1相關申請的交叉引用

本申請要求2014年10月27日提交的申請?zhí)枮?014904281的澳大利亞臨時申請的權益，通過引用將其全部公開內(nèi)容并入本文。

2關于聯(lián)邦政府資助的研究或開發(fā)的聲明

不適用

3共同研究開發(fā)各方的名稱

不適用

4序列表

不適用

5技術背景

5.1技術領域

本技術涉及呼吸相關病癥檢測、診斷、治療、預防和改善中的一種或多種。具體地，本技術涉及醫(yī)療裝置或設備及其用途。

5.2相關技術說明

5.2.1人體呼吸系統(tǒng)及其病癥

身體的呼吸系統(tǒng)有助于氣體交換。鼻和口形成患者氣道的入口。

氣道包括一系列分支管，隨其深入肺中越深而變得越窄、越短且越多。肺的主要功能是氣體交換，允許氧氣從空氣進入靜脈血以及移出二氧化碳。氣管分為左右主支氣管，且左右主支氣管最終進一步分為末端細支氣管。支氣管構成傳導氣道，且不參與氣體交換。氣道進一步劃分為呼吸性細支氣管，并最終劃分到肺泡。肺的肺泡區(qū)域發(fā)生氣體交換，被稱為呼吸區(qū)。見《呼吸生理學(respiratoryphysiology)》，johnb.west，lippincottwilliams&wilkins，2011年第9版。

存在一系列呼吸病癥。某些病癥可表現(xiàn)為特定事件，例如呼吸暫停、呼吸不足和呼吸過度。

阻塞性睡眠呼吸暫停(osa)是睡眠呼吸障礙(sdb)的一種形式，其特征在于包括睡眠期間上空氣通道閉塞或阻塞的事件。它是由異常小的上氣道與睡眠期間舌、軟腭以及口咽后壁區(qū)域肌肉張力的正常損失結合而引起。該狀況導致此種病的患者停止呼吸一段時間，時間通常為30至120秒，有時每晚200至300次。這會經(jīng)常導致日間過度嗜睡，并且可導致心血管疾病和腦損傷。該綜合征是一種常見病癥，特別是在中年超重男性中，雖然患者可能沒有意識到該問題。見美國專利4944310(sullivan)。

潮式呼吸(csr)是睡眠呼吸障礙的另一形式。csr是患者呼吸控制器的病癥，其中有漸強和漸弱通氣的節(jié)律性交替周期(稱為csr循環(huán))。csr的特征在于動脈血的重復脫氧和再氧合。由于重復缺氧，csr可能是有害的。在一些患者中，csr與睡眠重復覺醒有關，導致嚴重的睡眠中斷、交感神經(jīng)活動增加以及后負荷增加。見美國專利6532959(berthon-jones)。csr是周期性呼吸的一種形式。

呼吸衰竭是呼吸病癥的涵蓋性術語，其中肺不能吸入足夠的氧氣或呼出足夠的co2以滿足患者的需要。呼吸衰竭可包含以下病癥中的一些或全部。

呼吸功能不全(呼吸衰竭的一種形式)的患者運動時可能出現(xiàn)異常呼吸短促。

已經(jīng)使用一系列的療法來治療或改善這種狀況。此外，健康個體也可利用這種療法來預防呼吸病癥的產(chǎn)生。

5.2.1.1失眠

失眠被定義為入睡和睡眠保持的問題，或持續(xù)時間超過一個月并導致功能性損傷的無恢復精神效果之睡眠。兩種失眠定義為：(i)入睡性失眠，即入睡困難；(ii)睡眠維持性失眠，即夜間頻繁覺醒或早醒。失眠可以是急性、間歇性或慢性(持續(xù)時間大于六個月)。慢性失眠是一般人群以及各種亞群(諸如老年人、精神病患者和輪班工作者)中的常見疾病(患病率可能在6％至18％之間)。目前的失眠理論是，由于多種原因，失眠癥患者在24小時內(nèi)處于生理過度覺醒的狀態(tài)，而這種過度覺醒導致了睡眠障礙。失眠可能是另一病癥的癥狀、自身就是病癥或兩者兼而有之。開始是另一病癥(伴發(fā)失眠)的癥狀的失眠自身可以發(fā)展成病癥。

失眠常與心理病癥有關。krakow的2010年研究中，87％的失眠患者報告了至少一種以下病史：抑郁癥、焦慮癥、創(chuàng)傷后應激障礙(ptsd)、恐慌癥、精神分裂癥、雙相性精神障礙、強迫癥(ocd)、創(chuàng)傷暴露或幽閉恐懼癥。

盡管受試者可能未報告過度嗜睡，但許多(但不是全部)研究顯示了高于預期比率的伴有過度覺醒病癥(特別是慢性失眠)的伴發(fā)sdb。

5.2.2療法

持續(xù)氣道正壓(cpap)療法已用于治療阻塞性睡眠呼吸暫停(osa)。作用機理為，持續(xù)氣道正壓用作氣動夾板，并且可防止上氣道閉塞(諸如通過推動軟腭和舌向前并遠離口咽后壁)。通過cpap療法治療osa可以是自愿的，因此若患者發(fā)現(xiàn)用于提供這種療法的器件令人不舒適、難以使用、昂貴或不美觀等，其可選擇不遵從療法。

無創(chuàng)通氣(niv)通過上氣道為患者提供通氣支持，以通過做一些或全部的呼吸工作來輔助患者的呼吸和/或維持體內(nèi)充分的氧水平。通氣支持通過非侵入性患者接口提供。niv已用于治療osa、呼吸衰竭和周期性呼吸。在一些形式中，這些療法的舒適性和有效性可得到改進。

大量證據(jù)表明認知行為療法(cbt)是失眠的理想一線治療方法，但睡眠醫(yī)療中心和整個醫(yī)學界行為睡眠醫(yī)學專家的缺乏限制了其應用。相比之下，用于失眠的藥物療法已很好地建立。傳統(tǒng)標準表明用于急性、短暫性或情境性失眠的處方藥物，以及處方說明可能建議夜間使用持續(xù)數(shù)周或較長間隔地每周數(shù)次。

然而，盡管連續(xù)使用夜間處方藥物，相當大比例的失眠癥患者可能仍會感到癥狀沒有充分的緩解。

如果懷疑失眠伴有sdb，可嘗試呼吸壓力療法。盡管sdb是失眠的原因或后果存在爭議，但已經(jīng)表明徹底解決伴發(fā)sdb可以改善失眠。通過治療sdb來輔助患者實現(xiàn)加深的rem睡眠，呼吸壓力療法也可以緩解任何心理并發(fā)癥。

特別地，cpap療法和最近的自適應伺服通氣(asv)療法已被提出用于急性和慢性sdb伴發(fā)失眠。然而，在失眠癥患者中，傳統(tǒng)呼吸壓力療法的耐受性和堅持性通常較低。呼吸壓力療法在失眠情況下面臨的明顯挑戰(zhàn)是，至少在適應的初始階段期間，呼吸壓力療法本身對于入睡開始和整夜熟睡均可能是睡眠障礙的潛在來源。

5.2.3治療系統(tǒng)

接受呼吸壓力療法的途徑可包括確診相關疾患的診斷系統(tǒng)、滴定有效療法設置的滴定系統(tǒng)，以及個體在家使用的治療系統(tǒng)。

治療系統(tǒng)可包括呼吸壓力療法裝置(rpt裝置)、空氣回路、加濕器、患者接口以及數(shù)據(jù)管理。

5.2.3.1患者接口

患者接口可用于將呼吸設備與其用戶接合，例如通過向氣道入口提供空氣流?？諝饬骺赏ㄟ^面罩提供至鼻和/或口，通過管提供至口，或通過氣管造口管提供至用戶氣管。根據(jù)應用的療法，患者接口可形成密封(例如與患者的面部區(qū)域)以有助于在與環(huán)境壓力有足夠差異的壓力下輸送氣體以實現(xiàn)療法，例如約10cmh2o的正壓。對于其他形式的療法(諸如輸送氧氣)，患者接口可不包括足以在約10cmh2o的正壓下輸送氣體至氣道的密封。

5.2.3.2呼吸壓力療法(rpt)裝置

一種用于治療睡眠呼吸障礙的已知rpt裝置是由resmed制造的s9睡眠療法系統(tǒng)。rpt裝置的另一示例為無創(chuàng)呼吸機。

rpt裝置通常包括壓力發(fā)生器(諸如電機驅動的鼓風機或壓縮氣體貯存器)，并配置為供應空氣流至患者氣道。在一些情況下，空氣流可在正壓下供應至患者氣道。rpt裝置的出口通過空氣回路連接到諸如以上所述的患者接口。

5.2.3.3加濕器

輸送空氣流而不加濕可導致氣道干燥。使用帶有rpt裝置和患者接口的加濕器產(chǎn)生加濕氣體，其使鼻粘膜的干燥最小化并增加患者氣道舒適性。此外，在較冷氣候下，一般施加于患者接口內(nèi)和周圍的面部區(qū)域的暖空氣比冷空氣更舒適。已知一系列人造加濕裝置和系統(tǒng)，然而其可能不能滿足醫(yī)療加濕器的特殊要求。

5.2.4診斷和監(jiān)測系統(tǒng)

診斷是從其體征和癥狀對疾患的鑒定。診斷往往是一次性過程，而監(jiān)測疾患發(fā)展可以無限地繼續(xù)。一些診斷系統(tǒng)僅適用于診斷，而一些也可用于監(jiān)測。

多導睡眠圖(psg)是用于睡眠病癥診斷和預后的常規(guī)系統(tǒng)，并且通常包括施加和/或解釋兩者的專家級臨床工作人員。psg通常包括在人身上放置15至20個接觸傳感器以便記錄各種身體信號，諸如腦電圖(eeg)、心電圖(ecg)、眼電圖(eog)、肌電圖(emg)等。用于睡眠呼吸障礙的psg包括對臨床患者兩晚的觀察，一晚單純診斷，第二晚由臨床醫(yī)生滴定治療參數(shù)。然而，雖然它們可適用于其在臨床環(huán)境中的常規(guī)應用，但psg系統(tǒng)復雜并且相當昂貴，且/或對于試圖在家中睡眠的患者(特別是失眠患者)而言可能不舒適或不切實際。

慢性失眠患者中報告的sdb發(fā)病率的差異可能與診斷方法相關，因為這種失眠癥患者的伴發(fā)sdb對成功診斷來說是一種挑戰(zhàn)：基于呼吸暫停-呼吸不足指數(shù)(ahi)的常規(guī)評分可能對該群組的sdb不敏感(即使在常規(guī)多導睡眠圖下)。

6技術內(nèi)容

本技術旨在提供用于診斷、改善、治療或預防呼吸病癥的具有改進的舒適性、成本、功效、易用性以及可制造性中的一項或多項的醫(yī)療裝置。

本技術一般涉及用于診斷、改善、治療或預防過度覺醒病癥的裝置和方法。

除非另有說明，在下文中，術語“失眠”用于代表包括失眠、焦慮癥和ptsd在內(nèi)的所有過度覺醒病癥。

本技術的一個方面包括通過定速呼吸使sdb伴發(fā)失眠患者適應呼吸壓力療法的方法和裝置。定速呼吸可與生物反饋相結合。這種適應方法和裝置也可用作鎮(zhèn)靜干預，無論是在日間時段、進入睡眠前還是夜間覺醒時。

本技術的另一方面包括用于sdb伴發(fā)失眠有效療法的方法和裝置，包括帶有自適應通氣目標和呼氣壓力自動滴定的壓力支持通氣。壓力支持通氣的呼氣壓力是在可變最低壓力極限上自動滴定的。自動滴定期間，最低壓力極限可根據(jù)關注事件反復調(diào)整?；蛘?，最低壓力極限可根據(jù)先前分析間隔期間呼氣壓力的增量反復調(diào)整。患者清醒時，壓力支持通氣療法可用適應療法(例如帶有生物反饋的定速呼吸)代替。

本技術的另一方面包括用于sdb伴發(fā)失眠有效療法的方法和裝置，包括伺服通氣，其中伺服通風控制的增益值根據(jù)患者睡眠狀態(tài)而變化。

本技術的一些變型涉及確定呼吸壓力療法裝置epap壓力的最低壓力極限的方法，諸如用于患有sdb伴發(fā)過度覺醒病癥的患者。該方法可包括監(jiān)測呼吸壓力療法裝置的壓力支持通氣療法，該呼吸壓力療法裝置自動滴定壓力支持通氣療法的epap以維持患者氣道通暢。該方法可重復包括，在控制器中，根據(jù)epap自動滴定監(jiān)測期間發(fā)生的關注事件來確定調(diào)整的最低壓力極限。任選地，該方法可進一步包括輸送epap以使其大于或等于調(diào)整的最低壓力極限。

本技術的一些變型可包括控制呼吸壓力療法裝置以治療患者的sdb伴發(fā)過度覺醒病癥的方法。該方法可包括通過呼吸壓力療法裝置控制對患者氣道的壓力支持通氣療法的施加。該方法可包括控制呼吸壓力療法裝置以自動滴定壓力支持通氣療法的epap，以維持患者氣道通暢，使得epap以最低壓力極限為下邊界。該方法可包括控制呼吸壓力療法裝置以在epap自動滴定期間根據(jù)關注事件反復調(diào)整最低壓力極限。

在一些變型中，關注事件可以是epap的增量，并且最低壓力極限的反復調(diào)整重復地包括：形成分析間隔內(nèi)發(fā)生的epap增量的epap值的分布，以及基于分布的統(tǒng)計分析調(diào)整最低壓力極限。最低壓力極限的調(diào)整可基于分布的模式。分析間隔可以是進行帶有自動滴定epap的壓力支持通氣療法的一夜。對最低壓力極限的調(diào)整可取決于epap的當前值。對最低壓力極限的調(diào)整可取決于epap自動滴定期間預定間隔內(nèi)發(fā)生的關注事件的數(shù)量。若預定間隔內(nèi)發(fā)生預定數(shù)量的關注事件，對最低壓力極限的調(diào)整可包括增量最低壓力極限。最低壓力極限的增量可包括將最低壓力增加到epap的當前值。

