用于 CO2 评估的方法和装置 发明领域 本发明涉及对患者的血液中的 CO2 水平的评估。本发明的一些实施方案涉及基于 对与血液动力参数相关的一个或多个信号的无创检测导出 CO2 水平的评估。
发明背景
人类和其他生物的血液中的 CO2( 二氧化碳 ) 的水平具有一些重要的生物功能， 例 如呼吸速率和深度控制、 肌肉收缩或小动脉的扩张， 其中通常较高的阻力是由于血管收缩 并且较低的阻力由于血管扩张。
明显地， 测量和监测 CO2 水平的能力具有重要的临床价值。实际上， 已经开发出用 于测量该参数的不同的方法和设备。已知的设备包括测量血液样本中的 CO2 水平的实验室 测试装置、 直接从动脉导管测试 CO2 水平的设备、 测量呼出的空气中的 CO2 水平 ( 通常与血 液 CO2 水平有良好的相关性 ) 的二氧化碳监测仪或二氧化碳监测计或使用连接于皮肤的受 热电极的测量组织的局部二氧化碳气体张力的经皮 CO2 监测器。虽然这些设备可以提供有 价值的信息， 但是它们通常昂贵并且需要一次性元件， 且这些设备中的一些 ( 例如动脉内 传感器 ) 是有创的。
虽然 CO2 监测是用于呼吸的评价的主要参数， 但是在某些临床情况 ( 例如紧急状 况 ) 下， CO2 监测可能是繁重的。例如， 连接于患者的鼻子的二氧化碳监测仪套管可能脱落 并且不能提供可靠的值。
在现有的公布中公开了用于患者体内的 CO2 的测量的方法和装置， 其中的一些方 法和装置在下文作为例子被引用。
美 国 专 利 6,741,876 涉 及 通 过 光 谱 对 血 液 成 分 包 括 CO2 的 测 量 ； 美国申请 2007/0129645 涉及有创地测量呼吸波形并且从呼吸波形参数推导 CO2 水平 ； 美国专利 6,819,950 涉及对两个位置处的血液吸收的无创测量以及从 pH 参数推导 CO2 水平 ； 美 国专利 7,405,055 涉及使用单个设备通过特定的公式测定血液成分， 包括 CO2 ； 美国申请 2007/0027375 涉及对两个位置处的血液流动的无创测量以及从测量的平均值推导 CO2 水 平； 美国专利 5,766,127 涉及在大约相同的位置处的同时光谱测量以推导血液灌流 ； 美国 专利 7,341,560 涉及通过位于单个身体部位上的多个光源和检测器来监测血液参数 ； 美 国专利 6,942,622 涉及监测包括 CO2 的血液 / 血液动力参数对自主神经紧张度的影响 ； 美 国专利 6,501,975 涉及将用于导出血液气体浓度的来自一个位置的两个血液信号相关联 ； 美国专利 6,826,419 涉及将用于导出血液气体浓度的来自一个位置的两个血液信号相关 联； 美国申请 2004/0204638 涉及将用于导出血液成分浓度的来自一个位置的两个血液信 号相关联 ； 美国专利 7,351,203 涉及在单个位置处的协变量监测， 包括监测 CO2 ； 美国申请 2005/0076909 涉及协变量监测， 包括 CO2， 但是没有 CO2 的衍生 ； 美国申请 2004/0236240 涉 及基于血液参数 ( 包括 CO2， 但是没有 CO2 的衍生 ) 监测呼吸状况 ； 美国专利 7,225,013 涉 及使用用于预测患者体内的变化的 CO2 信号 ； 美国专利 7,195,013 涉及使用 CO2 信号来调制 自主功能 ； 以及美国专利 6,896,660 涉及协变量监测， 包括作为估计组织灌注的单个参数 的 CO2。
发明概述
大体上， 本发明涉及通过处理与患者的一个或多个血液动力参数相关的一个或多 个检测到的信号来导出患者的血液中的 CO2 水平的评估。优选地， 信号被无创地检测。
为了简洁和清楚起见， 没有限制地， 并且除非另有说明， 与血液动力参数相关的信 号或其部分或血液动力参数的信号或其部分在本文中被可互换地表示为 “血液动力信号” 或 “血液动力波形” 。
因此， 本发明的一般方面涉及用于通过以下操作来评估患者的 CO2 水平的方法和 装置 ： 在患者的身体处检测来自至少一个组织 ( 例如器官或其部分 ) 的至少一个血液动力 信号， 处理 ( 采用 ) 至少一个血液动力信号以导出与患者的 CO2 水平相关的值， 并且基于导 出值与 CO2 的关系确定对患者的 CO2 水平的评估， 其中在一些实施方案中， 导出值构成对 CO2 水平的评估。
本发明的一个方面涉及用于在患者的身体的部位处检测来自组织的血液动力信 号、 处理波形并且导出与患者的 CO2 水平函数地相关的值的方法和装置。在本发明的一些 实施方案中， 患者的 CO2 水平从导出值被线性地确定。
本发明的另一个相关的方面涉及用于同时从多个组织检测血液动力信号、 处理信 号并且基于信号之间的相互关系导出与患者的 CO2 水平函数地相关的值的方法和装置。
在本发明的一些实施方案中， 使用患者的一个部位来检测多个下层组织。可选地 并且可替换地， 使用多个部位来检测下层组织。
在本发明的一些实施方案中， 信号之间的相互关系是由于不同的身体器官或组织 中的血管床的响应的生理差异。虽然大部分血管中的 CO2 水平的变化影响血液动力参数 在某个方向上的变化， 但是交感神经系统活动的变化影响不同的器官 ( 例如肌肉相对于皮 肤 ) 中在相反的方向上的变化以及其他器官 ( 例如脑 ) 中的不同幅度的变化。
在本发明的一些实施方案中， 基于血液动力参数之间的同时的相关性的对 CO2 水 平的评估可以在例如精确性和 / 或重复性和 / 或患者之间的一致性和 / 或对相对于基于单 个参数的评估的校准的可靠性方面提供更好的性能， 而被同时检测的信号之间的相互关系 可以用于评价自主神经系统的活动。
在本发明的一些实施方案中， CO2 水平被周期性地评估， 可选地提供对患者的 CO2 水平的连续监测。
在一些实施方案中， 检测器连接于其它部件或与其它部件集成， 这些部件提供用 于评估和 / 或监测患者的 CO2 水平以及可选地用于执行其他活动例如患者的其他参数的导 出和计算、 存档、 趋势分析、 关联以及与其他系统的连接的系统 ( 装置 )。
在本发明的一些实施方案中， 系统包括处理器或与处理器连接， 并且包括介质或 与介质连接， 该介质包括或存储实现用于处理所获得的信号并且执行计算以获得患者的 CO2 水平的值的算法的程序。典型地并且可选地， 系统包括介质或与介质连接， 该介质包括 或存储控制信号检测和 / 或操作接口或任何被设计的活动的程序。
可以使用适合于检测和获得血液动力信号的任何足够新的或定制的其他的设备。 用于获得血液动力信号的一些检测器是本领域已知的， 包括标准 ( 现货供应的 ) 设备并且 包括无创设备。例如， 无创检测器， 例如用于检测脑血管中的流动的经颅多普勒超声探针 (TCD) 或 IR/ 可见光指夹式无创血流参数检测仪 (PPG) 探针或血氧计， 其中标准设备被可选地修改或调整。
在一些实施方案中， 检测到的信号可选地用于除 CO2 评估之外并且作为对 CO2 评估 的互补的值还获得其他值， 无论是通过本领域已知的方法和 / 或设备或其修改还是通过新 的方法和 / 或设备。例如， 其他血液动力测量、 心律、 血氧饱和度 (SpO2)、 呼吸深度、 呼吸速 率和变化性、 血压以及其变化、 或心率以及其变化性。 这些其他值也可以用于评价患者状况 和 / 或调整或修正 CO2 评估。
在说明书和权利要求中， 以下术语以及其派生词和词尾变化形式表示下面的相应 的非限制性的特征化。
患者——人类和其他非人类哺乳动物。
