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1、(10)授权公告号 (45)授权公告日 (21)申请号 201080012088.9 (22)申请日 2010.02.04 12/367,255 2009.02.06 US A61B 5/0205(2006.01) A61B 5/113(2006.01) (73)专利权人 瑞思迈传感器技术有限公司 地址 爱尔兰都柏林 (72)发明人 C赫尼根 A扎法罗尼 P德沙扎尔 R肖尔代斯 (74)专利代理机构 中国国际贸易促进委员会专 利商标事务所 11038 代理人 侯海燕 WO 2007/143535 A2,2007.12.13, 权利要求 1， 摘要， 说明书第 17-20 段， 24-26 段，。
2、 33 段， 41 段， 53-55 段 . WO 2007/143535 A2,2007.12.13, 权利要求 1， 摘要， 说明书第 17-20 段， 24-26 段， 33 段， 41 段， 53-55 段 . CN 1723842 A,2006.01.25, 权利要求 76. WO 2008/046190 A1,2008.02.24, 说明书第 51 段， 87 段， 图 1-4. WO 2006/137067 A2,2006.12.28, 说明书第 11 页第 15-23 行 . CN 101332329 A,2008.12.31, 全文 . WO 2005/028029 A2,2。
3、005.03.31, 全文 . (54) 发明名称 用于慢性疾病监视的设备和系统 (57) 摘要 用于监视患有慢性病的人的设备、 系统和方 法预测和评价可影响该主体的护理的生理变化。 这种慢性疾病的例子包括(但不限于)心力衰竭、 慢性阻塞肺部疾病、 哮喘和糖尿病。 监视包括呼吸 运动的测量， 这些测量然后可对于呼吸率的变化 的迹象或者对于诸如呼吸不足、 呼吸暂停和周期 性呼吸的事件被分析。可通过与呼吸监视结合测 量夜晚心率而增加监视。也可取得诸如主观症状 数据、 血压、 血氧水平和各种分子标志的附加的生 理测量。与基于这些测量的决定处理的示例性实 现一起， 用于检测呼吸模式和心率的实施例被公 。
4、开。 (30)优先权数据 (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2011.09.16 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/US2010/023177 2010.02.04 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2010/091168 EN 2010.08.12 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 高瑞玲 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书2页 说明书10页 附图18页 (10)授权公告号 CN 102355852 B (45)授权公告日 2015.03.11 CN 102355852 B 1/2 页 2 1. 一种用于监视主体的系统， 所述系。
5、统包括 ： 被配置为输出包含从主体的测量的呼吸相关运动导出的多个呼吸参数的信号的传感 器 ； 被配置为接收信号并且在存储器中存储至少与所述多个呼吸参数对应的多个振幅的 包络线的分析器， 其中， 所述分析器被配置为选择性地组合所述多个呼吸参数以确定提供主体的健康评 价的输出， 其中所述多个呼吸参数中的一个包括通过比较呼吸包络线的总体振幅与一个或多个 阈值而导出的呼吸暂停呼吸不足指数 AHI 参数。 2. 根据权利要求 1 的系统， 还包括与分析器操作耦合的心脏传感器， 其中， 所述分析器 进一步被配置为存储从检测的心脏参数导出的多个心脏特征， 其中， 所述分析器进一步被 配置为选择性地将多个心脏。
6、特征与从所述测量的呼吸相关运动导出的所述多个呼吸参数 组合， 以确定提供主体的健康评价的输出。 3. 根据权利要求 1 的系统， 还包括被供给到分析器的提供也被用于提供健康评价的主 体的体重测量的输入信号。 4. 根据权利要求 1 的系统， 还包括被供给到分析器的提供也被用于提供健康评价的来 自主体的主观症状数据的输入信号。 5. 根据权利要求 1 的系统， 还包括被供给到分析器的输入信号， 所述输入信号提供选 自包含血压、 强制呼气容积、 峰值呼气流量、 血氧水平、 血糖水平、 脑钠肽的测量和 C 反应蛋 白的测量的组中的一个或更多个生理测量， 其中一个或更多个选择的生理测量也被用于提 供健。
