用于通气治疗的装置和方法

用于通气治疗的装置和方法
【专利摘要】本申请公开了一种用于治疗呼吸障碍的装置，用于计算患者典型近期通气量的度量值，从而使得典型近期通气量的度量值的调整值随着近期未补偿泄漏的度量值增加而减小；还公开了一种用于治疗呼吸障碍的装置，用于从典型近期通气量的度量值与目标分数的乘积来计算目标通气量，其中所述目标分数取决于近期压力支持。
【专利说明】用于通气治疗的装置和方法
[0001] 相关文献交叉引用
[0002] 本申请要求2012年4月13日提交的美国临时申请61/623643的优先权，其公开 在此以引用的方式全文并入。

【技术领域】
[0003] 本技术涉及对呼吸障碍的诊断、治疗和改善中的一种或多种，以及用于预防呼吸 障碍的过程。尤其是，本技术涉及用于治疗呼吸障碍和预防呼吸障碍的医疗装置及其用途。

【背景技术】
[0004] 身体的呼吸系统用于气体交换。鼻和口形成患者呼吸道的入口。
[0005] 呼吸道包括一系列分支管，这些分支管随着向肺部的深入而变得越来越窄、越来 越短、越来越多。肺部的主要功能为气体交换，允许氧气从空气进入静脉血并排出二氧化 碳。气管分为左右主支气管，主支气管最终又分为末端细支气管。支气管组成传导呼吸 道，并不参与气体交换。呼吸道的进一步细分形成了呼吸性细支气管，且最终成为了肺 泡。肺部的肺泡区域是发生气体交换的部位，且称为呼吸区。参见韦斯特（West)所著的 RespiratoryPhysiology-theessentials。
[0006] 存在着一系列的呼吸障碍。
[0007] 阻塞性睡眠呼吸暂停（ObstructiveSleepApnea, 0SA)，是睡眠障碍性呼吸 (SleepDisorderedBreathing,SDB)的一种形式，特征是睡眠期间上呼吸道闭塞或阻 碍，其成因是上呼吸道异常小和睡眠期间舌部、软腭和口咽后壁肌张力正常损耗的结 合。该症状使得患者在时长一般为30-120秒的时期内停止呼吸，有时每夜200-300次， 常常造成白天的过度困乏，且可能引起心血管疾病和大脑损伤。该症状是一种常见疾 病，尤其是在中年超重男性中，哪怕患者本身可能未察觉问题的存在。参见USPatent 4,944, 310(Sullivan)〇
[0008] 陈-施式呼吸（Cheyne-StokesRespiration,CSR)是一种患者呼吸系统疾病， 特点是呼吸逐步减弱和呼吸逐渐增强有节奏地交替出现，造成动脉血反复地去氧合和再 氧合。由于这样反复的缺氧，CSR可能是有害的。在一些患者中，CSR与从睡眠中反复醒 来有关，造成了严重的睡眠障碍，交感神经活动增加，以及后负荷升高。参见USPatent 6,532,959 (Berthon-Jones)〇
[0009] 中枢因素的周期性呼吸障碍，例如陈-施式呼吸，可能与上呼吸道阻塞一起发生。
[0010] CSR的诊断，通常涉及进行睡眠检查，并分析所得的多导睡眠图（"PSG"）数据。 在一项完整的诊断性PSG研究中，对一系列生物参数进行监控，一般包括鼻气流信号、呼吸 运作度量值、血氧测量、就眠位置，还可以包括脑电图（"EEG"）、心电图（"ECG"）、肌电图 ("肌电图"）和眼电图（"E0G"）。还可以从可见特征中识别呼吸特征，由此允许临床医生 评估睡眠期间的呼吸功能，并评估CSR的可能存在。虽然临床医生的检查是最全面的方法， 但这是一种花费高昂的过程，且非常依赖于临床经验和理解。
[0011] 系统
[0012]一种用于治疗睡眠障碍呼吸的已知产品是ResMed所生产的S9睡眠治疗系统（S9 Sleep Therapy System)〇
[0013]疗法
[0014]持续气道正压通气（Nasal Continuous Positive Airway Pressure，CPAP)疗法 被用于治疗阻塞性睡眠呼吸暂停（Obstructive Sleep Apnea, OSA)，其理论假设是：连续正 压气道压力起到充气夹板的作用，可以通过将软腭和舌部前推，使其离开口咽后壁，从而防 止上呼吸道阻塞。
[0015]无创通气（Non-invasive ventilation，NIV)被用于治疗CSR、OHS、C0PD、MD和 胸壁障碍（Chest Wall disorders)。在NIV的一些情况下，可以通过例如测量潮气量或 每分钟通气量，并控制通气测量以满足目标通气，来控制压力治疗来实施目标通气。通气 测量的伺服控制系统，例如通过比较通气瞬时测量和通气长期测量，可以作为中和CSR的 治疗。在某些此类情况下，以装置递送的压力治疗形式可以是压力支持通气（Pressure Support ventilation)。所述压力治疗一般在吸气期间产生较高水平的压力（例如吸气压 力（IPAP))并在呼气期间产生一个较低水平的压力（例如呼气压力（EPAP))
[0016]患者界面
[0017]通过使用患者界面，例如鼻罩、全面罩或鼻枕，能有助于将正压空气输送至患者呼 吸道入口。已知有一系列的患者界面装置，但其中有许多都遭受着一种或多种以下问题：突 兀、缺乏审美、装配不良、使用困难以及难受，尤其是在长时间佩戴或当患者不熟悉此类系 统时。专门为飞行员设计的面罩，作为个人保护装置的一部分或用于实施麻醉，究其原应用 而言尚可忍受，但仍在长期穿戴时，例如在睡眠期间，使人难受，令人不快。
[0018] PAP装置
[0019]通常，正压空气是通过PAP装置，例如马达传动风机，输送给患者呼吸道的。风机 输出口通过柔性递送管道连接至上述的患者界面。


【发明内容】

[0020] 本技术的目的在于提供用于检测、诊断、改善、治疗或预防呼吸障碍的医疗装置， 其具有舒适度、成本、疗效、使用便利型和可生产性中的一种或多种方面的改进。
[0021] 本技术的第一个方面涉及用于检测、诊断、改善、治疗或预防呼吸障碍的装置。
[0022] 本技术的又一方面涉及用于检测、诊断、改善、治疗或预防呼吸障碍的方法。
[0023]本技术的各方面提供了用于评估或评价患者SDB事件和/或通气的方法，其可以 在用于评估通气评估的装置或用于产生呼吸压力治疗的装置中执行。
[0024]本技术的各方面提供了在周期性呼吸的呼吸压力治疗期间自动调节EPAP水平以 抵消上呼吸道阻塞的方法和装置。
[0025]本技术的一种形式中的一个方面中，包括一种伺服通气装置，其配置为控制供气 压力以达到所述目标通气量；该装置对通气量测量值中的误导性变化（例如泄漏的突然变 化的结果）进行响应，降低目标通气量的调整率。
[0026]本技术的一种形式中的一个方面中，包括一种伺服通气装置，用于连续计算目标 通气量，使得目标通气量随着近期未补偿泄漏的度量值的增加而上升得更为缓慢，以及控 制供气压力以达到所述目标通气量。
[0027] 本技术的一种形式中的一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其提 供典型近期通气量的度量值，所述典型近期通气量的度量值随着近期未补偿泄漏的度量值 的增加而更为缓慢地上升。
[0028] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 提供目标通气量，所述目标通气量的增率受到一个上限的约束。
[0029] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 提供目标通气量，所述目标通气量随着近期压力支持的稳定性的提高而更迅速地下降，由 此提高患者舒适度。
[0030] 此三种最近描述的方面在结合使用时可能尤其有利。
[0031] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 根据测得的呼吸暂停或呼吸不足的持续时间，调整呼气气道正压（EPAP)值，从而使得所述 EPAP的调整值随着持续时间的增加，以指数方式趋向一个大于EPAP最大值的数值，以提高 EPAP在通气期间固定气道的能力。