( 患者的 ) 血液中的 CO2 水平——足够接近来表示临床状态或生理状态的血液中 的 CO2 部分压力或其近似值。例如， 作为与二氧化碳监测计的 EtCO2 的相关性或与例如通过 动脉内 CO2 分析器对血液样本的直接测量的相关性。
血液动力 ( 信号、 参数 )——与器官或组织或其部分的一个或多个血管中的血液 流动相关。 例如， 对血液流动的阻力或与阻力相关联的数学指数 ( 例如脉动指数 (PI)、 阻力 指数 (RI)、 S/D 心脏收缩与心脏舒张的比率 (S/D)、 血液流动速度 )、 或与流动或阻力相关联 的其他数学指数或其推导和 / 或组合。 组织——患者的身体的组织或其部分或某个器官或其部分。
( 患者的 ) 部位——患者的身体内或上的位置， 例如皮肤的一片或区域， 或肌肉的 一部分。
波形 / 曲线——信号或数据或其部分的变化的表示 ( 不排除具有恒定的信号或数 据的间隔 )。
信号——代表某种物理的或生理的现象的值， 通常以数字形式作为一系列数值。
( 信号的 ) 获得 / 检测——通过检测器 ( 传感器 ) 获得以适合于处理的形式的、 通 常作为可被处理器访问的一系列数字读数的信号。例如， 来自传感器的随后被转换为数字 形式 (ADC) 的模拟信号。
检测器 / 传感器——用于获得一个或多个生物信号的设备或其他设备。除非另有 说明， 或从上下文中很明显， 术语 “检测器” 和 “传感器” 可以互换地使用， 并且不论是否涉 及系统的基本部件或子单元。
根据上下文并且没有限制地， 被获得的信号或其部分 ( 例如对于某个时间跨度 ) 被表示为 “信号” 。
根据上下文并且除非另有说明， 心动周期或心动周期的信号或其表示被表示为 “周期” 。
除非特别地说明， 术语 “阻力” 和 “顺应性” 在本文中可互换地使用， 表示血液流动 参数。
根据本发明的一些实施方案的一个方面， 提供了用于评估患者的 CO2 水平的方法， 其包括 ：
(a) 在患者的身体上检测来自至少一个组织或其部分的至少一个血液动力信号 ；
(b) 处理至少一个血液动力信号， 以导出与患者的 CO2 水平相关的值 ； 并且
(c) 基于所导出的值与患者的 CO2 水平的关系来确定对患者的 CO2 水平的评估。
在一些实施方案中， 检测无创地被执行。
在一些实施方案中， 来自至少一个组织或其部分的至少一个血液动力信号构成来 自一个组织或其部分的一个信号。
在一些实施方案中， 来自至少一个组织或其部分的至少一个血液动力信号构成来 自多个相似的组织或其部分的多个信号。
在一些实施方案中， 多个信号被实质上同时检测。
在一些实施方案中， 相似的组织是不连接的皮肤区域。
在一些实施方案中， 来自至少一个组织或其部分的至少一个血液动力信号构成来 自一个组织或其部分的多个信号。
在一些实施方案中， 多个信号被实质上同时检测。
在一些实施方案中， 一个组织或其部分是皮肤区域。
在一些实施方案中， 来自至少一个组织或其部分的至少一个血液动力信号构成来 自多个不同的组织或其部分的多个信号。
在一些实施方案中， 多个信号被同时检测。
在一些实施方案中， 多个不同的组织包括选自皮肤、 肌肉或脑的至少一个组织。 在一些实施方案中， 多个不同的组织包括选自皮肤、 肌肉或脑的至少两个组织。
在一些实施方案中， 处理包括识别在至少一个信号或其导数上的区域， 由此导出 与患者的 CO2 水平函数地相关的值。
在一些实施方案中， 识别区域包括分析至少一个信号或其导数的时间导数或其组 合。
在一些实施方案中， 与患者的 CO2 水平函数地相关的值通过在该区域周围对时间 导数或其组合求积分而被导出。
在一些实施方案中， 与患者的 CO2 水平函数地相关的值与患者的 CO2 水平线性相 关。
在一些实施方案中， 其中处理包括 ：
(a) 基于来自多个不同的组织或其部分的多个信号定义血液动力参数的模型 ； 以 及
(b) 将至少一个单独获得的血液动力参数代入模型， 从而导出与患者的 CO2 水平相 关的值。
在一些实施方案中， 与患者的 CO2 水平相关的值构成对患者的 CO2 水平的评估。
根据本发明的一些实施方案的一个方面， 提供了用于评估患者的 CO2 水平的装置， 其包括 ：
(a) 在患者的身体处的至少一个检测器， 其用于检测来自至少一个组织或其部分 的至少一个血液动力信号 ； 以及
(b) 处理器和程序， 其用于基于至少一个血液动力信号导出对患者的 CO2 水平的评 估。
在一些实施方案中， 装置还包括用于提供至少对患者的 CO2 水平的评估的装置。
在一些实施方案中， 对 CO2 水平的评估被连续实时地提供。
在一些实施方案中， 至少一个检测器对于患者是无创的。
在一些实施方案中， 装置足够小且重量轻以被患者佩带。 在一些实施方案中， 装置 是充分可移动的以被非卧床的患者佩带。
在一些实施方案中， 装置被配置为实现上文描述的方法。
附图的简要说明
在以下的附图中示出了本发明的一些非限制性的示例性的实施方案。
在一个或多个附图中出现的相同的或重复的或等效的或相似的结构、 元件或部分 通常以相同的参考数字、 可选地以另外的一个或多个字母来标记以区别开相似的物体或物 体的变化形式， 并且可以不被重复地标记和 / 或描述。
图中所示的部件以及特征的维度为了表示的方便或清楚而选择并且不一定按比 例或以真实的透视图示出。为了方便或清楚起见， 一些元件或结构未示出或仅仅部分地示 出和 / 或以不同的观点或从不同的角度示出。
图 1 示出了皮肤血管脉动的变化的波形的图。
图 2 示出了根据本发明的示例性的实施方案示意性地概述用于从血液动力波形 导出 CO2 水平的行为的流程图 ；
图 3 示出了根据本发明的示例性的实施方案概述用于从血液动力波形导出 CO2 水 平的行为的流程图 ； 图 4 示出了根据本发明的示例性的实施方案从例如图 1 的波形导出的对齐的且叠 加的归一化心搏周期 ；
图 5 示出了根据本发明的示例性的实施方案的例如图 1 的波形的归一化心搏周期 的对齐的且叠加的第一时间导数 ；
图 6 示出了根据本发明的示例性的实施方案的例如图 1 的波形的归一化心搏周期 的代表性的第一时间导数 ；
图 7 示出了根据本发明的示例性的实施方案的所评估的 CO2 水平、 来自二氧化碳 监测仪的 EtCO2 和来自二氧化碳监测仪的呼吸速率的相关联的波形的图 ；
图 8 示出了根据本发明的示例性的实施方案的所评估的 CO2 水平和来自二氧化碳 监测仪的 EtCO2 之间的统计相关的图 ；
图 9 示出了根据本发明的示例性的实施方案的所评估的 CO2 水平和来自二氧化碳 监测仪的 EtCO2 之间的 Bland-Altman 协定分析的图 ；
图 10 示意性地示出了根据本发明的示例性的实施方案描述 CO2 水平如何与皮肤 阻力和肌肉阻力相关联的图 ；
图 11 示出了根据本发明的示例性的实施方案示意性地概述用于从多个血液动力 信号导出 CO2 水平的行为的流程图 ；
图 12 示意性地示出了根据本发明的示例性的实施方案的 CO2 评价系统的图 ； 以及
图 13 示出了根据本发明的示例性的实施方案概述在评估患者的 CO2 水平中涉及 的使用者操作的行为的流程图。
本发明的实施方案的描述
以下的描述涉及本发明的实施方案的一个或多个非限制性的实施例。 本发明不被 所描述的实施方案或附图限制， 并且可以用各种方式或配置或变化形式实践。本文所使用 的术语不应该被理解为限制性的， 除非另有说明。
