоха (0,75 секунд).
(2) Длительность между двумя пиками максимума должна быть меньше, чем максимальная длительность вдоха (10 сек).
(3) В паре максимума нет промежуточного пика максимума. Конфигурацию промежуточного пика максимума ограничивают, когда уровень сигнала точки максимума в конфигурации промежуточного пика максимума больше 80% уровня сигнала точки максимума в самой паре максимума.
Эту поисковую обработку выполняют на всем наборе конфигураций пика максимума для получения последовательности пар максимума.
(4) Для каждой пары максимума вычисляют число статистических измерений и эти измерения основаны на разности между исходным сигналом потока и линиями аппроксимации в каждой паре максимума.
В этой обработке имеется два выхода, один - набор пар максимума, который является одним шагом к конечному набору пиков при вдохе, а другой - число статистических измерений, которые используют для представления "формы" пары максимума. В последующей обработке серии максимума мы будем ссылаться на эти статистические измерения для выполнения критерия подобия.
Основной способ, используемый при обработке серии максимума, называют критерием подобия, то есть измеряют подобие в последовательности пар максимума для образования пар максимума в подобной конфигурации, указанной как серия максимума. Идея серии максимума заключается в том, что:
i. Последовательность нормальных вдохов в последующий период времени (3-6 длительностей вдоха) должна иметь подобные формы и эта конфигурация не должна значительно изменяться также в течение короткого периода времени.
ii. Если пара максимума не подобна нормальной конфигурации вдоха, то возможно вероятно респираторное явление (апноэ или олигопноэ) или некоторая конфигурация шум/артефакт в сигнале потока.
Краткий алгоритм обработки серии максимума является следующим.
1. Каждая кандидатная пара максимума должна сначала соответствовать требованию минимальной продолжительности, то есть ограничена как расстояние между кандидатной и реперной парой максимума.
2. Начиная с каждого одного кандидата, вычисляют число параметров, например длительность, изменение уровня сигнала, форму пика максимума (или пика минимума). Затем вычисляют некоторые статистические измерения этой группы кандидатов, например среднее отклонение, среднюю и максимальную ошибку для всех элементов проверки подобия среди этих кандидатов.
3. Если условие подобия соблюдается, то образуют группу пары максимума как серию максимума (ссылочный номер 10120). Иначе обработка перемещается в следующую пару максимума до тех пор, пока не будут проверены все пары максимума.
4. Подобный метод используют для обработки серии минимума.
5. Используя наборы серии максимума и серии минимума, теперь мы способны детектировать местоположения точек глобального максимума уровня сигнала потока, которые относятся к периодам вдоха, и число точек минимума, которое связано с периодами выдоха.
Множества глобальных пиков максимума и пиков минимума обеспечивают оцениваемые местоположения каждого дыхания, то есть пиков вдоха и выдоха. Для детектирования респираторных явлений необходимо внимательно взглянуть на эти дыхания, что предусматривает:
1) детектирование точек начала и конца интервала вдоха (ссылочный номер 10130);
2) выполнение уплощения потока (ссылочный номер 10150) и анализ храпа (ссылочный номер 10160), а также вычисление других параметров дыхания.
В течение обработки сглаживания для сглаживания данных потока за исключением точек максимума и минимума в наборах данных серии максимума и серии минимума используют метод линейной аппроксимации. Однако для анализа дыхания перед выполнением обработки анализа дыхания в качестве ссылок необходимы "восстановленные" исходные данные потока, использующие точки максимума и минимума.
Имеется два этапа, предусматриваемые при детектировании вдоха, а именно оценка и точно отрегулированная обработка. Для оценки интервала вдыхания допущением является то, что величина вдыхаемого потока в течение периода вдоха должна быть равной выдыхаемому потоку в течение периода выдоха. Используя точки максимума и минимума в сигнале потока как реперные, мы оцениваем интервал вдоха, то есть точки начала и конца вдоха, основанные на вычислении областей данных потока.
Однако этот метод имеет две характерные проблемы, которые могут повлиять на точность детектирования вдоха. Во-первых, при измерении потока в маске величины потока в течение периода вдыхания и следующего периода выдыхания могут не быть одинаковыми, особенно, если пациенты используют для дыхания свой рот, и мы называем эту проблему "дисбалансом потока". Во-вторых, может возникать проблема "нечувствительности площади". Когда пациенты начинают вдох, уровень сигнала потока быстро увеличивается, измерение площади сечения потока является обработкой интегрирования, которое намного медленнее, чем изменение самих сигналов потока. Другими словами, изменение площади сечения потока является недостаточно чувствительным для точного измерения исходной точки вдоха, где сигнал потока изменяется быстро.
Площадь сечения потока сначала вычисляют для оценки интервала вдоха, который имеет точку начала и точку конца вдоха. Точка начала периода выдоха просто определяется как точка конца предыдущего периода вдоха, а точка конца периода выдоха является точкой начала следующего периода вдоха или может быть проигнорирована, так как эта точка не играет какой-либо роли в наших алгоритмах регулирования. В начале оценки точки начала периода вдоха, методы линейной аппроксимации предусматривают детектирование "точки разрыва" в течение периода увеличения сигнала потока и эту точку разрыва затем определяют как точку начала интервала вдоха. Точку конца этого периода вдоха просто определяют как точку, в которой уровень сигнала аналогичен уровню точки начала вдоха, но прошел точку максимума.
Как указано ранее, в настоящем изобретении необходимо детектировать три типа респираторных явлений, а именно апноэ, олигопноэ, храп и ограничение потока вдоха. Первый тип явлений (апноэ и олигопноэ) связан с уменьшением вдыхаемого потока и это может быть получено непосредственно из детектирования дыхания. Храп и ограничение потока вдоха, более вероятно, имеет место в течение "анормального" периода дыхания. Для "нормального" дыхания "форма" сигнала на верхней части потока вдоха выглядит "скругленной" и относительно гладкой. При наличии храпа высокочастотный сигнал потока видим в течение вдоха, как показано на фиг.4. Ограничение потока вдоха определяется как явление, когда пациент не способен генерировать непрерывное увеличение потока в течение первой половины периода вдоха. Как результат сигнал потока на пике потока вдоха становится "плоским", как показано на фиг.5. В анализе уплощения мы определяем эталонную "плоскую" линию, которая может наилучшим образом подходить для сигнала на верхней части вдоха в соответствии со среднеквадратической ошибкой (LSE), а затем вычисляют разность сигнала потока и эталонной "плоской" линии в течение этого периода как ошибку уплощения. Имеется несколько ошибок уплощения для разных случаев выбора эталонной линии. Ошибку уплощения с наименьшим значением определяют как показатель уплощения. Затем показатель уплощения используют как меру ограничения потока, и чем меньше показатель уплощения, тем более суровым является ограничение потока вдоха. Для индикации степени храпа также используют показатель храпа. Показатель храпа определяют как измерение величины высокочастотного сигнала на верхней части потока вдоха.
С. Работа
На фиг.6 приведена операционная блок-схема одного варианта осуществления настоящего изобретения. Только для целей объяснения настоящее изобретение будет описано в варианте осуществления, который адаптирован для использования аппаратом СРАР. Квалифицированному в этой области техники специалисту может быть вполне очевидно, что изобретение, созданное в связи с выполнением договора с государственным органом, просто адаптируется для использования с другими известными терапевтическими устройствами или может войти в состав других известных терапевтических устройств.
Настоящее изобретение обеспечивает гарантию того, что от датчиков поступают действительные сигналы (ссылочный номер 2). Как только сигнал верифицирован, сигналы подвергают анализу для определения того, детектировано ли начало активации (ссылочные номера 5, 6, 7 и 8). Данные, используемые в анализе, определяются пользователем.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение имеет способность использования другой обработки вынужденными колебаниями (FOT) для определения специфичных для пациента пороговых значений для активации и SBD. Результаты FOT используют для создания эталонов, которые используют для определения адекватной терапевтической реакции для избежания начала или исключения наличия CSA, OSA, OSAHS, RERA и TERA (ссылочный номер 3). Эти эталоны или профили определяют из специфичных для пациента диагностических исследований или соответствующей обработки FOT на каждой особой стадии в состоянии сна или дыхания субъекта.