[0032] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 能够降低呼吸不足检测中的假阴性数量，其方法在于根据以下方面检测呼吸不足：递送给 患者的呼吸支持的大的程度；以及，患者气流量绝对值的度量值与目标绝对气流量相比的 小的程度。
[0033] 此二种最近描述的方面在结合使用时可能尤其有利。
[0034] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 根据计算所得的M形呼吸流量受限的度量值来增加EPAP值，从而使得该增量取决于每次呼 吸通气量与典型近期通气量的比值，由此降低"行为性（behavioural) "呼吸对EPAP值的影 响。
[0035] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 基于围绕吸气流量波形中的凹口位置对称化的一种吸气流量波形版本来计算患者M形吸 气流量受限的度量值。
[0036] 此二种最近描述的方面在结合使用时可能尤其有利。
[0037] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 根据计算所得的反向椅形吸气流量受限的度量值来调整呼气气道正压（EPAP)值，由此使 得其增量取决于当前和前次呼吸之间的反向椅形一致性。
[0038] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 基于递送至患者的气流量的近期未补偿泄漏的程度来计算患者反向椅形吸气流量受限的 度量值。
[0039] 此二种最近描述的方面在结合使用时可能尤其有利。
[0040] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 在未检测到呼气打鼾时，根据吸气打鼾的度量值增加呼气气道正压（EPAP)。
[0041] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 将吸气打鼾度量值计算为，当前呼吸的吸气部分上，打鼾滤波器对瞬时界面压力的输出值 和由瞬时界面压力确定的阈值之间的差值的平均值。
[0042] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 对当前呼吸呼气部分期间的瞬时界面压力的打鼾滤波器的输出值的持续时间和强度使用 了联合阈值，以计算呼气打鼾度量值。
[0043] 此三种最近描述的方面在结合使用时可能尤其有利，以减少因"伪鼾声"而起的 EPAP增加。
[0044] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 估计患者当前呼吸循环的相位，其中赋予所述相位估计的标准变化率的权重取决于患者近 期达到等于或大于目标通气量的通气量的程度，由此增加对较低呼吸率和呼吸率中的短期 变化的容忍度。
[0045] 此种最近描述的方面与此前所述的任一方面或此前多种方面的组合结合使用可 能尤其有利。
[0046] 本技术的一种形式中的又一个方面中，包括用于治疗呼吸障碍的装置或方法，其 以下列值的结合向患者递送压力支持：足以将瞬时通气量增加至目标通气量的压力支持 值，以及足以将总肺泡通气量增加至目标总肺泡通气量的压力支持值；由此，治疗周期性呼 吸和呼吸功能不全的患者。
[0047] 此种最近描述的方面与此前所述的任一方面或此前多种方面的组合结合使用可 能尤其有利。
[0048] 本技术的一种形式中的其他方面中，包括记录有用于令处理器执行上述方面中的 方法的计算机程序指令的计算机可读存储介质。
[0049] 显然，本技术所述方面的各部分还可以组成子方面。而且，各种所述子方面和/或 方面可以通过各种方式组合，且构成本技术的附加方面或子方面。
[0050] 通过考虑以下详细说明书、摘要、附图和权利要求，可以清楚地理解本技术的其他 特征。

【专利附图】

【附图说明】
[0051] 下面将通过以下附图以示例而非限定的方式对本技术进行说明，附图中相似的元 素以相似标号进行标记。
[0052] 治疗系统
[0053] 图Ia展示了本技术的系统。患者1000佩戴患者界面3000,从PAP装置4000接收 到一定量的正压空气。来自PAP装置的空气在加湿器5000中加湿，并通过空气管道4170 到达患者1000。
[0054] 呼吸系统
[0055] 图2a展示了人类呼吸系统的总览图，包括鼻腔、口腔、咽喉、声带、试管、气管、支 气管、肺、肺泡小囊、心和横膈膜。
[0056] 图2b展示了人类上呼吸道的视图，包括鼻腔、鼻骨、侧鼻软骨、鼻翼大软骨、鼻孔、 上唇、下唇、咽喉、硬腭、软腭、口咽、舌、会厌、声带、食道和气管。
[0057] 患者界面
[0058] 图3a展示了本技术患者界面的形式之一。
[0059] PAP装置
[0060] 图4a展示了本技术PAP装置的形式之一。
[0061]图4b展示了图4a中的PAP装置的气压系统的示意图，其中指出了上游和下游方 向。
[0062] 图4c展示了图4a的PAP装置的电子元件的示意图。
[0063] 图4d展示了图4a的PAP装置中应用的算法的示意图。如图所示，实线箭头代表 信息实际流量，例如通过电子信号。
[0064] 加湿器
[0065]图5a展示了本技术的一个方面中的加湿器。
[0066]呼吸波形
[0067]图6a展示了人睡眠期间的典型呼吸波形模型。水平轴为时间，垂直轴为呼 吸流量。虽然参数值可能变化，但典型呼吸可能具有下列近似值：潮气量（Vt) :0.5L， 吸气时间（Ti) :1.6s，吸气峰流量（Qpeak) :0.4L/s，呼气时间（Te) :2. 4s，呼气峰流量 (Qpeak) :-0.5L/s。呼吸总持续时间（Ttot):约4s。人的典型呼吸频率（BPM)为每分钟约 15次，其中通气量（Vent):约7. 5L/minute。典型的工作周期，即Ti=Ttot之比为约40%。
[0068] 图6b展示了在非快速眼动睡眠（non-REMsle印）中约为90秒的时间内正常呼吸 且呼吸约34次的患者，其正接受自动PAP治疗，且面罩压力为约IlcmH2O15最上方通道展示 了血氧测量（SpO2),其范围是垂直方向上90%-99%饱和度。患者在所示期间内保持这约 95%的饱和度。第二通道展示了量化的呼吸气流量，其范围是垂直方向上-1-+1LPS，吸气为 正值。第三和第四通道展示了胸部和腹部的运动。
[0069] 图6c展示了患者治疗前的多导睡眠图。从上到下有11条信号通道，水平跨距为 6分钟。最上方2条通道均为来自不同头颅位点的EEG(脑电图）。第二通道中的周期性峰 值代表着皮层觉醒和相关活动。向下第三通道为颏下EMG(肌电图）。觉醒时刻前后，其活 动增加，代表着征用颏舌肌。第四和第五通道为E0G(眼电图）。第六通道为心电图。第七 通道展示了脉搏血氧饱和度（SpO2),其反复从约90%去饱和至70%以下。第八通道为呼吸 气流，以鼻导管连接在压差感应器上得到。25-35秒重复呼吸暂停与10-15秒的阵阵呼吸恢 复交替出现，与EEG环形和EMG活动提高相吻合。第九通道展示了胸部运动，第十通道展示 了腹部运动；腹部在呼吸暂停期间表现出渐强运动，引发觉醒；由于恢复呼吸增强期间的 整个身体的运动，两者均变得杂乱无章。因此，呼吸暂停是阻塞性的，且症状严重。最下方 通道为睡姿，在此示例中睡姿未显示出变化。
[0070] 图6d展示了患者流量数据，其中患者正在经历一系列完全阻塞性呼吸暂停。记录 时长为约160秒。流量范围为约+lL/s至-I. 5L/s。每次呼吸暂停持续约10-15秒。
[0071] 图6e展示了一个放大的呼吸吸气部分，其中患者正在经历低频率吸气打鼾。
[0072] 图6f展示了一个放大的呼吸吸气部分，其中患者正在经历的是普通或"平台 (mesa) "平直形吸气流量受限的例子。
[0073] 图6g展示了 一个放大的呼吸吸气部分，其中患者正在经历的是"反向椅形 (reversechair) "吸气流量受限的例子。
[0074] 图6好、展示了一个放大的呼吸吸气部分，其中患者正在经历"M形"吸气流量受限 的例子。