本文所使用的非限制性的小节标题意在仅仅为了方便的目的并且不应该被理解 为限制本发明的范围。
单个信号
图 1 示出了在特定的组织 ( 例如皮肤 ) 处由检测器 ( 例如 PPG) 获得的血液流动 现象的变化的波形 102 的图 100， 图 100 大体上代表了患者的其他血液动力信号。
水平轴 112 表示时间标度 ( 以秒为单位 ) 并且垂直轴 114 表示脉动现象 ( 例如在 检测器处的电压或电流 ) 的标度。
波形 102 遵循 ( 可能有某个延迟 ) 心搏周期 ( 搏动 ) 并且由呼吸调节， 如由具有 上部部分 104( 最大值 ) 和下部部分 106( 最小值 ) 的波形 102 的极值点的包络例证的。
图 2 示出了根据本发明的示例性的实施方案示意性地概述用于从血液动力波形 ( 例如 102) 导出 CO2 水平的行为的流程图 200。
诸如波形 102 的血液动力信号例如通过在皮肤上的 PPG 探针来获得 (202)。在一 些实施方案中， 信号的有限时间跨度被存储在存储器中用于后续的处理。
所获得的信号被分析， 以分离单独的心动周期 (204)。多个心动周期可以被组合 ( 例如通过取平均值 )， 可能在归一化至共同的标度之后， 以表示信号的一个或多个典型的 周期。
作为代表性的周期的心动周期或组合周期被处理 (206) 以获得 CO2 水平。在本发 明的一些实施方案中， 心动周期形状的特征被确定并且处理， 以导出与 CO2 水平函数地相关 的值， 并且 CO2 水平通过应用合适的公式来获得。通常， 函数是线性公式， 其中可选地通过 校准过程来预设或预定义或获得系数。
除非另有说明， 以下的讨论还参照图 3， 图 3 示出了根据本发明的示例性的实施方 案概述用于从血液动力波形导出 CO2 水平的行为的流程图 300。
信号获取
信号在包括一系列几个连续的心动周期——通常但是不一定包括呼吸周期 ( 通常 是约 6 秒 )——的时间跨度内被获得 (302)。在一些实施方案中， 心动周期例如通过对峰和 / 或谷的粗略的检测或通过所估计的或所测量的心率或通过其他方法 ( 例如基于先前的获 取的估计 ) 来区别。在一些实施方案中， 获取时间跨度是约 6 秒或更多秒 ( 例如 8 秒或 12 秒 )。
在本发明的一些实施方案中， 信号或其部分例如通过平滑化 ( 例如使用低通滤波 器 ) 被预处理 (304)， 以除去噪声或其他相对于期望值的高频率 ( 例如尖峰信号 )。 可选地， 使用例如本领域已知的其他信号调节， 例如指数滤波器。
周期分离
信号被分析以例如通过识别最大值 ( 峰 ) 和最小值 ( 谷 ) 区域或点和 / 或最小上 升和 / 或下降率和 / 或通过使用本领域的信号分析算法来识别和分离周期 (306)。
已分离的周期或周期的子集例如通过将它们按比例调节被归一化 (308) 至共同 的标度， 使得峰共享公共值 ( 例如 1) 并且谷共享公共值 ( 例如 0)， 并且可选地， 所有周期在 共同的虚拟时间例如 t ＝ 0 开始。可选地， 周期的宽度被调整以共享共同的或近似共同的 宽度， 以便补偿变化的心率。
例如， 参照图 1 的波形 102， 极值点 (104 和 106) 的包络可以通过一个函数或一系列函数 ( 例如一个或多个样条函数 ) 和 / 或一个或多个多顶式公式 ( 例如三次的或更高次 的 ) 来评估或近似， 可选地考虑一个或多个完整呼吸周期以及完整呼吸周期对心脏的脉冲 信号的影响。在一些情况下， 充分近似是连接极值点的一系列线。
对于每个周期， 减去相应的下包络 106， 并且将结果除以因而得到的最大值， 提供 在 0-1 范围内的周期。
在归一化之前或之后， 周期被分析以排除 ( 忽略或丢弃 ) 离群值 (310)， 例如不符 合预期的和 / 或预定义的或确定的 ( 例如学到的 ) 约束和 / 或大部分周期的一般形状的周 期， 例如由患者疾病或运动导致的假象或扭曲的形状。 在一些实施方案中， 排除基于中值滤 波或周期的性质， 例如面积或高度或宽度或变化率， 或排除可以基于本领域的其他方法。
由于已经忽略了已排除的周期， 在本发明的一些实施方案中， 周期用于获得时间 跨度的一个或多个代表性的周期 (312)。例如， 典型的周期或相似的周期被选择， 或周期的 组合被用作代表性的周期 ( 更多的见下文 )。
图 4 示出了从波形例如图 1 的波形 102 导出的对齐的归一化的心搏周期 402。在 垂直标度 414， 周期的峰被设定为在 1 的水平， 底部被设定为在 0 的水平， 并且周期被对齐并 且彼此地且相对于时间标度 412 叠加， 使得第一导数相对于时间的最大点 ( 时间导数 ) 或 周期的峰被设定在 t ＝ 0。可选地或替换地， 在一些实施方案中， 周期的峰或导数最大值点 在共同的任意虚拟时间处对齐。 在本发明的一些实施方案中， 具有共同的标度和时间 ( 并且可选地具有大约共同 的宽度 ) 的对齐的周期被合计， 并且除以周期的数量， 以获得代表性的周期 ( 简单平均值 )。 可选地或此外， 执行加权平均， 其中从大部分周期和 / 或从简单平均偏离例如面积差异的 量的周期相对于较少偏离的且可选地与该差异函数地相关的周期被给了较低的权重。 可选 地或替换地， 使用其他方法来获得一个或多个代表性的周期， 例如通过选择在周期之间具 有最大的相关性的周期。
在本发明的一些实施方案中， 归一化的周期或可选地一个或多个代表性的周期的 集合被进一步处理。
为了简洁和清楚起见， 在下文的讨论中论及周期暗示归一化的周期或其一个或多 个代表性的周期的集合， 除非另有说明或从上下文很明显。
形状分析
在一些实施方案中， 周期的形状通过取周期的第一时间导数 (“导数” ) 来进一步 分析 (314)。
图 5 示出了波形例如图 1 的波形 102 的归一化心搏周期的对齐的且叠加的第一时 间导数 502。相对于幅度标度 514， 导数的最大点 ( 峰 ) 在时间标度 512 的虚拟时间 t ＝ 0 处对齐。
通常， 在导数形状中辨别一些区， 如在以下的表 1 中列出的 ( 并且关于示出了相应 的数字的图 5) ：
数字标签 1区 第一最大值点 ( 全局最大值 )10近似的典型的时间 (ms) 0102065763 A CN 102065773说第一最小值点明书50 80 125 150 2208/21 页2 3 4 5 6
第二最大值 ( 可选地作为拐点 ) 第二最小值 第三最大值点 第三最小值点表1 在一些实施方案中， 在进一步的分析之前， 导数被预处理， 包括但不限于以下步骤： 排除 ( 忽略或丢弃 ) 离群值 (316)， 例如不符合大部分周期的预期的和 / 或一般形 状的导数信号。 在一些实施方案中， 排除基于信号的性质的中值滤波， 例如不符合约束的预 定义的或确定的 ( 例如从之前的或其它测量得到的 ) 集合的导数信号 502 的面积或高度或 宽度。可选地， 在一些实施方案中， 排除基于在如表 1 中列出的导数 502 中的值和 / 或时间 点的分离， 例如第一最大的 ( 全局 ) 最大值 (1) 或第三最小值 (6)。例如， 分离是否是在预 期的分离的 30％左右。可选地或另外地， 排除可以基于本领域的其他方法。在单个代表性 的周期的情况下， 这个正在考虑的步骤是不重要的。
例如通过低通滤波器使保留的 ( 未排除的 ) 导数平滑， 以除去例如归因于导数性 质的噪声或除去呼吸的残余效应。
