呼吸障碍的诊断与治疗

摘要

一种使用装置来检测患者呼吸气流信号中的呼吸努力相关微觉醒的方法。所述方法可包括根据所述信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值。所述方法可进一步包括计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值。所述方法可进一步包括根据吸气流量限制的一致性的测量值和换气阶段变化的测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请案请求于2014年2月13日提交的澳大利亚临时申请案No.2014900439的权益，其全部公开内容通过引用并入本文。

关于联邦资助的研究或开发的声明

不适用

共同研究开发参与者的姓名

不适用

序列表

不适用

背景技术

本发明技术涉及呼吸相关障碍的检测、诊断、治疗、预防和改善中的一种或多种。具体地，本发明技术涉及医疗装置或设备，及其用于于上述目的的用途。

技术领域

人类呼吸系统及其障碍

人体的呼吸系统促进气体交换。鼻和嘴形成患者的气道入口。

气道包括一系列分支气管，当分支气管穿透更深入肺部时，其变得更窄、更短且更多。肺部的主要功能是气体交换，允许氧气从空气进入静脉血并排出二氧化碳。气管分成左右主支气管，最后再分成末端细支气管。支气管构成传导气道，但并不参与气体交换。气道的进一步分支通向呼吸细支气管，并最终通向肺泡。肺部的肺泡区是进行气体交换的区域，且称为呼吸区。参见威斯特(West)出版的《呼吸生理学精要》。

多种呼吸障碍的存在。

阻塞性睡眠呼吸中止症(OSA，Obstructive Sleep Apnea)为一种形式的睡眠呼吸障碍(SDB，Sleep Disordered Breathing)，其特征为，上气道在睡眠期间闭塞或阻塞。其起因于睡眠期间异常小的上气道和肌肉张力在舌、软腭及后口咽壁的区域中的正常损失的组合。该病症导致受影响患者通常停止呼吸，持续30秒至120秒的时间段，有时每晚200次至300次。这经常导致过度日间嗜睡，并可导致心血管疾病和脑损伤。并发症状为常见障碍，尤其是在中年超重男性中，但受影响的人可并未意识到这个问题。参见美国专利4,944,310(Sullivan)。

潮式呼吸(CSR，Cheyne-Stokes Respiration)为患者呼吸控制器的障碍，其中存在盛衰换气的律动交替期，引起动脉血液的重复性缺氧和复氧。由于重复性氧不足，所以CSR是可能有害的。在一些患者中，CSR与从睡眠中重复微觉醒相关，这导致严重的睡眠中断、交感神经活动增强，以及后负荷增加。参见美国专利6,532,959(伯桑-琼斯(Berthon-Jones)提出)。

肥胖换气过度综合征(OHS，Obesity Hyperventilation Syndrome)定义为严重肥胖和清醒时慢性高碳酸血症的组合，不存在换气不足的其他已知原因。症状包括呼吸困难、晨起头痛、过度日间嗜睡。

慢性阻塞性肺部疾病(COPD，Chronic Obstructive Pulmonary Disease)包括具有某些共同特征的一组下气道疾病中的任何一种。这些疾病包括空气流动阻力增加、呼吸的呼气阶段延长，以及肺的正常弹性的损失。COPD的示例为肺气肿和慢性支气管炎。COPD由慢性吸烟(主要风险因素)、职业暴露、空气污染和遗传因素引起。症状包括：运动中呼吸困难、慢性咳嗽、以及产生痰液。

神经肌肉疾病(NMD，Neuromuscular Disease)是一个广义的术语，涵盖直接经由本质肌肉病理或者间接经由神经病理损害肌肉功能的许多疾病和失调。一些NMD患者的特征为进行性肌肉损伤，其导致移动机能损失、需要坐轮椅、吞咽困难、呼吸肌无力，并最终死于呼吸衰竭。神经肌肉障碍可分为快速进行性和慢进行性：(i)快速进行性障碍：其特征为肌肉损伤恶化超过数月，并且在几年内导致死亡(例如，青少年肌萎缩侧部硬化症(ALS，Amyotrophic lateral sclerosis)和杜氏肌营养不良症(DMD，Duchenne musculardystrophy))；(ii)可变或慢进行性疾病：其特征为肌肉损伤恶化超过数年，并且仅轻微缩短预期寿命(例如，肢带型、面肩臂型和强直性肌肉营养失调)。NMD的呼吸衰竭的症状包括：渐增的全身虚弱、吞咽困难、运动中和休息时呼吸困难、疲惫、嗜睡、晨起头痛，以及注意力难以集中和情绪变化。