[0075] 图6i展示了潮式呼吸的一个例子。图中有三条通道：氧饱和度（SpO2)、流量指示 信号和运动。数据跨距为6分钟。该流量指示信号使用连接在鼻导管上的压力感应器进行 测量。患者表现出约22秒的呼吸暂停和约38秒的呼吸增强。呼吸暂停期间的高频率低振 幅振荡是心源性的。
[0076] 图7a_7q为表示图4a的PAP装置的一种形式执行图4d算法的流程图。
[0077] 图8展示了本技术的一种形式中，"平稳舒适"的治疗压力波形作为相位的函数的 例子。

【具体实施方式】
[0078] 在进一步详细描述本技术之前，应当理解，本技术并不受限于此处的特定实施例， 而是可以变化。还应当理解，本公开中所使用的术语的目的仅在于描述本文中的特定实施 例，而不具有限制性。。
[0079]治疗系统
[0080] 在一种形式中，本技术包括用于治疗呼吸障碍的装置。该装置可以包括用于治疗 呼吸障碍的装置。该装置可以包括气流发生器或风机，用于将加压呼吸气体，例如空气，通 过连接至患者界面3000的空气输送管道输送给患者1000。
[0081] 疗法
[0082] 在本技术的一种形式中，包括一种用于治疗呼吸障碍的方法，包括向患者1000的 呼吸道入口施加正压。
[0083] 用于OSA的鼻部CPAP
[0084] 在本技术的一种形式中，包括一种通过向患者施加鼻部连续气道正压，治疗患者 阻塞性睡眠呼吸暂停的方法。
[0085] 本技术的某些实施例中,通过一个或二个鼻孔向患者鼻道提供正压空气。
[0086] 患者界面3000
[0087] 本技术的一个方面中，一种无创患者界面3000,包括以下功能方面：密封形成 结构3100、增压室3200、定位和稳定结构3300,以及用于连接空气回路4170的连接端口 3600。在某些形式中，可以用一个或多个物理构件来提供一种功能方面。在某些形式中，一 个物理构件可以提供一种或多种功能方面。在使用中，所述密封形成结构3100设为围绕患 者呼吸道入口，由此有助于以正压向呼吸道提供空气。
[0088] PAP装置 4000
[0089] 本技术的一个方面中，PAP装置4000包括机械和气动元件4100、电子元件4200， 且编程为执行一种或多种算法4300。该PAP装置具有两部分构成的外壳4010,S卩外壳4010 的上部4012和外壳4010的下部4014。在可选的形式中，外壳4010可以包括一个或多个面 板4015。PAP装置4000包括底盘4016,所述底盘4016支承PAP装置4000的一个或多个 内部元件。在一种形式中，气动块4020由底盘4016支承，或构成底板4016的一部分。PAP 装置4000可以包括把手4018。
[0090]PAP装置4000的气动路径包括进气口过滤器4112、进气口消音器4122、能够以正 压提供空气的可控压力装置4140(优选为风机4142)以及出气口消音器4124。所述气动路 径中包括一个或多个压力感应器4272和流量感应器4272。
[0091] 气动块4020包括一部分位于外壳4010内的气动途径。
[0092]PAP装置4000具有电源4210、一个或多个输入装置4220、中央控制器4230、治疗 装置控制器4240、治疗装置4245、一个或多个保护回路4250、记忆体4260、传感器4270、数 据通讯界面4280和一个或多个输出装置4290。电子元件4200可以安装在单一的印刷电路 板组件（PCBA) 4202上。在一种可选形式中，PAP装置4000可以包括超过一个PCBA4202。
[0093]PAP装置4000的中央控制器4230编码为执行一种或多种算法模块4300,在一种 实施方式中，包括预处理模块4310、治疗引擎模块4320、压力控制模块4330和故障状态模 块 4340。
[0094] 下文中，PAP装置4000也称为呼吸机。
[0095]PAP装置机械&气动元件4100
[0096] 空气过滤器4110
[0097] 本技术的一种形式中的PAP装置可以包括一个或多个空气过滤器4110。
[0098] 在一种形式中，进气口空气过滤器4112位于风机4142上游的气动途径起始段。参 见图4b。
[0099] 在一种形式中，出气口空气过滤器4114,例如抗菌过滤器，位于气动块4020的出 气口和患者界面3000之间。参见图4b。
[0100]消音器 4120
[0101] 本技术的一种形式中，进气口消音器4122位于风机4142上游的气动途径中。参 见图4b。
[0102] 本技术的一种形式中，出气口消音器4124位于风机4142和患者界面3000之间的 气动途径中。参见图4b。
[0103] 压力装置4140
[0104] 本技术的一种形式中，用于产生正压气流的压力装置4140为可控风机4142。例 如，该风机可以包括无刷直流电动机4144,所述电动机具有容纳在蜗壳外壳中的一个或多 个叶轮。该风机能够以例如约120L/min递送约4cmH20-约20cmH20范围内的正压气流，或 最高约30cmH20的其他形式的气流。
[0105]Thepressuredevice4140isunderthecontrolofthetherapydevice controller4240.压力装置4140收到治疗装置控制器4240的控制。
[0106]传感器 4270
[0107] 本技术的一种形式中，压力装置4140上游设有一个或多个传感器4270。所述一个 或多个传感器4270的构造和设置用于测量气动途径中该点的空气性质。
[0108] 本技术的一种形式中，压力装置4140上游，以及空气管道4170上游，设有一个或 多个传感器4270。所述一个或多个传感器4270的构造和设置用于测量气动途径中该点的 空气性质。
[0109] 本技术的一种形式中，紧挨患者界面3000设有一个或多个传感器4270。
[0110] 防溢流止回阀4160
[0111] 本技术的一种形式中，加湿器5000和气动块4020上游设有防溢流止回阀。该防 溢流止回阀的构造和设置用于降低水从加湿器5000流向上游的风险，例如流向马达4144。
[0112] 空气管道4170
[0113] 在本技术的一个方面中，空气管道4170的构造和设置用于允许空气或可呼吸气 体的气流在气动块4020和患者界面3000之间流动。
[0114] 氧气递送4180
[0115] 本技术的一种形式中，辅助供氧4180被递送至气动途径中的一个位点。
[0116] 本技术的一种形式中，辅助供氧4180被递送至气动块4020上游。
[0117] 本技术的一种形式中，辅助供氧4180被递送至空气管道4170。
[0118] 本技术的一种形式中，辅助供氧4180被递送至患者界面3000。
[0119]PAP装置电子元件4200
[0120] 电源 4210
[0121] 本技术的一种形式中，电源4210位于PAP装置4000的外壳4010内部。本技术的 又一种形式中，电源4210位于PAP装置4000的外壳4010外部。
[0122] 本技术的一种形式中，电源4210仅向PAP装置4000提供电能。本技术的又一种 形式中，电源4210向PAP装置4000和加湿器5000提供电能。
[0123] 输入装置4220
[0124] 本技术的一种形式中，PAP装置4000包括一个或多个输入装置4220,其形式为按 钮、开关或旋钮，以允许人员与装置互动。所述按钮、开关或旋钮可以是物理装置，或可以通 过触屏访问的软件装置。所述按钮、开关或旋钮，在一种形式中物理地连接外壳4010,或者， 在另一种形式中，可以与接收器无线通讯，所述接收器与中心控制器4230之间具有电气联 接。
[0125] 所述输入装置4220可以构造和设置来允许人员对数值和/或菜单选项进行选择。
[0126] 中央控制器4230
[0127] 本技术的一种形式中，中央控制器4230是适合用于控制PAP装置4000的处理器， 例如x86INTEL处理器。