导数 502 的形状或所选择的典型的导数形状被组合 ( 例如平均、 加权平均、 中值选 择 ) 以形成代表性的导数形状 (318)( 除非单个代表性的形状在之前获得并且其导数被采 纳 )。为了减少对信号中的变化和可能的失真的灵敏度， 在一些实施方案中， 导数 502 在比 典型的呼吸周期 ( 例如 30 秒或 60 秒的几个呼吸周期 ) 显著地更长的时间跨度内选择或从 一些获得物选择。
图 6 示出了波形例如图 1 的波形 102 的归一化心搏周期的代表性的第一时间导数 602( 下文也称为 “ShapeD” )。图示是关于相对幅度标度 614 和时间轴标度 612( 与图 5 的 时间标度 512 相似 )， 其中最大值 ( 图 5 中的 “1” ) 被取作 100％。图 6 还示出了辅助线和 特征 ( 例如 “p1” 、 “w” ) 以进一步阐明下文的讨论， 并且因此暗示对图 6 的参照。
代表性的第一时间导数 ShapeD 被进一步分析以获得如下的 ShapeD 中的关键点和 特征 (320) ：
确定 ShapeD 中的点， 其中初始 ( 时间的、 关于时间 (time-wise) 的 ) 上升和下降 在峰 (100％ ) 的 50％处， 即， 分别为 p1 和 p2。可选地或替换地， 不是使用 50％水平， 而是 使用上升或下降的拐点水平或其组合 ( 例如通过平均化或拐点之间的关于时间的距离 )。
计算点 p1 和 p2 之间的关于时间的距离 ( 在下文中， “wid” 等价于图 6 中的 “w” )。
确定在点 p2 处的初始时间下降的切线 604。
确定切线 604 与时间轴 612 的交点， 以获得交点 p3。
计算在 ShapeD 与交点 p3 和 p3+wid( 时间方面 ) 之间的时间轴 612 之间的积分， 其被示出为条纹区域 606 和 606a( 统称为 606)。由于 ShapeD 是归一化心搏周期的代表性
的第一导数， 所以积分 606 等价于对应点 p3 和 p3+wid 之间的归一化周期之间的差 ( 在时 间轴 412 上相应于图 4 中的一个曲线或组合的曲线 )。
支持以上过程的可能的基本原理是从周期计算归一化值， 其中该值代表心搏周期 信号从被表示为点 p3 的 “预期的最大值点” 的衰退。
意外地发现， 积分 606 的值 ( 下文也称为 “AreaD” ) 至少近似地跟踪 CO2 水平 ( 并 且也可以被认为是血液动力参数或指数 )。
CO2 评估推导
在本发明的一些实施方案中， CO2 水平 (“CO2L” ) 至少使用与二氧化碳监测仪的近 似关系从 AreaD 如下导出 (322)。
用于获得 CO2L 的函数表达式可以表示为 ：
CO2L ＝ M×AreaD+N (1)
在一些实施方案中， 通过设定系数 “M” 为 M ＝ 80 实现了足够 ( 例如具有临床意义 的 ) 的近似。可选地， 可选地或另外地通过根据先前的测量或其他基准 ( 例如血液样本 ) 确定或调整系数 “M” 来使用其他值。
在一些实施方案中， 系数 “N” 可以通过 CO2L 相对于基准 ( 例如二氧化碳监测仪 ) 的校准或根据血液样本或动脉内 CO2 分析器来导出。可选地或替换地， CO2L 被校准， 假定可 以根据信号 ( 例如图 4 的 402 或图 5 的 502) 被监测和评价的患者的正常生理机能和 / 或状 况。也可以通过使用同一个检测装置或辅助检测装置来获得的正常的生理机能和 / 或状况 是例如正常的呼吸 ( 例如每周期约 6 秒 )、 正常的心率 ( 例如约 60-70bps) 或正常的 SpO2、 或其组合。假设正常条件下的 CO2L 是约 38mmHg， 通过下式从公式 (1) 获得系数 “N” ：
N ＝ CO2L-M×AreaD (2)
在本发明的一些实施方案中， 系数 “N” 周期性地或响应于患者状况的察觉到 ( 检 测到 ) 的变化而被调整或确定， 并且 CO2L 的一些之前确定的值可以如在以上的公式 (2) 中 的被使用。
在本发明的一些实施方案中， 系数 “M” 和 “N” 中的一个或多个可以通过比较和 / 或 关联检测到的信号 ( 例如波形 102) 与典型的或代表性的相应的检测到的信号来获得， 或通 过比较和 / 或关联 ShapeD 与正常或典型患者的 CO2 信号的典型的或代表性的导数来获得。 还参见关于使用模板的讨论以及下文的限制。
在本发明的一些实施方案中， 通过非线性公式或其他方法 ( 例如模糊逻辑 ) 来实 现 CO2 水平的更好的精确度和 / 或对 CO2 水平的更好的灵敏度， 并且公式的参数 ( 例如多顶 式或指数 ) 或方法的设置与公式 (1)-(2) 所描述的相似地被校准和调整。在一些实施方案 中， 在例如通过以上的公式 (1)-(2) 线性地导出的看上去高得和 / 或低得不现实的 CO2 水 平的情况中， 非线性计算相对于线性计算是有益的。
试验结果实施例
图 7 示出了根据本发明的示例性的实施方案的所评估的 CO2 水平 702、 来自二氧化 碳监测仪的 EtCO2704 和来自二氧化碳监测仪的呼吸速率 706 的相关联的波形的图， 其具有 以 mmHg 为单位的 CO2 水平的垂直标度 714 并且具有以秒为单位的虚拟时间的水平标度 712。
如在图 7 中可以看到的， 所评估的 CO2 水平 702 约相应于 EtCO2 水平 704， 最大偏 差小于约 8mmHg。图 8 示出了根据本发明的示例性的实施方案的所评估的 CO2 水平和来自二氧化碳 监测仪的 EtCO2 之间的统计协定的图， 其具有以 mmHg 为单位的 CO2 水平的垂直标度 814 并 且具有以 mmHg 为单位的二氧化碳监测仪 EtCO2 的水平标度 812。
图 9 示出了根据本发明的示例性的实施方案的所评估的 CO2 水平和来自二氧化碳 监测仪的 EtCO2 之间的 Bland-Altman 相关性的图。
如上文描述的线性导出的 CO2 与来自二氧化碳监测仪的 CO2 之间的平均差是 0.29， 0.29 是临床上足够小的正偏差， 并且差的标准偏差是 3.09。在解释 Bland-Altaian 曲线图 时， 预期大部分数据点将落入表示在零线 (zeroline) 以上和以下的 2StD 的线之间， 如图 9 实际上示出的。
除非另有说明， 否则不暗示对图 3 的进一步的参照。
增强
在本发明的一些实施方案中， 所导出的 CO2L 与其它测量例如肌肉传感器处的 PPG、 呼吸速率、 呼吸深度、 心率变化性或心率相关， 以证实和 / 或调整 CO2L 推导。
在本发明的一些实施方案中， 上文描述的用于基于 AreaD 获得 CO2L 水平的方法或 对该效应的类似的方法可以被同时应用于另外的一个或多个相似的组织 ( 例如其他皮肤 区域 / 片 ) 以获得另外的同时的 CO2L 值。随后， 多个 AreaD 值和 / 或 CO2L 值可以被处理 ( 例如组合、 取平均值 ) 以获得患者的相对于单个组织具有较高的精确度的 CO2 评估。还参 见下文关于多个组织的讨论。在一些实施方案中， 不同的传感器被同时应用于同一个组织 ( 例如特定的皮肤片或区域， 例如指尖 )， 并且信号和 / 或导出值例如通过关联或取平均值 或通过其他方法例如加权平均被处理或组合， 以获得相对于单个传感器具有较高的精确度 的 CO2 评估。
应注意到， 使用 AreaD 是基于对信号或导数或其其他推导获得与 CO2 水平相关的 量的例子， 并且可以使用其他方法来获得与可能与生理活动相关联的 CO2 水平相关的量。
多个信号