7、康评价。 6. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 传感器包含被配置为接收主体反射的射频 RF 信号的 RF 传感器。 7. 根据权利要求 1 的系统， 还包括被配置为至少在传感器和分析器之间交换数据的数 据中心。 8. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 导出的运动信号是根据所述信号通过使用相位解调 技术组合两个正交运动信号而计算的。 9. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 分析器计算指示也被用于提供健康评价的呼吸努力 的相对振幅的呼吸努力包络线。 10. 根据权利要求 9 的系统， 其中， 分析器通过分析呼吸努力包络线确定呼吸模式。 11. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 分析器被配。
8、置为使用所述多个呼吸参数中的至少一 个确定呼吸暂停和呼吸不足的出现。 12. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 分析器被配置为使用所述多个呼吸参数中的至少一 个确定周期性呼吸的出现。 13. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 分析器被配置为使用所述多个呼吸参数中的至少一 个确定周期性呼吸的特性时间周期。 14. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 所述呼吸参数中的至少一个包含主体的呼吸率。 15. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 分析器被配置为至少基于所述呼吸参数中的至少一 个应用提出并输出临床介入步骤的存储于存储器中的一组自动化规则。 权 利 要 求 书 CN 102355852 B。
9、 2 2/2 页 3 16. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 分析器被配置为至少基于所述呼吸参数中的至少一 个计算已经出现明显临床恶化的可能性。 17. 根据权利要求 1 的系统， 还包括与分析器操作耦合的显示器， 使得所述呼吸参数中 的至少一个的趋势可被可视化。 18. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 由传感器输出的信号包括包含呼吸特征、 心脏特征 和身体运动特征的复合信号， 并且其中， 分析器被配置为选择性地将呼吸特征、 心脏特征和 身体运动特征组合， 以确定提供主体的健康评价的输出。 19. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 分析器被进一步配置为针对每晚的记录在存储器中 记录与。
10、所述包络线的变化相关的呼吸参数中的至少一个， 其中， 分析器基于对每晚的记录的参数的分析而提供主体的健康评价。 20. 一种用于监视主体的装置， 所述装置包括 ： 传感器， 用于测量主体在当前时间段上的呼吸相关运动 ； 用于确定与在当前时间段上测量的呼吸相关运动对应的多个振幅的包络线的处理装 置 ； 处理器， 用于从所述呼吸相关运动生成多个参数， 其中所述多个参数中的一个是通过 将所述包络线的总体振幅与一个或多个阈值进行比较而从在当前时间段上的包络线导出 的呼吸暂停呼吸不足指数 AHI， 其中， 所述处理器使用所述多个参数来提供给出主体的至少在当前时间段上的健康评 价的输出。 21. 根据权利。
11、要求 20 的装置， 其中， 所述处理器将多个参数中的一个或更多个与基于 心脏测量的多个特征组合， 以导出输出。 22. 根据权利要求 20 的装置， 其中， 所述处理器将多个参数中的一个或更多个与基于 由主体表明的主观症状数据的多个特征组合， 以导出输出。 23. 根据权利要求 20 的装置， 其中， 所述处理器将多个参数中的一个或更多个与选自 包含体重、 血压、 强制呼气容积、 峰值呼气流量、 血氧水平、 血糖水平、 脑钠肽的测量和 C 反 应蛋白的测量的组中的一个或更多个生理测量组合， 以导出输出。 24. 根据权利要求 20 的装置， 其中， 所述处理器针对每晚的记录从所述包络线的变化。