[0128] 本技术的一种形式中，适合用于控制PAP装置4000的处理器4230包括基于ARM Cortex-M处理器的处理器（来自安谋国际科技（ARMHoldings))。例如，可以使用购自意 法半导体（STMICROELECTRONICS)的STM32系列微控制器。
[0129] 本技术的一种替代形式中，另一种适用于控制PAP装置4000的处理器4230包括 选自基于ARM9 的 32-bitRISCCPU(ARM9-based32-bitRISCCPU)系列。例如，可以使用 购自意法半导体有限公司（STMICROELECTRONICS)的STM9系列微控制器。
[0130] 本技术的某种替代形式中，可以使用16-bitRISCCPU作为PAP装置4000的处理 器4230。例如，可以使用由德州仪器公司（TEXASINSTRUMENTS)生产的MSP430微控制器系 列。
[0131] 处理器4230用于从一个或多个传感器4270以及一个或多个输入装置4220接收 输入信号。
[0132] 处理器4230设置为向一个或多个输出装置4290、治疗装置控制器4240、数据通讯 接口 4280和加湿器控制器5250提供输出信号。
[0133] -个或多个处理器4230可以设置为执行此述的一种或多种方法，例如执行已储 存在计算机可读存储介质（例如记忆体4260)中的计算机程序表达的一种或多种算法。在 某些情况下，如上所述，所述处理器可以与PAP装置4000集成。但是，在某些装置中，处理 器可以在PAP装置的气流产生元件外单独设置，例如用于执行任何此述的方法，而不直接 控制呼吸治疗递送的目的。例如，所述处理器可以执行任何此述的方法，以通过分析储存的 数据（例如来自此述的任意感应器的数据）来达到确定呼吸器或其他呼吸相关事件的控制 设定的目的。
[0134]时钟 4232
[0135] 优选地，PAP装置包括连接在处理器4230上的时钟4232。
[0136] 治疗装置控制器4240
[0137] 本技术的一种形式中，治疗装置控制器4240是压力控制模块4330,其构成由处理 器4230执行的算法4300的一部分。
[0138] 本技术的一种形式中，治疗装置控制器4240是专用的马达控制集成电路。例如， 在一种形式中，可以使用由ONSEMI生产的MC33035无刷直流马达控制器。
[0139] 保护回路4250
[0140] 优选地，本技术的PAP装置4000包括一种或多种保护回路4250。
[0141] 本技术的保护回路4250的一种形式是电子保护回路。
[0142] 本技术的保护回路4250的一种形式是温度或压力安全回路。
[0143]记忆体 4260
[0144] 本技术的一种形式中，PAP装置4000包括记忆体4260,优选为非易失性记忆体。 在某些形式中，记忆体4260可以包括电池驱动的静态RAM。在某些形式中，记忆体4260可 以包括易失性RAM。
[0145] 优选地，记忆体4260位于PCBA4202上。记忆体4260的形式可以是EEPROM或NAND 闪存。
[0146] 附加地或替代地，PAP装置4000包括可移除形式的记忆体4260,例如根据安全数 字（SecureDigital(SD))标准制作的记忆卡。
[0147] 本技术的一种形式中，记忆体4260用作计算机可读存储介质，其中存储有表述一 种或多种此述方法（例如一种或多种算法4300)的计算机程序指令。
[0148]传感器 4270
[0149] 传感器可以在PAP装置内部或外部。外部传感器可以位于例如空气递送管道（例 如患者界面）上，或构成其一部分。外部传感器的形式可以是非接触式感应器，例如多普勒 雷达运动感应器，其将数据传输或传递给PAP装置。
[0150]流量 4274
[0151] 本技术中，流量传感器4274可以基于压差传感器，例如SENSIRI0N生产的SDP600 系列压差传感器。该压差传感器与气动回路流体连通，且其中一个压力传感器分别连接在 节流元件的第一和第二点上。
[0152] 在使用中，处理器4230接收到来自流量传感器4274的信号或总流量（Qt)信号。 但是，也可以使用其他用于产生所述流量信号或估计流量的感应器。例如，在一些实施例 中，可以使用流量感应器（例如热线流量感应器）来产生流量型号。可选地，可以用此述的 其他传感器的一种或多种信号来估计流量，例如如US专利申请12/192247中所述的方法， 该公开以引用的方式在此并入。
[0153] 压力
[0154] 本技术中的压力传感器4272设置为与气动回路流体连通。适用的压力传感器的 例子之一，是霍尼韦尔公司（HONEYWELLASDX)系列感应器。一种替代性的压力传感器是来 自通用电气（GENERALELECTRIC)的NPA系列感应器。
[0155] 在使用中，来自压力传感器4272的信号由处理器4230接收。在一种形式中，来自 压力传感器4272的信号在由处理器4230接收之前，先经过过滤。
[0156] 马达转速4276
[0157] 本技术的一种形式中，生成马达转速信号4276。马达转速信号4276优选为由治疗 装置控制器4240提供。马达转速可以例如由速度感应器产生，例如霍尔效应感应器。
[0158] 数据通讯系统4280
[0159] 本技术的一种优选形式中，提供连接至处理器4230的数据通讯界面4280。数据通 讯界面4280优选为连接至远程外部通讯网络4282。数据通讯界面4280优选为连接至本地 外部通讯网络4284。优选地，远程外部通讯网络4282可连接至远程外部装置4286。优选 地，本地外部通讯网络4284可连接至本地外部装置4288。
[0160] 在一种形式中，数据通讯界面4280是处理器4230的一部分。在另一种形式中，数 据通讯界面4280是独立于处理器4230的一块集成电路。
[0161] 在一种形式中，远程外部通讯网络4282是互联网。数据通讯界面4280可以使用 有线通讯（例如，通过以太网或光纤）或无线协议来连接互联网。
[0162] 在一种形式中，本地外部通讯网络4284使用一个或多个通讯标准，例如蓝牙，或 用户红外线通讯协议。
[0163] 在一种形式中，远程外部装置4286是一部或多部计算机，例如一组联网计算机。 在一种形式中，远程外部装置4286可以是虚拟计算机，而非物理计算机。在两种情况中，所 述远程外部装置4286均可以由获得适当授权的人员（例如临床医生）访问。
[0164] 优选地，本地外部装置4288为个人电脑、移动电话、平板或遥控。
[0165] 包含可选显示器、报警器4290的输出装置
[0166] 本技术中，输出装置4290的形式可以是一种或多种视觉、听觉和触觉装置。可视 显示器可以是液晶显示器（LCD)或发光二极管（LED)显示器。
[0167] 显示驱动4292
[0168] 显示驱动4292接收用于显示在显示器4294上的字符、符号或图像输入，并将其转 换为指令，从而使得显示器4294显示所述字符、符号或图像。
[0169]显示器 4294
[0170] 显示器4294设置为，响应接收自显示驱动4292的指令，而可视地显示字符、符号 或图像。例如，显示器4294可以是八段显示器，其中显示驱动4292将每个字符、符号或图 像，例如数字"0"，转化为八个逻辑信号，以指示是否将该八个单独节段激活以显示特定字 符或符号。
[0171]PAP装置算法 4300
[0172] 预处理模块4310
[0173] 本技术中，预处理模块4310从传感器（例如流量或压力传感器）处接收原始输入 信号，然后优选地执行一个或多个处理步骤，以计算出一个或多个输出值，用作另一个模块 的输入，例如治疗引擎模块4320。
[0174] 本技术的一种形式中，输出值包括界面或面罩压力Pm,呼吸流量Qr，以及泄漏流 量Ql。
[0175] 本技术的各种形式中，预处理模块4310包括一种或多种以下算法：压力补偿 4312、排气流量4314、泄漏流量4316、呼吸流量4318以及干扰探测4319。
[0176] 压力补偿4312