在一些變型中，關注事件可以是sdb事件。由于epap的自動滴定，關注事件可以是epap的增量。該方法還可包括在呼吸壓力療法裝置中確定患者的睡眠狀態(tài)。確定患者處于熟睡狀態(tài)時，epap的自動滴定可包括不減少epap。

任選地，壓力支持通氣療法可取決于患者的睡眠狀態(tài)來施加。當確定患者處于熟睡狀態(tài)時，呼吸壓力療法裝置可施加壓力支持通氣療法，并且當確定患者處于清醒狀態(tài)時，呼吸壓力療法裝置可施加適應療法。該適應療法可以是定速呼吸。定速呼吸可結合與該定速呼吸的臨時呼吸速率目標相匹配的生物反饋。該生物反饋可以是聲學和視覺形式的一種或多種。

在一些情況下，該方法可包括，通過呼吸壓力療法裝置在接收到來自患者的命令時施加壓力支持通氣療法。該命令可以是手動控制的激活。該命令可以是患者發(fā)出的聲音。該命令可以是患者的自愿呼吸動作。

本技術的一些變型可包括控制伺服呼吸機以治療患者的sdb伴發(fā)過度覺醒病癥的方法。該方法可包括控制伺服呼吸機以使用伺服通氣控制增益值對患者進行伺服通氣。該方法可包括確定患者的睡眠狀態(tài)。伺服通氣控制增益值可根據(jù)確定的睡眠狀態(tài)而變化。在一些情況下，當確定患者處于清醒狀態(tài)時，伺服通氣控制增益值可相對較低，并且當確定患者處于熟睡狀態(tài)時可相對較高。

本技術的一些變型可包括使患者適應壓力支持通氣療法的方法。該方法可包括通過呼吸壓力療法裝置對患者氣道施加定速呼吸。該方法可包括向患者提供生物反饋，其中該生物反饋與定速呼吸的臨時呼吸速率目標相匹配。

在一些變型中，該生物反饋可以是聲學和視覺形式的一種或多種。該方法可包括在接收到來自患者的命令時終止定速呼吸。該命令可以是手動控制的激活。該命令可以是患者發(fā)出的聲音。該命令可以是患者的自愿呼吸動作。

本技術的一些變型可包括sdb伴發(fā)過度覺醒治療裝置。該裝置可包括配置為通過空氣回路上的患者接口在高于大氣壓的可控治療壓力下輸送空氣流至患者氣道的壓力發(fā)生器。該裝置可包括控制器。該控制器可配置為控制空氣流的治療壓力，以便向患者氣道施加壓力支持通氣療法。該控制器可配置為自動滴定壓力支持通氣療法的epap，以維持患者氣道通暢，使得epap以最低壓力極限為下邊界。該控制器可配置為在epap自動滴定期間根據(jù)關注事件反復調(diào)整最低壓力極限。

裝置的一些變型可包括配置為產(chǎn)生代表患者生理特征的信號的傳感器?？刂破骺蛇M一步配置為從該信號確定患者的睡眠狀態(tài)。該裝置可包括包含手動控制的用戶輸入裝置。該裝置可包括音頻傳感器。該裝置可包括數(shù)據(jù)通信接口，控制器可通過該數(shù)據(jù)通信接口配置為與本地外部裝置通信。該控制器可配置為控制本地外部裝置以向患者提供生物反饋。該控制器可配置為接收來自本地外部裝置的音頻信號。該控制器可配置為接收來自本地外部裝置的代表患者生理特征的信號。該控制器可進一步配置為從該信號確定患者的睡眠狀態(tài)。

本技術的一些變型可包括sdb伴發(fā)過度覺醒治療裝置。該裝置可包括配置為通過空氣回路上的患者接口在高于大氣壓的可控治療壓力下輸送空氣流至患者氣道的壓力發(fā)生器。該裝置可包括配置為控制空氣流的治療壓力以便使用伺服通氣控制增益值對患者進行伺服通氣的控制器。該控制器可配置為確定患者的睡眠狀態(tài)。伺服通氣控制增益值可根據(jù)確定的睡眠狀態(tài)而變化。

本技術的一些變型可包括一種裝置。該裝置可包括配置為通過空氣回路上的患者接口在高于大氣壓的可控治療壓力下輸送空氣流至患者氣道的壓力發(fā)生器。該裝置可包括配置為控制空氣流的治療壓力以便向患者氣道施加定速呼吸的控制器。該控制器可配置為控制患者的生物反饋提供。生物反饋可與定速呼吸的臨時呼吸速率目標相匹配。該裝置可包括包含手動控制的用戶輸入裝置。該控制器可進一步配置為終止手動控制激活的定速呼吸和生物反饋。該裝置可包括音頻傳感器。該控制器可進一步配置為在音頻傳感器檢測到預定聲音時終止定速呼吸和生物反饋。該裝置可包括數(shù)據(jù)通信接口，控制器可通過該數(shù)據(jù)通信接口配置為與本地外部裝置通信。該控制器可配置為控制本地外部裝置以向患者提供生物反饋。該控制器可進一步配置為接收來自本地外部裝置的音頻信號。該控制器可進一步配置為在檢測到音頻信號中的預定聲音時終止定速呼吸和生物反饋。

本文所述的方法/系統(tǒng)/裝置/設備可以在處理器(諸如專用計算機的處理器)、呼吸監(jiān)測器和/或呼吸壓力療法裝置中提供改進的功能。此外，該方法/系統(tǒng)/裝置/裝置可以在呼吸疾患(包括例如sdb伴發(fā)失眠)的自動化管理、監(jiān)測和/或治療技術領域中提供改進。

當然，部分方面可形成本技術的子方面。而且，各種子方面和/或方面可以以各種方式結合，并且也構成本技術的附加方面或子方面。

考慮到以下詳細說明、摘要、附圖和權利要求中包含的信息，該技術的其他特點將是顯而易見的。

7附圖說明

本技術在附圖的圖中以示例而非限制的方式說明，其中相同的附圖標記是指相同的元件，包括：

7.1治療系統(tǒng)

圖1示出了治療系統(tǒng)，其包括以全面罩形式佩戴患者接口3000的患者1000，從rpt裝置4000接收正壓空氣供應。來自rpt裝置4000的空氣在加濕器5000中進行加濕，并且沿空氣回路4170通向患者1000。

7.2呼吸系統(tǒng)和面部解剖結構

圖2示出了包括鼻腔和口腔、喉、聲帶、食道、氣管、支氣管、肺、肺泡囊、心臟和隔膜的人體呼吸系統(tǒng)的總覽圖。

7.3患者接口

圖3示出了根據(jù)本技術的一種形式的鼻罩形式的患者接口。

7.4rpt裝置

圖4a示出了根據(jù)本技術的一種形式的rpt裝置。

圖4b是根據(jù)本技術的一種形式的rpt裝置的氣動路徑的示意圖。標示了上游和下游的方向。

圖4c是根據(jù)本技術的一種形式的rpt裝置的電氣組件的示意圖。

圖4d是根據(jù)本技術的一種形式的rpt裝置中實現(xiàn)的算法的示意圖。在該圖中，實線箭頭標示了實際信息流(例如通過電子信號)。

7.5加濕器

圖5示出了根據(jù)本技術的一種形式的加濕器的等距視圖。

7.6呼吸波形

圖6a示出了睡眠時人的典型呼吸波形。

圖6b示出了患者非rem睡眠期間正常呼吸約九十秒。

圖6c示出了治療前患者的多導睡眠圖。

圖6d示出了患者正經(jīng)歷一系列全阻塞性呼吸暫停時的患者流量數(shù)據(jù)。

圖6e示出了患者正經(jīng)歷低頻吸氣打鼾時縮放的呼吸吸氣部分。

圖6f示出了患者正經(jīng)歷普通或“臺面形”平穩(wěn)的吸氣流量受限的示例時縮放的呼吸吸氣部分。

圖6g示出了患者正經(jīng)歷“椅狀”吸氣流量受限的示例時縮放的呼吸吸氣部分。

圖6h示出了患者正經(jīng)歷“反向椅狀”吸氣流量受限的示例時縮放的呼吸吸氣部分。

圖6i示出了患者正經(jīng)歷“m狀”吸氣流量受限的示例時縮放的呼吸吸氣部分。

圖6j示出了來自潮式呼吸患者的患者數(shù)據(jù)。

7.7呼吸壓力療法模式

圖7是說明在圖4a的rpt裝置的一種形式中計算epap新值的方法的流程圖。

7.8壓力波形

圖8說明了根據(jù)本技術的一種形式的作為相位函數(shù)的示例性“平穩(wěn)且舒適的”治療壓力波形模板。

圖9包含了在epap自動滴定60分鐘的分析間隔期間epap遞增時的epap值的直方圖。

圖10說明了基于確定的睡眠狀態(tài)調(diào)整伺服通氣控制增益值的控制方法(諸如對于rpt裝置)。

圖11說明了通過帶有生物反饋的rpt裝置進行的定速呼吸的示例性控制方法。

8技術示例的詳細說明

在進一步詳細描述本技術之前，應當理解，該技術不限于本文所述的可能變化的特定示例。還應當理解，本公開中使用的術語僅用于描述本文所討論的特定示例，而不是限制性的。

關于可共享一個或多個共同特征和/或特點的各種示例提供以下說明。應當理解，任何一個示例的一個或多個特點可以與另一示例或其他示例的一個或多個特點結合。此外，任何示例中的任何單個特點或特點的結合可構成另外的示例。

8.1療法

在一種形式中，本技術包括治療失眠的方法，包括向患者1000的氣道入口施加正壓的步驟。

8.2治療系統(tǒng)

在一種形式中，本技術包括用于治療失眠的設備或裝置。該設備或裝置可包括用于通過空氣回路4170向患者1000供應加壓空氣至患者接口3000的rpt裝置4000。

8.3患者接口

根據(jù)本技術的一種形式的非侵入性患者接口3000包括以下功能方面：密封形成結構3100、增壓室3200、定位和穩(wěn)定結構3300、排氣口3400、用于連接到空氣回路4170的一種形式的連接端口3600，以及前額支撐件3700。在一些形式中，功能方面可由一個或多個物理組件提供。在一些形式中，一個物理組件可提供一個或多個功能方面。在使用中，密封形成結構3100設置為圍繞患者的氣道入口以便有助于供應正壓空氣至氣道。

8.4rpt裝置

根據(jù)本技術的一種形式的rpt裝置4000包括機械和氣動組件4100、電氣組件4200，并配置為執(zhí)行一個或多個算法4300。該rpt裝置具有可能形成為兩部分(上部4012和下部4014)的外部殼體4010。此外，該外部殼體4010可包括一個或多個板件4015。該rpt裝置4000包括支撐rpt裝置4000的一個或多個內(nèi)部組件的底架4016。該rpt裝置4000可包括手柄4018。

rpt裝置4000的氣動路徑可包括一個或多個空氣路徑項，例如入口空氣過濾器4112、入口消聲器4122、能夠供應正壓空氣的壓力發(fā)生器4140(例如鼓風機4142)、出口消聲器4124以及一個或多個換能器4270(諸如壓力傳感器4272和流量傳感器4274)。

一個或多個空氣路徑項可位于被稱為氣動塊4020的可移除整體結構內(nèi)。該氣動塊4020可位于外部殼體4010內(nèi)。在一種形式中，氣動塊4020由底架4016支撐或形成為底架4016的一部分。

rpt裝置4000可具有電源4210、一個或多個輸入裝置4220、中央控制器4230、療法裝置控制器4240、壓力發(fā)生器4140、一個或多個保護電路4250、存儲器4260、換能器4270、數(shù)據(jù)通信接口4280以及一個或多個輸出裝置4290。電氣組件4200可安裝在單個印刷電路板組件(pcba)4202上。在替代形式中，rpt裝置4000可包括多于一個的pcba4202。

8.4.1rpt裝置機械和氣動組件

rpt裝置可包括一個或多個以下整體單元中的組件。在替代形式中，一個或多個以下組件可作為相應的獨立單元定位。

8.4.1.1空氣過濾器

根據(jù)本技術的一種形式的rpt裝置可包括一個空氣過濾器4110或多個空氣過濾器4110。

在一種形式中，入口空氣過濾器4112位于壓力發(fā)生器4140的上游氣動路徑的開始處。

在一種形式中，出口空氣過濾器4114(例如抗菌過濾器)位于氣動塊4020的出口和患者接口3000之間。

8.4.1.2消聲器

根據(jù)本技術的一種形式的rpt裝置可包括一個消聲器4120或多個消聲器4120。

在本技術的一種形式中，入口消聲器4122位于壓力發(fā)生器4140的上游氣動路徑中。

在本技術的一種形式中，出口消聲器4124位于壓力發(fā)生器4140和患者接口3000之間的氣動路徑中。

8.4.1.3壓力發(fā)生器

在本技術的一種形式中，用于產(chǎn)生正壓空氣的氣流或供應的壓力發(fā)生器4140是可控鼓風機4142。例如，該鼓風機4142可包括帶有容納于蝸殼中的一個或多個葉輪的無刷dc電機4144。該鼓風機能夠(例如以高達約120升/分鐘的速率，在約4cmh2o至約20cmh2o范圍內(nèi)的正壓力下，或以高達約30cmh2o的其他形式)輸送空氣供應。該鼓風機可如以下專利或專利申請中的任一項所述，其內(nèi)容全部并入本文：美國專利號7866944；美國專利號8638014；美國專利號8636479；以及pct專利申請公開號wo2013/020167。