12、 生成所述多个参数中的至少一个参数， 其中， 所述处理器还使用每晚的记录的参数计算提供主体的健康评价的输出。 权 利 要 求 书 CN 102355852 B 3 1/10 页 4 用于慢性疾病监视的设备和系统 技术领域 0001 本公开涉及用于监视患有慢性病 （chronic medical condition） 的人以预测和评 价可影响该主体的护理的生理变化的系统。这种慢性疾病的例子包括 （但不限于） 心力衰 竭、 慢性阻塞肺部疾病 （COPD） 、 哮喘和糖尿病。 0002 背景技术 0003 为了提供常规方法的限制的背景， 简要回顾当前对于心力衰竭、 COPD 和哮喘这三 种主要疾病的。
13、慢性疾病监视方法是有益的。 0004 心力衰竭 （HF） 是相对常见并且十分严重的临床状况， 其特征是心脏不能跟上身体 的氧需求。 心力衰竭的管理由于其高度的患病率和严重性因而对于当代健康护理系统是重 大的挑战。据估计， 心力衰竭占发达国家的整个健康护理预算的约 2 3%， 并且是美国 65 岁以上老人的住院的最主要的原因。 0005 心力衰竭是慢性病， 其在本质上是越来越严重的。医生一般根据 New York Heart Association （NYHA） 主观分级系统从 1 到 4 将疾病的严重性分类， 这里， 4 是最严重的情况。 心力衰竭也可被进一步分成诸如心脏收缩衰竭和心脏舒张衰竭。
14、的类别。 心力衰竭的发展的 特征常表现为在被急性本质的发作打断的长时间段上相对稳定 （尽管具有降低的心血管功 能） 。在这些急性阶段中， 病人经受诸如呼吸困难 （难以呼吸） 、 奔马律、 颈静脉压力增加或端 坐呼吸的症状的加重。这一般伴随显性充血 （由肺空洞中的流体构成） 。该过量的流体常常 导致几千克的可测量重量增加。但是， 在许多情况下， 到出现显性充血时， 医生帮助病人重 新稳定化的选项有限， 并且， 在许多情况下， 病人需要住院。 0006 已存在一些检测临床恶化的方法， 但是这些方法具有限制。例如， 一系列的慢性 疾病测量程序已被开发以改善对于 HF 的健康护理响应， 其中强调更高的。
15、病人护理效果和 更低的成本。成功的程序的关键成分包括 ： a) 病人教育 ； b) 生理测量和症状的远程监控 ； c) 使用报告的症状和测量以预测临床重大事件的复杂的决定支持系统 ； 以及 d) 对于个别 护理和通信的关注 ( 例如， 响应于影响病人的健康的事件的 “及时教导 (teaching in the moment)” )。 0007 但是， 心力衰竭的临床恶化的准确诊断可以是相当困难的。 特别地， 防止常需要住 院的显性充血是特别重要的。重量测量被示为是对心力衰竭恶化的合理可靠的生理向导。 当与心力衰竭管理的其它接受的策略结合时， 这可导致死亡率降低。 并且， 重量管理具有使 病人直。
16、接参与他们自身的护理， 以及简单和低成本的附加的心理益处。 0008 但是， 尽管广泛使用推荐重量增加作为恶化的标志 ( 例如， 病人被告知 2 3 天时 段增加 2kg 应向他们的门诊打电话 )， 但是， 存在相对很少的关于临床环境中的重量增加的 不需卧床监视的敏感性和特异性的出版的数据。在区分临床稳定 (CS) 类 IV 病人与具有临 床恶化 (CD) 的病人时已研究了重量增加的敏感性的组已经发现， 性能相当有限。这些研究 者发现孤立的重量增加的相当有限的预测值。 例如， 4872小时的2kg的重量增加的临床 准则具有 97的特异性， 但敏感性仅为 9。将阈值减小到体重的 2， 敏感性提高。
17、到 17 ( 其中特异性仅少量下降 )。一般地， 他们断定， 孤立的重量增加在检测临床恶化时具有相 说 明 书 CN 102355852 B 4 2/10 页 5 对较差的敏感性 ( 虽然其特异性是良好的 )。 0009 因此， 所需要的是克服对于重量增加以预测临床恶化的敏感性的当前限制的系统 和方法。 0010 也已经建议脑钠肽 (BNP) 的测量作为用于评价心力衰竭状态的可行工具 ； 这可使 用护理点 (point-of-care) 装置在初级保健护理或门诊病人门诊环境上实现， 尽管当前它 不能在临床上以日常监视为基础被施展。在关于 BNP 监视的报告中， 研究者报告了 305 个 主体的。