Настоящее изобретение может получать специфичные для пациента эталоны и профили FOT, благодаря использованию принудительных колебаний давления или изменений в давлении воздушного потока для определения того, способны ли изменения в форме воздушного потока, получаемые в результате этих тонких изменений обработки, противодействовать характеристикам формы или профиля, свидетельствующим о наличии или начале активации (TERA или RERA) или OSAH или UAR. Настоящее изобретение может изменять значение изменения давления и темпа изменения для противодействия таким явлениям.
Настоящее изобретение обеспечивает средство для загрузки из исследований лаборатории сна или других типов предварительных соответствующих респираторных и/или кардиотонических исследований сна. Специальные данные связаны с параметрами дыхания и активации пациента во время сна и используются для изготовления устройства для подачи газа по техническим условиям заказчика для получения более высокой чувствительности и точности для минимизации наличия UARS, OSAHS, RERA и TERA, минимизируя в то же самое время фрагментацию сна и оптимизируя качество сна (ссылочный номер 23). Каждый пациент имеет уникальный респираторный дыхательный контур и соответствующую разводку. Впоследствии формы волны дыхания в течение всех стадий сна пациента будут изменяться от пациента к пациенту. Способность настоящего изобретения приспосабливать персональные эмпирические данные пациента обеспечивает средства для получения более чувствительного и эффективного алгоритма терапии.
В одном варианте осуществления, если начало активации было определено (блок 11), то настоящее изобретение после этого определяет, вызвало ли СРАР изменение давления (ссылочный номер 13) или вызвано ли явление существованием UAR (ссылочный номер 14). Если отсутствует изменение давления, связанное с аппаратом СРАР, то настоящее изобретение, вероятно, определит, что начало активации вызвано RERA или другой формой активации. Если было изменение давления, связанное с работой аппарата СРАР, то настоящее изобретение определит, связано ли начало активации с изменением давления или некоторым другим явлением (ссылочный номер 15). Затем будет выбрана адекватная мера на основе физиологических сигналов и респираторного потока пациента (ссылочный номер 18).
В одном варианте осуществления настоящее изобретение способно использовать детерминацию для адаптации эмпирических данных (ссылочный номер 20). Это делает настоящее изобретение более чувствительным к физиологической реакции пациента.
Минимизация активации предусматривает способность автоматической регулировки терапевтической обработки на основе, по меньшей мере, одного показателя или набора производных данных, где показатель или набор производных данных может содержать следующее:
сопротивление верхних дыхательных путей (UAR), активацию, связанную с респираторным усилием (RERA), активацию, связанную с терапевтически регулируемым явлением, показатель респираторного нарушения (RDI), показатель респираторной активации (RAI), показатель апноэ-олигопноэ (AHI), активации (микроактивации), активации (корковые), активации (подкорковые), активации (общие), время общей активации, стадию сна, сон REM, начало сна, движение тела, процент нарушенного активацией сна (распад всех нарушенных стадий), показатель эффективности сна, показатель фрагментации сна (новые-SFI-общие активации фрагментирующие сон в час), тенденцию формы воздушного потока, тип эталона формы воздушного потока, показатель уплощения, явление принудительных колебаний, явление изменения давления, темп изменения давления, кривую явления изменения давления, максимальное и минимальное явление изменения давления, явление смешанного апноэ во время сна, явления центрального апноэ во время сна, явления синдрома сопротивления верхних дыхательных путей (UARS), явления синдрома обструктивного апноэ или олигопноэ во время сна (OSAHS), активации, связанные с респираторными усилиями (RERA) с соответствующей квалификацией активаций, связанных с респираторными усилиями, активации, связанные с регулированием терапии (TERA) с соответствующей квалификацией изменения давления и активаций, показатель качества сна (новый почасовой показательный фактор сна), качественно связанный с активациями, кислородную десатурацию, время транзита пульса (РТТ), пульсовой артериальный тонус (PAT), амплитуду пульсовой волны (PWA), явления десатурации и SpO2 артефакты - точное детектирование каскадных десатураций, десатурации с SpO2 артефактами внутри, исходное и конечное положение SpO2 артефакта, последовательности детектирования респираторных явлений с частичным или коротким восстановлением, классификацию респираторных явлений с шумовыми сигналами или сигналами усилий плохого качества, детектирование эпизодов дыхания Чейна-Стокса, способность конкординанса для обеспечения возможности количественного сопоставления любых двух наборов данных, поток, калиброванный с помощью пневмотахографа, поток термодатчика, сумму сигналов респираторных усилий, активации EEG, РТТ, плетизмографическую волну, трансторакальный импеданс, детектирование и выделение анодной сеткой содержания расширенного набора автоматических явлений, включая следующие явления: явление или синдром обструктивного апноэ/олигопноэ во время сна (OSA, OSH, OSAHS), активацию, связанную с респираторным усилием, центральное апноэ во время сна (CSA), центральное олигопноэ во время сна (CSH), дыхание Чейна-Стокса, гиповентиляцию, зевоту, неустойчивое дыхание, связанное с изменениями состояния сна или с началом более глубоких стадий сна, глотание, кашель, спонтанные или нерегулярные, но нормально профилированные сигналы дыхания, производный дыхательный объем (из носового давления и калиброванного потока), показатель ограничения производного потока (из носового давления или калиброванного потока), производный храп (из носового давления и калиброванного потока), производная диафрагматическая амплитуда EMG, производное сопротивление верхних дыхательных путей (из давления маски, фарингеального давления и калиброванного потока), производные подкорковые активации (из амплитуды РТТ и плетизмографической волны), анализ звука респиратора и/или воздушного потока с сегментацией в различных нарушениях дыхания, например, в виде кашля, тяжелое дыхание (сопение, хрип, одышка), стридор, апноэ и олигопноэ.
Из каждого выбранного явления (комбинации набора расширенной группы явлений из вышеприведенного и текущего набора явлений) пользователь имеет возможность выбрать набор сигналов измерения и установить параметры детектирования явления. Это обеспечивает возможность одновременного использования в соответствии с настоящим изобретением более одного сигнала для детектирования явления и более одного сценария для детектирования явления.
Ниже приведены описания примеров определенных явлений.
RERA
1. Разрыв плоского инспираторного профиля после нескольких ограниченных вдохов потока
2. Частотный сдвиг в EEG, увеличение амплитуды в EMG
3. Последующая активность движения ног
4. Нет увеличения давления (сигнал CTRL)
Активация, связанная с движением ног
1. Увеличение активности движения ног
2. Частотный сдвиг в EEG, увеличение амплитуды в EMG
3. Разрыв инспираторного профиля не обязателен в течение вдоха
4. Нет увеличения давления (сигнал CTRL)
Спонтанная активация
1. Частотный сдвиг в EEG, увеличение амплитуды в EMG
2. Нет увеличения (или после изменений EEG/EMG) активности движения ног
3. Разрыв в инспираторном профиле не обязателен в течение вдоха
4. Нет увеличения давления (сигнал CTRL)
Активация, связанная с увеличением давления
1. Увеличение давления в соответствии с алгоритмом титрования
2. Последующий частотный сдвиг в EEG, увеличение амплитуды в EMG
3. Нет увеличения (или после изменений EEG/EMG) активности движения
4. Разрыв в инспираторном профиле не обязателен в течение вдоха
Настоящее изобретение значительно уменьшает активацию благодаря ограничению обработки (терапии) давлением до тех пор, пока пациент не находится в стадии сна, где это давление не испытывается или не вызывает вредного дискомфорта пациента. Давление воздуха, подаваемого пациенту, повышается или понижается в зависимости от состояния сна пациента. Увеличение давления медленно увеличивается при текущем контроле физиологических параметров. Как только физиологические параметры указывают на начало активации (микроактивации), давление сохраняют или уменьшают до тех пор, пока пациент не погрузится в более глубокий сон, обеспечивая возможность непрерывного увеличения давления. В соответствии с этим уменьшают повышение давления.
Контроллер 12 выполнен как комбинация правил изменения давления. Каждое правило изменения давления определяет величину и знак изменения давления и разрешенного диапазона значений давления, в пределах которого давление может активироваться, а также число дополнительных параметров, включая постоянные времени, простои и логику принудительных колебаний. Каждое правило изменения давления активируется, если справедлива соответствующая логическая комбинация его состояний. В одном варианте осуществления правила изменения давления комбинируют посредством логического компонента "или" -давление изменяется при удовлетворении любого одного правила в наборе правил. Если удовлетворяется более чем одно правило, то преимущество у того правила, которое имеет более высокий приоритет.