[0177] 本技术的一种形式中，压力补偿算法4312接收到表示气动途径中靠近气动块出 气口处的压力的信号输入。压力补偿算法4312估计空气回路4170中的压力降，并提供患 者界面3000的压力估计值（Pm)作为输出值。
[0178] 排气流量4314
[0179] 本技术的一种形式中，排气流量计算算法4314接收到患者界面3000的压力估计 值（Pm)作为输入值，并估算患者界面3000上的通气口 3400的排气流量（Qv)。
[0180] 泄漏流量4316
[0181] 本技术的一种形式中，泄漏流量算法4316接收总流量（Qt)和排气流量（Qv)作为 输入值，并通过计算（Qt-Qv)在一段长度足以包含数个呼吸循环的时间（例如约10秒）内 的平均值，来提供泄漏流量（Ql)。
[0182]在一种形式中，泄漏流量算法4316接收总流量（Qt)、排气流量（Qv)和患者界面 3000中的压力估计值（Pm)作为输入值，通过计算泄漏传导率，并借由泄漏流量（Ql)作为泄 漏传导率和界面压力（Pm)的函数，来确定泄漏流量（Ql)并将其作为输出值提供。
[0183] 呼吸流量4318
[0184]本技术的一种形式中，呼吸流量算法4318接收总流量（Qt)、排气流量（Qv)和泄漏 流量（Ql)作为输入值，并通过从总流量（Qt)减去排气流量（Qv)和泄漏流量（Ql)来得到 流向患者的呼吸流量（Qr)。
[0185] 干扰检测4319
[0186] 当泄漏发生近期变化但泄漏流量算法4316尚未完全补偿该变化时，就会发生所 谓的"干扰（jamming) "状态，该状态可以根据美国专利6532957、美国专利6810876或美国 专利申请公开2010/0101574Al中所述的方法进行测定，所述文本的公开在此以引用的方 式并入本申请。在干扰状态下，呼吸流量基线通常存在某种程度上的错误，令流量形状失 真，影响对流量受限的检测。例如，若呼吸流量基线在真实水平之上，则呼气晚期的呼吸流 量为正值，由此被当成是吸气早期流量；若其为呼气暂停流量，则吸气的真实起始点会被当 做是"反向椅"波形的平直部分后的增量。因此，通过干扰算法4319来计算一个模糊真值 变量，即RecentJamming(近期干扰），其代表近期发生的干扰（即未补偿的泄漏）的程度。
[0187] 在算法4319中，瞬时干扰模糊真值变量J计算为：呼吸流量（Qr)在超过预期的时 长内具有大的绝对量级的模糊程度。将呼吸流量（Qr)最近一次趋正过零的时刻开始的时 间（tZI)和吸气持续时间（Ti)带入以下模糊隶属函数，来计算气流在超过预期的时长内为 正值的模糊程度（A1):
[0188] A1 = FuzzyMember (tZI, Ti, 0, 2*Ti, I) (I)
[0189] 将呼吸流量（Qr)带入以下模糊隶属函数，来计算气流为大的正值的模糊程度 (B1)：
[0190] B1 = FuzzyMember (Qr, 0, 0, 0. 5, 1) (2)
[0191]用模糊真值变量A1和B1计算出泄漏突然增加的模糊程度（I1)，其计算为模糊值。
[0192] 对呼气执行精确的对称计算，并推导出泄漏突然增加的模糊程度（Ie)。将呼吸流 量（Qr)最近一次趋负过零的时刻开始的时间（tZE)和呼气持续时间（Te)带入公式（1)的模 糊隶属函数中，来计算气流在超过预期的时长内为负值的模糊程度（Ae)。将呼吸流量（Qr) 的负值代入公式（2)中的模糊隶属函数，以计算气流为负值时的大的模糊程度Be;且Ie计 算为模糊真值变量Ae和Be的模糊"相与"函数。瞬时干扰指数J计算为模糊真值变量I1和 Ie的模糊"或"函数。
[0193] 若瞬时干扰值J大于J的近期峰值，则将RecentJamming设定为瞬时阻塞值J。否 贝1J，将RecentJamming设定为瞬时阻塞值J，并以10秒时间常量进行低通量滤波。
[0194] 治疗引擎模块4320
[0195] 本技术的一种形式中，治疗引擎模块4320接收患者界面3000中的压力（Pm)、流向 患者的呼吸气流量（Qr)、泄漏流量（Ql)和干扰模糊真值变量（RecentJamming)中的一个或 多个作为输入值，并提供一种或多种治疗参数作为输出值。
[0196] 本技术的一种形式中，治疗参数为CPAP治疗压力Pt。
[0197] 本技术的一种形式中，治疗参数为EPAP、波形值和压力支持水平。
[0198] 本技术的另一种形式中，治疗参数为EPAP、波形值、目标通气量和瞬时通气量。
[0199] 本技术的各种形式中，治疗引擎模块4320包括一种或多种以下算法：相位确 定4321、波形确定4322、通气量确定4323、流量受限确定4324、呼吸暂停/呼吸不足确定 4325、打鼾确定4326、EPAP确定4327、目标通气量确定4328和治疗参数确定4329。
[0200] 图7a-图7q中，展示了治疗引擎模块4320的运行，其中实线连线表示控制流，而 虚线连线表示数据流。
[0201] 相位确定4321
[0202] 本技术的一种形式中，相位确定4321接收表示呼吸流量（Qr)的输入信号，并提供 患者1000的呼吸循环相位估计值Φ。相位改变速率可以表示呼吸速率。
[0203] 在一种形式中，相位估计值Φ是吸气或呼气的离散变量。在一种形式中，当呼吸 流量（Qr)为高于正阈值的正值时，相位估计值Φ判定为离散的吸气值。在一种形式中，当 呼吸流量（Qr)为低于负阈值的负值时，相位估计值Φ判定为离散的呼气值。
[0204] 在一种形式中，相位估计值Φ是离散变量，其取值为吸气、吸气中期停顿和呼气 之一。
[0205]在一种形式中，相位估计值Φ是连续值，例如其变化范围为0-1，或0-2Ji，或 0°to360°。在从吸气到呼气的转换时刻，相位估计值Φ=0.5(或π或180° )。
[0206] 本技术的一种形式中，相位确定算法4321使用如美国专利6532957所述的模糊相 位估计，该专利公开以引用的方式并入本文，且进行若干调整。总而言之，这些调整的理念 在于，使得对呼吸速率中的低呼吸速率和短期变异的容忍度更高。通用相律在低通气水平 上被赋予比之前更多的权重，提高了患者同步。这不仅仅是对呼吸机在持续一次或两次呼 吸的极短时间中保持目标通气量和呼吸速率的规定性方面的轻微降低所做的补偿。
[0207] 呼吸的"标准速率"对应于常规呼吸机的一种备用通气频率，并根据"麻烦 (trouble) "的程度赋予某种权重，所述"麻烦"是一个取决于干扰程度、呼吸不足程度和泄 漏大到什么程度的模糊逻辑变量。即使不存在"麻烦"，所述标准速率也会被赋予显著权重， 这倾向于将呼吸机的呼吸频率拉向标准速率，并倾向于在患者呼吸频率低于标准速率时， 引起不同步性，所述标准速率在一种实施方式中设置为15次呼吸/分钟。醒着的患者想要 以较低频率呼吸时，尤其是在开始入眠的阶段，会感觉到受其推动。一种常见的反应是对抗 呼吸机，引起通气不足（从呼吸机的角度来看），而这进一步增加了赋予标准速率的权重， 使得压力支持提1?。
[0208] 为了抵消这一作用，并由此提高患者的舒适度，在本技术的一种形式中，通过算法 4321赋予标准速率独立于"麻烦"的权重，该权重取决于最小压力支持（最小变压（minimum swing))和由算法4329确定的超出最小压力支持的压力支持量（"伺服变压（servo swing) ")。广义而言，此理念在于，低伺服变压水平表示患者近期已达到等于或大于目标通 气量的通气量，因此应当允许患者用其选择的任何频率呼吸。逐渐升高的伺服变压水平逐 步表明正在趋离该状况。使用最小变压的边界值（SLow和SHigh)，以当前变压（最小变压和 伺服变压之和）来执行对实际模糊隶属度的计算。模糊真值变量SwinglsLargeForStdRate 是表示振幅大到何种地步的模糊程度，用于独立于"麻烦"来确定将赋予标准速率的权重 (事实上，是将赋予吸气和呼气的相变的标准速率的权重，因为其一般而言是不同的）。
[0209] 图7a是展示本技术的一种形式中，可以用于执行算法4321的一种方法7100的流 程图。该方法7100开始于7110,即将下边界值SLow作为最小变压值MinSwing的总体增函 数来进行计算。在一种实施方式中，SLow的计算方式如下：