壓力發(fā)生器4140受療法裝置控制器4240控制。

在其他形式中，壓力發(fā)生器4140可以是活塞驅動泵、連接到高壓源(例如壓縮空氣貯存器)的壓力調(diào)節(jié)器或風箱。

8.4.1.4換能器

換能器可以在rpt裝置內(nèi)部，或rpt裝置外部。外部換能器可位于例如空氣回路上或形成空氣回路的一部分，例如患者接口。外部換能器可以是傳輸或傳送數(shù)據(jù)至rpt裝置的非接觸式傳感器(諸如多普勒雷達移動傳感器)的形式。

在本技術的一種形式中，一個或多個換能器4270位于壓力發(fā)生器4140的上游和/或下游。一個或多個換能器4270可構造并設置為測量氣動路徑中該點處的性能(諸如流速、壓力或溫度)。

在本技術的一種形式中，一個或多個換能器4270可位于患者接口3000附近。

在一種形式中，來自換能器4270的信號可(諸如通過低通、高通或帶通濾波)進行濾波。

8.4.1.4.1流速傳感器

根據(jù)本技術的流速傳感器4274可基于差壓換能器(例如來自sensirion的sdp600系列差壓換能器)。

在一種形式中，來自流速傳感器4274的代表流速(諸如總流速qt)的信號由中央控制器4230接收。

8.4.1.4.2壓力傳感器

根據(jù)本技術的壓力傳感器4272定位為與氣動路徑流體連通。合適的壓力傳感器的示例是來自honeywellasdx系列的換能器。一種替代的合適的壓力傳感器是來自generalelectric的npa系列的換能器。

在一種形式中，來自壓力傳感器4272的信號由中央控制器4230接收。

8.4.1.4.3電機速度換能器

在本技術的一種形式中，電機速度換能器4276用于確定電機4144和/或鼓風機4142的旋轉速度。來自電機速度換能器4276的電機速度信號可提供給療法裝置控制器4240。該電機速度換能器4276可以是例如速度傳感器(諸如霍爾效應傳感器)。

8.4.1.5防溢流止回閥

在本技術的一種形式中，防溢流止回閥4160位于加濕器5000和氣動塊4020之間。該防溢流止回閥被構造并設置為減少水從加濕器5000上游流向例如電機4144的風險。

8.4.1.6空氣回路

根據(jù)本技術的一種形式的空氣回路4170是構造并設置為用于允許空氣流在兩個組件(諸如氣動塊4020和患者接口3000)之間行進的管道或管。

特別地，空氣回路4170可以與氣動塊出口和患者接口流體連接。該空氣回路可稱為空氣輸送管。在一些情況下可能有用于吸氣和呼氣回路的獨立支路。在其他情況下使用單個支路。

8.4.1.7氧氣輸送

在本技術的一種形式中，補充氧氣4180被輸送到氣動路徑中的一個或多個點處(諸如氣動塊4020的上游)、空氣回路4170和/或患者接口3000。

8.4.2rpt裝置電氣組件

8.4.2.1電源

電源4210可位于rpt裝置4000外部殼體4010的內(nèi)部或外部。

在本技術的一種形式中，電源4210僅向rpt裝置4000提供電力。在本技術的另一形式中，電源4210向rpt裝置4000和加濕器5000均提供電力。

8.4.2.2輸入裝置

在本技術的一種形式中，rpt裝置4000包括按鈕、開關或撥盤形式的一個或多個輸入裝置4220以允許人與裝置交互。該按鈕、開關或撥盤可以是通過觸摸屏可訪問的物理裝置或軟件裝置。該按鈕、開關或撥盤可以以一種形式物理地連接到外部殼體4010，或可以以另一形式和與中央控制器4230電連接的接收器進行無線通信。

在一種形式中，輸入裝置4220可構造并設置為允許人選擇值和/或菜單選項。

8.4.2.3中央控制器

在本技術的一種形式中，中央控制器4230是適用于控制rpt裝置4000的一個或多個處理器。

合適的處理器可包括x86intel處理器、基于armholdings的armcortex-m處理器的處理器(諸如來自stmicroelectronic的stm32系列微控制器)。在本技術的某些替代形式中，32位risccpu(諸如stmicroelectronics的str9系列微控制器)或16位risccpu(諸如texasinstruments制造的msp430微控制器系列的處理器)也可以是合適的。

在本技術的一種形式中，中央控制器4230是專用電子電路。

在一種形式中，中央控制器4230是特定用途集成電路。在另一形式中，中央控制器4230包括分立電子組件。

中央控制器4230可配置為從一個或多個換能器4270和一個或多個輸入裝置4220接收輸入信號。

中央控制器4230可被配置為向輸出裝置4290、療法裝置控制器4240、數(shù)據(jù)通信接口4280和加濕器5000中的一個或多個提供輸出信號。

在本技術的一些形式中，中央控制器4230被配置為實現(xiàn)本文所述的一種或多種方法(諸如表示為存儲于諸如存儲器4260的非暫時性計算機可讀存儲介質中的計算機程序的一個或多個算法4300)。在本技術的一些形式中，中央控制器4230可與rpt裝置4000集成。然而，在本技術的一些形式中，一些方法可由遠程定位的裝置執(zhí)行。例如，遠程定位的裝置可確定呼吸機的控制設置或通過分析存儲的數(shù)據(jù)(諸如來自本文所述的任何傳感器)來檢測呼吸相關事件。

8.4.2.4時鐘

rpt裝置4000可包括連接到中央控制器4230的時鐘4232。

8.4.2.5療法裝置控制器

在本技術的一種形式中，療法裝置控制器4240是形成中央控制器4230執(zhí)行的算法4300的一部分的療法控制模塊4330。

在本技術的一種形式中，療法裝置控制器4240是專用電機控制集成電路。例如，在一種形式中，使用由onsemi制造的mc33035無刷dc電機控制器。

8.4.2.6保護電路

根據(jù)本技術的一個或多個保護電路4250可包括電氣保護電路、溫度和/或壓力安全電路。

8.4.2.7存儲器

根據(jù)本技術的一種形式，rpt裝置4000包括存儲器4260，優(yōu)選地是非易失性存儲器。在一些形式中，存儲器4260可包括電池供電的靜態(tài)ram。在一些形式中，存儲器4260可包括易失性ram。

存儲器4260可以位于pcba4202上。存儲器4260可以是eeprom或nand閃存的形式。

附加地或可選擇地，rpt裝置4000包括可移除形式的存儲器4260，例如根據(jù)安全數(shù)字(sd)標準制成的存儲卡。

在本技術的一種形式中，存儲器4260用作非暫時性計算機可讀存儲介質，其上存儲表示本文所述的一種或多種方法(諸如一個或多個算法4300)的計算機程序指令。

8.4.2.8數(shù)據(jù)通信系統(tǒng)

在本技術的一種優(yōu)選形式中，數(shù)據(jù)通信接口4280被提供，并連接到中央控制器4230。數(shù)據(jù)通信接口4280可連接到遠程外部通信網(wǎng)絡4282和/或本地外部通信網(wǎng)絡4284。遠程外部通信網(wǎng)絡4282可連接到遠程外部裝置4286。本地外部通信網(wǎng)絡4284可連接到本地外部裝置4288。

在一種形式中，數(shù)據(jù)通信接口4280是中央控制器4230的一部分。在另一形式中，數(shù)據(jù)通信接口4280與中央控制器4230分離，并且可包括集成電路或處理器。

在一種形式中，遠程外部通信網(wǎng)絡4282是因特網(wǎng)。數(shù)據(jù)通信接口4280可使用有線通信(例如通過以太網(wǎng)或光纖)或無線協(xié)議(例如cdma、gsm、lte)以連接到因特網(wǎng)。

在一種形式中，本地外部通信網(wǎng)絡4284利用一個或多個通信標準(諸如藍牙)或消費者紅外協(xié)議。

在一種形式中，遠程外部裝置4286是一個或多個計算機(例如聯(lián)網(wǎng)的計算機集群)。在一種形式中，遠程外部裝置4286可以是虛擬計算機而非物理計算機。在任一情況下，這種遠程外部裝置4286可由適當授權人員(諸如臨床醫(yī)生)訪問。

本地外部裝置4288可以是個人計算機、“智能手機”、平板電腦、“智能手表”或遙控器。

8.4.2.9包括可選顯示器、警報的輸出裝置

根據(jù)本技術的輸出裝置4290可采用視覺、音頻和觸覺單元的一種或多種形式。視覺顯示器可以是液晶顯示器(lcd)或發(fā)光二極管(led)顯示器。

8.4.2.9.1顯示器驅動器

顯示器驅動器4292接收用于在顯示器4294上顯示的字符、符號或圖像作為輸入，并將其轉換成使顯示器4294顯示這些字符、符號或圖像的命令。

8.4.2.9.2顯示器

顯示器4294配置為直觀顯示字符、符號或圖像響應從顯示器驅動器4292接收的命令。例如，顯示器4294可以是八段顯示器，在此情況下顯示器驅動器4292將每個字符或符號(諸如數(shù)字“0”)轉換成指示八個相應段是否被激活以顯示特定字符或符號的八個邏輯信號。

8.4.3rpt裝置算法

8.4.3.1預處理模塊

根據(jù)本技術的一種形式的預處理模塊4310接收來自換能器4270(例如流速傳感器4274或壓力傳感器4272)的信號作為輸入，并執(zhí)行一個或多個處理步驟以計算將用作另一模塊(例如療法引擎模塊4320)的輸入的一個或多個輸出值。

在本技術的一種形式中，輸出值包括接口或面罩壓力pm、呼吸流速qr和非故意泄漏流速ql。

在本技術的各種形式中，預處理模塊4310包括以下算法中的一個或多個：壓力補償4312、排氣流速估計4314、泄漏流速估計4316、呼吸流速估計4318以及干擾檢測4319。

8.4.3.1.1壓力補償

在本技術的一種形式中，壓力補償算法4312接收表示靠近氣動塊出口的氣動路徑中壓力的信號作為輸入。該壓力補償算法4312通過空氣回路4170估計壓力下降，并提供患者接口3000中估計的壓力pm作為輸出。

8.4.3.1.2排氣流速估計

在本技術的一種形式中，排氣流速估計算法4314接收患者接口3000中估計的壓力pm作為輸入，并估計來自患者接口3000中排氣口3400的空氣排氣流速qv。

8.4.3.1.3泄漏流速估計

在本技術的一種形式中，泄漏流速估計算法4316接收總流速qt和排氣流速qv作為輸入，并提供對泄漏流速ql的估計作為輸出。在一種形式中，泄漏流速估計算法通過計算足夠長以包括若干呼吸循環(huán)的周期(例如約10秒)內(nèi)總流速qt和排氣流速qv之差的平均值來估計泄漏流速。

在一種形式中，泄漏流速估計算法4316接收總流速qt、排氣流速qv和患者接口3000中估計的壓力pm作為輸入，并通過計算泄露傳導率和確定泄漏流速ql為泄漏傳導率和壓力pm的函數(shù)提供泄漏流速ql作為輸出。泄漏傳導率計算為等于總流速qt與排氣流速qv之差的低通濾波非排氣流速與壓力pm的低通濾波平方根的商，其中低通濾波器時間常數(shù)具有足夠長以包括若干呼吸循環(huán)的值(例如約10秒)。泄漏流速ql可被估計為泄漏傳導率和壓力pm的乘積。

8.4.3.1.4呼吸流速估計

在本技術的一種形式中，呼吸流速估計算法4318接收總流速qt、排氣流速qv和泄漏流速ql作為輸入，并通過從總流速qt中減去排氣流速qv和泄漏流速ql來估計到達患者的呼吸流速qr。

8.4.3.1.5干擾檢測

當泄漏近期改變過，并且泄漏流速估計算法4316尚未完全補償變化時，狀態(tài)指定成“干擾”出現(xiàn)。在干擾狀態(tài)下，呼吸流速基線通常在某種程度上是不正確的，這會扭曲流動形狀并影響對流量受限的檢測。例如，如果呼吸流速基線高于真實水平，則遲發(fā)呼氣的呼吸流速將為正，從而可視為早期吸氣流速；如果這是呼氣暫停流量，則可以將吸氣的正確開始視為反向椅波形的平穩(wěn)部分之后的增加。因此，通過干擾檢測算法4319計算出代表近期出現(xiàn)的干擾(即無補償泄漏)程度的模糊真值變量，recentjamming。

在干擾檢測算法4319中，將瞬時干擾模糊真值變量j計算為呼吸流速qr的絕對值始終大于預期的模糊程度。從呼吸流速qr和吸氣持續(xù)時間ti的最后一次正向零交點的時間tzi，計算出呼吸流速比預期更長時間為正的模糊程度ai，采用以下模糊隸屬函數(shù)：

ai＝模糊元素(tzi，ti，0，2*ti，1)(1)

根據(jù)呼吸流速qr計算氣流速率大且為正的模糊程度bi，采用以下模糊隸屬函數(shù)：

bi＝模糊元素(qr，0，0，0.5，1)(2)

泄漏突然增加的模糊程度ii被計算為模糊真值變量ai和bi的模糊“和”。

對呼氣進行精確對稱的計算，得出ie作為泄漏突然減少的模糊程度。采用方程(1)的模糊隸屬函數(shù)，從呼吸流速qr和呼氣持續(xù)時間te的最后一次負向零交點的時間tzi，計算出氣流速度比預期更長時間為負的模糊程度ae。使用方程(2)的模糊隸屬函數(shù)，從呼吸流速的負值計算出氣流速度大且為負的模糊程度be，并且將ie計算為模糊真值變量ae和be的模糊“和”。瞬時干擾指數(shù)j被計算為模糊真值變量ii和ie的模糊“或”。

如果瞬時干擾值j大于j的近期峰值，則將recentjamming設置為瞬時干擾值j。否則，recentjamming設置為瞬時干擾值j，具有時間常數(shù)為10秒的低通濾波。

8.4.3.2療法引擎模塊

在本技術的一種形式中，療法引擎模塊4320接收患者接口3000中的壓力pm，和至患者的氣體呼吸流速qr中的一個或多個作為輸入，并且提供一個或多個療法參數(shù)作為輸出。