Условия для различных правил изменения давления предоставляют ряд физиологических сценариев:
ограничение потока (уплощение) в течение ряда последующих вдохов - увеличение давления;
ограничение потока (уплощение) и храп в течение ряда последующих вдохов - увеличение давления;
храп в течение одного или двух вдохов - увеличение давления;
олигопноэ - увеличение давления (рекомендуется использовать дополнительную информацию, например РТТ, сигналы бандажа или матраса для отличения обструктивного олигопноэ от центрального олигопноэ);
детектирование начала апноэ - начало принудительных колебаний;
низкий уровень проводимости верхних дыхательных путей с принудительными колебаниями - увеличение давления (детектируется обструктивное апноэ);
нет ограничения потока (скругленная форма вдоха) - постепенное уменьшение давления;
большая утечка - уменьшение давления до 4 см Н2O;
нет воздушного потока в течение 3 минут - уменьшение давления до 4 см Н2O.
Настоящее изобретение способно преодолевать изменение факторов, зависимых от активации, благодаря использованию адаптивного алгоритма. Адаптивный алгоритм имеет способность использовать эмпирические клинические данные для установления стандартных пороговых конфигураций, которые, в свою очередь, определяют реакцию и эффективность устройства в зависимости от характеристик подачи газа. Адаптивный алгоритм также имеет способность использования набора пороговых характеристик.
В одном варианте осуществления эти пороговые характеристики могут изменять параметры, например темп изменения давления, абсолютную величину изменения давления, минимальные значения подаваемого давления, максимальные значения подаваемого давления. Эти темпы и абсолютные изменения давления могут изменяться в соответствии с различными состояниями указанного пациента, например в соответствии с текущим состоянием сна пациента или относительным кровяным давлением или детектированием аритмии пациента. Настоящее изобретение может быть конфигурировано в заданном режиме работы, где функция адаптации алгоритма может быть блокирована и заменена алгоритмом, который рассчитан на постоянный набор ссылочных данных, предназначенных для предсказания начала или детектирования наличия TERA и RERA при минимизации нарушений дыхания во время сна.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение дает возможность медицинским специалистам устанавливать различные пороговые значения, которые могут препятствовать возникновению нежелательных медицинских условий для каждого особого пациента. Например, если центральное апноэ во время сна детектируют в комбинации с увеличением или нежелательным изменением или измерением ECG, пульсовой волны или аритмии, то работа устройства для подачи газа увеличивается для стабилизации состояния пациента. В некоторых случаях эта стабилизация может предусматривать немедленное прекращение подачи давления. В течение случаев, например, центрального апноэ во время сна (прекращение дыхания, активируемое командами мозга в зависимости от обструкции дыхательных путей), например, принудительная подача давления без обструкции дыхательных путей может в противном случае ухудшить кровяное давление или сердечную функцию субъекта.
Настоящее изобретение способно работать с любыми предварительными данными пациента или без каких-либо данных пациента (например, со специальными характеристиками формы воздушного потока или различными пороговыми значениями). В том случае, если субъект не имеет предварительных данных или пороговых показаний, то настоящее изобретение может начинать работу со стандартными пороговыми установками эмпирических данных. В течение изменений, генерируемых устройством, или всякий раз, когда имеет место респираторное нарушение, настоящее изобретение может адаптировать свои управляющие характеристики для минимизации респираторного нарушения и активации.
В одном варианте осуществления текущий контроль активации дает возможность настоящему изобретению расширить возможности детектирования аппаратом СРАР нарушения сна. Ошибочные отказы (в доступе) часто имеют место в течение случаев мягкого олигопноэ. Как правило, есть такое минимальное ограничение, когда аппараты СРАР не способны детектировать нарушение дыхания. Однако такие мягкие случаи часто создают достаточное UAR для побуждения активации у пациента. Детектирование начала таких активации дает возможность настоящему изобретению инициировать корректировочную реакцию из аппарата СРАР, даже хотя аппарат СРАР не способен детектировать это явление.
В одном варианте осуществления режим терапии предусматривает использование эталонов конфигурации дыхания, хранимых в таблице для расширения текущих установок аппарата СРАР. Эти динамически распределенные эталоны конфигурации дыхания пополняют алгоритм СРАР, благодаря изменению управляющих характеристик аппарата СРАР. Эталоны удовлетворяют конкретным требованиям давления пациента, оптимизируя, в то же самое время, сон пациента и минимизируя активацию пациента.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение дает возможность начала терапии, ограниченной предварительно определенным состоянием сна, уровнем активации и/или предварительно определенной активностью нарушенного дыхания во время сна. Одной из трудностей, испытываемых пациентами при существующем состоянии техники устройств для терапии подачей газа, является дискомфорт, испытываемый из-за положительного давления воздуха, подаваемого пациентам во время их попытки заснуть.
Устройства, соответствующие известному уровню техники, имеют способность обеспечения задержки функции запуска. Эта функция задержки обеспечивает временную задержку прежде, чем давление терапии медленно увеличивается или наращивается до заданного значения исходного давления. Однако пациенты не всегда способны предсказать время начала своего сна, если сонливость пациента изменяется от одной ночи к другой. Концепция заданной временной задержки может также обеспечить психологическое беспокойство, когда пациенты всегда знают, что если они не достигнут удовлетворительного состояния сна в течение соответствующего времени, то они рискуют испытать неприятное ощущение избыточного положительного давления воздуха в течения подготовительного времени для сна.
Настоящее изобретение дает возможность детектирования состояния сна и/или активации как средства для определения активации давления. Терапии обеспечиваются только тогда, когда пациент находится в предварительно выбранном или глубоком состоянии сна и в последствии не обращает внимания на указанное начало терапии. Определение состояния сна может быть осуществлено с помощью способов, известных из предшествующего уровня техники, включая способы, описанные в патенте США №6397845, содержание которого включено во всей его полноте в эту заявку в качестве ссылки.
В одном варианте осуществления настоящее изобретение имеет интегральный режим диагностики и терапии, где регулировки подаваемого воздуха изменяют в реальном режиме времени (то есть изменения делают мгновенно в зависимости от значений параметров, подвергаемых текущему контролю).
Алгоритм управления, соответствующий настоящему изобретению, имеет способность адаптироваться в течение работы в реальном масштабе времени на основе любой комбинации а) эмпирических клинических данных, b) индивидуальных собранных данных пациента или собранных данных (из диагностического исследования в лаборатории сна или другого альтернативного подразделения) или с) данных, полученных в результате текущего контроля и анализа в реальном масштабе времени.
D. Альтернативные варианты осуществления
В одном альтернативном варианте осуществления, иллюстрируемом на фиг.7, настоящее изобретение используется для подачи пациенту лекарственного средства. Прежние способы определения требований дозы болеутоляющего или транквилизирующего средства часто оценивали на общей группе пациентов или специальной выборочной группе пациентов.
Склонность субъекта ко сну или бодрствованию является очень сложной и зависимой от многих параметров. Было показано, например, что склонность пациента ко сну может быть отнесена к депривации (потере) сна, алкоголю, беспокойству, стрессу, факторам окружающей среды, показателю массы тела, полу, наследственности и другим факторам.
Последствие чрезмерного успокоения включает в себя повышенное время восстановления, опасности дефицита внимания, связанные с чрезмерной сонливостью, повышенные затраты на лекарственные средства и уменьшение качества жизни вследствие продолжительного сонного состояния субъекта.
Введение лекарственных средств может предусматривать подачу диапазона лекарственных средств при использовании (например, но без ограничения) оральной, трансдермальной, капельной доставки, а также подачу газа и пара. При использовании интеграции системы доставки лекарственных средств с настоящим изобретением дозировка лекарственных средств может быть оптимизирована для заданного уровня или адекватного уровня состояния сонливости, бодрствования или внимания.
Пользователь или тот, кто осуществляет уход за пациентом, может регулировать дозирование введения лекарственного средства в консультации с пациентом и в соответствии с данными пациента, подвергаемыми текущему контролю.
Дополнительная способность настоящего изобретения заключается в наличии датчиков, например устройствчувствительных к движению, которые вместе с анализом сигналов (например, но без ограничения, спектра, фазы и амплитуды) обеспечивают возможность детектирования тряски, тремора и других признаков, указывающих на использование соответствующих лекарственных средств. В случае болезни Паркинсона и других видов заболеваний, система, соответствующая настоящему изобретению, может быть запрограммирована для введения, например, адекватных лекарственных средств для минимизации тремора и дрожи и, в то же самое время, может обеспечивать субъекту степень бодрствования в течение дня и качество сна в течение ночи, что является наиболее эффективным для требований или желаний качества жизни каждого индивидуума.