胸壁障碍为一组导致呼吸肌和胸廓之间无效率耦合的胸椎畸形。该障碍的通常特征是限制性缺陷，并且负担长期高碳酸血症性呼吸衰竭的可能。脊柱侧凸和/或脊柱后侧凸可引起严重的呼吸衰竭。呼吸衰竭的症状包括：运动中呼吸困难、外周水肿、端坐呼吸、反复胸部感染、晨起头痛、疲惫、睡眠质量差、食欲不振。

其他健康个体可利用该系统和装置来预防出现呼吸障碍。

治疗

鼻腔持续气道正压换气(CPAP，Nasal Continuous Positive Airway Pressure)治疗已用于治疗障碍性睡眠呼吸中止症(OSA)。假设持续气道正压换气用作气动夹板，并且可通过向前并远离后咽壁推动软腭和舌防止上气道闭塞。

非侵入式换气(NIV，Non-invasive ventilation)通过上气道为患者提供呼吸机辅助，以帮助患者充分呼吸并且/或者通过完成呼吸功中的一些或全部来维持身体内适当的氧水平。呼吸机辅助经由患者界面提供。NIV已用于治疗CSR、OHS、COPD、MD和胸壁疾病。

侵入式换气(IV，Invasive ventilation)为不能够自己进行有效呼吸的患者提供换气支持，并且使用气切管提供。

呼吸机可控制泵入患者体内的呼吸的时间和压力，并且监测患者的呼吸。控制和监测患者的方法通常包括容积周期法和压力周期法。除其他以外，容积周期法可包括压力调节容积控制(PRVC)、容积式换气(VV)和容积控制型持续性强制换气(VC-CMV)技术。除其他以外，压力周期法可包括辅助控制(AC)、同步化间歇性强制换气(SIMV)、控制型机械性换气(CMV)、压力支持换气(PSV)、持续正压换气(CPAP)，或呼气末正压换气(PEEP)技术。

系统

一种用于治疗睡眠呼吸障碍的已知装置为由瑞思迈(ResMed)公司制造的S9睡眠治疗系统。呼吸机(例如，ResMed Stellar^TM系列成人和儿童呼吸机)可以为众多患者提供侵入式与非侵入式非依赖型换气支持，用于治疗多种病症，诸如但不限于NMD、OHS、COPD。

ResMed Elisée^TM150呼吸机和ResMed>TM呼吸机可提供适合于成人或儿童患者的侵入式与非侵入式依赖性换气支持，用于治疗多种病症。这些呼吸机使用单分支回路或双分支回路提供容积换气模式和气压换气模式。

系统可包括PAP装置/呼吸机、空气回路、加湿器、患者界面和数据管理。

患者界面

患者界面可用于将呼吸设备接合到其用户，例如通过提供可呼吸空气流。可呼吸空气流可经由面罩提供到鼻和/或嘴里、经由管提供到嘴里，或者经由气切管提供到用户的气管中。根据待施加的治疗，患者界面可与例如患者的脸部区域形成密封，从而促使气体以与环境压力足够不一致的压力(例如，大约10cmH₂O的正压)进行输送，以使疗法生效。对于治疗的其他形式而言，诸如氧气输送，患者界面可不包括密封，该密封足以促进将大约10cmH₂O正压的气体供应输送到气道。

呼吸装置(PAP装置/呼吸机)

呼吸设备的示例包括瑞思迈(ResMed)的S9AutoSet^TM>TM150呼吸机。PAP装置或呼吸机通常包括气流产生器，诸如马达驱动的鼓风机或压缩气体贮存器，并且PAP装置或呼吸机配置成将空气流或其他可呼吸气体流供应至患者的气道。在一些情况下，正压的空气或其他可呼吸气体流可供应到患者的气道。PAP装置或呼吸机的出口经由空气回路连接至患者界面，诸如上述的那些。