在本技術的一種形式中，療法參數(shù)是療法壓力pt。

在本技術的一種形式中，療法參數(shù)是壓力變化幅度、基礎壓力和目標通氣量中的一個或多個。

在各種形式中，療法引擎模塊4320包括以下算法中的一個或多個：相位確定4321、波形確定4322、通氣量確定4323、吸氣流量受限確定4324、呼吸暫停/呼吸不足確定4325、打鼾確定4326、目標通氣量確定4327、睡眠狀態(tài)確定4328和療法參數(shù)確定4329。

8.4.3.2.1相位確定

在本技術的一種形式中，rpt裝置4000不確定相位。

在本技術的一種形式中，相位確定算法4321接收表示呼吸流速qr的信號作為輸入，并提供患者1000的當前呼吸周期的相位φ作為輸出。

在一些形式中，被稱為離散相位確定，相位輸出φ是離散變量。離散相位確定的一個實施方式，根據(jù)分別檢測的自主吸氣和呼氣的開始，提供具有吸氣或者呼氣值的雙值相位輸出，例如分別表示為0和0.5轉的值。“觸發(fā)”和“循環(huán)”的rpt裝置4000有效地執(zhí)行離散相位確定，因為觸發(fā)和循環(huán)點分別是從呼氣到吸氣以及從吸氣到呼氣的相位變化的間隔。在雙值相位確定的一個實施方式中，當呼吸流速qr具有超過閾值的值時，相位輸出φ被確定為具有的離散值為0(從而“觸發(fā)”rpt裝置4000)，當呼吸流速qr具有低于閾值的值時，離散值為0.5轉(從而“循環(huán)”rpt裝置4000)。吸氣時間ti和呼氣時間te可以分別通過從觸發(fā)時間減去循環(huán)時間以及從循環(huán)時間減去觸發(fā)時間來獲得。

離散相位確定的另一種實施方式提供三值相位輸出φ，其具有吸氣、吸氣暫停中點和呼氣之一的值。

在其他形式中，被稱為連續(xù)相位確定，相位輸出φ是連續(xù)值，例如從0到1轉，或0到2π弧度變化。執(zhí)行連續(xù)相位確定的rpt裝置4000可以分別在連續(xù)相位達到0和0.5轉時觸發(fā)和循環(huán)。在連續(xù)相位確定的一個實施方式中，使用呼吸流速qr的模糊邏輯分析來確定相位φ的連續(xù)值。在該實施方式中確定的相位的連續(xù)值通常被稱為“模糊相位”。在模糊相位確定算法4321的一個實施方式中，將以下規(guī)則應用于呼吸流速qr：

1.如果呼吸流量為零并且快速增加，則相位為0轉。

2.如果呼吸流量大為正并且穩(wěn)定，則相位為0.25轉。

3.如果呼吸流量為零并且快速下降，則相位為0.5轉。

4.如果呼吸流量大為負并且穩(wěn)定，則相位為0.75轉。

5.如果呼吸流量為零、穩(wěn)定并且呼吸流量的5秒低通濾波絕對值大，則相位為0.9轉。

6.如果呼吸流量為正并且為呼氣階段，則相位為0轉。

7.如果呼吸流量為負并且為吸氣階段，則相位為0.5轉

8.如果呼吸流量的5秒低通濾波絕對值大，相位以等于患者呼吸速率的穩(wěn)定速率增加，則低通濾波具有20秒的時間常數(shù)。

每個規(guī)則的輸出可以表示為相位是規(guī)則結果的矢量，其幅度是規(guī)則為真的模糊程度。呼吸流速“大”、“穩(wěn)定”等的模糊程度用適當?shù)碾`屬函數(shù)確定。然后，表示為矢量的規(guī)則的結果通過某些函數(shù)進行組合，諸如采取質心。在這樣的組合中，規(guī)則可被等同地加權，或者不同地加權。

一旦估計了相位φ(無論離散還是連續(xù))，吸氣時間ti和呼氣時間te都被計算為相位達到0和相位達到0.5、相位達到0.5和相位回至0之間間隔的相應持續(xù)時間。

在連續(xù)相位確定的另一實施方式中，首先根據(jù)呼吸流速qr估計吸氣時間ti和呼氣時間te，例如，通過如上所述的閾值比較。然后將相位φ確定為從之前觸發(fā)時刻起已經(jīng)經(jīng)過的吸氣時間ti比例的一半，或0.5轉加上自之前循環(huán)時刻起已經(jīng)經(jīng)過的呼氣時間te的比例的一半(以較新的為準)。

8.4.3.2.2波形確定

在本技術的一些形式中，療法參數(shù)確定算法4329在患者的整個呼吸周期中提供近似恒定的治療壓力。

在本技術的其他形式中，療法控制模塊4330控制壓力發(fā)生器4140，以根據(jù)預定波形模板ⅱ(φ)提供按照患者呼吸周期的相位φ的函數(shù)而變化的治療壓力pt。

在本技術的這種形式中，波形確定算法4322通過相位確定算法4321提供的相位值域提供波形模板ⅱ(φ)，其值在[0,1]的范圍內(nèi)。波形模板ⅱ(φ)由療法參數(shù)確定算法4329使用。

波形模板ⅱ(φ)可以作為相位值φ函數(shù)的數(shù)值查詢表。當相位確定算法4321返回相位的離散值，諸如用于吸氣的0和用于呼氣的0.5時，該方法是特別合適的。當相位確定算法4321返回連續(xù)值相位φ時也可以使用該方法。

在一種形式中，適用于離散或連續(xù)值相位，波形模板ⅱ(φ)是一個方波模板，對于相位最大且包括0.5轉的相位值，其值為1，對于相位值超過0.5轉，其值為0。在一種形式中，適用于連續(xù)值相位，波形模板ⅱ(φ)包括兩個平滑彎曲的部分，即對于最大且包括0.5轉的相位值，從0到1的平滑，(如升余弦)曲線上升，和對于超過0.5轉的相位值，從1到0的平滑(如指數(shù))衰減。這種“平穩(wěn)且舒適”形式的典型波形模板ⅱ(φ)如圖8所示。

8.4.3.2.3通氣量確定

在本技術的一種形式中，通氣量確定算法4323接收呼吸流速qr作為輸入，并且確定指示當前患者通氣量的測量值，vent。

在一些實施方式中，通氣量確定算法4323確定通氣量vent的測量值，其是實際患者通氣量的估計。這樣一種實施方式是將呼吸流速的絕對值qr的一半可選地由低通濾波器(諸如角頻率為0.11hz的二階貝塞爾低通濾波器)濾波。

在其他實施方式中，通氣量確定算法4323確定通氣量vent的測量值，其與實際患者通氣量大致成比例。這樣一種實施方式估計在該周期吸氣部分上的峰值呼吸流速qpeak。這個和許多其他涉及取樣呼吸流速qr的過程產(chǎn)生與通氣量大致成正比的測量值，只要流速波形形狀不會變化很大(在此，當時間和幅度正常的呼吸的流速波形相似時，兩次呼吸的形狀被認為是相似的)。一些簡單的示例包括中值為正的呼吸流量、呼吸流速絕對值的中值和流速的標準偏差。使用正系數(shù)的，甚至一些同時使用正負系數(shù)的呼吸流速絕對值的任意順序統(tǒng)計量的任意線性組合，與通氣量大致成比例。另一示例是吸氣部分的中間k比例(按時間)的呼吸流速的平均值，其中0<k<1。如果流速形狀保持恒定，則可存在任意數(shù)量與通氣量精確地成比例的測量值。

8.4.3.2.4吸氣流量受限確定

在本技術的一種形式中，中央控制器4230執(zhí)行用于確定吸氣流量受限程度的吸氣流量受限確定算法4324。

在一種形式中，吸氣流量受限確定算法4324接收呼吸流速信號qr作為輸入，并且提供呼吸的吸氣部分表現(xiàn)出吸氣流量受限程度的度量作為輸出。

算法4324可以基于以下三種吸氣流量受限中的至少一種來計算度量：平穩(wěn)形、m形和“反向椅”(對于各個示例，參見圖6e、6i和6h)。

可用來實現(xiàn)吸氣流量受限確定算法4324方法的一個示例可以參見于2015年8月27日提交的共同擁有的pct專利申請pct/au2015/050496，其全部內(nèi)容通過引用并入本文。

8.4.3.2.5呼吸暫停和呼吸不足確定

在本技術的一種形式中，中央控制器4230執(zhí)行呼吸暫停/呼吸不足確定算法4325來確定呼吸暫停和/或呼吸不足的存在。

在一種形式中，呼吸暫停/呼吸不足確定算法4325接收呼吸流速信號qr作為輸入，并且提供指示已經(jīng)檢測到的呼吸暫?；蚝粑蛔愕臉擞涀鳛檩敵觥?/p>

在一種形式中，當呼吸流速qr的函數(shù)在預定時間周期內(nèi)低于流量閾值時，將可視為呼吸暫停已經(jīng)檢測到。該功能可以確定峰值流速、相對短期的平均流速或相對短期的平均和峰值流速(例如rms流量)的中間流速。流速閾值可以是相對長期的流量的測量值。

在一種形式中，當呼吸流速qr的函數(shù)在預定時間周期內(nèi)低于第二流速閾值時，將可視為呼吸不足已經(jīng)檢測到。該函數(shù)可以確定峰值流速、相對短期的平均流速或相對短期的平均和峰值流速(例如rms流速)的中間流速。第二流速閾值可以是相對長期的流速的測量值。第二流速閾值大于用于檢測呼吸暫停的流速閾值。

8.4.3.2.6打鼾確定

在本技術的一種形式中，中央控制器4230執(zhí)行一個或多個打鼾確定算法4326以確定打鼾的程度。

在一種形式中，打鼾確定算法4326接收呼吸流速qr的信號作為輸入，并且提供打鼾存在程度的度量作為輸出。

打鼾確定算法4326可以包括確定30-300hz范圍內(nèi)的流速信號強度的步驟。此外，打鼾確定算法4326可以包括過濾呼吸流速qr的信號以降低背景噪聲(例如，來自鼓風機系統(tǒng)中的氣流的聲音)的步驟。

8.4.3.2.7目標通氣量確定

在本技術的一種形式中，中央控制器4230將當前通氣量vent的測量值作為輸入，并且執(zhí)行一個或多個目標通氣量確定算法4327以確定用于測量通氣量的目標值vtgt。

在本技術的一些形式中，沒有目標通氣量確定算法4327，并且目標值vtgt被預先確定，例如通過在配置rpt裝置4000期間的硬編碼或者通過輸入裝置4220的手動輸入。

在本技術的其他形式，諸如自適應伺服通氣(asv)中，目標通氣量確定算法4327從指示患者典型的近期通氣量的值vtyp計算目標值vtgt。

在一些形式的自適應伺服通氣中，目標通氣量vtgt計算比例高，但小于典型的近期通氣量vtyp。這些形式的高比例可能在(80％，100％)，或(85％，95％)，或(87％，92％)的范圍內(nèi)。

典型的近期通氣量vtyp是在某些預定時間范圍內(nèi)多個時間段的當前通氣量vent的測量值的圍繞其分布趨于集群的值，即，衡量當前通氣量的測量值在近期歷史上的集中趨勢。在目標通氣量確定算法4327的一個實施方式中，近期歷史是幾分鐘的數(shù)量級，但是在任何情況下都應該比潮式漸強和漸弱周期的時間尺度更長。目標通氣量確定算法4327可以使用各種已知的集中趨勢測度來確定當前通氣量vent的典型的近期通氣量vtyp。一個這樣的測量值是在當前通氣量vent的測量值上低通濾波器的輸出，具有等于100秒的時間常數(shù)。

8.4.3.2.8睡眠狀態(tài)確定

在本技術的一些形式中，中央控制器4230執(zhí)行用于確定睡眠狀態(tài)的一個或多個算法4328。睡眠狀態(tài)確定算法4328可以監(jiān)測和分析代表患者的生理參數(shù)的信號以確定睡眠狀態(tài)。在一些實施方式中，生理參數(shù)是呼吸流速qr。在這樣一種實施方式中，首先假設患者處于清醒狀態(tài)。如果以下條件的一個或者全部在呼吸流速qr中被檢測到，則睡眠開始被檢測到，從而確定已經(jīng)進入睡眠狀態(tài)：

·在第一預定間隔內(nèi)多次出現(xiàn)sdb事件，如上所述檢測到諸如流量受限、呼吸暫停、呼吸不足或打鼾。例如，在兩分鐘間隔內(nèi)有三次或更多次阻塞性呼吸暫?；蚝粑蛔闶录?；或5次呼吸間隔內(nèi)的5次打鼾。

·第二預定間隔不存在呼吸障礙。第二預定間隔范圍可以為10至50次呼吸、或20至40次呼吸、或25至35次呼吸，或從1至10分鐘、1至5分鐘，或2、3、4、5、6、7、8或9分鐘，或其他時間限制。為了檢測呼吸障礙的不存在，睡眠狀態(tài)確定算法4328可測試在以下呼吸變量中的一個或多個第二預定間隔內(nèi)不存在變化：

○潮氣量vt；

○吸氣時間ti；

○呼吸速率；

○吸氣峰值流速qpeak；

○呼氣峰值流速位置；

○自上次呼吸以來的時間。

可以采用其他方法來使用患者的呼吸流速qr，以實現(xiàn)睡眠狀態(tài)確定算法4328。一個示例可以在共同擁有的pct專利申請pct/au2010/000894題為“《睡眠狀態(tài)檢測》detectionofsleepcondition”中找到，公布號為wo2011/006199，其全部內(nèi)容通過引用并入本文。