Настоящее изобретение может быть адаптировано в ряде конфигураций с другой комбинацией физиологических регистрирующих каналов, датчиков, анализов, способностей хранения и воспроизведения. Эти способности могут отличать субъекта для лечения специфического заболевания или нарушения, вместе со специальными требованиями информации медицинского специалиста по поводу каждого субъекта.
В другом альтернативном варианте осуществления, иллюстрируемом на фиг.7, настоящее изобретение предусматривает алгоритм управления электрокардиостимулятором, который минимизирует RERA и TERA при оптимизации кардиостимуляции. Например, настоящее изобретение дает возможность детектирования RERA и TERA из электрокардиограммы или сигналов пульсовой волны. В альтернативном варианте могут быть использованы более комплексные сигналы. Настоящее изобретение дает возможность обычной оптимизации ECG кардиостимуляции при минимизации, в то же самое время, активации и фрагментации сна. Управление электрокардиостимулятором может быть также использовано для содействия в исключении некоторых нарушений дыхания во время сна. Настоящее изобретение может обеспечивать важную обратную связь в отношении зависимости фрагментации сна, например, от неадекватного управления электрокардиостимулятором, побуждающего активации фрагментации сна.
Настоящее изобретение может также обеспечивать текущий контроль сердечного ритма, изменений кровяного давления и активации фрагментации сна в течение сна и определять, какие из этих указанных изменений относятся к физиологии нормального сна, или предлагают ли эти изменения модификацию управления электрокардиостимулятором для оптимизации функции сердца при минимизации, в то же самое время, фрагментации сна.
В другом варианте осуществления настоящее изобретение имеет способность обеспечивать оптимальный сон в течение терапии концентрацией кислорода, благодаря использованию корковых и подкорковых характеристик, а также формы воздушного потока или формы волны в качестве маркера для оптимизации терапии. Настоящее изобретение может регулировать алгоритм титрования для минимизации RERA и TERA при оптимизации терапии дыхания субъекта. Настоящее изобретение дает возможность детектирования RERA и TERA путем текущего контроля любой комбинации сигналов звуков респиратора или шланга, воздушного потока или давления. В альтернативном варианте могут быть использованы более всеобъемлющие сигналы. SOC дает возможность обычной оптимизации состояния кровь-газ субъекта при минимизации активации. Неадекватное смешивание кислорода и воздуха или неадекватный темп подачи газа к субъекту может, например, вызывать активации.
Неадекватная подача газа, в свою очередь, может побуждать механические или химические рецепторы в анатомии дыхания пациента вызывать активации фрагментации сна (TERA). Текущий контроль формы волны воздушного потока может использоваться для предсказания начала TERA или RERA и обеспечивать возможность регулирования газовой терапии так, чтобы минимизировать такие активации (при оптимизации терапии дыхания).
В одном варианте осуществления настоящее изобретение используется в качестве чисто диагностического инструмента для определения нарушенного дыхания во время сна и качества сна. Настоящее изобретение адаптировано для регистрации, измерения, индексации или визуального отображения в реальном масштабе времени или по требованию ряда физиологических данных или статистик, связанных со сном или активацией. Статистику и показатели, например RAI, AHI, RERA, RDI, активации, фрагментацию сна или показатель архитектуры сна, получают из контролируемых параметров и эту информацию хранят для анализа.
В одном варианте осуществления контролируемые физиологические параметры, которые были использованы для определения статистики и показателей, также могут храниться для содействия анализу. Настоящее изобретение может также включать в себя графические и статистические инструменты, которые известны из предшествующего уровня техники, для предоставления пользователю возможности манипулирования и визуального отображения исходных данных (исследования) или полученных значений в поддающемся интерпретации формате. В одном варианте осуществления настоящее изобретение имеет способность визуального отображения исходных данных (исследования) и затем использования визуальных ключей для маркировки наличия явления, например, активации, в исходных данных (исследования). Настоящее изобретение может также связывать явление или явления со специальными значениями показателей или полученными значениями, которые отражают наличие явления.
Материал, приведенный в предшествующем описании и на сопроводительных чертежах, предложен только в качестве иллюстрации, а не ограничения. Хотя был описан и проиллюстрирован конкретный вариант осуществления, квалифицированным в этой области техники специалистам будет очевидно, что без отклонения от сущности и объема настоящего изобретения могут быть сделаны изменения и модификации. Предполагается, что действительный объем требуемой защиты настоящего изобретения ограничен в следующих пунктах формулы изобретения, в свете их перспективы, основываясь на предшествующем уровне техники.
Claims (57)
1. Способ предоставления газа под давлением спящему пациенту, предусматривающий
определение последовательности подачи газа под давлением;
текущий контроль физиологического параметра, который является показателем активации;
определение, указывает ли этот контролируемый физиологический параметр на начало активации; и
регулировку последовательности подачи газа под давлением для избежания активации.
2. Способ по п.1, дополнительно предусматривающий определение, побуждается ли активация сопротивлением верхних дыхательных путей (UAR) или уровнем терапии.
3. Способ по п.1, в котором этап регулировки предусматривает изменение уровней терапии до тех пор, пока не будет определен уровень терапии, который не побуждает активацию.
4. Способ по п.3, дополнительно предусматривающий запись уровня терапии, который не побуждает активацию.
5. Способ по п.1, в котором этап текущего контроля предусматривает текущий контроль корковой или подкорковой активности.
6. Способ по п.5, в котором этап определения предусматривает детектирование смещения альфа или тетра EEG активности от более низкой фоновой частоты.
7. Способ по п.1, в котором этап определения предусматривает детектирование падения времени транзита пульса (РТТ).
8. Способ по п.1, дополнительно предусматривающий вычисление значения показателя из множества контролируемых параметров и использование значения показателя для предсказания начала активации.
9. Способ по п.1, в котором этап определения предусматривает сравнение формы волны воздушного потока пациента с множеством эталонов, которые описывают начало активации.
10. Способ по п.1, дополнительно предусматривающий обеспечение таблицы, коррелирующей комбинацию физиологических явлений с оптимальной регулировкой уровня терапии, которая минимизирует активацию.
11. Способ по п.10, в котором этап определения предусматривает детектирование того, связно ли явление с центральным апноэ или обструктивным апноэ.
12. Способ по п.1, в котором этап определения предусматривает использование специфических данных пациента для определения порогов для активации.
13. Способ по п.1, в котором этап определения предусматривает сравнение корковой и подкорковой активности для определения активаций, связанных с периодическим движением ног.
14. Способ по п.1, дополнительно предусматривающий определение состояния сна пациента и регулирование обработки на основе состояния сна пациента.
15. Способ по п.1, в котором этап определения предусматривает детектирование изменения в измерении уровней остаточного диоксида углерода, уровней остаточной окиси азота или уровней остаточного кислорода.
16. Способ по п.1, дополнительно предусматривающий передачу данных обрабатывающему устройству для обеспечения им возможности определить параметр обработки, который минимизирует активации или нарушения дыхания во время сна.
17. Способ регулирования подачи газа пациенту, предусматривающий
текущий контроль физиологического параметра;
подачу газа в определенной последовательности;
определение начала активации по физиологическому параметру;
определение того, побуждается ли начало активации сопротивлением верхних дыхательных путей или подачей газа; и
регулировку последовательности подачи газа на основе того, обусловлена ли активация с сопротивлением верхних дыхательных путей или подачей газа.
18. Способ по п.17, дополнительно предусматривающий использование обработки принудительными колебаниями для определения пороговых уровней для активации.
19. Способ по п.17, дополнительно предусматривающий определение начала активации, связанной с респираторным усилием.
20. Способ по п.17, дополнительно предусматривающий определение начала обструктивного апноэ-олигопноэ во время сна.
21. Способ по п.16, дополнительно предусматривающий обеспечение таблицы, имеющей множество элементов, которые описывают начало явления на основе набора значений для множества различных контролируемых физиологических параметров.
22. Способ по п.17, дополнительно предусматривающий регулировку уровня давления подаваемого газа на основе значения показателя, получаемого, по меньшей мере, из одного из множества контролируемых физиологических параметров.
23. Способ по п.17, дополнительно предусматривающий определение качества сна.