呼吸机或PAP装置通常包括气流产生器、入口过滤器、患者界面、将气流产生器连接到患者界面的空气回路、各种传感器和基于微处理器的控制器。患者界面可包括如上所述的面罩或气切管。气流产生器可包括伺服控制马达、蜗壳和形成鼓风机的推进器。在一些情况下，马达的制动器可实施以更快速地降低鼓风机的速度，以便克服马达和推进器的惯性。制动可允许鼓风机更快速地及时实现较低的压力状况，以与呼气同步而不管惯性。在一些情况下，气流产生器还可包括阀，作为马达速度控制的替代，阀能够将生成的空气排放到大气中，作为用于改变输送给患者的压力的手段。除其他事项外，传感器测量(诸如使用压力转换器等)马达速度、质量流率和出口压力。该装置在空气输送回路的路径上可任选地包括加湿器和/或加热元件。控制器可包括数据存储能力，具有或不具有集成式数据检索和显示功能。

监控系统

多导睡眠图(PSG)是用于心肺疾病诊断和预后的常规系统。PSG通常涉及在人体上安置15至20个接触传感器，以便记录各种身体信号，诸如脑电图(EEG)、心电图(ECG)、眼电图(EOG)等。然而，虽然它们可适合于其在临床环境中的一般应用，但此类系统复杂并且可能是昂贵的，并且/或者对于试图在家睡眠的患者来说可以是不舒服或不切实际的。

呼吸努力相关微觉醒(RERA)

在1999年，AASM特别工作小组将RERA定义如下

一连串呼吸，其特征在于呼吸努力增加导致从睡眠中微觉醒，但不符合呼吸中止症或呼吸不足标准。这些事件必须满足以下两个标准：

1.逐渐更负的食道压力模式，其终止于压力突然变化到较小的负值水平和微觉醒；

2.该事件持续10秒或更长。

在2000年，在美国纽约大学医学院完成并且发表在《睡眠》，第23卷，第6期，第763页-771页(Sleep,vol.23,No.6,pp.763-771)上的研究“Non-Invasive Detection ofRespiratory Effort-Related Arousals(RERAs)by a Nasal Cannula/PressureTransducer System(通过鼻插管/压力传感器系统进行的呼吸努力相关微觉醒(RERA)的无创检测)”表明鼻插管/压力传感器系统在RERA检测中是足够且可靠的。

RERA检测器可基于从PAP装置获得的实际流量信号。例如，可基于流量信号来判定流量限制测量值。然后，可根据流量限制测量值和换气突然增加的测量值的函数推导出微觉醒的测量值。在转让给瑞思迈有限公司(ResMed Ltd.)的PCT专利公开No.WO 2008/138040中描述了一种此类方法，其公开内容据此通过引用并入本文。

发明内容

本技术针对提供用于诊断、改善、治疗或预防呼吸障碍的医疗装置，所述医疗装置具有改善的舒适性、成本、功效、易用性和可制造性中的一个或多个。

本技术的第一方面涉及用于诊断、改善、治疗或预防呼吸障碍的装置。

本技术的另一方面涉及用于诊断、改善、治疗或预防呼吸障碍的方法。

本技术的一种形式包括基于一致性吸气流量限制和“大呼吸”检测的组合来检测呼吸努力相关微觉醒的方法。

本技术的一些型式可涉及用于诸如在一个或多个处理器中检测患者呼吸气流信号中的呼吸努力相关微觉醒的方法。该方法可包括在处理器中从信号接收在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的计算测量值。该方法可包括在处理器中接收指示突然大呼吸的换气阶段变化的计算测量值。该方法可包括在处理器中根据吸气流量限制的一致性的测量值以及换气阶段变化的测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

在一些型式中，该方法可包括在处理器中根据信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值。该方法还可包括在处理器中计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值。该方法还可包括计算多次最近呼吸期间吸气流量限制的最大测量值，其中指示置信度的测量值为吸气流量限制的最大测量值的函数。在一些情况下，计算指示置信度的测量值可涉及计算三维点与三维立方体拐点间的距离，三维点的分量为吸气流量限制的一致性的测量值、换气阶段变化的测量值和吸气流量限制的最大测量值。任选地，吸气流量限制的一致性的测量值可计算为超过预定阈值的最近流量限制测量值的分数。在一些情况下，换气阶段变化的测量值可计算为换气比率的当前值与换气比率的先前值之间的差。换气阶段变化的测量值可以为映射到范围[0，1]的差。在一些情况下，换气比率可计算为平均吸气流率除以当前换气量的测量值。平均吸气流率可计算为吸气潮气量和呼气潮气量的平均值除以当前呼吸的吸气时间。