在本发明的一些实施方案中， 为了提高 CO2 的评估的精确度， 特别是在一些特定的 生理条件或临床条件下， 同时对与血液动力参数相关的多个信号检测多个组织， 并且信号 ( 或其推导 ) 之间的相互关系用于导出患者体内的 CO2 水平的评估。
信号之间的相互关系基于不同的身体器官中的血管床的反应与对其他效应物例 如自主神经系统活动的反应的生理差异。虽然 CO2 水平的变化导致在大多数身体血管中在 相同方向上的变化， 但是交感神经系统活动的变化导致在不同的器官 ( 例如肌肉相对于皮 肤 ) 中在相反的方向和不同的幅度上的变化以及在其他器官 ( 例如脑 ) 中不同的幅度的变 化。
可能的机制
对不同的组织的不同的血液动力行为的可能的解释是， 动脉的直径响应于以下刺 激中的一些而变化 ：
神经的——响应于很多外部变化和内部变化例如肾上腺素的自主神经系统 ( 交感 神经部分和副交感神经部分 ) 的活动。
化学的——对一些化学物质——特别包括 CO2 和其他物质例如乳酸、 血管紧张肽、 氧和 NO——的血液水平的变化的响应。一些刺激是全身性的 ( 自主神经激活、 血液 CO2 水平、 血压变化或内分泌控制 )， 而 其它刺激可以是局部的， 例如归因于各种事件——可能包括训练——的可能有进一步的下 游效应的内皮因子的局部释放， 或局部的神经性反射以及旁内分泌控制。
通常， 血液动力学变化对刺激的类型不是特定的， 并且它们归结为血管的收缩 / 扩张， 从而升高 / 降低对血液流动的阻力， 改变血压， 和 / 或减少 / 增加血液流动。在刺激 之间可以出现复杂的相互作用。例如， 当 CO2 水平上升时， 血管扩张， 然而超出某个阈值的 上升的 CO2 水平也可能作用于脑干中的血管舒缩中枢， 以激活交感神经系统， 这又将抵消血 管舒张并且收缩血管 ( 例如皮肤中的 ) 或可以进一步扩张血管 ( 例如肌肉中的 )。交感神 经活动也作用于心脏， 以增加心率、 每搏输出量和心输出量， 并且增加的血液流动可以影响 动脉中的血液流动波形。
基于对如上文描述的对刺激的不同的响应 ( 例如自主神经系统和 CO2 水平 ) 的识 别， 在本发明的一些实施方案中， 不同的血管中的同时的变化被处理， 并且基于数学方程， 血液 CO2 的水平被评估。
为简单和清楚起见， 下文的描述提供线性方面 (linear term) 的对于一些相互关 系或条件有效的实施例。然而， 应当理解， 对于例如上文描述的复杂的相互作用， 总体行为 应当在更精细的术语例如非线性公式来描述。
本发明的一些实施方案基于以下理解 ： 在临床患者监控的大多数的情况期间， 患 者必须保持静止。因此， 预期对血液流动的主要影响是由于 CO2 和自主神经功能， 而其他因 素被估计为可忽略的影响或在相同的方向和幅度上影响血管系统， 使得信号和对 CO2 的导 出的评估没有被不利地影响。例如， 虽然 CO2 升高在大部分人体动脉 ( 在一些情况下除肺 动脉以外 ) 中引起血管舒张， 但是由交感神经系统的刺激导致的激活将在肌肉动脉中产生 血管舒张以及皮肤、 肾和其他器官的血管的同时收缩， 同时对脑血管有最小的影响。 以下的 表 2 汇总了上文描述的变化的简化表示 ：
表2
应注意到， 表 2 仅仅示出了生理效应的简化表示。例如， 当 CO2 水平变得高于或低 于已知的阈值水平时， 可能发生反射交感神经活动。 然而， 这种交感神经活动可能在表中注 明的相同方向上有影响， 同时 CO2 水平的变化可以保持由 CO2 引起的效应。因此， 对于一些
器官中的血管， 交感神经反射可以减弱 CO2 的效应， 而在其它的血管中， 相同的反射可以增 强 CO2 效应。
还应注意到， 以上概述的一些变化是即时的并且随后被组织自调节机制补偿。补 偿机制暗示初始的流动变化被迅速地补偿， 并且流动可以在交感神经激活的变化之后在很 短时间内恢复正常。然而， 补偿的变化涉及总阻力和局部脉管系统的顺应性的变化——一 种在血液动力指数中显示的变化， 如通过本文所描述的方法测量和计算的。上文提到的迅 速变化是关于一次或几次心脏跳动或呼吸周期的持续时间。
示例性的随机单元为简单和清楚起见， 对自主神经系统的影响在下文将被表示为其 ( 交感神经和副 交感神经 ) 活动的组合的总和。 最大的动脉扩张 ( 平滑肌紧张度的损失 ) 将得到 -10 的值， 而最大的收缩将得到 +10 的值。自主神经系统的每个部分将得到代表相应的部分的活动的 从 0 至 10 的数字。以下的表 3 代表在从 -10 至 +10 的标度上的动脉平滑肌紧张度， 作为在 理论生理学中交感神经激活和副交感神经激活的不同的组合的结果， 其中 CO2 效应不存在 并且其中动脉紧张度与自主神经系统紧张度相等。交感神经紧张度 10 10 10 5 5 5 0 0 0 副交感神经紧张度 0 5 10 0 5 10 0 5 10 动脉自主神经紧张度 10 5 0 5 0 -5 0 -5 -10
表3
在将对血管直径 / 阻力的自主神经活动的标度任意地定义在 +10( 骨骼肌动脉的 完全扩张 ) 和 -10( 骨骼肌动脉的完全收缩 ) 之间之后， 相似地， CO2 对血管的效应在本文中 使用相似的从 +10( 当 CO2 水平最大时是完全扩张效应 ) 至 -10( 当 CO2 水平最小时是完全 收缩效应 ) 的标度被定义。
CO2 推导概述
图 11 示出了根据本发明的示例性的实施方案示意性地概述用于从多个血液动力 信号导出 CO2 水平的行为的流程图 1100。
来自多个组织例如皮肤、 肌肉或脑的血液动力信号被获得 (1102)。
组织的血液动力参数例如 PI、 RI、 V 或 S/D 从信号导出 (1104)。血液动力参数也 可以如所描述的对例如上文的 AreaD 被导出， 或其他血液动力参数可以同样地被导出。对 于不同的组织， 可以使用相同的或不同的血液动力参数以及不同的参数的组合。
组织的阻力根据例如本领域已知的方法从血液动力参数导出 (1106)。
组织的所导出的阻力被代入与影响阻力 ( 相互作用模型 ) 的组织相关的因素—— 包括 CO2 因素和自主神经系统因素——的方程 (1108)。
示例性的模型
为了清楚起见被简化的示例性的非限制性的数学模型描绘了两个因素， 即， 自主 神经和 CO2 水平如何在血管上相互作用并且影响血管对血液流动的总阻力， 该数学模型在 下面用公式 ( 公式 (3)-(5)) 表示。应注意到， 可以使用其他的可能更精细的模型。
RES( 肌肉 ) ＝ F(A( 肌肉 )×CO2+B( 肌肉 )×Aut+C( 肌肉 )×Oth+D( 肌肉 ))(3)
RES( 皮肤 ) ＝ F(A( 皮肤 )×CO2+B( 皮肤 )×Aut+C( 皮肤 )×Oth+D( 皮肤 ))(4)
RES( 脑 ) ＝ F(A( 脑 )×CO2+B( 脑 )×AuT+C( 脑 )×Oth+D( 脑 )) (5)
其中 ： F 是自变量的函数 ；
RES( 器官 ) 是相应的器官中的血管的总的组合的阻力 / 顺应性 ；
A( 器官 ) 是描述 CO2 水平 ( 在模型中被表示为 “CO2” ) 和其对相应的器官的效应 之间的关系的系数 ；
B( 器官 ) 是描述自主神经活动水平 (“Aut” ) 和其对相应的器官的效应之间的关 系的系数 ；
C( 器官 ) 是描述除 CO2 和自主神经活动之外的其他额外的因素或刺激 (“Oth” ) 的水平和其对相应的器官的效应之间的关系的系数。 C( 器官 ) 可以由与特定的因素相关的 特定的系数代替。 D( 器官 ) 是在没有外部效应的情况下与相应的器官中的血管的内在特征相关的 恒定的因子。