24. Способ по п.17, дополнительно предусматривающий определение дыхания Чейна-Стокса.
25. Способ по п.17, дополнительно предусматривающий обеспечение таблицы, связывающей множество значений из контролируемых параметров с явлением, и обновление таблицы для адаптации чувствительности пациента.
26. Способ по п.17, в котором определение предусматривает широкополосный текущий контроль форм волны воздушного потока или форм волны давления для определения активации или нарушений дыхания во время сна.
27. Способ по п.17, в котором этап определения предусматривает анализ времени транзита пульса, кровяного давления и сигналов ECG для определения начала активации.
28. Способ по п.17, в котором этап определения предусматривает анализ дыхания пациента для определения явления периодического дыхания.
29. Способ по п.17, дополнительно предусматривающий определение наличия орального дыхания, и в котором этап регулировки предусматривает компенсацию орального дыхания.
30. Аппарат для наблюдения или контроля потока газов, подаваемых спящему пациенту, содержащий
датчик для детектирования физиологического сигнала;
устройство мониторинга или контроля потока, обеспечивающее поддающийся регулировке уровень потока газа; и
контроллер, имеющий связь с датчиком и вышеуказанным устройством, и адаптированный для детектирования начала активации из детектируемого физиологического сигнала и для регулировки уровня обработки для избежания активации.
31. Аппарат по п.30, в котором устройство является устройством для подачи газа.
32. Аппарат по п.30, в котором устройство является инфузионным устройством.
33. Аппарат по п.30, в котором устройство является системой электрокардиостимулятора.
34. Аппарат по п.30, дополнительно содержащий запоминающее устройство, содержащее таблицу, коррелирующую значения множества физиологических параметров с началом активации.
35. Аппарат по п.30, дополнительно содержащий запоминающее устройство, содержащее таблицу, коррелирующую начало активации с соответствующим уровнем обработки.
36. Аппарат по п.30, в котором контроллер также адаптирован для предсказания начала обструкционного апноэ-олигопноэ во время сна.
37. Аппарат по п.30, в котором контроллер также адаптирован для выполнения проверки переменного уровня обработки для определения чувствительности пациента к активации, связанной с обработкой.
38. Аппарат по п.30, в котором контроллер также адаптирован для текущего контроля качества сна.
39. Аппарат по п.30, в котором контроллер также адаптирован для получения значения показателя из множества различных физиологических сигналов и для регулировки уровня обработки на основе значения показателя.
40. Аппарат для мониторинга физиологического состояния спящего субъекта, содержащий
множество датчиков для текущего контроля множества физиологических сигналов;
процессор, адаптированный для детектирования начала активации из множества физиологических сигналов.
41. Аппарат по п.40, в котором датчики включают в себя датчики электроэнцефалограмм EEG.
42. Аппарат по п.40, в котором датчики включают в себя датчики электромиограмм EMG.
43. Аппарат по п.40, в котором датчики включают в себя датчик воздушного потока.
44. Аппарат по п.40, в котором датчики включают в себя датчик электрокардиограмм ECG и датчик давления кислородной насыщенности SpO2, и в котором процессор адаптирован для вычисления транзитного времени пульса РТТ.
45. Аппарат по п.40, в котором датчики включают в себя датчик положения тела.
46. Аппарат по п.40, в котором процессор адаптирован для тестирования чувствительности пациента к активации.
47. Аппарат по п.40, дополнительно содержащий запоминающее устройство, адаптированное для записи значений физиологических параметров, которые показывают активацию для конкретного пациента.
48. Аппарат по п.40, дополнительно содержащий запоминающее устройство, и в котором процессор адаптирован для хранения физиологических сигналов в запоминающем устройстве.
49. Аппарат по п.40, в котором процессор адаптирован для визуального воспроизведения исходных данных и полученных показателей из физиологических параметров в соответствии с выбранными пользователем форматами.
50. Устройство для подачи газа, содержащее
множество датчиков для текущего контроля множества физиологических параметров, индуцирующих активацию субъекта сна;
устройство для подачи газа, обеспечивающее поддающийся регулировке уровень давления; и
контроллер, имеющий связь с датчиками и устройством для подачи газа и адаптированный для определения начала активации в результате RERA или TERA и для соответствующей регулировки уровня давления устройства для подачи газа.
51. Устройство для подачи газа по п.50, которое является аппаратом для терапии постоянным избыточным давлением воздуха СРАР.
52. Устройство для подачи газа по п.50, которое является вентилятором.
53. Устройство для подачи газа по п.50, которое является концентратором кислорода.
54. Устройство для подачи газа по п.50, в котором контроллер также адаптирован для получения и записи специфических для пациента физиологических параметров, которые показывают начало активации.
55. Устройство для подачи газа по п.50, в котором множество датчиков имеют связь с контроллером при использовании беспроводной технологии.
56. Аппарат для подачи лекарственного средства, содержащий
множество датчиков для наблюдения состояния сна пациента;
устройство для подачи лекарственного средства, обеспечивающее поддающийся регулировке уровень подачи лекарственного средства; и
контроллер, имеющий связь с датчиками и устройством для подачи лекарственного средства и адаптированный для регулировки уровня подачи лекарственного средства на основе состояния сна пациента.
57. Система электрокардиостимулятора, содержащая
множество датчиков для наблюдения состояния сна пациента;
электрокардиостимулятор, имеющий поддающийся регулировке выходной контроль; и
контроллер, имеющий связь с датчиками и электрокардиостимулятором и адаптированный для регулировки выхода электрокардиостимулятора для минимизации активации.
Applications Claiming Priority (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US41744502P | 2002-10-09 | 2002-10-09 | |
US60/417,445 | 2002-10-09 | ||
AU2002951984 | 2002-10-10 | ||
AU2002951984A AU2002951984A0 (en) | 2002-10-10 | 2002-10-10 | Sleep quality and auto cpap awakening |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2005114379A RU2005114379A (ru) | 2006-01-20 |
RU2338457C2 true RU2338457C2 (ru) | 2008-11-20 |
Family
ID=28047562
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2005114379/14A RU2338457C2 (ru) | 2002-10-09 | 2003-10-09 | Способ и аппарат для поддержания и текущего контроля качества сна во время терапии |
Country Status (10)
Country | Link |
---|---|
EP (1) | EP1551286B1 (ru) |
JP (1) | JP4865229B2 (ru) |
KR (5) | KR101309971B1 (ru) |
AU (2) | AU2002951984A0 (ru) |
BR (1) | BR0315175A (ru) |
CA (2) | CA2711783C (ru) |
NZ (2) | NZ539584A (ru) |
PL (1) | PL375763A1 (ru) |
RU (1) | RU2338457C2 (ru) |
WO (1) | WO2004032719A2 (ru) |
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2517584C2 (ru) * | 2008-12-09 | 2014-05-27 | Омрон Хэлткэа Ко., Лтд. | Электронный сфигмоманометр, подтверждающий утечку воздуха |