任选地，该方法还可包括将呼吸努力相关微觉醒发生的置信度与预定阈值比较，以提供患者当前是否正在经历呼吸努力相关微觉醒的指示。该方法还可包括根据预定时间间隔内的呼吸努力相关微觉醒的一些指示来计算呼吸紊乱指数。该方法还可包括基于指示置信度的测量值判定用于患者的呼吸治疗的参数的变化。

本技术的一些型式可包括计算机可读存储器存储介质，其具有在其上编码的程序指令，这些程序指令配置成使处理器执行检测患者呼吸气流信号中的呼吸努力相关微觉醒的方法。该方法可包括根据信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值。该方法还可包括在处理器中计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值。该方法可包括根据吸气流量限制的一致性的测量值和换气阶段变化的测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

本技术的一些型式可包括用于检测患者呼吸气流信号中呼吸努力相关微觉醒的装置。该装置可包括配置成提供表示患者呼吸气流的信号的传感器。该方法可包括配置成检测呼吸努力相关微觉醒的处理器。该处理器可配置成根据信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值。该处理器可配置成计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值。该处理器可配置成根据吸气流量限制的一致性的测量值和换气阶段变化的测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

根据本技术的一方面，提供检测患者呼吸气流信号中呼吸努力相关微觉醒的方法，该方法包括下列步骤：根据信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值；计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值；以及根据吸气流量限制的一致性的测量值和换气阶段变化的测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

根据本技术的另一方面，用于检测患者呼吸气流信号中的呼吸努力相关微觉醒的装置包括配置成提供表示患者呼吸气流的信号的传感器以及配置成检测呼吸努力相关微觉醒的处理器。处理器配置成根据信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值；计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值；以及根据吸气流量限制的一致性的测量值和换气阶段变化的测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

根据本技术的其它方面，计算机可读存储介质已在其上进行编码，以便将处理器配置成实现检测患者呼吸气流信号中的呼吸努力相关微觉醒的方法，该方法包括：根据信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值；计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值；以及根据吸气流量限制的一致性的测量值和换气阶段变化的测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

当然，各方面的部分可形成本技术的子方面。同样，子方面和/或方面中的各个方面可以各种方式组合，并且也可构成本技术的附加方面或子方面。

通过考虑包含在以下具体实施方式、摘要、附图和权利要求书中的信息，本技术的其他特征将变得显而易见。

附图说明

在附图的图形中，通过示例而非通过限制来说明本技术，其中相似的参考标号指的是类似的元件，附图包括：

治疗系统

图1A示出根据本技术的系统。佩戴患者界面3000的患者1000从PAP装置4000接收正压的空气供应。来自PAP装置的空气在加湿器5000中加湿，并且沿空气回路4170传送至患者1000。也示出了床伴1100。

图1B示出监控睡眠患者1000的非接触式传感器单元7000。非接触式传感器单元7000可以为多普勒雷达运动传感器，其提供表示患者1000的呼吸运动的信号，该信号可用作患者呼吸流量的指标。

呼吸系统

图2A示出人类呼吸系统的概略图，包括鼻腔和口腔、喉头、声带、食道、气管、支气管、肺、肺泡囊、心脏及膈。

图2B示出人类上气道的视图，包括鼻腔、鼻骨、侧鼻软骨、大翼软骨、鼻孔、上唇、下唇、喉头、硬腭、软腭、咽、舌、会厌软骨、声带、食道及气管。

患者界面

图3示出根据本技术一种形式的患者界面。

PAP装置

图4A示出根据本技术一种形式的PAP装置。

图4B示出根据本技术一种形式的PAP装置的气动回路的示意图，标明了上游和下游的方向。

图4C示出根据本技术一个方面的PAP装置的电气组件的示意图。

图4D示出根据本技术一方面的在PAP装置中实施的算法的示意图，在该图中，实线箭头指示实际的信息流，例如经由电子信号。

图4E是说明根据本技术的一个方面的由图4D的治疗引擎实现的方法的流程图。

图4F为说明可在本技术的一个形式中实施的用于图4D的RERA检测算法的方法的流程图。

加湿器

图5示出根据本技术一个方面的加湿器。

呼吸波形

图6A示出人在睡眠时的典型呼吸波形的模型。水平轴为时间，而垂直轴为呼吸流量。虽然参数值可变化，但典型的呼吸可具有以下近似值：潮气量，Vt，0.5L；吸气时间，Ti，1.6s；峰值吸气流量，Qpeak，0.4L/s；呼气时间，Te，2.4s；峰值呼气流量，Qpeak，-0.5L/s。呼吸的总持续时间Ttot为大约4s。人通常以每分钟大约15次呼吸(BPM，breaths per minute)的速率进行呼吸，其中换气量为大约7.5L/分钟。典型的工作周期(Ti与Ttot的比率)为大约40％。