18、群体的 92的敏感性， 但特异性仅为 38。虽然这是有希望的方法， 但 是， 由于成 本、 培训和病人便利性， 围绕对于社区护理中的 BNP 提供护理点化验存在明显的实际问题。 因此， 需要开发可在病人的日常环境中施展的心力衰竭的临床恶化的改进的低成本、 方便 的诊断标志。 0011 因此， 所需要的是与诸如 BNP 监视的方法相比改善检测临床恶化的特异性的系统 和方法以及便于病人在他们的家庭环境中使用的那种系统。 0012 心力衰竭中的临床恶化的一些潜在的标志是夜间心率的变化、 睡眠姿势的改变和 呼吸的变化。特别地， 尽管因果关系还没有很好地被理解， 但是心力衰竭与睡眠无序呼吸 (SDB) 。
19、高度相关。例如， 在最近的德国的研究中， 71的心力衰竭病人具有大于 10 次每小 时的呼吸暂停 - 呼吸不足指数 ( 其中 43具有阻塞睡眠呼吸暂停， 并且 28主要具有潮式 (Cheyne-Stokes) 呼吸 ( 周期性呼吸 )。其它的研究者报告了新西兰研究的其 HF 群体的 68的患病率。据报告， 明显的睡眠无序呼吸与心力衰竭中的较差的后果相关 ； 但是， 还没 有研究能够跟踪呼吸模式随时间的变化以观察它是否随临床稳定性改变。 例如， 在Home or Hospital in Heart Failure(HHH) 欧洲范围的研究中， 对于 443 个临床稳定 HF 病人中在 基线处对于。
20、单个夜晚实施整夜呼吸记录 ( 使用呼吸电感应体积描记术 )。呼吸暂停呼吸不 足指数和周期性呼吸持续被表示为心脏病死亡和临床恶化的住院治疗的无关的预测器。 但 是， 对于这些研究者， 没有可用于以每晚为基础评价这些呼吸参数的实际的系统。 0013 夜间心率和心率可变性的测量也可有助于心力衰竭中的临床恶化的检测。 0014 可以使用当前的系统的第二慢性病是慢性阻塞肺部疾病 (COPD)。COPD 是气道变 窄的肺部疾病， 该疾病导致到肺部的气流受限。 COPD当前是美国第四大主要死因， 并且其对 于健康护理系统的估计成本在 2007 年为 426 亿美元。它与呼吸困难 ( 呼吸短促 ) 和呼吸 率。
21、上升 ( 呼吸急促 ) 相关。关于心力衰竭， 常常由于细菌或病毒感染， 可存在 COPD 的急性 加重。 但是， 什么确切地构成加重的定义 以及精确地预测它的手段是医疗界积极研究的主 题。例如， 已提出跟踪 C 反应蛋白质或者测量吸气容量作为预测加重的手段。对于临床恶 化的预测， 已经考虑了峰值呼气流量的变化， 但是认为它们不够灵敏。 0015 因此， 所需要的是用于精确地识别 COPD 病人的加重的可靠的方法。并且， 所需要 的是用于通过跟踪呼吸模式识别 COPD 病人中的临床恶化的系统和方法。 0016 呼吸率是 COPD 的严重性的关键指示。例如， 正常的健康的成年人可能具有睡着时 约 。
22、14 16 次呼吸 / 分钟的呼吸率， 具有严重的 COPD( 但没有处于急性的呼吸衰竭中 ) 的 人的静止呼吸率可以在 20 25 次呼吸 / 分钟的范围内， 而当处于急性的呼吸衰竭中时， 该 呼吸率可增加到大于 30 次呼吸 / 分钟。因此， 用于简单监视呼吸率的系统可用于评价具有 COPD 的主体的状态。但是， 当前的用于监视呼吸率的系统一般基于使用鼻管或呼吸努力带 的气流的测量， 并且， 由于舒适性和方便性问题， 不被用于人自身环境中的呼吸模式的连续 说 明 书 CN 102355852 B 5 3/10 页 6 监视。 因此， 所需要的是用于跟踪COPD病人中的加重的系统， 该系统不。
23、要求主体配戴口-鼻 管或胸带。 0017 另外的慢性病是哮喘。这是一般的慢性病， 其中， 常常响应于诸如烟、 香气或其它 的过敏原的一种或更多种触发体， 气道偶尔收缩， 变得发炎， 并且常常伴随过量的黏液。病 毒病也是可能的触发体， 特别是在儿童中。气道的缩窄导致诸如气喘、 呼吸短促、 胸闷和咳 嗽的症状。气道收缩响应于支气管扩张剂。在发作之间， 大多数病人感觉良好但是可具有 轻度症状， 并且， 在锻炼后， 他们可能比不受影响的个人保持更长时间段的呼吸短促。通常 可通过药物和环境变化的组合控制范围可从轻度到危及生命的哮喘的症状。 美国成年人口 中哮喘的估计的患病率为 10， 因此， 它代表重大。
24、的公众健康问题。关于 HF 和 COPD， 该疾 病由突然的加重标志。 0018 哮喘的关键指标是峰值呼气流量 (PEF)- 这可通过要求病人吹入肺活量计中从病 人获得。但是， 肺活量测定法仅给出函数 (function) 的点测量， 并且还需要主体的积极参 与， 因此不适于儿童。研究者之 前已注意到 PEF 和呼吸率之间的关联性。因此， 所需要的 是用于监视具有哮喘的主体中的呼吸率的系统和方法。 0019 并且， 可通过能够监视呼吸率和 / 或夜间心率的系统更好地监视诸如囊肿性纤维 化、 肺炎、 肺原性心脏病和由呼吸道合胞体病毒 (RSV) 导致的感染的所有其它疾病状况。 发明内容 0020。