EA020483B1 (ru) * | 2011-12-19 | 2014-11-28 | Федеральное Государственное Автономное Образовательное Учреждение Высшего Профессионального Образования "Сибирский Федеральный Университет" (Сфу) | Устройство управления физиотерапевтическими приборами |
RU2567461C2 (ru) * | 2009-12-21 | 2015-11-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Автоматическая идентификация устройства интерфейса пациента в ситеме поддержания давления |
RU167390U1 (ru) * | 2016-06-21 | 2017-01-10 | Публичное акционерное общество "Техприбор" | Аппарат неинвазивной искусственной вентиляции легких новорожденных |
RU2635005C2 (ru) * | 2012-04-24 | 2017-11-08 | Конинклейке Филипс Н.В. | Портативная ручная система и способ поддержки давления |
RU2635182C2 (ru) * | 2011-06-15 | 2017-11-09 | Конинклейке Филипс Н.В. | Разблокирование режима дыхательной терапии |
RU2640006C2 (ru) * | 2012-08-01 | 2017-12-25 | Конинклейке Филипс Н.В. | Способ и система идентификации артефактов перемещения и повышения надежности измерений и сигналов тревоги в фотоплетизмографических измерениях |
RU2641516C2 (ru) * | 2012-03-30 | 2018-01-17 | Конинклейке Филипс Н.В. | Система и способ оценки силы дыхания в реальном времени и контроллер замкнутого контура |
RU2651070C2 (ru) * | 2012-11-02 | 2018-04-18 | Конинклейке Филипс Н.В. | Устройство и способ для извлечения физиологической информации |
RU2695922C1 (ru) * | 2018-09-18 | 2019-07-29 | ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ БЮДЖЕТНОЕ УЧРЕЖДЕНИЕ ВСЕРОССИЙСКИЙ НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ И ИСПЫТАТЕЛЬНЫЙ ИНСТИТУТ МЕДИЦИНСКОЙ ТЕХНИКИ ФЕДЕРАЛЬНОЙ СЛУЖБЫ ПО НАДЗОРУ В СФЕРЕ ЗДРАВООХРАНЕНИЯ (ФГБУ "ВНИИИМТ" Росздравнадзора) | Автономное защитное лечебно-диагностическое устройство для лечения ишемической болезни сердца и осложнений |
RU2695926C1 (ru) * | 2018-06-04 | 2019-07-29 | ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ БЮДЖЕТНОЕ УЧРЕЖДЕНИЕ ВСЕРОССИЙСКИЙ НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ И ИСПЫТАТЕЛЬНЫЙ ИНСТИТУТ МЕДИЦИНСКОЙ ТЕХНИКИ ФЕДЕРАЛЬНОЙ СЛУЖБЫ ПО НАДЗОРУ В СФЕРЕ ЗДРАВООХРАНЕНИЯ (ФГБУ "ВНИИИМТ" Росздравнадзора) | Автономное защитное лечебно-диагностическое устройство для лечения ишемической болезни сердца, осложнений и внезапной смерти |
Families Citing this family (81)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6024089A (en) | 1997-03-14 | 2000-02-15 | Nelcor Puritan Bennett Incorporated | System and method for setting and displaying ventilator alarms |
KR20030010092A (ko) * | 2001-07-25 | 2003-02-05 | 엘지니꼬동제련 주식회사 | 동슬래그를 함유한 콘크리트 벽돌 및 블럭 |
WO2005006988A1 (en) | 2003-06-19 | 2005-01-27 | Everest Biomedical Instruments | Breath end-tidal gas monitor |
US20070208269A1 (en) * | 2004-05-18 | 2007-09-06 | Mumford John R | Mask assembly, system and method for determining the occurrence of respiratory events using frontal electrode array |
EP1810710A4 (en) * | 2004-10-04 | 2012-08-01 | Daikin Ind Ltd | SYSTEM FOR IMPROVING SLEEPING AND METHOD FOR IMPROVING SLEEPING |
JP5074191B2 (ja) | 2004-10-06 | 2012-11-14 | レスメド・リミテッド | 睡眠呼吸障害の呼吸パラメータの非侵襲的監視方法および装置 |
JP4896971B2 (ja) * | 2005-06-14 | 2012-03-14 | レスメド・リミテッド | Cpap(持続気道陽圧)患者の順応を向上させるための方法および装置 |
US8025052B2 (en) * | 2005-11-21 | 2011-09-27 | Ric Investments, Llc | System and method of monitoring respiratory events |
NZ591256A (en) * | 2006-01-06 | 2012-06-29 | Resmed Ltd | Measuring sounds during expiration and inspiration and signalling if a ratio of the two exceeds a value |
NZ607280A (en) * | 2006-03-06 | 2014-06-27 | Resmed Ltd | Method and apparatus for improved flow limitation detection of obstructive sleep apnea |
US8021310B2 (en) | 2006-04-21 | 2011-09-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Work of breathing display for a ventilation system |
US7678058B2 (en) | 2006-06-22 | 2010-03-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apnea type determining apparatus and method |
US8360983B2 (en) | 2006-06-22 | 2013-01-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apnea type determining apparatus and method |
US10076273B2 (en) | 2006-07-06 | 2018-09-18 | Biorics Nv | Real-time monitoring and control of physical and arousal status of individual organisms |
NZ607004A (en) | 2006-08-30 | 2014-08-29 | Resmed Ltd | Distinguishing closed and open respiratory airway apneas by complex admittance values |
US7784461B2 (en) | 2006-09-26 | 2010-08-31 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Three-dimensional waveform display for a breathing assistance system |
US20080183083A1 (en) * | 2007-01-31 | 2008-07-31 | Markowitz H Toby | Systems and methods for monitoring effectiveness of congestive heart failure therapy |
EP2131894A1 (en) * | 2007-03-27 | 2009-12-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Drug administration based on a patient's activity status measured by acceleration sensors |
US9743841B2 (en) * | 2007-09-25 | 2017-08-29 | Ric Investments, Llc | Automated sleep phenotyping |
US20170188940A9 (en) | 2007-11-26 | 2017-07-06 | Whispersom Corporation | Device to detect and treat Apneas and Hypopnea |
EP2262427B1 (en) | 2008-03-11 | 2012-04-25 | Toyota Jidosha Kabushiki Kaisha | Sleep control device and control method therefor |
EP2265178A1 (en) * | 2008-04-17 | 2010-12-29 | Dymedix Corporation | Creating multiple outputs from a single sensor |
US9949667B2 (en) | 2008-11-17 | 2018-04-24 | University Health Network | Mask and method for use in respiratory monitoring and diagnostics |
EP3184045B1 (en) * | 2008-11-19 | 2023-12-06 | Inspire Medical Systems, Inc. | System treating sleep disordered breathing |
JP5798553B2 (ja) * | 2009-07-16 | 2015-10-21 | レスメド・リミテッドResMedLimited | 睡眠状態の検出 |
US8924878B2 (en) | 2009-12-04 | 2014-12-30 | Covidien Lp | Display and access to settings on a ventilator graphical user interface |
US9119925B2 (en) | 2009-12-04 | 2015-09-01 | Covidien Lp | Quick initiation of respiratory support via a ventilator user interface |
US8335992B2 (en) | 2009-12-04 | 2012-12-18 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Visual indication of settings changes on a ventilator graphical user interface |
US8499252B2 (en) | 2009-12-18 | 2013-07-30 | Covidien Lp | Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface |
US9262588B2 (en) | 2009-12-18 | 2016-02-16 | Covidien Lp | Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface |
WO2012138233A1 (en) | 2011-04-07 | 2012-10-11 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Electronic apparatus control using a breathing assistance apparatus |
US10034621B2 (en) | 2011-12-21 | 2018-07-31 | Capnia, Inc. | Collection and analysis of a volume of exhaled gas with compensation for the frequency of a breathing parameter |
US10362967B2 (en) | 2012-07-09 | 2019-07-30 | Covidien Lp | Systems and methods for missed breath detection and indication |
CA2897533A1 (en) | 2013-01-08 | 2014-07-17 | Capnia, Inc. | Breath selection for analysis |
WO2014107798A1 (en) * | 2013-01-14 | 2014-07-17 | University Health Network | Mask and method for breathing disorder identification, characterization and/or diagnosis |