[0210] SLow=Interp(MinSwing, 0, 3, 6, 6, 8, 8) (3)
[0211] 在步骤7120中，上边界值SHigh计算为最小变压的总体增函数，由此SHigh总是 大于或等于下边界Slow。在一种实施方式中，SHigh的计算方式如下：
[0212] SHigh=Interp(MinSwing, 0, 6, 6, 8, 8, 8) (4)
[0213] 在步骤7130中，方法7100将变压计算为最小变压和当前伺服变压（超出最 小值的压力支持）之和。然后，在方法7100的步骤7140中，如下计算模糊真值变量 SwingIsLargeForStdRate :等于或高于某些相当高的最小变压水平（在一个实施例中为 ScmH2O,这对设计目的在于治疗中枢驱动的周期性呼吸的呼吸机中其实是不应发生的）时， SwingIsLargeForStdRate设定为模糊真。否则，SwingIsLargeForStdRate随着上下边界值 SLow和SHigh之间变压的增加而从模糊假向模糊真转变：
[0214] SwingIsLargeForStdRate = FuzzyMember(Swing, SLow, 0, SHigh, 1) (5)
[0215] 最后，方法7100的步骤7150中，以美国专利6532957中所述的方式估 计相位，除非独立于"麻烦"而赋予标准呼吸速率的权重被设定为模糊真值变量 SwingIsLargeForStdRate的计算值。
[0216]由公式（3)、（4)、（5)定义的模糊真值函数的作用在于，SLow和SHigh均随着 MinSwing增加而逐步上升，且SLow和SHigh之间的过渡区域随着MinSwing增加，尤其是随 着MinSwing超过6时，而逐步变窄，而在MinSwing= 8时缩窄为0,此时SLow和SHigh也 均等于8,由此任何等于或高于最小变压的变压值均使得SwingIsLargeForStdRate成为模 糊真。
[0217] 算法4321的一种可选实施方式中，省略了步骤7110和7140,而直接计算了一个模 糊真值变量来表示患者通气量近期达到等于或大于目标通气量的程度，而不是使用低伺服 变压来表示该程度。步骤7150如上所述地估计相位，在不存在"麻烦"的前提下，对标准呼 吸速率赋予的权重等于计算所得的模糊真值变量。
[0218] 波形确定4322
[0219] 本技术的一种形式中，控制模块4330控制治疗装置4245来根据压力随相位变化 的预定波形提供气道正压。
[0220] 本技术的一种形式中，一种波形确定算法4322接收表示患者当前呼吸循环相位 的值Φ作为输入值，并提供范围[0，1]内的波形值（Φ)作为输出。
[0221] 在一种形式中，所述波形为方波，其在对应于吸气的相位早期取值为1，在对应于 呼气的相位晚期取值为0。在其他形式中，该波形是更为"平滑而舒适"的波形，在相位取初 期值时逐渐攀升至1，然后在相位取后期值时逐渐下降至0。图8展示了一种示范性的"平 滑而舒适"的波形π(Φ)，其在吸气期间，随着相位从0增加至0. 5而提高至1，然后在呼气 期间随着相位从〇. 5增加至1而下降至0。
[0222] 通气量确定4323
[0223] 本技术的一种形式中，通气确定算法4323接收到呼吸流量（Qr)作为输入值，并确 定瞬时患者通气量值（Vent)。
[0224] 在一种形式中，通气量确定算法4323将瞬时患者通气量值（Vent)的当前值确定 为呼吸流量（Qr)的绝对值的一半。
[0225] 吸气流量受限确定4324
[0226] 本技术的一种形式中，处理器执行一种或多种算法4324来检测吸气流量受限。在 一种形式中，算法4324接收呼吸流量（Qr)信号作为输入值，并计算呼吸的吸气部分呈现出 吸气流量受限的程度的一种或多种度量值。
[0227] 算法4324计算下列三种吸气流量限制类型中的至少一种：普通平直形、M形和"反 向椅"形（参见图6f、6h和6g)。
[0228] 平直形
[0229] 上呼吸道流量受限不少见地在吸气期间产生一种呼吸气流模式，其中气流在相对 短暂的一段吸气时间后稳定在相当稳定的水平，气流被文献中已有详述的Starling阀现 象（Starlingvalvephenomenon)限制在该水平，并一般在吸气晚期下降。该气流相当稳 定的时间在图像显示（参见图6f)上来看呈现出"平直"状。吸气波形平直性的指标可称 为平直指数（FI)。方波的平直系数为零。若一个波形的中段取值为等于总平均值的常数， 则其FI也为零；在实践中，若最初的四分之一波形中高于平均值的增量与最后的四分之一 波形中低于平均值的数值抵消，则也会发生此情况。FI的"高"数值（例如，>0.2)表示没 有或轻微流量受限。
[0230] 图7b的流程图展示了一种方法7200,可用于计算吸气流量受限的平直性的度量 值，在本技术的一种形式中，该方法是算法4324的一部分。方法7200始于步骤7210,该步 骤从吸气气流波形计算平直指数。在步骤7210的一种实施方式中，流量值除以平均值，以 得到正态化的波形，则正态化波形中段的RMS偏差即为平直指数。
[0231] 步骤7210的一些实施方式中，在上述FI计算前，计算最近期的5次呼吸的逐点平 均数。在其他实施方式中，计算每次呼吸的FI，并对近期FI值执行某种过滤操作，例如取最 后三次FI值的中位数。在又一个实施例中，没有所述过滤，由此FI来源于仅单次呼吸，且 治疗应答直接基于该单次呼吸FI。所述单次呼吸实施方式的原理在于，在主要是中枢性造 成的周期性呼吸（例如CSR)期间，呼吸努力的下降和上呼吸道阻塞的开始可能非常快速， 以至于在闭合（即阻塞性）中枢性呼吸暂停开始前仅存在一次或两次流量受限呼吸，或流 量受限的呼吸中可能夹杂着各种一般并不意味着UAO的形状，且需要快速地对此流量受限 迹象做出应答。
[0232] 步骤7220计算每次呼吸末尾的模糊真值变量平直性，其通常随着该次呼吸的平 直指数的增加而下降。在一种实施方式中，平直性如下计算：
[0233] Flatness=FuzzyMember (FI, 0. 05, I, 0. 15, 0) (6)
[0234] 根据公式（6)，平直性对于小于或等于0.05的任何FI值均为模糊真，因为 FI< 0. 05的波形在人类评估中都等同地表现为流量受限，它们之间的差别大多数源于与 流量受限程度无关的噪音或特征。
[0235] M形
[0236]M形吸气流量波形表示流量受限的存在，其潮气量或单次呼吸通气量值不比典型 近期值大多少。所述波形的上升和下降相对快速，且在约中间处存在流量下降或"凹口"，该 下降是由于流量受限导致的（参见图6h)。在较高的潮气量或通气量下，所述波形通常是行 为性的，即睡眠期间的微觉醒，或叹气时，而并不意味着流量受限。在CPAP装置中，潮气量 或通气量通常以M形下降，但快速应答的伺服呼吸机易于通过增加压力支持，抵消所述通 气量下降，由此，低通气量水平通常并非是判定波形是否确为流量受限的有用特征。
[0237] 为了检测M形波形，测定吸气流量波形与明显类似M形的波形之间的相似度。
[0238] 图7c的流程图，展示了一种方法7300,本技术的一种形式中，该方法作为算法 4324的一部分，可用于计算M形吸气流量受限的度量值。
[0239] 由于该凹口不一定位于吸气流量波形的中心，因此，方法7300的目的在于找到凹 口的位置，然后对波形做线性时间变形，以使得凹口位于波形中心。要找到该凹口，第一步 骤7310对正态化吸气流量波形f(t)进行调整卷积（其中正态化除数为平均值），所述波形 具有长度为Ti/2的V形核（V(t))，中心为零，其中Ti为吸气时长： .11
[0240] 印）：8?卜 1 (7) 心I
[0241] 基于核V(t)的左右两半的各自卷积进行调整卷积。左半卷积计算为：
[0242] /￡(r)=|F(/)/(f^r)rfr (8) 4
[0243] 而右半卷积计算为：
[0244] /s(r)-|F(/)/(/^r)i// (9) ?)