25、 本公开提供用于使用诸如呼吸、 心率和其它的临床测量的生理功能的测量监视具 有慢性疾病的主体的设备、 系统和方法的各种实施例。系统的典型的用户是 (a) 具有慢性 疾病的人和 (b) 负责被监视的人的协作护理的具有临床经验的护理人员。 0021 在一个实施例中， 描述了一种用于监视主体的系统， 其中， 该系统包括 ： 被配置为 输出包含主体的测量的呼吸参数的信号的传感器 ； 被配置为接收信号并且至少在存储器中 存储从呼吸参数导出的多个呼吸特征的分析器， 和被配置为选择性地组合多个呼吸特征以 确定提供主体的健康评价的输出的分析器。 0022 在另一实施例中， 描述了一种用于监视主体的方法， 其中。
26、， 方法包括 ： 测量主体的 呼吸参数 ； 产生从呼吸参数导出的多个呼吸特征 ； 和组合多个呼吸特征以计算提供主体的 健康评价的输出。 0023 这里描述的系统提供变化的较早期检测， 以允许临床介入， 并且改善心力衰竭中 的临床恶化的检测。 并且， 这里描述的系统通过生理参数的准确、 成本有效并且方便的测量 和分析而工作。 心力衰竭管理中的该系统的利用的生理基础基于以上参照心力衰竭中的临 床恶化的标志提供的观察。 0024 考虑到心力衰竭的评价中的晚间时间呼吸的意义， 本公开克服常规的用于测量呼 吸模式的技术的限制， 并且以方便病人的方式提供长时间段的整晚呼吸模式的测量。 并且， 对于与临床恶。
27、化的预测相关的心力衰竭中的呼吸模式的分析提供改善的系统和方法。 0025 除了提供具有以上讨论的已知的慢性疾病的主体的长期监视以 外， 这里描述的 系统和方法还适于提供某人是否具有上述的慢性疾病(或其它的慢性疾病)中的一种的诊 断。在这些情况下， 如慢性疾病监视的情况那样实施测量和分析， 但是， 基于有限数量的晚 间 ( 或记录时段 ) 测量进行诊断决定。 说 明 书 CN 102355852 B 6 4/10 页 7 附图说明 0026 现在参照附图描述本公开的实施例， 其中， 在示图中附加首字母缩略词 “a.u.” 以 表示 “任意单位” 。以下对于呼吸努力和心率描述的信号的单位可被校准为。
28、诸如升 / 分钟 ( 对于呼吸潮气容积 (tidal volume) 或毫米 ( 对于皮肤上的心冲击描记图位移 ) 的更有 意义的单位。 0027 图 1 是示出其中主体正被监视以及用于测量呼吸模式、 心率和其它的生理测量的 装置的实施例的总体示意的图。用于捕获主观症状数据的装置也被描绘。它表示测量的本 地和远程存档和分析两者的可能性。 0028 图 2 示出其中非接触生物运动传感器被放在被监视的人附近的代表性实施例。运 动信号可被用于导出用作慢性疾病监视系统的一部分的呼吸和心率模式。 0029 图 3 表示从生物运动传感器导出的原始运动信号可如何被分解成呼吸运动、 心脏 运动和与诸如翻转或手。
29、臂运动的大身体运动相关的运动。 0030 图 4 示出被施加到从运动传感器获得的 I 和 Q 信号上的相位解调的过程可如何被 用于导出更准确的组合运动信号。 0031 图 5A 和图 5B 表示在慢性疾病监视系统中使用的呼吸模式的例子。图 5A 示出其 中呼吸努力振幅在几分钟上振荡的周期性呼吸 ( 潮式呼吸 ) 的发作。图 5B 示出由图 2 中 所示的生物运动传感器检测的两个呼吸暂停。 0032 图 6 表示使用正交 (I 和 Q) 信号从图 2 中所示的生物运动传感器导出的呼吸努力 的两个估计和从呼吸努力信号导出的信号的包络线。 0033 图 7A 表示当出现呼吸不足时呼吸包络线如何变化，。
30、 以及图 7B 表示当出现呼吸暂 停时呼吸包络线如何变化。 0034 图8A8D表示在有无周期性呼吸存在的情况下呼吸包络线如何在更长时间段上 变化， 包括示出存在和不存在周期性呼吸的情况下呼吸包络线的功率谱密度。图 8A 是在五 分钟时段上测量的具有心力衰竭的人的呼吸包络线。图 8B 是图 8A 中所示的呼吸包络线的 功率谱密度。图 8C 是在五分钟时段上测量的没有心力衰竭的人的呼吸包络线。图 8D 是图 8C 中所示的呼吸包络线的功率谱密度。 0035 图9A表示使用图2中所示的装置记录的呼吸努力信号的例子， 并且表示可如何使 用 30 秒时期 (epoch) 的频谱 ( 图 9B) 以定义。