RU2543293C2 (ru) * | 2013-02-06 | 2015-02-27 | Леонид Алексеевич Потемкин | Устройство для контроля физиологических параметров человека |
AU2014216297A1 (en) | 2013-02-12 | 2015-09-17 | Capnia, Inc. | Sampling and storage registry device for breath gas analysis |
MX370384B (es) * | 2013-03-15 | 2019-12-11 | Massachusetts Gen Hospital | Sintesis de gas de oxido nitrico para inhalacion. |
JP6689188B2 (ja) | 2013-03-15 | 2020-04-28 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 一酸化窒素の吸気合成 |
JP6126220B2 (ja) * | 2013-06-28 | 2017-05-10 | 株式会社村田製作所 | 生体状態推定装置 |
EP3038530B1 (en) | 2013-08-30 | 2020-03-25 | Capnia, Inc. | Neonatal carbon dioxide measurement system and method |
JP6710636B2 (ja) * | 2013-10-14 | 2020-06-17 | ニューロビジル インコーポレイテッド | 生体信号の局所的収集、生体電気信号に基づく発話補助インターフェース内のカーソル制御、および生体電気信号に基づく覚醒検出 |
FR3013930B1 (fr) * | 2013-11-27 | 2017-04-14 | Univ Rennes | Procede de construction d'un indice d'activite, dispositif et programme d'ordinateur correspondant |
NZ630750A (en) * | 2014-02-13 | 2016-03-31 | Resmed Ltd | Diagnosis and treatment of respiratory disorders |
US10369310B2 (en) | 2014-03-05 | 2019-08-06 | ResMed Pty Ltd | Method and apparatus for treatment of respiratory disorders |
EP2924601A1 (de) * | 2014-03-28 | 2015-09-30 | Weinmann Geräte für Medizin GmbH & Co. KG | Vorrichtung zur Beatmung |
WO2015181140A1 (en) * | 2014-05-26 | 2015-12-03 | Spiro Medical As | System for monitoring respiratory effort |
US9421793B2 (en) | 2014-06-26 | 2016-08-23 | Cellresin Technologies, Llc | Electrostatic printing of cyclodextrin compositions |
AU2015336055B2 (en) | 2014-10-20 | 2020-07-16 | The General Hospital Corporation | Systems and methods for the synthesis of nitric oxide |
US9950129B2 (en) | 2014-10-27 | 2018-04-24 | Covidien Lp | Ventilation triggering using change-point detection |
EP3017752B1 (fr) * | 2014-10-27 | 2022-11-02 | Sorin CRM SAS | Dispositif médical actif pour le traitement sélectif et précoce des hypopnées |
CN112998649A (zh) * | 2015-01-06 | 2021-06-22 | 大卫·伯顿 | 移动式可穿戴的监控系统 |
KR20190005839A (ko) | 2016-03-25 | 2019-01-16 | 더 제너럴 하스피탈 코포레이션 | 산화질소의 전기 플라즈마 합성을 위한 전달 시스템 및 방법 |
AU2018224329B2 (en) | 2017-02-27 | 2019-11-28 | Third Pole, Inc. | Systems and methods for ambulatory generation of nitric oxide |
MX2020010523A (es) | 2017-02-27 | 2021-02-09 | Third Pole Inc | Sistemas y metodos para generar oxido nitrico. |
WO2018157172A1 (en) | 2017-02-27 | 2018-08-30 | Third Pole, Inc. | Systems and methods for generating nitric oxide |
CA3058472C (en) | 2017-03-31 | 2020-05-26 | The General Hospital Corporation | Systems and methods for a cooled nitric oxide generator |
EP3651633A1 (en) * | 2017-07-10 | 2020-05-20 | Koninklijke Philips N.V. | Method and system for monitoring sleep quality |
KR102097558B1 (ko) * | 2017-11-03 | 2020-04-07 | 재단법인대구경북과학기술원 | 전자 장치 및 그의 레이블링 방법 |
US11600365B2 (en) | 2017-12-12 | 2023-03-07 | Vyaire Medical, Inc. | Nasal and oral respiration sensor |
US20210113797A1 (en) * | 2017-12-20 | 2021-04-22 | Koninklijke Philips N.V. | Control unit for use with a respiratory assist device |
US11484268B2 (en) | 2018-03-15 | 2022-11-01 | Ricoh Company, Ltd. | Biological signal analysis device, biological signal measurement system, and computer-readable medium |
CN109757925B (zh) * | 2018-12-27 | 2021-03-02 | 艾感科技(广东)有限公司 | 一种基于敲击信号预警的床垫 |
RU200335U1 (ru) * | 2019-04-30 | 2020-10-16 | Общество с ограниченной ответственностью "Юлло" | Трекер определения показателей сна человека бесконтактным способом |
EP3969416A4 (en) | 2019-05-15 | 2023-11-01 | Third Pole, Inc. | SYSTEMS AND METHODS FOR GENERATING NITRIC OXIDE |
JP2022533628A (ja) | 2019-05-15 | 2022-07-25 | サード ポール,インコーポレイテッド | 一酸化窒素生成用電極 |
JP7312857B2 (ja) * | 2019-06-11 | 2023-07-21 | バイエア メディカル,インク. | 鼻及び口呼吸センサ |
EP4032163A1 (en) | 2019-09-18 | 2022-07-27 | Ascensia Diabetes Care Holdings AG | Automatic activation of continuous glucose monitoring (cgm) transmitter |
WO2021142472A1 (en) | 2020-01-11 | 2021-07-15 | Third Pole, Inc. | Systems and methods for nitric oxide generation with humidity control |
US11672934B2 (en) | 2020-05-12 | 2023-06-13 | Covidien Lp | Remote ventilator adjustment |
US20210395905A1 (en) | 2020-06-18 | 2021-12-23 | Third Pole, Inc. | Systems and methods for preventing and treating infections with nitric oxide |
WO2022058930A1 (en) * | 2020-09-19 | 2022-03-24 | ResMed Pty Ltd | Systems and methods for optimizing sleep comfort |
KR102567385B1 (ko) * | 2021-04-26 | 2023-08-16 | (주) 멕아이씨에스 | 뇌파 기반 마취 및 수면 모니터링 장치 및 방법 |
WO2023049873A1 (en) | 2021-09-23 | 2023-03-30 | Third Pole, Inc. | Systems and methods for delivering nitric oxide |
CN113876057A (zh) * | 2021-09-27 | 2022-01-04 | 西安交通大学 | 一种基于压电-热电收集的自供电便携式智能口罩 |
KR102637472B1 (ko) * | 2021-11-30 | 2024-02-16 | (주)허니냅스 | 수면다원검사에 따른 호흡 이벤트 구간을 감지하기 위한 데이터 처리 장치 및 그 동작 방법 |
KR102637473B1 (ko) * | 2021-11-30 | 2024-02-16 | (주)허니냅스 | 수면다원검사에 따른 rera 구간을 감지하기 위한 데이터 처리 장치 및 그 동작 방법 |
KR102637471B1 (ko) * | 2021-11-30 | 2024-02-16 | (주)허니냅스 | 수면다원검사에 따른 호흡 이벤트 감지를 위한 데이터 처리 장치 및 그 동작 방법 |
CN114732391B (zh) | 2022-06-13 | 2022-08-23 | 亿慧云智能科技(深圳)股份有限公司 | 基于微波雷达的睡眠状态下的心率监测方法、装置及系统 |
CN116779110B (zh) * | 2023-08-07 | 2024-05-31 | 安徽星辰智跃科技有限责任公司 | 基于模态分解的睡眠可持续性检测调节方法、系统和装置 |
CN116899061B (zh) * | 2023-09-08 | 2023-12-19 | 首都医科大学宣武医院 | 一种用于睡眠呼吸暂停综合征的医疗呼吸机调控系统 |
Family Cites Families (19)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4958644A (en) * | 1988-11-15 | 1990-09-25 | Rodgers David L | Apparatus to discourage supine sleep |
US5490502A (en) * | 1992-05-07 | 1996-02-13 | New York University | Method and apparatus for optimizing the continuous positive airway pressure for treating obstructive sleep apnea |
EP0661947B1 (en) * | 1992-08-19 | 2002-05-22 | Lawrence A. Lynn | Apparatus for the diagnosis of sleep apnea |
US6105575A (en) * | 1994-06-03 | 2000-08-22 | Respironics, Inc. | Method and apparatus for providing positive airway pressure to a patient |
US5476483A (en) * | 1994-06-10 | 1995-12-19 | Pacesetter, Inc. | System and method for modulating the base rate during sleep for a rate-responsive cardiac pacemaker |
US5522862A (en) * | 1994-09-21 | 1996-06-04 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for treating obstructive sleep apnea |
AU707148B2 (en) * | 1995-10-31 | 1999-07-01 | Compumedics Limited | Apparatus for gas delivery |
AUPN627395A0 (en) * | 1995-10-31 | 1995-11-23 | Compumedics Sleep Pty Ltd | Integrated diagnostic and therapeutic device for gas delivery to patient |
EP0804940A3 (en) * | 1996-04-30 | 1998-10-21 | Pacesetter, Inc. | Rate-responsive pacemaker with automatic rate response factor selection |
WO1998050095A1 (en) * | 1997-05-07 | 1998-11-12 | Compumedics Sleep Pty. Ltd. | Controlling gas or drug delivery to patient |
AUPP026997A0 (en) * | 1997-11-07 | 1997-12-04 | Resmed Limited | Administration of cpap treatment pressure in presence of apnea |
US6016444A (en) * | 1997-12-10 | 2000-01-18 | New York University | Automatic control of anesthesia using quantitative EEG |