为了简洁和清楚， “肌肉 (muscle)” 缩写为 “mcl” 并且 “脑 (brain)” 缩写为 “brn” 。
至少为了近似， 函数 “F” 被认为是单一体， 即公式 (3)-(5) 是线性公式。
方程和系数可以被不同地定义在生理参数的不同的范围处。例如， A( 器官 ) 可以 具有在 0-30mmHg CO2 的范围内的值 A1、 在 30-45mmHg 的范围内的值 A2 以及高于 45mmHg 的 值 A3， 然而在特定的范围内， 一组恒定的系数适用。
在本发明的一些实施方案中， 一个可能的基础假设是， 除自主神经功能和 CO2 水 平之外， 其他因素的效应在监测条件下至少近似地保持恒定。因为患者通常保持静止或被 要求这样做， 并且因为很多其他因素由于物理活动或由于局部的循环状况而变化， 所以该 假设在大多数临床条件下都可能是有效的。还假设， 其他效应 ( 除 CO2 和自主神经激活之 外 ) 或在相同的幅度和方向上的变化具有可忽略的幅度， 因此这些效应在公式 (3)-(5) 中 抵消。在更复杂的情况中的其他因素的存在不排除这种方法的使用。例如， 如果监测在锻 炼期间执行， 那么方程将包括诸如 C1( 锻炼对器官的局部效应 )、 C2( 锻炼的全身效应 ) 等的 因子。方程的解可以通过将更多的检测器应用于多种部位来实现。
以下的表 4 示出了在以上的公式 (3)-(5) 的模型中使用的系数的假设值的例子。 可选地或替换地， 可以使用其他值、 标度或系数。
器官 ( 肌肉 )A -1B -116102065763 A CN 102065773说( 皮肤 ) (脑) -1 -1明书+1 +0.01( ～ 0， 可忽略的 )14/21 页表4
表 4 举例说明了不同类型的器官的不同的效应， 即， 当 “A” 系数 (CO2 因素 ) 对于 三个列出的器官具有相同的方向和幅度 (-1) 时， “B” 系数 ( 自主神经系统 ) 对于肌肉是相 同的， 而对于皮肤是相反的， 并且对于脑是可忽略的。
一种似乎合理的解释是， 负的系数表示以下事实 ： 阻力与扩张成反比， 其中产生扩 张的因素 ( 高 CO2， 在肌肉上的交感神经活动 ) 增加血管直径， 从而增加流动并且减少阻力， 并且反之亦然， 产生血管的收缩的因素 ( 低 CO2， 在其他器官上的交感神经活动 ) 降低血管 直径， 从而减少流动并且增加阻力。
血管的阻力涉及其他可以被本领域的设备和方法测量和评估的血液动力参数。 例 如， PI( 脉动指数 )、 RI( 阻力指数 )、 S/D( 心脏收缩与心脏舒张的比率 ) 或 V( 血液流动速 度 )， 例如其最大值、 最小值、 平均值和组合、 或其他值， 例如上文描述的 AreaD。
大体上， 阻力可以被示意性地表示为 ：
阻力＝ g(PI、 RI、 V、 AreaD...) (6)
其中 “g” 是一个或多个血液动力参数的函数。
例如 ：
RES( 器官 ) ＝ k( 器官 )×RI (7)
其中符号具有上文的公式 (3)-(5) 的模型。
因此， 通过同时在一些部位 ( 组织 ) 上测量 ( 获得 ) 血液动力学参数 ( 相同的参 数或不同的参数或其组合 )， 相对阻力可以例如通过公式 (7) 来计算， 在公式 (7) 中系数通 过对两个或更多个器官或组织的校准或关联来获得。
在使器官 ( 例如肌肉、 皮肤、 脑 ) 中的阻力具有独立的值之后， 将独立的值代入以 上的公式 (3)-(5) 中形成可以被解出的方程， 并且 CO2 和自主神经活动因素的相应的份额 可以被计算， 从而导出对 CO2 水平的评估。
将独立地获得的 RES 值和来自表 4 的系数代入公式 (3)-(5)， 获得 ：
RES( 肌肉 ) ＝ (-1)×CO2+(-1)×Aut+C( 肌肉 )×Oth+D( 肌肉 ) (8)
RES( 皮肤 ) ＝ (-1)×CO2+(+1)×Aut+C( 皮肤 )×Oth+D( 皮肤 ) (9)
RES( 脑 ) ＝ (-1)×CO2+0×Aut+C( 脑 )×Oth+D( 脑 ) (10)
以下的表 5 示出了例如在以上的表 3 中列出的不同的条件如何影响公式 (3)-(5) 和相应的代入的方程 (8)-(9) 的数字模型的假设分析， 假设其他因素 ( 除 CO2 和自主神经系 统之外 ) 的效应实质上如上文讨论的互相抵消， 使得系数 “C” 和 “D” 不参与方程 (8)-(9)。
表5
正如基于表 3 中的值， 表 5 提供了不同的器官中的阻力值的范围的任意样本值。 在 肌肉和皮肤中， 阻力在最低的阻力 ( 完全扩张 )(-20) 和最高的阻力 ( 最大收缩 )(+20) 之 间变化。在脑中， 阻力在最低的阻力 ( 完全扩张 )(-10) 和最高的阻力 ( 最大收缩 )(+10) 之间变化。
基于任意示例性的条件和以上的表 5 中列出的结果， CO2 水平可以使用方程 (8)-(10) 从 RES 值中推导出来， 如在以下的表 6 中举例说明的， 表 6 示出了肌肉和皮肤阻力 参数以及相应的 CO2 水平和自主神经活动水平。
在表 6 中仅举例说明了肌肉和皮肤值， 虽然应注意到， 使用脑值和 / 或其他值可以 比仅仅使用肌肉和皮肤促进更高的精确性。
皮肤 -20 -10 -10 0 0 0 10肌肉 0 -10 10 -20 0 20 -10CO2 水平 高 高 正常 高 正常 低 正常CO2 水平 10 10 0 10 0 -10 0AUT 活性 -10 0 -10 10 0 -10 1018102065763 A CN 102065773说10 20 10 0明低 低书-10 -10 0 1016/21 页表6
如可以从表 6 中实现的， 皮肤和肌肉阻力参数的区别性的组合与区别性的 CO2 和 自主神经活动水平相关联， 允许 CO2 水平的计算。
基于表 6， 图 10 示意性地示出了根据本发明的示例性的实施方案描述 CO2 水平如 何与皮肤阻力和肌肉阻力相关联的图， 在该图中垂直轴标度 1014 代表肌肉阻力并且水平 轴标度 1012 代表皮肤阻力， 并且其中这两个标度在上文所讨论的任意示例性的值的 (-20) 和 (+20) 之间的范围内。线 1002 描绘了高水平的 CO2(60mmHg)， 线 1004 描绘了中 ( 正常 的 ) 水平的 CO2(40mmHg)， 并且线 1006 描绘了低水平的 CO2(20mmHg)。
如可以从图 10 中实现的， 当皮肤血管阻力在中间的范围 (0) 内时， 可以由此直接 计算出， 肌肉血管阻力与 CO2 成反比。最低的皮肤血管阻力 ( 完全扩张， (-20)) 从高 CO2 水 平和不平衡的自主神经活动， 即， 最大的副交感神经活动和无交感神经活动产生。 最大的皮 即， 最大的交感神 肤血管阻力 ( 最大收缩， (+20)) 从低 CO2 水平和不平衡的自主神经活动， 经活动和无副交感神经活动产生。
当皮肤脉管系统部分地收缩 ( 相对于 (+10) 的中间范围 ) 时， 部分地收缩的肌肉 脉管系统 (+10) 从低 CO2 和不平衡的自主神经活动， 即， 最大的交感神经活动和无副交感神 经活动产生。部分地扩张的肌肉脉管系统 (-10) 从正常的 CO2 和平衡的自主神经活动产 生。部分地收缩的肌肉脉管系统 (+10) 从正常的 CO2 产生， 并且部分地扩张的肌肉脉管系 统 (-10) 从高 CO2 产生。可以使用基于其他数据的其他 CO2 水平和 / 或阻力水平。