[0245] 调整卷积（Ι(τ))计算为左右两半的卷积IJO和Ικ(τ)的结合，由此，若左右 两半卷积之中的任一个为零，则无论另一半如何取值，结果为零；而若两者均为1，则结果 为1。在此约束条件下，左右两半卷积的结合在某种程度上类似于"与"逻辑函数，由此成为 "V形相与卷积（V-andedconvolution)"。在一种实施方式中，该结合为左右两半卷积的调 整几何平均数。

【权利要求】
1. 一种伺服通气装置，其被配置为： 连续计算目标通气量，使得目标通气量随着近期未补偿泄漏的度量值的增加而更为缓 慢地上升，以及 控制供气压力以达到所述目标通气量。
2. 用于治疗呼吸障碍的装置，其特征在于，被配置为：计算典型近期通气量的度量值， 使得所述典型近期通气量的度量值的调整率随着近期未补偿泄漏度量值的增加而减小。
3. 根据权利要求2所述的装置，其特征在于，被配置为通过以下步骤计算所述典型近 期通气量的度量值： 计算更新比例，所述更新比例随着所述近期未补偿泄漏的度量值的增加而整体降低； 在接收到每个输入样本时，累加所述更新比例；以及 仅在所述累加的更新比例超过1时，计算对所述典型近期通气量的度量值的更新。
4. 根据权利要求3所述的装置，其特征在于，对所述典型近期通气量的度量值的更新 计算为：自上一次更新后，输入样本的总和，其中，每个样本以更新比例进行加权。
5. 根据权利要求3或4所述的装置，其特征在于，进一步包括，在计算对所述典型近期 通气量的度量值的更新时，重新初始化所述累加的更新比例。
6. 根据权利要求3-5中任一项所述的装置，其特征在于，从瞬时通气量的度量值来计 算所述典型近期通气量的度量值。
7. 根据权利要求6所述的装置，其特征在于，进一步包括：向所述典型近期通气量的度 量值应用低通量通气量滤波器。
8. 根据权利要求3-7中任一项所述的装置，其特征在于，从应用于瞬时通气量的度量 值的低通量通气量滤波器的输出值来计算所述典型近期通气量的度量值。
9. 用于治疗呼吸障碍的装置，其特征在于，被配置为：根据典型近期通气量的度量值 和目标分数的乘积来计算目标通气量，其中所述目标分数取决于近期压力支持。
10. 根据权利要求9所述的装置，其特征在于，所述目标分数随着近期压力支持稳定性 的增加而降低。
11. 根据权利要求10所述的装置，其特征在于，被配置为：将所述近期压力支持的稳定 性计算为模糊真值变量，所述模糊真值变量表示所述压力支持在第一近期时间以及远小于 所述第一近期时间的第二近期时间内的稳定程度。
12. 根据权利要求11所述的装置，其特征在于，根据每段时间内的压力支持计算值的 次序统计量来计算该段时间内的所述压力支持稳定性。
13. 根据权利要求11所述的装置，其特征在于，所述模糊真值变量包括超过压力支持 预定最小值的压力支持量在所述第二近期时间内的重要程度。
14. 根据权利要求11所述的装置，其特征在于，所述模糊真值变量包括高于压力支持 预定最小值的压力支持最大值的大的程度。
15. 用于治疗呼吸障碍的装置，其特征在于，被配置为：使用随近期压力支持稳定性而 增加的减率常数，从典型近期通气量的度量值和目标分数的乘积来计算目标通气量。
16. 根据权利要求15所述的装置，其特征在于，被配置为：将所述近期压力支持稳定性 计算为模糊真值变量，所述模糊真值变量指示压力支持在第一近期时间内以及远小于第一 近期时间的第二近期时间内的稳定程度。
17. 根据权利要求16所述的装置，其特征在于，根据每段时间内的压力支持计算值的 次序统计量来计算该段时间内的所述压力支持的稳定性。
18. 根据权利要求16或17所述的装置，其特征在于，所述减率常数按照通常随所述模 糊真值变量值增加的系数而增加。
19. 根据权利要求18所述的装置，其特征在于，所述系数为所述模糊真值变量值的2倍 加1。
20. 用于治疗呼吸障碍的装置，其特征在于，被配置为：从瞬时通气量计算目标通气 量，其中所述目标通气量的增率受到所述目标通气量的上升压摆率的上限的约束。
21. 根据权利要求9、15、20中任一项所述的装置，其特征在于，所述目标通气量下限受 到目标通气量预定最小值的约束。
22. 用于治疗呼吸障碍的装置，所述装置被配置为： 计算检测到的呼吸暂停或呼吸不足发作期的持续时间；以及 根据计算所得的持续时间，调整呼气气道正压（EPAP)值，从而使得所述EPAP的调整值 随着持续时间的增加而以指数方式趋向一个高于EPAP最大值的数值。
23. 根据权利要求22所述的装置，其特征在于，所述指数增长的速率常数随着所述高 于EPAP最大值的数值的增大而减小。
24. 根据权利要求22或23所述的装置，其特征在于，进一步包含，将所述EPAP调整值 限制为不大于所述最大EPAP值。
25. 根据权利要求22-24中任一项所述的装置，其特征在于，进一步包括：在未检测到 任何呼吸暂停或不足发作时，令所述EPAP值朝EPAP最小值衰减。
26. 用于治疗呼吸障碍的装置，所述装置配置为： 计算Μ形吸气流量受限的度量值；以及 根据计算所得的Μ形吸气流量受限的度量值增加呼气气道正压（EPAP)值，从而使得其 增量取决于单次呼吸通气量与典型近期通气量的比值。
27. 根据权利要求26所述的装置，其特征在于，进一步包括：当计算所得的Μ形吸气流 量受限的度量值为零时，则令所述EPAP值向EPAP最小值衰减。
28. 根据权利要求26或27所述的装置，其特征在于，进一步包括：若所述吸气持续时 间大于阈值，则令所述EPAP值向EPAP最小值衰减。
29. 根据权利要求26-28中任一项所述的装置，其特征在于，所述增量随着所述比值的 增加而整体减小。
30. 根据权利要求26-29中任一项所述的装置，其特征在于，所述Μ形吸气流量受限的 特征为吸气流量波形具有两个局部峰，其中一个位于前沿，而另一个位于后沿，且两峰之间 为相对平直的部分或凹部。
31. 用于治疗呼吸障碍的装置，所述装置设置为： 计算一个反向椅形吸气流量受限的度量值；以及 根据计算所得的所述反向椅形吸气流量受限的度量值增加呼气气道正压（EPAP)值， 从而使得其增量取决于当前呼吸和前次呼吸之间的反向椅形的一致性。
32. 根据权利要求31所述的装置，其特征在于，所述反向椅形的一致性计算为：所述当 前和前次呼吸的计算所得反向椅形度量值的加权几何平均数。
33. 根据权利要求31或32所述的装置，其特征在于，所述增量与一个变量成正比，所述 变量随着当前EPAP值的增加，在所述当前呼吸的反向椅形度量值、当前和前次呼吸之间的 反向椅形一致性之间转换。
34. 根据权利要求31-33中任一项所述的装置，其特征在于，所述增量随着泄漏量的增 加而减小。
35. 根据权利要求31-34中任一项所述的装置，其特征在于，所述增量随着当前EPAP值 的增加而减小。
36. 根据权利要求31-35中任一项所述的装置，其特征在于，进一步包括：若计算所得 的所述反向椅形吸气流量受限的度量值小于阈值，则令所述EPAP值向EPAP最小值衰减。
37. 根据权利要求31-36中任一项所述的装置，其特征在于，所述反向椅形吸气流量受 限的特征为，吸气流量波形具有相对平直部分，然后是位于后沿的局部单峰。
38. 用于治疗呼吸障碍的装置，所述装置设置为： 计算吸气打鼾的度量值； 检测呼气打鼾；以及 在未检测到呼气打鼾时，根据吸气打鼾的度量值增加呼气气道正压（EPAP)。
39. 根据权利要求38所述的装置，其特征在于，所述增量随着近期未补偿泄漏量的增 加而减小。
40. 根据权利要求39所述的装置，其特征在于，所述近期未补偿泄漏量计算为表示近 期未补偿泄漏程度的模糊真值变量在当前呼吸期间的最大值。
41. 根据权利要求38-40中任一项所述的装置，其特征在于，进一步包括：当不存在吸 气打鼾，或存在呼气打鼾时，令所述EPAP值向EPAP最小值衰减。
42. 用于治疗呼吸障碍的装置，所述装置设置为：估计患者当前呼吸循环的相位，其中 所述相位估计中赋予标准变化率的权重取决于患者通气量近期达到等于或大于目标通气 量的程度。
43. 根据权利要求42所述的装置，其特征在于，所述患者通气量近期达到等于或大于 目标通气量的程度计算为表示压力支持当前水平的大的程度的模糊真值变量。
44. 根据权利要求43所述的装置，其特征在于，所述模糊真值变量相对于边界值进行 计算，所述边界值随压力支持最小值增加。
45. 用于治疗呼吸障碍的装置，所述装置被配置为：以下列值的结合向患者递送压力 支持： 足以将瞬时通气量增加至目标通气量的压力支持值；以及 足以将总肺泡通气量增加至目标总肺泡通气量的压力支持值。
46. 用于检测患者呼吸不足的装置，其检测取决于： 递送给患者的压力支持的大的程度；以及 患者绝对气流量度量值相对于目标绝对气流量的小的程度。
47. 根据权利要求46所述的装置，其特征在于，所述目标绝对气流量是当前目标通气 量的两倍。
48. 根据权利要求46或47所述的装置，其特征在于，所述绝对气流量的度量值计算为 低通量滤波器对所述气流量绝对值的输出值。
49. 用于计算患者Μ形吸气流量受限的度量值的装置，所述计算基于围绕吸气流量波 形中的凹口位置而对称的一种吸气流量波形版本而进行。
50. 根据权利要求49所述的装置，其特征在于，进一步包括：将所述凹口位置计算为所 述吸气流量波形左右两半的卷积的结合的峰值位置，所述吸气流量波形的左右两半为V形 核。
51. 根据权利要求50所述的装置，其特征在于，所述结合为调整几何平均数。
52. 根据权利要求49-51中任一项所述的装置，其特征在于，所述Μ形吸气流量受限的 度量值是所述对称化波形与三次谐波函数的相似程度。
53. 根据权利要求52所述的装置，其特征在于，所述Μ形吸气流量受限的度量值计算 为：所述对称化波形的三次谐波的幂与所述对称化波形的一次谐波和三次谐波的幂和之 比。
54. 根据权利要求49-53中任一项所述的装置，其特征在于，所述Μ形吸气流量受限的 特征吸气流量波形具有2个局部峰，，其中一个位于前沿，而另一个位于后沿，且两峰之间 为相对平直部分或凹部。
55. 根据权利要求52-54中任一项所述的装置，其特征在于，若所述吸气流量波形围绕 所述凹口位置的对称性度量值低于阈值，则将所述Μ形吸气流量受限的度量值设为零。
56. 根据权利要求55所述的装置，其特征在于，所述吸气流量波形的对称性度量值计 算为所述对称化波形的第一半和第二半的三次谐波分量中的较小者与所述分量绝对值之 和的比值。
57. 用于根据对患者的气流递送中的近期未补偿泄漏程度，计算患者反向椅形吸气流 量受限的度量值的装置。
58. 根据权利要求57的装置，其特征在于，所述反向椅形的度量值与表示近期未补偿 泄漏程度的模糊真值变量的整体递减函数成正比。
59. 根据权利要求57或58的装置，其特征在于，所述吸气流量受限的反向椅形的特征 吸气流量波形具有相对平直的部分，然后是位于后沿的单一局部峰。