EP1156845A1 (en) * | 1999-02-04 | 2001-11-28 | John E. Remmers | Ventilatory stablization technology |
AU6064000A (en) * | 1999-06-30 | 2001-01-31 | University Of Florida | Ventilator monitor system and method of using same |
US20030171733A1 (en) * | 2000-02-01 | 2003-09-11 | Uvo Hoelscher | Safety concept for a control loop for dynamically dosing medicaments |
US6752151B2 (en) * | 2000-09-25 | 2004-06-22 | Respironics, Inc. | Method and apparatus for providing variable positive airway pressure |
DE60136387D1 (de) * | 2000-12-29 | 2008-12-11 | Ares Medical Inc | Risikobewertung von schlafapnoe |
JP3908958B2 (ja) | 2001-03-30 | 2007-04-25 | 株式会社デンソー | 胸腔内圧推定装置及び胸腔内圧推定方法 |
US6641542B2 (en) * | 2001-04-30 | 2003-11-04 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to detect and treat sleep respiratory events |
-
2002
- 2002-10-10 AU AU2002951984A patent/AU2002951984A0/en not_active Abandoned
-
2003
- 2003-10-09 EP EP03808197.2A patent/EP1551286B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2003-10-09 KR KR1020127020780A patent/KR101309971B1/ko active IP Right Grant
- 2003-10-09 PL PL03375763A patent/PL375763A1/xx unknown
- 2003-10-09 KR KR1020107018395A patent/KR101177207B1/ko active IP Right Grant
- 2003-10-09 KR KR1020107018394A patent/KR101318718B1/ko active IP Right Grant
- 2003-10-09 BR BR0315175-1A patent/BR0315175A/pt not_active Application Discontinuation
- 2003-10-09 WO PCT/US2003/032170 patent/WO2004032719A2/en active Application Filing
- 2003-10-09 KR KR1020107018392A patent/KR101060923B1/ko active IP Right Grant
- 2003-10-09 KR KR1020107018393A patent/KR20100097765A/ko not_active Application Discontinuation
- 2003-10-09 JP JP2004543671A patent/JP4865229B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 2003-10-09 AU AU2003277338A patent/AU2003277338B2/en not_active Ceased
- 2003-10-09 RU RU2005114379/14A patent/RU2338457C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2003-10-09 NZ NZ539584A patent/NZ539584A/en not_active IP Right Cessation
- 2003-10-09 CA CA2711783A patent/CA2711783C/en not_active Expired - Lifetime
- 2003-10-09 CA CA2501607A patent/CA2501607C/en not_active Expired - Lifetime
- 2003-10-09 NZ NZ555559A patent/NZ555559A/en not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
РОМАНОВ А.И. Медицина сна. - М.: Слово, 1998, с.97-184. SHELLOK F.G. Dinamic MR imaging of the pharyngeal airway in patient with obstructive Sleep apnea: comments on the technique. AJR Am. J. Roentgenol., 1993, 160:2:311-314. * |
Cited By (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2517584C2 (ru) * | 2008-12-09 | 2014-05-27 | Омрон Хэлткэа Ко., Лтд. | Электронный сфигмоманометр, подтверждающий утечку воздуха |
RU2567461C2 (ru) * | 2009-12-21 | 2015-11-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Автоматическая идентификация устройства интерфейса пациента в ситеме поддержания давления |
RU2635182C2 (ru) * | 2011-06-15 | 2017-11-09 | Конинклейке Филипс Н.В. | Разблокирование режима дыхательной терапии |
EA020483B1 (ru) * | 2011-12-19 | 2014-11-28 | Федеральное Государственное Автономное Образовательное Учреждение Высшего Профессионального Образования "Сибирский Федеральный Университет" (Сфу) | Устройство управления физиотерапевтическими приборами |
RU2641516C2 (ru) * | 2012-03-30 | 2018-01-17 | Конинклейке Филипс Н.В. | Система и способ оценки силы дыхания в реальном времени и контроллер замкнутого контура |
RU2635005C2 (ru) * | 2012-04-24 | 2017-11-08 | Конинклейке Филипс Н.В. | Портативная ручная система и способ поддержки давления |
US10960158B2 (en) | 2012-04-24 | 2021-03-30 | Koninklijke Philips N.V. | Portable handheld pressure support system and method |
RU2640006C2 (ru) * | 2012-08-01 | 2017-12-25 | Конинклейке Филипс Н.В. | Способ и система идентификации артефактов перемещения и повышения надежности измерений и сигналов тревоги в фотоплетизмографических измерениях |
RU2651070C2 (ru) * | 2012-11-02 | 2018-04-18 | Конинклейке Филипс Н.В. | Устройство и способ для извлечения физиологической информации |
RU167390U1 (ru) * | 2016-06-21 | 2017-01-10 | Публичное акционерное общество "Техприбор" | Аппарат неинвазивной искусственной вентиляции легких новорожденных |
RU2695926C1 (ru) * | 2018-06-04 | 2019-07-29 | ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ БЮДЖЕТНОЕ УЧРЕЖДЕНИЕ ВСЕРОССИЙСКИЙ НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ И ИСПЫТАТЕЛЬНЫЙ ИНСТИТУТ МЕДИЦИНСКОЙ ТЕХНИКИ ФЕДЕРАЛЬНОЙ СЛУЖБЫ ПО НАДЗОРУ В СФЕРЕ ЗДРАВООХРАНЕНИЯ (ФГБУ "ВНИИИМТ" Росздравнадзора) | Автономное защитное лечебно-диагностическое устройство для лечения ишемической болезни сердца, осложнений и внезапной смерти |
RU2695922C1 (ru) * | 2018-09-18 | 2019-07-29 | ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ БЮДЖЕТНОЕ УЧРЕЖДЕНИЕ ВСЕРОССИЙСКИЙ НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ И ИСПЫТАТЕЛЬНЫЙ ИНСТИТУТ МЕДИЦИНСКОЙ ТЕХНИКИ ФЕДЕРАЛЬНОЙ СЛУЖБЫ ПО НАДЗОРУ В СФЕРЕ ЗДРАВООХРАНЕНИЯ (ФГБУ "ВНИИИМТ" Росздравнадзора) | Автономное защитное лечебно-диагностическое устройство для лечения ишемической болезни сердца и осложнений |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CA2501607C (en) | 2018-08-21 |
KR101309971B1 (ko) | 2013-09-17 |
CA2711783C (en) | 2016-12-20 |
KR101060923B1 (ko) | 2011-08-30 |
JP2006516100A (ja) | 2006-06-22 |
PL375763A1 (en) | 2005-12-12 |
JP4865229B2 (ja) | 2012-02-01 |
KR20120094156A (ko) | 2012-08-23 |
KR20100095662A (ko) | 2010-08-31 |
EP1551286A4 (en) | 2009-06-24 |
CA2501607A1 (en) | 2004-04-22 |
KR101177207B1 (ko) | 2012-08-24 |
WO2004032719A8 (en) | 2005-08-11 |
BR0315175A (pt) | 2005-08-23 |
AU2003277338B2 (en) | 2008-06-05 |
KR101318718B1 (ko) | 2013-10-16 |
RU2005114379A (ru) | 2006-01-20 |
CA2711783A1 (en) | 2004-04-22 |
KR20100097765A (ko) | 2010-09-03 |
EP1551286B1 (en) | 2017-11-22 |
KR20100097766A (ko) | 2010-09-03 |
NZ555559A (en) | 2009-03-31 |
EP1551286A2 (en) | 2005-07-13 |
AU2002951984A0 (en) | 2002-10-31 |
WO2004032719A3 (en) | 2004-06-10 |
KR20100097764A (ko) | 2010-09-03 |
WO2004032719A2 (en) | 2004-04-22 |
AU2003277338A1 (en) | 2004-05-04 |
NZ539584A (en) | 2007-07-27 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
RU2338457C2 (ru) | Способ и аппарат для поддержания и текущего контроля качества сна во время терапии | |
US8069852B2 (en) | Method and apparatus for maintaining and monitoring sleep quality during therapeutic treatments | |
JP7393405B2 (ja) | 睡眠呼吸障害のスクリーニング、診断および監視のためのシステムおよび方法 | |
ZA200502982B (en) | Method and apparatus for maintaining and monitoring sleep quality during therapeutic treatments. | |
US9283341B2 (en) | Methods and apparatus for heart failure treatment | |
US7678061B2 (en) | System and method for characterizing patient respiration | |
Patel et al. | Predictors of response to a nasal expiratory resistor device and its potential mechanisms of action for treatment of obstructive sleep apnea | |
JP2008538936A (ja) | 呼吸器疾患を診断し、悪化の程度を判定する方法及び装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20081010 |
|
NF4A | Reinstatement of patent |
Effective date: 20110210 |
|
MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20201010 |