在其他實施方式中，從另一個傳感器獲得確定睡眠狀態(tài)的生理參數(shù)。另一傳感器可以形成rpt裝置換能器4270的一部分，或者可以是經(jīng)由本地網(wǎng)絡4284與rpt裝置通信的本地外部裝置4288。在一個示例中，另一個傳感器是光電血管容積圖，其提供脈搏血氧測定信號。在另一示例中，另一個傳感器是活動變化記錄儀(3d加速度計)，其提供一個動作(活動)信號。在又一示例中，另一個傳感器是音頻傳感器。

8.4.3.2.9療法參數(shù)確定

在本技術的一些形式中，中央控制器4230執(zhí)行一個或多個療法參數(shù)確定算法4329，以使用療法引擎模塊4320中的一個或多個其他算法返回的值來確定一個或多個療法參數(shù)。

在本技術的一種形式中，療法參數(shù)是即時治療壓力pt。在這種形式的一個實施方案中，療法參數(shù)確定算法4329使用方程

pt＝aπ(φ)+p0(3)

確定治療壓力pt。

其中：

·a是幅度，

·ⅱ(φ)是相位當前值φ的波形模板值(處于0到1的范圍)，

·p0是基礎壓力。

如果波形確定算法4322提供波形模板ⅱ(φ)作為由相位ⅱ索引的數(shù)值查詢表，則療法參數(shù)確定算法4329通過將最近的查找表條目定位到由相位確定算法4321返回的相位的當前值，或通過跨越相位當前值的兩個條目之間的插值來應用等式(3)。

根據(jù)選擇的呼吸壓力療法模式，幅度a和基礎壓力p0的值可以由療法參數(shù)確定算法4329預先確定或計算，如下所述。

8.4.3.3療法控制模塊

根據(jù)本技術的一種形式的療法控制模塊4330接收從療法引擎模塊4320的療法參數(shù)確定算法4329的療法參數(shù)作為輸入，并且控制壓力發(fā)生器4140以根據(jù)療法參數(shù)輸送空氣流。

在本技術的一種形式中，療法參數(shù)是治療壓力pt，療法控制模塊4330控制壓力發(fā)生器4140，以將患者接口3000處的面罩壓力pm等于治療壓力pt的空氣流輸送。

8.4.3.4故障狀態(tài)檢測

在本技術的一種形式中，中央控制器4230執(zhí)行用于檢測故障狀態(tài)的一種或多種方法。由一種或多種方法檢測的故障狀態(tài)可以包括以下中的至少一個：

·電力故障(無電源，或電量不足)

·換能器故障檢測

·無法檢測組件的存在

·操作參數(shù)超出推薦值范圍內(nèi)(例如壓力、氣流、溫度、pao2)

·測試報警器無法產(chǎn)生可檢測的警報信號。

在檢測出故障狀態(tài)后，相應的算法通過以下一個或多個信號來指示故障的存在：

·啟動聽覺、視覺和/或動力(例如振動)報警

·向外部裝置發(fā)送消息

·記錄事件

8.5加濕器

在本技術的一種形式中，提供了加濕器5000(例如，如圖5所示)，以改變空氣或氣體相對于周圍空氣的絕對濕度，從而輸送到患者。通常，加濕器5000用于增加絕對濕度并且在輸送到患者的氣道之前增加空氣流(相對于周圍空氣)的溫度。

8.6呼吸波形

圖6a示出了睡眠時人的典型呼吸波形。水平軸為時間，垂直軸為呼吸流速。參數(shù)值可能會變化，典型的呼吸可能具有以下近似值：潮氣量，vt，0.5l，吸氣時間，ti，1.6s，吸氣峰值流速，qpeak，0.4l/s，呼氣時間，te，2.4s，呼氣峰值流速，qpeak，-0.5l/s。呼吸的總持續(xù)時間，ttot，約為4s。人的呼吸速率通常為15次呼吸/分鐘(bpm)，通氣量，vent，約7.5l/分鐘。典型的工作循環(huán)，ti與ttot的比值約為40％。

圖6b示出了非rem睡眠期間的患者通常在約90秒的時間內(nèi)呼吸約34次，用apap治療，面罩壓力為約11cmh2o。頂部通道顯示血氧(spo2)，刻度在垂直方向上具有90至99％的飽和范圍。在所示整個期間，患者保持約95％的飽和度。第二個通道示出了定量呼吸氣流，垂直方向的范圍為-1至+1lps，吸氣為正。胸部和腹部運動顯示在第三和第四個通道。

圖6c示出了治療前患者的多導睡眠圖。從頂部到底部有11個信號通道，水平跨度為6分鐘。頂部的兩個通道是來自不同頭皮位置的eeg(腦電圖)。第二腦電圖的周期性尖峰代表皮層覺醒及相關活動。第三通道是頦下emg(肌電圖)。在覺醒前后的漸增的活動代表頦舌肌的募集。第四和第五通道是eog(眼電圖)。第六通道是心電圖。第七通道顯示重復性去飽和的脈搏血氧(spo2)從約90％降至70％以下。第八通道是使用連接到差壓換能器的鼻插管的呼吸氣流。25至35秒的重復呼吸暫停與10至15秒的與eeg覺醒和增加的emg活動相一致的陣發(fā)性恢復呼吸交替。第九通道顯示胸部運動，第十通道顯示腹部運動。腹部顯示出在導致覺醒的呼吸暫停期間內(nèi)運動的逐漸加強。在覺醒過程中，由于恢復過度呼吸過程中的總體運動，兩者都變得不整齊。呼吸暫停因此阻塞，狀況嚴重。最低通道是體位，在該示例中，未示出變化。

圖6d示出了患者正經(jīng)歷一系列全阻塞性呼吸暫停時的患者流量數(shù)據(jù)。記錄的持續(xù)時間約為160秒。流量范圍為約+1l/s至約-1.5l/s。每個呼吸暫停持續(xù)約10-15秒。

圖6e示出了患者正經(jīng)歷低頻吸氣打鼾時呼吸的縮放吸氣部分，其中患者正經(jīng)歷低頻吸氣打鼾。

圖6f示出了患者正經(jīng)歷普通或“臺面形”平穩(wěn)的吸氣流量受限的示例時縮放的呼吸吸氣部分。

圖6g示出了患者正經(jīng)歷“椅子”吸氣流量受限的示例時的縮放的呼吸吸氣部分。

圖6h示出了患者正經(jīng)歷“反向椅”吸氣流量受限的示例時的縮放的呼吸吸氣部分。

圖6i示出了患者正經(jīng)歷“m狀”吸氣流量受限的示例時的縮放的呼吸吸氣部分。

圖6j示出了來自潮式呼吸患者的患者數(shù)據(jù)。有三個通道：血氧飽和度(spo2)；指示流速的信號；以及胸部運動。數(shù)據(jù)的時間跨度為六分鐘。使用連接到鼻插管的壓力傳感器測量代表流速的信號。患者表現(xiàn)出約22秒的呼吸暫停和約38秒的呼吸過度。呼吸暫停期間頻率較高的低幅振蕩是心源性的。

8.7呼吸壓力療法模式

根據(jù)本技術的一種形式的療法參數(shù)確定算法4329使用的治療壓力方程(3)中的參數(shù)a和p的值，rpt裝置4000可以實現(xiàn)各種呼吸壓力治療法模式。

8.7.1cpap療法

在本技術的這種形式的一些實施方式中，幅度a恒為零，因此在整個呼吸周期中，治療壓力pt與基礎壓力p0恒等。這些實施方式通常分組在cpap療法標題下。在這些實施方式中，療法引擎模塊4320不需要確定相位φ或波形模板ⅱ(φ)。

在cpap療法模式中，基礎壓力p0可以是在配置期間被硬編碼或手動輸入到rpt裝置4000中的恒定值。這種替代方法有時被稱為恒定cpap療法?？梢酝ㄟ^稱為滴定的方法為給定的患者選擇基礎壓力p0的恒定值。在滴定過程中，臨床醫(yī)生通常根據(jù)對流量受限、呼吸暫停、呼吸不足和打鼾的觀察來調(diào)整治療壓力pt。然后可以將滴定的基礎壓力p0計算為滴定期間治療壓力pt的統(tǒng)計匯總。

或者，療法參數(shù)確定算法4329可以在cpap療法期間重復計算基礎壓力p0。在該替代方案中，療法參數(shù)確定算法4329重復地計算作為療法引擎模塊4320中的相應的算法返回的睡眠呼吸障礙的指標或測量值的函數(shù)的基礎壓力p0，諸如流量受限、呼吸暫停、呼吸不足和打鼾中的一個或多個。這種替代方法有時被稱為apap療法。因為基礎壓力p0的連續(xù)計算類似于臨床醫(yī)生在滴定過程中對治療壓力pt的手動調(diào)整，所以apap療法有時也被稱為自動滴定cpap。

8.7.2雙水平療法

在本技術的這種形式的其他實施方式中，方程(3)中的幅度a的值可為正。這些實施方式被稱為雙水平療法，因為在使用具有正的幅度a的方程(3)確定治療壓力pt時，療法參數(shù)確定算法4329在與患者1000的自發(fā)呼吸作用同步的兩個值或水平之間使治療壓力pt波動。也就是說，基于上述典型的波形模板ⅱ(φ)，療法參數(shù)確定算法4329在治療開始時或期間或吸氣時將治療壓力pt增加至p0+a(稱為ipap)，并在呼氣開始時或期間將治療壓力pt降低至基礎壓力p0。

在一些形式的雙水平治療中，ipap是治療壓力，其具有與cpap療法模式中的治療壓力相同的目的，并且epap是ipap減去幅度a，其具有“小”值(幾cmh2o)，有時稱之為呼氣壓力減輕(epr)。這些形式有時被稱為具有epr的cpap療法，其通常被認為比直接cpap治療更舒適。在具有epr的cpap療法中，ipap和epap中的一個或兩者可以是在配置期間被硬編碼或手動輸入到rpt裝置4000中的恒定值?；蛘?，療法參數(shù)確定算法4329可以在具有epr的cpap期間重復計算ipap和/或epap。在該替代方案中，療法參數(shù)確定算法4329重復地計算epap和/或ipap，作為與治療引擎模塊4320中的相應算法返回的睡眠呼吸障礙的指標或測量值的函數(shù)，其類似于在上述apap治療中基礎壓力p0的計算。

在其他形式的雙水平療法中，幅度a足夠大，使得rpt裝置4000執(zhí)行患者1000的呼吸的一些或全部工作。在這些形式中，稱為壓力支持通氣療法，幅度a被稱作壓力支持，或轉換。在壓力支持通氣療法中，ipap是基礎壓力p0加上壓力支持a，epap是基礎壓力p0。

在一些形式的壓力支持通氣療法中，被稱為固定壓力支持通氣療法，壓力支持a固定在預定值，例如，10cmh2o。預定壓力支持值是rpt裝置4000的設置，并且可以例如通過在配置rpt裝置4000期間的硬編碼或通過輸入裝置4220的手動輸入來設置。

在一些形式的壓力支持通氣療法中，被稱為伺服通氣，療法參數(shù)確定算法4329將目標通氣量確定算法4327提供的通氣量的當前測量值vent和目標值vtgt作為輸入，并反復調(diào)整方程(3)的參數(shù)，將通氣量的當前測量值vent朝向目標值vtgt。在被稱為自適應伺服通氣(asv)的伺服通氣形式中，其已被用于治療周期性呼吸，特別是csr，目標通氣量vtgt由目標通氣確定算法4327根據(jù)典型的近期通氣量vtyp計算，如上所述。

在一些形式的伺服通氣中，療法參數(shù)確定算法4329應用控制方法來重復地計算壓力支持a，以使通氣量的當前測量值vent達到目標通氣量vtgt。這樣一種控制方法是比例-積分(pi)控制。在pi控制的一個實施方式中，適合于將目標通氣量vtgt設置為略小于典型的近期通氣量vtyp的asv模式，壓力支持a如下計算：

a＝g∫(vent-vtgt)dt(4)

其中g是pi控制的增益值。較大的增益g值可導致療法引擎模塊4320中的正反饋。較小的增益g值可允許一些剩余的未治療的csr或其他周期性呼吸。在一些實施方式中，增益g被值固定為預定值，諸如0.4cmh2o/(l/min)/s。

在伺服通氣的一些實施方式中，通過方程(4)計算出的壓力支持a的值可以被限定在定義為[amin，amax]的范圍之間。在這些的實施方式中，壓力支持a默認位于最低壓力支持amin，直到當前通氣量的測量值vent低于目標通氣量vtgt，此時位置a開始增加，只有當vent再次超過vtgt時才回到amin。

壓力支持限度amin和amax是rpt裝置4000的設置，例如通過在配置rpt裝置4000期間的硬編碼或通過輸入裝置4220的手動輸入來設置。最小壓力支持amin的3cmh2o約為執(zhí)行穩(wěn)定狀態(tài)下典型患者呼吸的所有工作所需的壓力支持的50％。最大壓力支持amax的12cmh2o約為執(zhí)行典型患者呼吸所有工作所需的壓力支持的兩倍，因此，如果他們停止作用，但不足以使患者不舒適或有危險，就足以支持患者的呼吸。

在壓力支持通氣療法模式下，epap為基礎壓力p0。與cpap療法中的基礎壓力p0相同，epap可以是在滴定過程中規(guī)定或確定的恒定值。這類恒定的epap可以被設置，例如通過對rpt裝置4000的配置進行硬編碼或通過輸入裝置4220的手動輸入。這種替代方案有時被稱為固定epap壓力支持通氣療法。對于給定患者的epap的滴定可以在滴定期間由臨床醫(yī)生進行，目的是維持氣道通暢，從而防止在整個壓力支持通氣療法期間阻塞性呼吸暫停，與常規(guī)cpap療法中基礎壓力p0的滴定相似。

或者，治療參數(shù)確定算法4329可以在壓力支持通氣療法期間重復計算epap。在這些實施方式中，療法參數(shù)確定算法4329重復地計算作為治療引擎模塊4320中相應算法返回的睡眠呼吸障礙的指標或測量值的函數(shù)的epap，諸如流量受限、呼吸暫停、呼吸不足和打鼾。由于epap的連續(xù)計算類似于臨床醫(yī)生在epap滴定過程中對epap的手動調(diào)整，所以這個過程有時也被稱為epap的自動滴定，療法模式被稱為自動滴定epap壓力支持通氣療法，或自動epap壓力支持通氣療法。