31、呼吸率。 0036 图 10 表示使用基于从图 2 中的传感器获得的信号的算法估计的具有周期性呼 吸的主体的特性调制周期与使用临床多导睡眠图 (polysomnogram) 测量的金标准 (gold standard) 呼吸测量之间的一致水平的例子。 0037 图 11 表示使用基于从图 2 中的传感器获得的信号的算法估计的主体的呼吸暂停 呼吸不足指数与使用临床多导睡眠图测量的金标准呼吸测量之间的一致水平的例子。 0038 图 12 表示图 2 的非接触生物运动传感器还可如何表示心率以及呼吸率。 0039 图 13 示出用于确定慢性疾病中的临床加重的方法的实施例。图 13A 示出用于确 定具有。
32、心力衰竭的人是否需要诸如护士呼叫的介入的基于规则的方法， 以及图 13B 示出对 具有慢性病的人是否已经受恶化进行确定的基于统计的分类器方法。 0040 图 14 表示来自具有慢性疾病的人的测量可如何在更长的时间段上被可视化的示 说 明 书 CN 102355852 B 7 5/10 页 8 图 ( 几星期或几个月 )。 0041 图 15 表示使用在本说明书中描述的系统在约三周的时段上在两个主体中测量的 呼吸暂停呼吸不足指数的例子。 具体实施方式 0042 图 1 是示出本公开的实施例的总体示意图的示图。使用呼吸传感器 102 监视主体 101。呼吸传感器的例子包括腹部电感带、 胸部电感带、。
33、 非接触生物运动传感器或气流传感 器。监视的呼吸参数可包含呼吸努力、 呼吸运动、 潮气容积或呼吸率。任选地， 还可包括用 于捕获症状的装置 103。这可以如书写的日记那样简单， 或者可以为询问诸如 “你是否感觉 喘不过气来？ ” 、“你在睡眠中具有不舒服的呼吸吗？ ” 、“你感觉比昨天好还是坏？ ” 、“你感觉 你的心脏加快跳动吗？ ” 等的问题的电子数据捕获装置。这种电子装置的一个实施例可以 是定制的平板电脑， 或者， 替代性地， 可以使用具有主观响应的声音捕获的手机。可通过询 问诸如 “你睡眠使用几个枕头？ ” 的简单问题或者通过使用位置 ( 倾斜 ) 传感器获得人的睡 眠位置。 0043。
34、 端坐呼吸是心力衰竭的常见的症状。为了简化， 症状问题可限于仅需要简单的是 / 否响应。任选地， 可以使用进一步的装置以评价临床状态。重量称 104 在通过由于流体 保持导致的重量增加的客观评价监视心力衰竭中被证明有用。诸如 ECG 监视器、 血压监视 器、 BNP 的护理点血液化验、 肺活量计 ( 其可测量强制呼气容积 (expiratory volume) 和峰 值呼气流量 )、 血氧计 ( 其可测量血氧水平 )、 血糖监视器和 C 反应蛋白的护理点血液化验 的其它的医疗传感器 105 可被集成。 0044 可在数据集合装置 106 中将从上述的所有的传感器 ( 呼吸、 称重称和其它的传感。
35、 器 ) 进行的测量集合在一起。集合装置 106 可以是手机、 个人计算机、 平板计算机或定制的 计算装置。该集合装置也可被称为数据中心 (hub)， 并且， 它至少可从呼吸传感器 102 向集 合装置本身传送数据。在本实施例的一个方面中， 数据集合装置 106 还可具有向远程数据 分析器107传送收集的数据的能力。 远程数据分析器107自身可以是服务器计算机、 个人计 算机、 移动计算装置或另一定制的计算装置。远程数据分析器 107 一般将具有存储、 处理、 储存和计算元件。远程数据分析器 107 一般将被配置为提供数据库能力， 并 且还可包含数 据存档、 处理和分析手段， 并且一般会通过显。
36、示器108具有显示能力， 使得远程用户(例如， 心脏病护士 ) 可查阅数据。 0045 图2表示呼吸传感器的实施例， 其中， 使用非接触生物运动传感器201以监视主体 202 的呼吸努力和心率。在 PCT 公开 No.WO2007/143535A2 和 US 专利 6,426,716 中描述了 该非接触传感器， 在此加入其全部内容作为参考。非接触传感器 201 在睡眠中位于人 202 的床附近， 并且监视运动。它通过发出短脉冲的无线电波操作 ( 在该系统的现场试验中， 与 5ns 的脉冲长度一起使用 5.8GHz 的频率 )。该脉冲的反射然后与传送的脉冲的局部延迟复 制混合。混合器电路输出与传。
37、送和接收的脉冲之间的相位差有关的信号 - 如果目标正在运 动， 则该运动被调制到相位信号上。该相位信号被称为原始运动信号。存在可近似地使用 的其它的非接触运动传感器技术。如超声换能器那样， 可以使用红外 - 红色检测系统以检 测运动。为了提高非接触生物运动传感器的灵敏度和稳健性， 具有其中有效地存在具有其 振荡的基相偏移 /4 弧度的两个传感器的正交检测系统是有用的。可通过使用单源振荡 说 明 书 CN 102355852 B 8 6/10 页 9 器实现这两个有效的传感器， 但是， 其基相以 /4 弧度被周期性调制。 0046 图3表示来自生物运动传感器301的原始运动信号可如何被分解成与明。