使用三个器官 ( 例如公式 (3)-(5) 中采用的肌肉、 皮肤和脑 ) 被用作例子， 并且器 官的子集或更大集合或其他器官可以被使用， 可能为了 CO2 评估的高精确度 ( 例如相对于 其他方法， 例如血液采样 ) 而使用多个器官， 或可能用 CO2 评估的精确度换取简单性或方便 ( 例如在紧急情况中 )。
特殊情况
在一些情况下， CO2 因素的效应远大于自主神经系统的效应， 并且大于其他因素的 效应， 即：
A( 器官 ) ＞＞ B( 器官 ) (11)
A( 器官 ) ＞＞ C( 器官 ) (12)
因此， 公式 (3)-(5) 可以被器官的一个公式表示， 例如皮肤 ：
RES( 皮肤 ) ＝ A( 皮肤 )×CO2+D (14)
代入独立的阻力测量方程例如 (7) 提供对 CO2 水平的评估， 如：
A( 皮肤 ) ＝ k( 皮肤 )*RI (15)
其中 “RI” 是阻力指数 ( 或另一个血液动力测量 ) 并且比例因子 “K” 可以被校准 或以其他方式确定。
因此， 在一些情况下， 多信号方法可以被约简和简化为单个信号方法。
检测器
标准的或专业的传感器可以用于获得来自患者的血液动力信号或相关的信号。 以
下是一些可行的例子。
用于通过颅骨检测脑血管中的流动的 1MHz 或 2MHz PW TCD 探针。
用于检测内部颈动脉中的流动的 2MHz 或 4MHz PW 探针。
用于检测外周动脉 ( 包括供应骨骼肌的动脉 ) 中的流动的 4MHz 或 8MHz PW/CW 探 针。
使用 IR 或 NIR( 近红外 ) 或可见光的用于检测皮肤脉管系统 (560nM- 绿光或 660nM- 红光 ) 和 / 或肌肉脉管系统 (880nM-IR) 中的流动的指夹式无创血流参数检测仪 (PPG) 探针。
测量皮肤和脑中的 ( 氧饱和度的 ) 变化的 NIR 装置。
用于检测通常反映多种器官中的短期血液流动变化的流体变化的可以适合于皮 肤、 肌肉和脑的生物阻抗电极。
当直接放置在诸如肌肉或脑的组织上时也通常用于皮肤血液流动的评估的激光 多普勒探针。
可以为 CO2/O2 范围的极值的计算精度提供补充信息的脉冲血氧计传感器 ( 特定类 型的 PPG) 或氧饱和度 (SPO2) 传感器。在 SpO2 的计算之前由这些设备产生的原始体积描记 波形也可以用于通过使用如上文描述的方法对 CO2 的一般估计。
脉冲血氧计传感器和 / 或生物阻抗传感器特别适合于无创地测量脑组织的血液 流动信号。
血压计传感器用于在被无创地放置在代表性的动脉上方的皮肤上 ( 或可能通过 有创方法 ) 时导出血压变化。
虽然 ECG 在本质上不是血液动力信号， 但是仍然可以给出有关心率的信息， 这种 信息可以用作自主神经活动水平的方程的一部分。
可以使用其他适合于检测和获得血液动力信号或相关的信号的足够新的或定制 的检测器或其他设备， 可选地有一些修改或调整， 优选地作为无创传感器。
系统 ( 装置 )
在本发明的一些实施方案中， 一个或多个检测器连接于电子的和 / 或电的和 / 或 机械的部件和 / 或其他部件 ( 例如化学物质， 以便由于热改变颜色 ) 或与上述部件成为整 体， 提供用于通过实现例如上文描述的一种或多种方法或其变化形式和 / 或部分来评估和 / 或监测患者的 CO2 水平的系统。
在本发明的一些实施方案中， 系统执行额外的活动， 例如患者的其他参数 ( 例如 心率、 呼吸速率 ) 的导出和计算、 存档、 趋势分析、 与对患者或其他患者的以往的测量的关 联、 或与其他系统的连接。
在本发明的一些实施方案中， 系统包括一个或多个处理器或与一个或多个处理器 连接。 在一些实施方案中， 系统包括介质或与介质成为整体， 介质可选地使用辅助数据和可 选地使用用于存储数据的介质来包括或存储实现一个或多个算法和 / 或过程的一个或多 个程序。由具有处理器和程序的系统执行的任务包括获得和处理所获得的信号、 执行计算 以获得患者的 CO2 水平的值， 以及可选地其他任务， 例如对系统的部件 ( 例如传感器 ) 的校 准或控制和监督， 或与使用者 ( 操作者 ) 的交互作用， 或获得患者的一些其他参数。
通常， 在一些实施方案中， 系统连续地操作并且 ( 至少相对于患者的近似的呼吸速率 ) 实时地监测 CO2 水平。
在本发明的一些实施方案中， 系统包括内置的 ( 或遥控的 ) 显示器和 / 或打印机， 以提供 CO2 水平或其他参数以及可选地所获得的或被调节的信号 ( 例如用于系统检验 ) 的 波形的读出。可选地或另外地， 系统包括其他提供对 CO2 水平或其他值的评估的装置， 例如 作为读出介质的语音生成装置。 可选地或另外地， 系统包括用户接口， 包括元件例如按钮或 滑块和 / 或指示器 ( 例如 LED) 和 / 或图形接口。用户接口用于诸如校准、 控制 ( 例如开 / 关 ) 或设置操作模式的任务。可选地， 系统包括蜂鸣器或其他报警设备 ( 例如振动 )， 以通 知生理状况和 / 或系统故障或传感器与患者的不良接触或连接。
在本发明的一些实施方案中， 系统包括部件 ( 例如具有限制或区域指示的读出器 或报警蜂鸣器 )， 以便向患者提供反馈， 可选地帮助患者调整呼吸和 / 或 CO2 水平。
在本发明的一些实施方案中， 系统包括向另一个设备例如人工呼吸器提供连接或 反馈的部件， 可选地帮助第二设备调整呼吸和 / 或 CO2 水平。在一些实施方案中， 连接是通 过通信链路 ( 例如电缆或无线 )， 或连接可以是警报人员激活第二设备的视觉指示和 / 或可 听指示。
在本发明的一些实施方案中， 系统是便携式系统， 其可选地足够小和轻， 用于佩带 在患者 ( 例如非卧床的患者 ) 的身上， 例如在腰带或在手腕上， 并且可选地是电池操作的。
应注意到， 如可以与上文描述的系统结合使用的， 将电极或其他外部传感器连接 于皮肤或接近皮肤可以提供例如在紧急情况或非卧床的情况下监控患者的有效方法。
在本文中通常假设合适的电源用于系统操作。
图 12 示意性地示出了根据本发明的示例性的实施方案的用于 CO2 评估的系统 1200 的图， 其用箭头示出了其中的部件之间的主要控制连接。
系统 1200 包括或连接于传感器 1202， 传感器 1202 连接于正在被监控的患者 (1304)。可选地， 系统 1200 包括或连接于被例示为 1202a 和 1202b 的并且用虚线标出的额 外的传感器 ( 统称为传感器 1202)， 其中额外的传感器连接于患者的其他组织或器官。 典型 地并且优选地， 传感器 1202 连接在患者的皮肤上或接近皮肤 ( 无创检测 )， 而在一些实施方 案中， 一个或多个传感器 1202 皮下地或在静脉或动脉中被使用。
系统操作根据存储器 1210 中存储的一个或多个程序和数据在用户接口 1208 的控 制下由一个或多个处理器 1206 执行。存储器 1210 通常包括只读存储器和 / 或读 / 写存储 器。传感器 1202 的输出通过处理器的输入端口 ( 或其他端口 ) 被收集 ( 获取 ) 到用于存 储被进一步处理的原始数据的缓冲器 1204 中。可选地， 缓冲器 1204 被包括在存储器 1210 中或在处理器 1206 的模块中。系统 1200 可选地包括蜂鸣器 1214， 蜂鸣器 1214 也代表任何 其他的报警设备或机构。
操作概述