用于壓力支持通氣療法sdb-伴發(fā)失眠癥患者的epap的自動滴定顯得特別困難，因為這樣的患者會因為相當微小的sdb事件而覺醒。被喚醒后，會發(fā)現(xiàn)他們可能很難重新建立睡眠。因此，在一般人群中偶爾輕微阻塞或呼吸事件相關覺醒(reras)可能是可以接受的，但對睡眠維持性失眠的患者來說是不利的。因此，對于這些患者的epap的自動滴定更重要的是維持氣道通暢，而不是簡單地對阻塞事件作出反應。以下部分描述了用于壓力支持通氣療法的自動滴定的算法，其適用于sdb-伴發(fā)失眠癥患者。

8.7.2.1epap的自動滴定

在epap的自動滴定的一個實施方式中，指示上氣道阻塞(uao)的許多不同特征(如果存在)導致epap的上升與uao的嚴重程度大致成比例。當沒有指示uao的特征存在時，epap逐漸衰減到最低壓力限度(有時簡稱為“最低壓力”)或最小值minepap。這種衰減趨向于使epap的傳輸最小化。在任何給定時間，epap是趨向于使其升高和趨向于使其衰減的力之間的平衡?？蛇_到近似平衡，其中輕度uao的偶然指標導致epap中的上升運動，其會被沒有uao指標時出現(xiàn)的衰減抵消。

epap對流量受限指示的反應是漸進的(即，與不太嚴重的氣流受限引起的epap分量相比，更嚴重的流量受限導致的epap分量更大)，因為流量受限逐漸變得更加嚴重，需要迅速作出反應，以預防呼吸暫?；蛴X醒增加，并且還因為流量受限存在的不確定性較小。具有對信號的逐漸響應性的控制系統(tǒng)也幾乎總是更穩(wěn)定，并且通常比對信號水平的小變化響應變化較大的那些性能更佳。例如，在一些變型中，逐漸性的響應可以是與流量受限的指示成比例的響應。然而，在一些變型中，逐漸性的響應不需要與相對于氣流受限指示的恒定比率或增益值嚴格相關。

當療法參數(shù)確定算法4329規(guī)定epap的增加時，該增加可能不會立即發(fā)生。epap中的這種上升可以由控制器4230控制，并且定時為僅在rpt裝置4000認為是吸氣期間時發(fā)生?？梢哉J為，呼氣期間與吸氣期間相比，epap的上升更容易引起覺醒，這可能是因為吸氣期間的上升減小了吸氣工作，而在呼氣期間的上升趨向于推動患者進入下一次吸氣。在美國專利申請公開號2011/0203588a1中公開了這種技術的一個示例，其全部內(nèi)容通過引用并入本文。

圖7是示出方法7000的流程圖，該方法確定作為算法4324(吸氣流量受限)、4325(呼吸暫停和呼吸不足))和4326(打鼾)計算的uao的各種測量值的函數(shù)的epap的新值，currentepap。方法7000可以被療法參數(shù)確定算法4329重復使用，以在壓力支持通氣療法期間自動滴定epap。

方法7000計算epap高于最低壓力minepap的五個獨立組件：步驟7010的epap(1,2)(由于呼吸暫停和/或呼吸不足)、步驟7020的epap(3)(由于吸氣流量的平穩(wěn)性)、步驟7030的epap(4)(由于m形吸氣流量)、步驟7040的epap(5)(由于吸氣流量的反向椅)、步驟7050的epap(6)(由于打鼾)。步驟7060將這五個組件添加給最低壓力minepap。最后，在步驟7070，方法7000確保得到的currentepap的新值不超過最大值maxepap。換句話說，步驟7070限定currentepap新計算的值的上限至maxepap。方法7000然后得出結論。

除了uao的相應測量值之外，步驟7010至7050中的每一個將以下rpt裝置變量或信號中的一個或多個：呼吸流速qr、泄漏流速ql、當前目標通氣量vtgt、currentepap的當前值、壓力支持a的量、瞬時治療壓力pt和近期干擾模糊真值變量recentjamming作為輸入。

關于步驟7010至7050的更多細節(jié)可以在pct專利申請pct/au2013/000382中找到，公布號為wo2013/152403，其全部內(nèi)容通過引用并入本文。

一般來說，需要更為有力的證據(jù)表明，與epap的當前值相比，epap的上升幅度相同，因為epap值增加，升高的epap的潛在不利后果會增大。這些后果是，在給定固定的最大治療壓力的情況下，最大可能的壓力支持降低，且更容易發(fā)生泄漏。隨著泄漏流速的增加，計算出的呼吸流速波形的精度置信水平降低，因為隨著泄漏流速幅度的增加，泄漏模式往往越不精確。

在方法7000的變型中，如果睡眠狀態(tài)確定算法4328確定患者處于睡眠狀態(tài)，則epap，currentepap可能不會從其當前值降低。在這樣的變型中，如果睡眠狀態(tài)確定算法4328確定患者處于睡眠狀態(tài)，則將步驟7070以后的currentepap的新值與currentepap的先前值進行比較，如果新值小于先前值，則currentepap的值保持不變。在這種變型中，當確定患者處于睡眠狀態(tài)時，epap不能降低，而是僅增加或保持不變，以便使易喚醒的人群因上氣道阻力引起覺醒的機會最小化。

8.7.2.2最低壓力極限調(diào)整

在壓力支持通氣療法中，使用方程(3)確定的治療壓力始終大于或等于epap。在epap自動滴定的壓力支持通氣療法的一些實施方式中，諸如上述一個，epap可能被限制在以最小值或最低壓力minepap為下邊界，及以最大值maxepap為上邊界的范圍內(nèi)變化。這意味著治療壓力pt以用作epap壓力下限的最低壓力minepap為下邊界。在epap自動滴定的一些這樣的實施方式中，最低壓力minepap和最大值maxepap可以是在配置期間被硬編碼或手動輸入到rpt裝置4000中的恒定值。最低壓力minepap的典型恒定值和最大值maxepap分別為4和15cmh2o。

在epap自動滴定的其他實施方式中，可以根據(jù)epap自動滴定期間的關注事件反復調(diào)整最低壓力minepap。這種方法使用可選的最低壓力minepap的計算過程7059在圖7中進一步說明。在一些這樣的實施方式中，治療參數(shù)確定算法4329可以與epap的自動滴定并行地反復調(diào)整最低壓力minepap，諸如通過過程7059。在一個這樣的實施方式中，療法參數(shù)確定算法4329根據(jù)在預定間隔ta中發(fā)生的關注事件的數(shù)量來反復調(diào)整最低壓力minepap。即，如果在ta秒鐘的間隔內(nèi)發(fā)生了na或更多的關注事件，則minepap將通過增加δminepap的增量增加。在一個這樣的實施方式中，關注事件是sdb事件，諸如由如上所述的療法引擎模塊4320獲得的這些量的測量值確定的吸氣流量受限、呼吸暫停、呼吸不足或打鼾。在這種實施方式的一個示例中，δminepap在1cmh2o，na為3且ta為2分鐘時被預先確定。在其他示例中，δminepap預定為在0.2至4cmh2o或0.5至2cmh2o范圍內(nèi)的其他值。在其他示例中，ta預定為在30秒至10分鐘或1至4分鐘的范圍內(nèi)的其他值。

在其他這些實施方式中，增量δminepap不是預定的，而是取決于epap的當前值。在一個這樣的實施方式中，增量δminepap等于epap的值減去最低壓力最小值minepap的當前值，使得最低壓力minepap增加到epap的當前值。

在epap自動滴定的其他實施方式中，最低壓力minepap被反復調(diào)整，關注事件是由于epap的自動滴定而產(chǎn)生的epap的近期增量。在這些實施方式中，如果在特定時間間隔內(nèi)已經(jīng)有epap的預定數(shù)量的增量，則反映了epap值低于當前的epap，不足以維持氣道通暢的情況，因此，最低壓力最小值minepap可以增加到當前的epap。在這種實施方式的一個示例中，在時間t時，epap為4cmh2o，然后在時間t+3分鐘后，epap為8.5cmh2o，并且，從時間t開始的3分鐘間隔內(nèi)epap中的增量為10。如果增量數(shù)的閾值為9，時間間隔的閾值為5分鐘，則最低壓力minepap將被設置為當前epap(8.5cmh2o)，因為在小于5分鐘的間隔內(nèi)已經(jīng)超過9個增量。

作為上述實施方式的額外步驟，也可以考慮到epap的總增量。例如，如果在時間t和t+3之間的epap的總增量大于閾值，例如，3cmh2o，最低壓力minepap將被設置為當前epap。

在其中最低壓力minepap為可變的epap自動滴定的其他實施方式中，療法參數(shù)確定算法4329可以形成epap增量在與epap增量之間的典型間隔相比較長(例如60分鐘)的分析間隔內(nèi)發(fā)生處的epap值的分布?；谠摲植嫉膮?shù)或非參數(shù)統(tǒng)計分析，可以最低壓力minepap進行調(diào)整。圖9包括示例性直方圖9000，其表達epap增量在分析間隔(在此實例中60分鐘)內(nèi)發(fā)生處的epap值的分布。在此實例中，最低壓力minepap可以設置成7cmh2o，其是直方圖的模式(峰值位置)。該分布的其他統(tǒng)計提取值可以用作最低壓力minepap的新值，例如平均值、中位數(shù)等等?；蛘?，可以從先前的分析間隔中“記住”最低壓力minepap，并且新的最低壓力minepap可以基于記住的最低壓力以及分布。

minepap的分布分析和更新可以在整段時間中以有規(guī)律的間隔重復，例如每60分鐘。例如，該分析間隔可以是從30分鐘到300分鐘。分布分析與最低壓力minepap的調(diào)整之間的間隔可以是與分析間隔相同，或者是更長，或者是更短。

在一個實例中，分析了epap增量的分布并在每天夜間進行壓力支持通氣療法之后調(diào)整了最低壓力minepap。分析間隔是整夜，或者整夜的至少一部分，其中通過睡眠狀態(tài)確定算法4328確定患者處于睡眠狀態(tài)。這樣的實例對于患者而言有效地是“理想的”最低壓力minepap的夜晚至夜晚學習。這樣較長的分析間隔可以以更低的泄漏水平和增大的舒適度的形式向患者提供益處。

在具有反復調(diào)整的最低壓力minepap的epap自動滴定的一些實施方式中，療效參數(shù)確定算法4329確保最低壓力minepap始終小于或等于minepap_max上限，例如10cmh2o。在其他這樣的實施方式中，關于最低壓力minepap的變量值沒有這樣的上限。

8.7.2.3根據(jù)睡眠狀態(tài)的pi增益值的變化

由于sdb伴發(fā)失眠患者通常處于焦慮和壓力升高的狀態(tài)，因此他們可能特別容易被任何療法變化擾亂。較大的壓力波動在這樣的患者清醒時可能是不可取的。

因此，在壓力支持通氣療法的某些實施方式中，上面的pi控制方程(4)的增益值g可以根據(jù)由睡眠狀態(tài)確定算法4328所確定的睡眠狀態(tài)而變化。這樣的過程10000在圖10中示出。在10010處，諸如通過睡眠狀態(tài)確定算法4328來確定睡眠狀態(tài)。在10020處，基于確定的睡眠狀態(tài)來調(diào)整諸如用于控制伺服通氣的增益值。這可以由治療參數(shù)確定算法4329來執(zhí)行。在10030處，控制伺服通氣以用諸如由治療控制算法4330所確定的增益值對患者進行伺服通氣。在一個這樣的實施方式中，控制器增益值g0的固定的原始值根據(jù)睡眠狀態(tài)加權以產(chǎn)生實際的增益值g：

g＝睡眠狀態(tài)權重×g0(5)。

如果睡眠狀態(tài)確定算法4328確定患者處于清醒狀態(tài)，則睡眠狀態(tài)權重將接近于0，所以伺服控制的增益值g將是相對較低的，并且壓力支持a的伺服控制將是相對較慢響應的。另一方面，如果睡眠狀態(tài)確定算法4328確定患者處于睡眠中，則睡眠狀態(tài)權重將接近于1，所以伺服控制的增益值g將是相對較高的，因此壓力支持a的伺服控制將是相對較快響應的。反之亦然，睡眠狀態(tài)權重從0到1的轉變可以是瞬時的或漸進的，例如經(jīng)由線性或指數(shù)函數(shù)。

8.7.2.4壓力支持通氣療法的適應

如上所述，sdb伴發(fā)失眠患者通常不能耐受常規(guī)的呼吸壓力療法。這部分是因為失眠患者通常對于睡眠焦慮或在各方面都焦慮，此外可能不會將他們的狀況與呼吸障礙聯(lián)系起來。因此，可能需要專門的“適應療法”來幫助患者耐受呼吸壓力療法。以前的sdb伴發(fā)失眠患者的適應途徑包括對患者接頭和療法壓力的脫敏、克服厭惡情緒反應的行為療法、將患者注意力從患者接口或壓力感受中轉移出來的心理圖像、以及白天睡眠期間的壓力支持通氣療法的生理暴露(“pap-nap”)。

在本技術的一種形式中，適應療法包括一段時間的“定速呼吸”。定速呼吸包括使用壓力支持通氣來以患者有好感的響應方式使患者的呼吸朝“最佳的”呼吸速率減慢，以使得該療法是良好地耐受的。確定的是慢定速呼吸可以是平靜的，特別是在易過度活躍的患者中，諸如sdb伴發(fā)失眠患者。

這樣的過程11000在圖11中示出。在11010處，rpt裝置控制患者的定速呼吸的應用。這可以通過療法參數(shù)確定算法4329和療法控制算法4330來執(zhí)行。在11020處，向患者提供生物反饋。這也可以通過療法參數(shù)確定算法4329和療法控制算法4330來執(zhí)行。