38、显的身体 运动、 呼吸努力和心率对应的三个成分。 明显的身体运动将与诸如翻转、 移动腿或扭头的动 作对应。可使用在一个实施例中是应用于原始运动信号的带通滤波器的心脏活动检测器 302 获得心率信号。该带通滤波器优先通过反映心率信号的区域 0.5 10Hz 中的信号。可 能需要诸如预处理以去除运动和呼吸假象的更加复杂的处理。 替代性方法是取得原始信号 的时期并且产生其功率谱密度。可以使用该谱密度中的峰值 ( 例如， 在 1Hz 上 ) 以识别该 时期上的平均心率 ( 例如， 1Hz 与 60 跳动 / 分钟对应 )。以这种方式， 可以产生心率信号。 0047 类似地， 可由在一个实施例中为应用于。
39、原始运动信号的带通滤波器的呼吸检测器 303 产生呼吸努力信号。该带通滤波器优先通过反映呼吸信号的区域 0.05 1Hz 中的信 号。替代性方法是取得原始信号的 时期并且产生其功率谱密度。可以使用该谱密度中的 峰值 ( 例如， 在 0.2Hz 上 ) 以识别该时期上的平均呼吸率 ( 例如， 0.2Hz 与 12 次呼吸 / 分钟 对应)。 最终， 可使用实现用于运动检测304的技术的运动检测器304识别与呼吸或心脏活 动无关的大的身体运动。一种用于检测运动的方法是高通过滤原始运动信号， 并然后将过 滤的信号的绝对值阈值化。第二方法是计算短时期 ( 例如， 2 秒 ) 上的原始运动信号的能 量。。
40、如果能量的振幅超过阈值， 那么检测到运动。可通过计算该时期中的能量值评价运动 的振幅。以这种方式， 活动计数可被分配给短时期。运动信号被处理以确定主体什么时候 睡着。 0048 图 4 给出如何组合从生物运动传感器获得的 I 和 Q 信号的例子。在本例子中， 使 用称为相位解调的技术。这是由于 I 信号 401 和 Q 信号 402 不与运动的主体的位置线性相 关， 反而代表反射信号的相位。为了补偿该效果， 计算 I 通道的反正弦、 Q 通道的反余弦和 I/Q比的反正切。 这导致三个电势输出信号-通过计算信号的总体振幅、 其信号噪声比和其 形状选择其中的一个。 解调的信号然后可被低通过滤， 以。
41、给出最终呼吸运动信号403。 仅在 I 和 Q 信号被认为表示主要为呼吸的运动时应用该处理。 0049 图 5A 和图 5B 给出在患有慢性疾病的人中测量的呼吸模式的例子。图 5A 给出所 谓的潮式呼吸或周期性呼吸的示图。在这种类型的呼吸中， 人的呼吸努力周期性地增加和 减小， 具有一般为 30 90 秒的时间量级 (time scale)。这由血液中的氧气和二氧化碳的 相对量的控制的不稳定性导致， 并且一般在具有心力衰竭的病人身上看到。图 5B 表示在慢 性疾病中看到的另一呼吸事件 - 阻塞呼吸暂停的例子。在阻塞呼吸暂停中， 在呼吸重新开 始之前， 人的呼吸努力消失 10 20 秒。 005。
42、0 图 6 是用于识别从呼吸信号或一组信号识别呼吸暂停或呼吸不足事件的方法的 示图。 图6表示非接触生物运动传感器返回与呼吸运动相关的两个信号。 存在所谓的I和Q 正交信号。可通过使用载波为 90 度异相的射频脉冲产生它们。其目的是， 将系统的灵敏性 响应平滑化。I 和 Q 通道均捕获呼吸运动， 但是具有不同的振幅和相位。为了获得 “平 均” 呼吸信号， 我们组合信号以形成单个呼吸努力信号 R(t)。完成这一点的一种手段是计算 ： 0051 0052 这里， I(t) 和 Q(t) 分别表示 I 和 Q 信号的采样值。可然后使用大量的方法 ( 例 如 “峰值检测和保持” 方法或使用 Hilbe。
43、rt 变换的方法 ) 获得该组合的信号的包络线。 0053 该呼吸包络线信号可然后被处理以识别呼吸暂停和呼吸不足。作为特定的实施 说 明 书 CN 102355852 B 9 7/10 页 10 例， 考虑图 7A 和图 7B 中所示的结果。呼吸包络线信号在几分钟的时段上已被归一化， 并且 其值然后随时间被示出。使用预先建立 ( 或自适应 ) 规则， 呼吸包络线信号的振幅与许多 阈值相比较。 例如， 在这种情况下， 如果振幅保持高于0.7， 那么呼吸被视为正常。 如果包络 线保持在 0.2 0.7 超过 10 秒， 那么计算呼吸不足事件。如果包络线下降低于 0.210 秒， 那么该事件被视为呼。