图6B示出呼吸的缩放吸气部分，其中患者正经历平坦吸气流量限制的示例。

图6C示出呼吸的缩放吸气部分，其中患者正经历“顶部平坦”平坦吸气流量限制的示例。

图6D示出呼吸的缩放吸气部分，其中患者正经历“双缘突波”吸气流量限制的示例。

图6E示出呼吸的缩放吸气部分，其中患者正经历“升缘突波”吸气流量限制的示例。

图6F示出呼吸的缩放吸气部分，其中患者正经历“降缘突波”吸气流量限制的示例。

图6G示出呼吸的缩放吸气部分，其中患者正经历“M形波”吸气流量限制的示例。

图7包括三个图表，其说明关于示例流量信号的在图4F中说明的RERA检测算法的输出。

图8包括三个图表，其说明关于示例流量信号的在图4F中说明的RERA检测算法和先前的RERA检测算法的输出。

具体实施方式

在更进一步详细地描述本技术之前，应该理解，本技术并不限于本文所描述的特定实施例，本文描述的特定实施例可变化。还应该理解，本公开中使用的术语仅是为描述本文所描述的特定实施例的目的，并非旨在为限制性的。

治疗

在一种形式中，本技术包括用于治疗呼吸障碍的方法，该方法包括向患者100的气道的入口施加正压的步骤。

在本技术的某些实施例中，经由一个或两个鼻孔向患者的鼻道提供正压的空气供给。

治疗系统

在一种形式中，本技术包括用于治疗呼吸障碍的设备。该设备可包括PAP装置4000，用于经由通向患者界面3000的空气输送管将加压呼吸气体(诸如空气)供应给患者1000。

患者界面

根据本技术一个方面的非侵入式患者界面3000包括以下的功能方面：密封形成结构3100、充气室3200、定位和稳定结构3300、换气口3400、用于连接至空气回路4170的连接端口3600和前额支架3700。在一些形式中，功能方面可由一个或多个实体部件提供。在一些形式中，一个实体部件可提供一个或多个功能方面。在使用中，密封形成结构3100布置成围绕患者气道的入口，以便促进正压空气供应给气道。

PAP装置

根据本技术一个方面的PAP装置4000包括机械和气动组件4100以及电气组件4200，并且被编程以执行一个或多个算法4300。PAP装置4000优选地具有外部壳体4010，外部壳体4010优选地以两部分形成，外部壳体4010的上部4012和外部壳体4010的下部4014。在另选形式中，外部壳体4010可包括一个或多个面板4015。优选地，PAP装置4000包括底盘4016，底盘4016支撑PAP装置4000的一个或多个内部部件。在一种形式中，气动块4020由底盘4016支撑或者形成为底盘4016的部分。PAP装置4000可包括手柄4018。

装置4000的气动路径优选地包括入口空气过滤器4112、入口消声器4122、能够供应正压空气的可控压力装置4140(优选为鼓风机4142)以及出口消声器4124。一个或多个传感器或转换器4270包括在气动路径中。

优选的气动块4020包括位于外部壳体4010内的气动路径的一部分。

该PAP装置4000优选地具有电源供应器4210、一个或多个输入装置4220、处理器4230、治疗装置控制器4240、治疗装置4245、一个或多个保护电路4250、存储器4260、转换器4270、数据通信接口4280以及和一个或多个输出装置4290。电气组件4200可安装在单个印刷电路板组件(PCBA)4202上。在另选形式中，PAP装置4000可包括多于一个的PCBA 4202。

PAP装置机械和气动组件4100

空气过滤器4110

根据本技术一种形式的PAP装置可包括一个空气过滤器4110，或多个空气过滤器4110。

在一种形式中，入口空气过滤器4112位于压力装置4140上游的气动路径的开端处。

在一种形式中，出口空气过滤器4114例如抗菌过滤器位于气动块4020的出口与患者界面3000之间。

消声器4120

在本技术的一种形式中，入口消声器4122位于压力装置4140上游的气动路径中。

在本技术的一种形式中，出口消声器4124位于压力装置4140与患者界面3000之间的气动路径中。

压力装置4140

在本技术的一种优选形式中，用于产生正压空气流的压力装置4140为可控鼓风机4142。例如，该鼓风机可包括无刷直流马达4144，其具有封装在蜗壳中的一个或多个推进器。优选地，鼓风机可能够输送空气供应(例如，大约120公升/分钟)，其正压范围从大约4cmH₂O至大约20cmH₂O，或者在其他形式中高达大约30cmH₂O。