60. 用于计算通过界面接受气流递送的患者的吸气打鼾度量值的装置，所述装置配置 为：将所述度量值计算为，当前呼吸的吸气部分上，打鼾滤波器对瞬时界面压力的输出值和 由瞬时界面压力决定的阈值之间的差值的平均值。
61. 根据权利要求60所述的装置，其特征在于，所述平均值为使用由患者呼吸气流量 决定的加权函数的加权平均值。
62. 根据权利要求61所述的装置，其特征在于，所述加权函数在低呼吸气流量时为低， 在高呼吸气流量时为高。
63. 根据权利要求60-62所述的装置，其特征在于，所述阈值随界面压力增加而整体增 加。
64. 用于检测通过界面接受气流递送的患者的呼气打鼾的装置，所述装置在当前呼吸 呼气部分期间，对瞬时界面压力的打鼾滤波器的输出值的持续时间和强度使用了联合阈 值。
65. 根据权利要求64的装置，其特征在于，所述联合阈值表达为打鼾强度的预定判定 函数。
66. 根据权利要求65的装置，其特征在于，所述预定打鼾判定函数随着打鼾强度增加 而整体减小。
67. 根据权利要求65或66的装置，其特征在于，设置为基于所述打鼾滤波器输出值强 度的逆累积分布函数与所述预定打鼾判定函数之间的对比来检测呼气打鼾。
68. 根据权利要求67的装置，其特征在于，若所述逆累积分布函数在高于强度最小值 的任何打鼾强度值处大于所述判定逆累积分布函数，则检测到呼气打鼾。
69. 用于治疗呼吸障碍的装置，所属装置包括： 压力装置，用于通过导管和界面向患者呼吸道递送正压空气；以及 控制器，用于： 计算患者典型近期通气量，从而使得所述典型近期通气量的度量值的调整率随着所述 导管和/或界面中的近期未补偿泄漏度量值的增加而减小；以及 根据计算所得的所述典型近期通气量的度量值来控制通过所述压力装置递送的空气 的压力，从而治疗呼吸障碍。
70. 用于检测通患者呼吸状况的装置，所述装置包括： 一个或多个感应器，用于提供表示患者呼吸参数的信号，以及 处理器，用于分析来自所述感应器的信号，从而检测所述呼吸状况，其中： 所述呼吸状况为呼吸不足， 所述呼吸参数为绝对气流量，以及 所述检测取决于输送至患者的压力支持的大的程度，以及患者的所述绝对气流量与目 标绝对气流量相比的小的程度。
71. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 计算典型近期通气量的度量值，由此使得所述典型近期通气量的度量值的调整率随着 近期未补偿泄漏度量值的增加而减小。
72. 根据权利要求71所述的方法，其特征在于，所述计算包括： 计算更新比例，所述更新比例随着所述近期未补偿泄漏度量值的增加而整体降低； 在接收到每个输入样本时，累加所述更新比例；以及 仅在所述累加的更新比例超过1时，计算对所述典型近期通气量的度量值的更新。
73. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求71或72所 述的治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
74. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 从典型近期通气量度量值和目标分数的乘积计算目标通气量，其中所述目标分数取决 于近期压力支持。
75. -种计算机可读存储介质，该介质中记录有用于令处理器执行根据权利要求74所 述的治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
76. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 使用根据近期压力支持稳定性而增大的减率常数，从典型近期通气量度量值和目标分 数的乘积计算目标通气量。
77. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求76所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
78. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 从瞬时通气量计算目标通气量，其中所述目标通气量的增率受到所述目标通气量上升 压摆率上限的约束。
79. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求78所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
80. 用于治疗呼吸障碍的装置，所述方法包括： 计算测得的呼吸暂停或呼吸不足发作的持续时间，以及 根据计算所得的持续时间来调整呼气气道正压（EPAP)值，由此使得所述EPAP调整值 随着持续时间的增加而以指数方式接近一个大于所述EPAP最大值的值。
81. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求80所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
82. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 计算Μ形吸气流量受限的度量值，以及 根据计算所得的Μ形吸气流量受限的度量值来增加呼气气道正压（EPAP)值，由此其增 量取决于单次呼吸通气量与典型近期通气量的比值。
83. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求82所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
84. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 计算反向椅形吸气流量受限的度量值，以及 根据计算所得的反向椅形吸气流量受限的度量值来调整呼气气道正压（EPAP)值，由 此使得其增量取决于当前和前次呼吸之间的反向椅形一致性。
85. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求84所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
86. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 计算吸气打鼾的度量值， 检测呼气打鼾，以及 在不存在呼气打鼾时，根据所述吸气打鼾度量值来增加呼气气道正压（EPAP)。
87. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求86所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
88. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 估计患者当前呼吸循环的相位，其中赋予所述相位估计的标准变化率的权重取决于患 者近期达到的通气量等于或大于目标通气量的程度。
89. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求88所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
90. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 以下列值的结合向患者递送压力支持： 足以将瞬时通气量增加至目标通气量的压力支持值；以及 足以将总肺泡通气量增加至目标总肺泡通气量的压力支持值。
91. 一种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求90所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
92. 用于检测患者呼吸不足的方法，所述方法包括： 根据以下方面检测呼吸不足： 递送至患者的压力支持的大的程度，以及 患者气流量绝对值与目标绝对气流量相比的小的程度。
93. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求92所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
94. 用于计算患者Μ形吸气气流受限的方法，所述计算是基于围绕吸气气流波形的凹 口位置而对称化的吸气流量波形版本。
95. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求94所述的 治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
96. 用于根据递送至患者的气流量的近期未补偿泄漏的程度，来计算患者反向椅形吸 气流量受限的度量值的方法。
97. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求96所述的 计算患者反向椅形吸气流量受限的方法的计算机程序指令。
98. 用于计算通过界面接受气流递送的患者的吸气打鼾度量值的方法，所述方法包 括： 在当前呼吸的吸气部分上，计算瞬时界面压力的打鼾滤波器输出值与由所述瞬时界面 压力决定的阈值之间的差值的平均值。
99. 一种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求98所述的 计算通过界面接受气流递送的患者的吸气打鼾度量值的方法的计算机程序指令。
100. 用于检测通过界面接受气流递送的患者的呼气打鼾的方法，所述方法包括： 在当前呼吸的呼气部分期间，对瞬时界面压力的打鼾滤波器的输出值的持续时间和强 度使用联合阈值。
101. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求100所述 的检测通过界面接受气流递送的患者的呼气打鼾的方法的计算机程序指令。
102. 用于治疗呼吸障碍的方法，所述方法包括： 通过导管和界面向患者呼吸道递送正压空气； 计算患者典型近期通气量的度量值，从而使得典型近期通气量的度量值的调整值随着 所述导管和/或截面的近期未补偿泄漏的度量值增加而减小；以及 根据计算所得的典型近期通气量来控制所述气流供给的压力，从而治疗呼吸障碍。
103. -种计算机可读存储介质，其中记录有用于令处理器执行根据权利要求102所述 的治疗呼吸障碍的方法的计算机程序指令。
【文档编号】A61M16/00GK104302338SQ201380019827
【公开日】2015年1月21日 申请日期:2013年4月12日 优先权日:2012年4月13日
【发明者】大卫·约翰·巴鑫 申请人:瑞思迈有限公司