例如，一段時間的定速呼吸通常開始于如上所述的壓力支持通氣療法的導入期，在此期間從上述的呼吸流速qras估算患者的自主吸氣時間ti和呼氣時間te。該估算的相位φ在方程(3)中用于用“平滑且舒適的”壓力波形模板ⅱ(φ)(諸如圖8中示出的壓力波形模板)計算治療壓力pt。

在導入期之后，療法參數(shù)確定算法4329設定當前的臨時呼吸速率目標。此臨時的呼吸速率目標的倒數(shù)(目標呼吸時間tgtttot)可以以與自主吸氣時間ti和呼氣時間te相同的比例劃分成目標吸氣時間tgtti和目標呼氣時間tgtte。經(jīng)由相對于目標吸氣時間tgtti和呼氣時間tgtte的逝去時間，使用如上所述估算的相位φ，使用“平滑且舒適的”壓力波形模板ⅱ(φ)繼續(xù)進行壓力支持通氣療法。這導致“平滑且舒適的”的治療壓力pt促進了患者吸氣時間ti和呼氣時間te與目標吸氣時間tgtti和目標呼氣時間tgtte相匹配。然而，因為當呼吸流量下降到循環(huán)閾值以下時，將相位φ設定成0.5(從而使呼吸機循環(huán))，并且當呼吸流量升高到觸發(fā)閾值以上時，將相位φ設定成0(從而觸發(fā)呼吸機)，所以患者的自主呼吸努力設定了觸發(fā)和循環(huán)時刻。循環(huán)閾值在一次呼吸內(nèi)是流速對時間的一般遞增函數(shù)。不同的臨時呼吸速率目標具有不同的循環(huán)閾值函數(shù)，從而隨著患者的呼吸速率趨向于該臨時呼吸速率目標而使得更容易循環(huán)。類似地，該觸發(fā)閾值在一次呼吸內(nèi)是流速對時間的一般遞減函數(shù)。不同的臨時呼吸速率目標具有不同的觸發(fā)閾值函數(shù)，從而隨著患者的呼吸速率趨向于該臨時呼吸速率目標而使得更容易觸發(fā)。

作為延長患者呼吸時間ttot從而減慢呼吸速率的額外措施，如果患者的呼吸速率大于該臨時呼吸速率目標，則增大壓力支持a。這趨向于導致潮氣量的增大，因此為了維持恒定的通氣而減慢呼吸速率。壓力支持增大的幅度可以是該臨時呼吸速率目標與患者的當前呼吸速率之差的函數(shù)。該臨時呼吸速率目標可以響應于患者的呼吸速率朝該當前的臨時呼吸速率目標減慢而周期地減小，直到達到最佳的呼吸速率。最佳的呼吸速率的一個實例是每分鐘6次呼吸。自主呼吸速率的突然增大(諸如發(fā)生在覺醒期間)會導致減小臨時呼吸速率目標的進程被中止，并且會導致定速呼吸在預定間隔后再次開始。

定速呼吸的一些實施方式可以提供一種確認信號，改信號在患者達到最佳的呼吸速率時以不干擾到床伴的方式指示給患者。在這樣的實施方式中，為了幫助患者進入或返回到睡眠，該伴隨的不干擾伴侶的確認信號可以是非視覺的和非聽覺的，諸如經(jīng)由對治療壓力pt的暫時性修改。在一個實例中，將幾乎不可辨別的軟壓力“碰撞”添加到治療壓力pt、目標吸氣時間tgtti和目標呼氣時間tgtte。另一個實例是在亞聲頻率下經(jīng)由空氣回路在患者接口3000內(nèi)輸送的壓力振蕩。這樣的壓力振蕩以能被面部機械感受器感知但不被聽到的幅度來輸送。

定速呼吸可以與匹配于臨時呼吸速率目標的生物反饋相結合，以進一步改進其減慢呼吸的有效性。該生物反饋可以采取視覺或聽覺的形式，諸如平靜的場景視覺化(例如花綻放或具有顏色變化的背光)或安靜的聲音(例如波動)，從而可以進一步促進患者的呼吸減慢到該臨時呼吸速率目標。該生物反饋可以經(jīng)由本地外部裝置4288提供，該外部裝置4288經(jīng)由本地網(wǎng)絡4284與rpt裝置4000進行通信。適合于此目的的本地外部裝置4288可以是個人計算機、“智能手機”、平板計算機、投影儀、“智能手表”、網(wǎng)絡電視或“智能眼鏡”。

有效的適應療法還可以用作對清醒患者進行定期的白天“鎮(zhèn)靜”治療，同時對患者進行調(diào)理并本身產(chǎn)生鎮(zhèn)靜的益處。有效的適應療法還可以作為壓力支持通氣療法的放松前奏，并且/或者如果在壓力支持通氣療法期間發(fā)生覺醒作為鎮(zhèn)靜措施可能對于sdb伴發(fā)失眠患者也是有用的。在這樣的實施方式中，適應療法可以被調(diào)用對于患者進入或返回到睡眠足夠長的預定持續(xù)時間(諸如30分鐘)。或者，一旦睡眠狀態(tài)算法4328確定患者已經(jīng)睡著就可以終止適應療法并開始壓力支持通氣療法。一旦睡眠狀態(tài)算法4328確定患者已經(jīng)覺醒就可以終止壓力支持通氣療法并重新開始適應療法。

更進一步的替代方案是對于rpt裝置4000終止適應療法并在從患者1000接收到命令時開始壓力支持通氣療法。在此替代方案的一種實施方式中，命令是通過啟動形成rpt裝置4000的用戶輸入裝置4220的一部分的手動控制來發(fā)出的。在此替代方案的其他實施方式中，命令可以是由患者發(fā)出的聲音，諸如口聲(例如話語聲或嗡嗡聲)、拍手聲或點擊聲。用于接收這樣的命令的音頻傳感器可以形成rpt裝置4000的換能器4270的一部分?；蛘撸撘纛l傳感器可以定位在本地外部裝置4288上，該本地外部裝置4288經(jīng)由本地網(wǎng)絡4284與rpt裝置4000進行通信。在一種進一步的實施方式中，在對患者的放松較少干擾的情況下，命令可以是經(jīng)由換能器4270感測的患者自愿呼吸動作或呼吸模式。這樣的呼吸動作可能是，例如大嘆息、短暫呼吸暫停/呼吸不足、一段連續(xù)的短暫呼吸暫停/呼吸不足、或以不連貫方式的重復快速的周期性陣發(fā)性吸氣/呼氣等等。

8.8術語表

為了本技術公開內(nèi)容的目的，在本技術的某些形式中，可以應用以下定義中的一個或多個。在本技術的其他形式中，可以應用替代性定義。

8.8.1通用

空氣：在本技術的某些形式中，空氣可以是意指大氣，并且在本技術的其他形式中，空氣可以是意指可呼吸氣體的某些其他相結合，例如富含氧氣的大氣。

呼吸壓力療法(rpt)：在相對于大氣通常為正的治療壓力下將空氣供應應用于氣道的入口。

持續(xù)氣道正壓(cpap)療法：其中治療壓力經(jīng)過患者的呼吸周期近似恒定的呼吸壓力療法。在cpap療法的某些形式中，氣道入口處的壓力在呼氣期間將略高，并且在吸氣期間將略低。在某些形式中，壓力將在患者的呼吸周期之間變化，例如響應于檢測到部分上氣道阻塞的指示而增大，并且在沒有部分上氣道阻塞的指示的情況下減小。

自動正氣道壓力(apap)療法：其中治療壓力為可自動調(diào)節(jié)的cpap療法，例如從呼吸到呼吸(在最小和最大限度之間)，這取決于sdb事件的指示的存在或不存在。

失眠：入睡和睡眠保持的問題或持續(xù)時間超過一個月并導致功能性損傷的無恢復精神效果之睡眠。觀察到兩種失眠：

(i)睡眠開始性失眠：難以入睡；

(ii)睡眠維持性失眠：在夜間頻繁的覺醒或早醒。

過度覺醒：增大的心理和生理的緊張狀態(tài)，具有如下后果，如降低的疼痛耐受性、焦慮、驚恐反應夸大、失眠、疲勞以及個性特質加強。

創(chuàng)傷后應激障礙(ptsd)：暴露于極端創(chuàng)傷性壓力或事件以后特征性癥狀的發(fā)展。特征性癥狀包括創(chuàng)傷性事件的持續(xù)再次體驗(閃回)、與創(chuàng)傷相關刺激的持續(xù)避免以及增大的覺醒的持續(xù)癥狀。所有癥狀必須持續(xù)超過一個月并導致臨床上顯著的痛苦或受損的功能。創(chuàng)傷后應激障礙是常見的，在沒有干預的情況下通常不會緩解，并且會導致高水平的功能損傷和健康保健成本。包括強奸和身體襲擊的暴力犯罪、戰(zhàn)斗暴露和自然災難是構成創(chuàng)傷性事件的實例，這些創(chuàng)傷性事件可能涉及對自身或其他人的完整性的威脅并可能伴隨著強烈的害怕、無助感或恐懼。ptsd的社區(qū)患病率估計值從1％變化到10％，而其在報告的人際暴力受害者(20％到30％)和戰(zhàn)斗退伍軍人(15％到30％)中具有更高的估計值。

堅持的：繼續(xù)進行治療。

依從的：繼續(xù)進行治療持續(xù)一段延長的時間。

8.8.2呼吸周期

呼吸暫停：根據(jù)一些定義，當流量下降到預定的閾值以下持續(xù)一段時間(例如10秒)時呼說明吸暫停已經(jīng)發(fā)生。當即使患者努力，氣道的一些阻塞也不允許空氣流動時，說明阻塞性呼吸暫停已經(jīng)發(fā)生。當盡管氣道是通暢的，但是由于呼吸努力的減少或不存在呼吸努力而檢測到呼吸暫停時，說明中樞性呼吸暫停已經(jīng)發(fā)生。當呼吸努力的減少或不存在與阻塞的氣道同時發(fā)生時，說明混合性呼吸暫停已經(jīng)發(fā)生。

呼吸速率：患者的自主呼吸的速率，其通常以每分鐘呼吸次數(shù)來測量。

占空比：吸氣時間(ti)與總呼吸時間(ttot)的比值。

努力(呼吸)：由自主呼吸的人嘗試呼吸所完成的工作。

呼吸周期的呼氣部分：從呼氣流量開始到吸氣流量開始的時間段。

流量受限：在患者努力的增大不會引起流速的相應增大的情況下，患者的呼吸中事務的狀態(tài)。在流量受限在呼吸循環(huán)的吸氣部分期間發(fā)生的情況下，可以將其描述為吸氣流量受限。在流量受限在呼吸循環(huán)的呼氣部分期間發(fā)生的情況下，可以將其描述為呼氣流量受限。

流量受限的吸氣波形的類型：

(i)平穩(wěn)的：具有一個上升隨后是一個相對平坦的部分，隨后是一個下降。

(ii)m狀的：具有兩個局部峰，一個在前緣處，并且一個在后緣處，以及兩個峰之間的一個相對平坦的部分。

(iii)椅狀的：具有一個單局部峰，該峰處于前緣處，隨后是一個相對平坦的部分。

(iv)反向椅狀的：具有一個相對平坦的部分，隨后是單局部峰，該峰位于后緣處。

呼吸不足：根據(jù)以些定義，呼吸不足是流量的降低而不是流量的停止。在一種形式中，當流量降低到閾值以下持續(xù)存在一段時間時，說明呼吸不足已經(jīng)發(fā)生。當由于呼吸努力的減少而檢測到呼吸不足時，說明中樞性呼吸不足已經(jīng)發(fā)生。在成年人的一種形式中，以下的任一種均可以看做是呼吸不足：

(i)患者呼吸減少30％持續(xù)至少10秒加相關的4％去飽和；或者

(ii)患者呼吸減少(但小于50％)持續(xù)至少10秒，伴隨相關的至少3％的去飽和或覺醒。

呼吸過度：流量增大到高于正常的水平。

呼吸周期的吸氣部分：從吸氣流量開始到呼氣流量開始的時間段被當做呼吸循環(huán)的吸氣部分。

通暢(氣道)：氣道被打開的程度或氣道是打開的程度。通暢的氣道是打開的。氣道通暢可以被量化，例如用值一(1)表示開放的和值零(0)表示封閉的(阻塞的)。

呼氣末正壓(peep)：存在于呼氣末的肺中的高于大氣壓的壓力。

峰值流速(qpeak)：呼吸氣流波形的吸氣部分期間的流量的最大值。

呼吸干擾指數(shù)(rdi)：呼吸暫停-呼吸不足指數(shù)加rera指數(shù)。

呼吸事件相關的覺醒(rera)：持續(xù)至少10秒的呼吸序列，其特征在于當呼吸順序不滿足呼吸暫?；蚝粑蛔愕臉藴蕰r，增大呼吸努力或者使流速波形的吸氣部分變平滑導致從睡眠中覺醒。

呼吸流速、患者氣流速率、呼吸氣流速率(qr)：這些同義的術語可以理解成指代rpt裝置對呼吸氣流速率的估計，相對于“真實的呼吸流速”或“真實的呼吸空氣流速”，其是由患者所經(jīng)歷的實際的呼吸流速并通常以每分鐘的升數(shù)表達。

潮氣量(vt)：當不施加額外的努力時，在正常呼吸期間吸入或呼出的空氣體積。

吸氣(吸入)時間(ti)：呼吸流速波形的吸氣部分的持續(xù)時間。

呼氣(呼出)時間(te)：呼吸流量波形的呼氣部位的持續(xù)時間。

呼吸(總)時間(ttot)：呼吸流速波形的一個吸氣部分的開始與呼吸流速波形的隨后吸氣部分的開始之間的總持續(xù)時間。

典型的近期通氣量：在其周圍通氣量vent的近期值在一些預定的時間范圍內(nèi)趨于集群的值，也就是通氣量的近期值的中心趨勢的測量值。

上氣道阻塞(uao)：包括部分的和全部的上氣道阻塞兩者。這可以與流量受限的狀態(tài)相關聯(lián)，其中流速僅略微地增大或者隨著上氣道的壓力差增大甚至可以減小(starling電阻器行為)。