压力装置4140受治疗装置控制器4240的控制。

转换器4270

在本技术的一种形式中，一个或多个转换器4270位于压力装置4140的上游。一个或多个转换器4270被构造和布置成测量空气在气动路径中该点处的性质。

在本技术的一种形式中，一个或多个转换器4270位于压力装置4140的下游和空气回路4170的上游。一个或多个转换器4270被构造和布置成测量空气在气动路径中该点处的性质。

在本技术的一种形式中，一个或多个转换器4270位于接近患者界面3000处。

防溢止回阀4160

在本技术的一种形式中，防溢止回阀位于加湿器5000与气动块4020之间。防溢止回阀被构造和布置成减少水从加湿器5000的上游流动流向例如马达4144的风险。

空气回路4170

根据本技术一个方面的空气回路4170被构造和布置成允许空气或可呼吸气体在气动块4020与患者界面3000之间流动。

补充氧4180

在本技术的一种形式中，将补充氧4180输送至气动路径中的一点。

在本技术的一种形式中，将补充氧4180输送至气动块4020的上游。

在本技术的一种形式中，将补充氧4180输送至空气回路4170。

在本技术的一种形式中，将补充氧4180输送至患者界面3000。

PAP装置电气组件4200

电源供应器4210

在本技术的一种形式中，电源供应器4210在PAP装置4000的外部壳体4010的内部。在本技术的另一种形式中，电源供应器4210在PAP装置4000的外部壳体4010的外部。

在本技术的一种形式中，电源供应器4210仅向PAP装置4000提供电力。在本技术的另一种形式中，电源供应器4210向PAP装置4000和加湿器5000两者提供电力。

输入装置4220

在本技术的一种形式中，PAP装置4000包括形式为按钮、开关或刻度盘的一个或多个输入装置4220，以允许人员与装置交互。按钮、开关或刻度盘可以为经由触摸屏幕存取的实体装置或软体装置。在一种形式中，按钮、开关或刻度盘可实体连接到外部壳体4010，或者在另一种形式中，按钮、开关或刻度盘可与接收器无线通信，接收器与处理器4230电连接。

在一种形式中，输入装置4220可被构造和布置成允许人员选择数值和/或菜单选项。

处理器4230

在本技术的一种形式中，处理器4230为适于控制PAP装置4000的处理器，诸如x86INTEL处理器。

根据本技术另一种形式的适于控制PAP装置4000的处理器4230包括基于来自安谋国际科技(ARM Holdings)公司的ARM Cortex-M处理器的处理器。例如，可使用来自意法半导体(ST MICROELECTRONICS)公司的STM32系列微控制器。

根据本技术进一步的另选形式的适于控制PAP装置4000的处理器4230包括选自基于ARM9的32位元RISC CPU系列的构件。例如，可使用来自意法半导体(STMICROELECTRONICS)公司的STM32系列微控制器。

在本技术的某些另选形式中，可将16位元RISC CPU用作PAP装置4000的处理器4230。例如，可使用来自德州仪器(TEXAS INSTRUMENTS)公司制造的MSP430系列微控制器的处理器。

处理器4230配置成接收来自一个或多个转换器4270和一个或多个输入装置4220的一个或多个输入信号。

处理器4230配置成将一个或多个输出信号提供给输出装置4290、治疗装置控制器4240、数据通信接口4280和湿度控制器5250中的一个或多个。

在本技术的一些形式中，处理器4230或多个此类处理器被配置成实施本文所述的一种或多种方法，诸如一个或多个算法4300，其表示成存储在诸如存储器4260的非暂时性计算机可读存储介质中的计算机程序。在一些情况下，如前所述，一个或多个此类处理器可与PAP装置4000结合。然而，在本技术的一些形式中，一个或多个处理器可由PAP装置4000的流量生成部件分开实施，诸如用于执行本文所述方法中的任何一个的目的，而不是直接控制呼吸治疗的输送。例如，为了通过分析诸如来自本文所述传感器中的任何一个的存储数据来判定呼吸机或其他呼吸相关事件的控制设置，此处理器可执行本文所述方法中的任何一个。