44、吸暂停。本领域技术人员将意识到， 确切的规则将依赖于呼吸暂停和 呼吸不足的临床定义 ( 其可在区域之间改变 ) 和用于归一化和包络线提取的处理方法。以 这种方式， 可以建立特定的事件和它们的开始和结束时间。 例如， 图7A表示在时间t18s 处开始并且在 t 31s 处结束的呼吸不足事件。图 7B 表示在时间 t 32s 处开始并且在 t 49s 处结束的呼吸暂停事件。 0054 然后， 通过对于睡眠的每小时的呼吸暂停和呼吸不足的平均数量的数量计数计算 呼吸暂停呼吸不足指数 (AHI)( 例如， 如果某人具有 64 个呼吸暂停、 102 个呼吸不足和 6.3 小时的睡眠， 那么他们的AHI为1。
45、66/6.326.3)。 在评价具有慢性疾病的主体的总体状态 中， 这是重要的参数。 0055 在许多的慢性疾病中， 监视周期性呼吸的发作也是重要的(在图5A中示出其一个 例子 )。用于检测周期性呼吸发作的方法的一个实施例可被实现如下。如前面的段落中讨 论的那样计算呼吸信号的包络线。图 8A 表示存在周期性呼吸的约 5 分钟的时段上的随时 间变化的呼吸 包络线。在本例子中， 周期性呼吸在约 80 秒的时间量级上表现为呼吸包络 线的增加和减小。 0056 图 8C 表示不发生周期性呼吸的呼吸包络线的类似的时间段。为了识别周期性呼 吸发作， 计算 5 分钟时段的包络线信号的功率谱密度。在用于周期性。
46、呼吸信号的图 8B 中以 及在用于正常呼吸段的图 8D 中表示它。周期性呼吸将导致约 0.01 和 0.03Hz 之间的频率 ( 即， 33 100s 的特性时间量级 ) 上的包络线的明显的调制。然后可以使用阈值算法以确 定调制是否足以被视为周期性呼吸发作。 然后， 5分钟时段可被标记为周期性呼吸段。 以这 种方式， 确定了周期性呼吸的发作。可以使用这样识别的 5 分钟段的总数以估计周期性呼 吸的持续时间。本领域技术人员将意识到， 用于确定周期性呼吸 ( 潮式呼吸 ) 的确切的规 则将依赖于周期性呼吸的临床定义 ( 其在区域之间改变 ) 和用于归一化、 谱密度估计和包 络线提取的处理方法。 0。
47、057 以这种方式， 每个夜晚的周期性呼吸的总持续时间可被确定， 例如， 某人可在特定 的夜晚总共具有 22 分钟的周期性呼吸。 0058 在慢性疾病监视中， 监视呼吸率自身也是重要的参数。例如， 在急性呼吸衰竭中， 成年人的呼吸率可从15或16呼吸/分钟的更一般的基线上升到30次呼吸/分钟以上。 如 图 9A 所示， 用于在夜晚跟踪呼吸率的一种技术如下。对于从以上讨论的非接触传感器获得 的呼吸努力信号的情况， 滑动窗口被应用于数据 ( 例如， 长度为 30 秒 )。然后， 使用诸如平 均化周期图的技术， 对于该时期 ( 图 9B) 计算功率谱密度。功率谱密度一般将包含与 0.1 和 0.5H。
48、z 之间某处的呼吸频率对应的峰值。可通过使用峰值寻找算法识别该峰值。在一些 情况下， 可能在数据上存在过量的运动假象 - 在这种情况下， 可以使用诸如 Lomb 的周期图 的技术以估计功率谱密度 ( 这通过丢失数据内插 )。作为替代方案， 可通过使用自动回归 (Auto Regressive)或自动回归移动平均(Auto Regressive Moving Average)技术的模型 拟合呼吸努力信号。然后可使用模型参数以估计呼吸频率。也可以使用 Kalman 滤波技术。 说 明 书 CN 102355852 B 10 8/10 页 11 以这种方式， 可获得用于时间窗口的平均呼吸频率。滑动窗。
49、口然后可前进 1 或更多秒。以 这种方式， 可以整个夜晚构建呼吸频率的时间序列。可通过夜晚的该时间序列的平均化获 得夜晚的简单平均呼吸。作为替代方案， 可计算诸如中值频率、 呼吸频率的方差、 呼吸频率 的百分位数分布和呼吸频率的自动相关性的呼吸频率的更复杂的测量。 0059 图 10 表示与使用从多导睡眠图获得的全呼吸努力和气流信号计算的周期相比， 使用从生物运动传感器获得的信号计算的具有睡眠呼吸暂停的主体中的特性调制周期的 例子。潮式呼吸的该特性调制周期可具有预兆意义， 原因是它涉及循环时间。循环时间大 致指的是在血液整个心脏系统上循环所花费的时间。可通过使用总循环血液容量 (blood volume)( 容量 - 升 ) 和心脏输出 (CO， 容量 / 时间 - 一般为升 / 分钟 ) 估计它， 使得循环时 间 (CT) 可被计算为 ( 血液容量 / 心脏输出 )。在正常的成年人中， CT 一般为约 20 秒。中 心血液容量的增加和 /。