上氣道阻力綜合癥(uars)：uars的一個直接的情況包括所有三個以下的標準：(1)增大的食道壓力(呼吸努力)偏差；(2)與eeg(腦電圖)覺醒相關聯(lián)；以及(3)具有過度嗜睡的客觀標準。uars未被普遍認為是明顯的綜合征，而是合并在呼吸努力相關的覺醒(rera)的分類下。

通氣量(vent)：由患者的呼吸系統(tǒng)所交換的氣體總量的測量值。通氣量的測量值可以包括吸氣和呼氣流量(每單位時間)的一者或兩者。當表達為每分鐘的體積時，此量通常被稱為“每分鐘通氣量”。每分鐘通氣量有時簡單地作為體積給出，并理解成是每分鐘的體積。

8.8.3rpt裝置參數(shù)

流速(或流量)：每單位時間輸送的空氣的體積(或質量)。流速可以指代瞬時的量。雖然流速和通氣量具有相同的每單位時間體積或質量的尺度，但是流速在短得多的時間周期內(nèi)測量。在一些情況下，對流速的引用將是對標量的引用，即僅具有大小的量。在其他情況下，對流速的引用將是對矢量的引用，即具有大小和方向兩者的量。在其被稱為有符號的量的情況下，流速對于患者的呼吸周期的吸氣部分可以標稱地是正的，因此其對于患者的呼吸周期的呼氣部分可以標稱地是負的。流速將以符號q給出。總流速(qt)是空氣離開rpt裝置的流速。排氣流速(qv)是空氣離開通氣口以允許呼出的氣體沖洗的流速。泄漏流速(ql)是來自患者接口系統(tǒng)或其他地方的泄漏的流速。呼吸流速(qr)是接收到患者的呼吸系統(tǒng)中的空氣的流速。

泄漏：意想不到的空氣流。在一個實例中，泄露可能會因面罩與患者的面部之間不完全密封而發(fā)生。在另一實例中，泄漏可能發(fā)生在到周圍環(huán)境的旋轉彎頭中。

壓力：每單位面積的力。壓力可以在單位范圍中測量，這些單位包括cmh2o、g-f/cm²、百帕斯卡。1cmh2o等于1g-f/cm²并且大約是0.98百帕斯卡。在此說明書中，除非另有說明，壓力以cmh2o為單位給出?；颊呓涌谥械膲毫σ苑杙m給出，而治療壓力表示在當前時間瞬間由面罩壓力pm實現(xiàn)的目標值，并且以符號pt給出。

8.8.4用于呼吸機的術語

自適應伺服呼吸機(asv)：具有可變的而不是固定的目標通氣量的伺服呼吸機?？梢詮幕颊叩囊恍┨卣?例如患者的呼吸特征)中獲知可變的目標通氣量。

備用速率：呼吸機的參數(shù)，其確定呼吸機將輸送到患者的最小呼吸速率(通常以每分鐘呼吸次數(shù))，如果不是由自主呼吸努力以別的方式觸發(fā)的話。

循環(huán)的：呼吸機的吸氣階段的終止。當呼吸機向自主呼吸的患者輸送呼吸時，在呼吸周期的吸氣部分的末期處，呼吸機循環(huán)以停止輸送呼吸。

呼氣正氣道壓力(epap)：將呼吸內(nèi)變化的壓力加到其中以產(chǎn)生呼吸機在給定時間將嘗試達到的期望面罩壓力的基礎壓力。

末端呼氣壓力(eep)：呼吸機在呼吸的呼氣部分的末期將嘗試達到的期望面罩壓力。如果壓力波形模板ⅱ(φ)在呼氣的末期處為零，即ⅱ(φ)＝0當φ＝1轉時，eep等于epap。

吸氣正氣道壓力(ipap)：呼吸機在呼吸的吸氣部分期間將嘗試達到的最大期望面罩壓力。

壓力支持：指示呼吸機吸氣期間的壓力隨著呼吸機呼氣期間的壓力增加的數(shù)字，其通常意味著吸氣期間的最大值與基礎壓力(例如，ps＝ipap-epap)之間的壓力差值。在一些情況下，壓力支持意味著呼吸機目標上要達到的而不是其實際上達到的差值。

伺服呼吸機：測量患者通氣量的呼吸機，其具有目標通氣量并調(diào)節(jié)壓力支持的水平以使患者通氣量達到目標通氣量。

自主的/定時的(s/t)：呼吸機或其他裝置的模式，其嘗試檢測自主呼吸患者的呼吸的起始。然而，如果該裝置在預定時間周期內(nèi)不能檢測到呼吸，則該裝置將自動地開始輸送呼吸。

波動：與壓力支持等同的術語。

觸發(fā)的：當呼吸機向自主呼吸的患者輸送呼吸的空氣時，其被認為在通過患者的努力在呼吸周期的呼吸部分的起始處被觸發(fā)這樣做。

典型的近期通氣量：典型的近期通氣量vtyp是在其周圍通氣量的近期測量值在一些預定時間范圍趨于集群的值，也就是近期歷史上通氣量的測量值的中心趨勢的測量值。

呼吸機：向患者提供壓力支持以執(zhí)行一些或全部呼吸工作的機械裝置。

8.8.5呼吸系統(tǒng)的解剖

隔膜：跨越肋架的底部延伸的一片肌肉。隔膜將包含心臟、肺和肋骨的胸腔與腹腔分隔開。當隔膜收縮時，胸腔的體積增加并且將空氣吸入肺中。

喉部：喉部或喉頭容納聲帶并將咽部的下側部分(下咽部)與氣管連接。

肺：人類的呼吸器官。肺的導管區(qū)包含氣管、支氣管、細支氣管以及末端細支氣管。呼吸區(qū)包含呼吸細支氣管、肺泡管和肺泡。

鼻腔：鼻腔(或鼻窩)是面部中間的鼻子上方和后方的較大的空氣填充的空間。鼻腔由稱為鼻中隔的垂直翅片分成兩部分。鼻腔側面上是三個水平的長頸，稱為鼻甲(conchae)(單數(shù)的“鼻甲(concha)”)或鼻甲骨。向鼻腔前部的是鼻子，而后部經(jīng)由鼻后孔融合到鼻咽中。

咽部：直接位于鼻腔下側(下面)并位于食道和喉部上側的咽喉部分。咽部常規(guī)上劃分成三個部分：鼻咽部(上咽部)(咽部的鼻部分)、口咽部(中咽部)(咽部的口部分)和喉咽(下咽部)。

8.8.6數(shù)學術語

在本技術的許多地方使用了模糊邏輯。以下函數(shù)用于表示模糊隸屬函數(shù)，其在[0,1]范圍中輸出“模糊真值”，0表示模糊假的而1表示模糊真的：

fuzzymember(actualquantity,referencequantity1,fuzzytruthvalueatreferencequantity1,referencequantity2,fuzzytruthvalueatreferencequantity2,...,referencequantityn,fuzzytruthvalueatreferencequantityn)

將模糊隸屬函數(shù)定義為

其中

fj是模糊真值，并且x和xj是實數(shù)。

除了將這些fk值解釋為實數(shù)而不是模糊真值之外，將函數(shù)“interp”定義成與“fuzzymember”相同。

模糊真值的模糊“或”是這些值的最大值；模糊真值的模糊“與”是這些值的最小值。這些將由兩個或多個模糊真值的函數(shù)fuzzyor和fuzzyand表示。應當理解的是這些模糊操作的其他典型的定義將在本技術中類似地運作。

具有時間常數(shù)τ的“朝向零的指數(shù)衰減”意味著在時刻t＝t處開始的任何衰減周期期間，衰減量v的值由給出。

8.9其他備注

此專利文檔公開內(nèi)容的一部分包含受到版權保護的材料。版權所有者并不反對任何人對專利文檔或專利公開內(nèi)容的摹本復制，如其在專利和商標局專利文件或記錄中呈現(xiàn)，但以其他方式保留所有版權的任何權利。

除非上下文以其他方式明確地規(guī)定并且在提供值范圍的情況下，否則應當理解的是在該范圍的上限和下限之間到下限單位的十分之一的每個插入的值，和在該陳述的范圍中的任何其他陳述的或插入的值都涵蓋在本技術范圍內(nèi)。這些插入范圍的上限和下限可以獨立地包括在插入范圍中，其也涵蓋在本技術范圍內(nèi)，在陳述的范圍中受到任何明確地排除的限制。在陳述的范圍包括這些限制的一者或兩者的情況下，在本技術中也包括排除這些被包括的限制的任一者或兩者的范圍。

此外，在如本技術的一部分所實施那樣在本文中陳述一個值或多個值的情況下，應當理解的是除非另有說明，否則可以將這樣的值近似，并且這樣的值可以以實踐的技術實施方式可以允許或要求它達到的程度用于任何合適的有效數(shù)字。

除非另有定義，本文中使用的所有技術和科學的術語具有與此技術所屬領域的普通技術人員通常理解的相同的含義。盡管與本文中所描述的那些相似或等同的任何方法和材料也可以用在本技術的實踐或測試中，但是本文中描述了有限數(shù)量的示例性方法和材料。

當將特定的材料確定為優(yōu)選地用于構成組件時，可以使用具有相似特性的明顯的替代性材料作為替代物。此外，除非有相反的規(guī)定，否則本文中所描述的任何和所有組件應當理解成能夠被制造，并且同樣地可以一起或分開地制造。

必須注意的是如本文中和所附權利要求中所使用，除非上下文另有明確地規(guī)定，否則單數(shù)的形式“一(a)”、“一個(an)”和“該”包括其復數(shù)的對應詞。

本文中提及的所有出版物通過引用并入以公開內(nèi)容并描述作為這些出版物主題的方法和/或材料。僅對于其在本申請的申請日之前的公開內(nèi)容提供本文中所討論的出版物。本文中的任何內(nèi)容都不得解釋為承認本技術無權借助于先前的發(fā)明來提前發(fā)布這樣的出版物。進而，所提供的出版物的日期可以不同于實際的出版日期，而這可能需要獨立地進行確認。

這些術語"包含(comprises)"和"包含(comprising)"應當解釋為以非排他性方式指代元件、組件或步驟，從而表明所指代的元件、組件或步驟可以存在，或利用，或與沒有明確指代的其他元件、組件或步驟相結合。

詳細的說明書描述中使用的主題標題僅僅是為了便于閱讀者的參考而包括，而不應當用于限制整個公開內(nèi)容或權利要求書中發(fā)現(xiàn)的主旨。主題標題不應當用于解釋權利要求書或權利要求限制的范圍。

雖然已經(jīng)參考特定的實施例描述了本技術，但是應當理解的是這些實施例僅僅是本技術的原理和應用的示例性說明。在一些情況下，術語和符號可以暗示對實踐本技術不需要的特定細節(jié)。例如，盡管可以使用這些術語“第一”和“第二”，但是除非另有規(guī)定，否則它們并不旨在表示任何順序而是可能用于在不同的元件之間做出區(qū)分。此外，雖然可以按順序描述或說明一套方法中的過程步驟，但是不需要這樣的排序。本領域中的技術人員將認識到，可以修改這樣的排序并且/或者可以同時地或甚至同步地進行其各個方面。

因此，應當理解的是可以對說明性實施例進行許多修改，并且在不脫離本技術的精神和范圍的情況下可以設計出其他布置。

8.10參考標記表

患者1000

患者接口3000

密封成型結構3100

增壓室3200

結構3300

通氣孔3400

連接端口3600

前額支架3700

rpt裝置4000

外部殼體4010

上部4012

部分4014

板件4015

底架4016

手柄4018

氣動塊4020

氣動組件4100

空氣過濾器4110

入口空氣過濾器4112

出口空氣過濾器4114

消聲器4120

入口消聲器4122

出口消聲器4124

壓力生成器4140

鼓風機4142

電機4144

抗溢流止回閥4160

空氣回路4170

補充氧氣4180

電氣組件4200

pcba4202

電力供應件4210

輸入裝置4220

中央控制器4230

時鐘4232

療法裝置控制器4240

保護電路4250

存儲器4260

換能器4270

壓力傳感器4272

流速傳感器4274

電機速度換能器4276

數(shù)據(jù)通信接口4280

遠程外部通信網(wǎng)絡4282

本地網(wǎng)絡4284

遠程外部裝置4286

本地外部裝置4288

輸出裝置4290

顯示器驅動器4292

顯示器4294

算法4300

預處理模塊4310

壓力補償算法4312

通氣孔流速估計算法4314

泄漏流速估計算法4316

呼吸流速估計算法4318

干擾檢測算法4319

療法引擎模塊4320

相位確定算法4321

波形確定4322

通氣量確定算法4323

吸氣流量受限確定算法4324

呼吸暫停/呼吸不足確定算法4325

打鼾確定算法4326

目標通氣量確定算法4327

睡眠狀態(tài)確定算法4328

療法參數(shù)確定算法4329

療法控制算法4330

加濕器5000

方法7000

步驟7010

步驟7020

步驟7030

步驟7040

步驟7050

過程7059

步驟7060

步驟7070

實例直方圖9000

過程10000

步驟10010

步驟10020

步驟10030

過程11000

步驟11010

步驟11020

9引用的參考文獻

krakowb,ulibarriva,romeroea.《夜間服用用于睡眠的處方藥物的患有抗治療性失眠的患者：診斷和治療變量的回顧性評估(patientswithtreatment-resistantinsomniatakingnightlyprescriptionmedicationsforsleep：aretrospectiveassessmentofdiagnosticandtreatmentvariables)》.《臨床精神病學雜志初級保健伴侶》，2010：12(4)。