图 13 示出了根据本发明的示例性的实施方案概述在评估患者的 CO2 水平中涉及 的使用者操作的行为的流程图 1300。在下文的讨论中， 对图 12 的系统 1200 的参考意味着 作为非限制性的例子。
使用一个或多个传感器 1202 的患者的合适的一个或多个组织被定位 (1302) 和可 选地被准备， 例如， 待使用的皮肤的片或区域被定位和清洁。
一个或多个传感器 1202 被连接于患者， 可选地例如通过具有紧固件例如扣子或钩 - 环对的弹性带或带被机械地固定以确保足够的和稳定的接触。
使用用户接口 1208( 或在连接传感器 1202 时作为默认操作 )， 系统 1200 开始获得 信号， 信号被验证可接受性 (1306)。例如， 通过在显示器 1212 上显示具有下限和 / 或可接 受的下限的信号， 信号被视觉地验证， 并且如果信号超出了该限制， 或信号是噪声或不规律 的， 那么传感器和 / 或传感器与患者的接触应当被检查。可选地或另外地， 在一些实施方案 中， 缓冲器 1204 中存储的信号被处理器 1206 与存储器 1210 中存储的合适的信号的一个或 多个模板 ( 例如典型的模板和 / 或上下限模板 ) 比较， 和 / 或信号的质量在规律性和噪声 方面受到评价， 并且在不可接受的信号的情况下， 处理器 1206 通过显示器 1212 和 / 或蜂鸣 器 1214 警告操作者。
在获得合适的信号之后， 如果必要的话， 系统 1200 被校准 (1308)( 例如系统 1200 可能已经被校准， 或拥有自动校准的能力 )。校准可以通过从另一个源 ( 例如二氧化碳监 测仪 ) 获得 CO2 水平或使用用于血液样本 CO2 评估的成套工具或动脉内 CO2 分析器来执行。 可选地或替换地， 校准可以通过处理器 1206 可选地使用存储器 1210 中的数据使用匹配或 收敛过程来执行， 以达到似乎真实的 CO2 值。
当信号是可接受的并且系统 1200 已被校准时， 系统 1200 通常通过用户接口 1208 被设定， 以开始监测 (1310)。可选地， 通过用户接口 1208 设定操作模式， 例如连续评估、 周 期性评估、 显示什么、 是否获得和显示其他参数， 等等。 可选地， 使用用户接口 1208 设定操作限制， 使得如果限制被突破， 那么系统 1200 启动蜂鸣器 1214 和 / 或在显示器 1212 上显示通知。
在一些实施方案中， 系统 1200 在可接受性方面监督所获得的信号 ( 也见上文 )， 并 且在不足的信号质量的情况下， 系统 1200 启动蜂鸣器 1214 和 / 或在显示器 1212 上显示通 知。
优点
监测 CO2 水平——特别是无创地且更特别地使用便携式轻重量装置——的可能的 和 / 或大概的优点是快速且简单的操作， 这在紧急情况下或对于类似于 Holter 记录器的 CO2 的长期监测可能是重要的。
另一个可能的优点是评估直接与动脉 CO2 相关的 CO2 水平以及以无创方式评估。 当前的测量使用二氧化碳监测仪测量反映肺内的 CO2 值的呼气末 CO2 值 (End-Tidal-CO2 value)， 使得例如当有呼吸暂停 ( 窒息 ) 时， 二氧化碳监测仪不能测量和提供 CO2 值。在另 一方面， 通过使用例如上文描述的方法和设备， 可以连续地提供基于心脏和血管活动的 CO2 和评估。
概述
术语的下面的非限制性的特征化在说明书和权利要求中是可适用的， 除非上下文 另有说明或指示或明显地暗示， 并且其中术语也表示其变体、 派生词、 词尾变化和动词变 化。
术语 “处理器” 或 “计算机” 在本领域的正常背景之外表示任何能够实现被提供或 被合并的程序和 / 或访问和 / 或控制数据存储装置和 / 或其他装置 ( 例如输入和输出端 口 ) 的确定性装置。
术语 “软件” 、 “程序” 、 “软件过程” (“过程” )或 “软件代码” (“代码” ) 可以可互
换地使用， 并且表示用于执行通常代表算法和 / 或其他过程或方法的操作顺序的一个或多 个指令或命令或电路。 程序被存储在由诸如处理器或其他电路的装置可访问和可执行的介 质 ( 例如 RAM、 ROM、 磁盘等 ) 内或上。
处理器和程序可以至少部分地构成相同的装置， 例如被设计为执行被编程的操作 序列的电子门 ( 例如 FPGA、 ASIC) 的阵列， 可选地包括或连接于处理器或其他电路。
术语 “约” 、 “接近” 、 “近似” 、 “几乎” 和 “可比较的” 表示产生没有相对于本发明的 参照的术语或实施方案或操作或范围的不利的结果或效果的效应的相应的关系或测量或 量或数量或程度。
术语 “实质上” 、 “相当大的” 、 “重要的” 、 “可评估的” ( 或其同义词 ) 表示包括所参 照的实体的大部分或全部、 或相对于所参照的实体或相对于所参照的主题足够大或接近或 有效或重要的测量或程度或量或度。
术语 “可忽略的” 、 “轻微的” 和 “无关紧要的” ( 或其同义词 ) 表示相对于所参照的 术语和在本发明的范围上具有实际的结果的足够小的相应的关系或测量或量或数量或程 度。
术语 “相似的” 、 “象” 、 “类似” 以及后缀 “...... 状的” 表示看上去像或进行起来像 或大致像所参照的对象的形状和 / 或结构和 / 或操作。
术语 “恒定的” 、 “统一的” 、 “连续的” 、 “同时的” 和其他表面上明确的术语也表示接 近的或近似的相应的术语。
关系 “竖直的” 、 “垂直的” 、 “平行的” 、 “相对的” 、 “直的” 和其他角度关系和几何关 系也表示近似的然而功能上的和 / 或实际的相应的关系。
术语 “优选的” 、 “优选地” 、 “典型的” 或 “典型地” 不限制本发明或其实施方案的范 围。
术语 “包 括 (comprises)” 、 “包 括 (comprising)” 、 “包 含 (includes)” 、 “包 含 (including)” 、 “具有” 以及它们的词尾变化和动词变化表示 “包括但不限于” 。
术语 “可以” 表示是否包括和 / 或是否使用和 / 或是否实现的选择， 然而该选择包 括本发明的一部分。
除非上下文另外指示， 否则对以单数形式的对象的提及 ( 例如 “物体” 、 “所述物 体” ) 不排除复数形式 ( 例如 “多个物体” )。
已经使用本发明的实施方案的说明描述了本发明， 本发明的实施方案作为例子被 提供并且不是用来限制本发明的范围或排除其他实施方案。 所描述的实施方案包括各种特 征， 不是所有的特征在本发明的所有实施方案中是一定需要的。本发明的一些实施方案仅 利用一些特征或特征的可能的组合。可选地以及另外地， 被描述或描绘为单个单元的本发 明的部分可以存在于协同作用或以其他方式执行所描述的或描绘的功能的两个或更多个 分离的实体中。可选地以及另外地， 被描述 / 描绘为两个或更多个分离的物理实体的本发 明的部分可以集成为执行所描述的 / 描绘的功能的单个实体。与一个或多个实施方案相关 的变化形式可以与其他实施方案以所有可能的组合被合并。
当叙述值的范围时， 它仅仅是为了方便或简洁起见， 并且包括所有可能的子范围 以及在该范围内的单独的数值。除非另有说明， 任何数值也包括实现实施方案或方法的实 际上接近的值， 并且整数值不排除小数值。子范围值和实际上接近的值应当被认为是特别地公开的值。
在说明书和权利要求中， 除非另外特别说明， 当操作或行为或步骤以某个顺序被 陈述时， 顺序可以用任何实际的方式变化。
以下的权利要求中的术语应当没有限制地如说明书中特征化或描述的来解释。