PAP装置4000的处理器4230经编程以执行一个或多个算法4300，优选地包括预处理模块4310、治疗引擎模块4320、治疗控制模块4330和故障状况模块4340。

时钟4232

优选地，PAP装置4000包括时钟4232，时钟4232连接至处理器4230。

治疗装置控制器4240

在本技术的一种形式中，治疗装置控制器4240为治疗控制模块4330，其形成由处理器4230执行的算法4300的一部分。

在本技术的一种形式中，治疗装置控制器4240为专用马达控制集成电路。例如，在一种形式中，使用安森美(ONSEMI)公司制造的MC33035无刷直流马达控制器。

保护电路4250

优选地，根据本技术的PAP装置4000包括一个或多个保护电路4250。

根据本技术的保护电路4250的一种形式为电气保护电路。

根据本技术的保护电路4250的一种形式为温度或压力安全电路。

存储器4260

根据本技术的一种形式，PAP装置4000包括存储器4260，优选地包括非易失性存储器。在一些形式中，存储器4260可包括电池供电的静态随机存取存储器。在一些形式中，存储器4260可包括易失性随机存取存储器。

优选地，存储器4260位于PCBA 4202上。存储器4260的形式可以为EEPROM或NAND闪存。

另外地或另选地，PAP装置4000包括可移除形式的存储器4260，例如根据安全数字(SD)标准制作的存储卡。

在本技术的一种形式中，存储器4260用作非暂时性计算机可读存储介质，其中存储表示本文所述的一种或多种方法(诸如一个或多个算法4300)的计算机程序指令。处理器4230被配置成执行存储在非暂时性计算机可读存储介质上的此类指令。

转换器4270

转换器可该PAP装置4000的内部，或者在PAP装置4000的外部。例如，外部转换器可位于空气回路4170上或者形成空气回路4170的一部分，例如，在患者界面3000处。外部转换器的形式可以为非接触式传感器，诸如多普勒雷达运动传感器，其传送或传递数据至PAP装置4000。

流量转换器4274

根据本技术的流量转换器4274可基于差压转换器，例如，来自盛世瑞恩(SENSIRION)公司的SDP600系列差压转换器。差压转换器与气动回路流体连通，其中压力转换器中的每个连接至限流元件中的相应第一和第二点。

在一个示例中，处理器4230接收代表来自流量转换器4274的总流量Qt的信号。

压力转换器4272

根据本技术的压力转换器4272位于与气动路径流体连通处。适当的压力转换器4272的示例为来自HONEYWELL ASDX系列的传感器。另选的适当压力传感器为来自通用电气(GENERAL ELECTRIC)公司的NPA系列的传感器。

在使用中，处理器4230接收来自压力换能器4272的信号。在一种形式中，来自压力换能器4272的信号在由处理器4230接收之前被过滤。

马达速度信号4276

在本技术的一种形式中，生成马达速度信号4276。马达速度信号4276优选地由治疗装置控制器4240提供。例如，马达速度可由速度传感器诸如霍尔效应传感器生成。

数据通接口面4280

在本技术的一种优选形式中，提供数据通信接口4280，数据通信接口4280连接到处理器4230。数据通信接口4280可优选地连接到远程外部通信网络4282。数据通信接口4280可优选地连接到本地外部通信网络4284。优选地，远程外部通信网络4282可连接到可移除外部装置4286。优选地，本地外部通信网络4284可连接到与本地外部装置4288。

在一种形式中，数据通信接口4280为处理器4230的一部分。在另一种形式中，数据通信接口4280为与处理器4230分开的集成电路。

在一种形式中，远程外部通信网络4282为因特网。数据通信接口4280可使用有线通信(例如，经由以太网或光纤)或无线协议以连接到因特网。

在一种形式中，本地外部通信网络4284利用一种或多种通信标准，诸如蓝牙或消费者红外协议。

在一种形式中，远程外部装置4286为一台或多台计算机，例如网络计算机的群集。在一种形式中，远程外部装置4286可以为虚拟计算机，而非实体计算机。在任一种情形下，此远程外部装置4286可由适当授权人员进行存取，诸如临床医生。

优选地，本地外部装置4288为个人计算机、移动电话、平板或远程控制装置。

包括任选的显示器、警报的输出装置4290

根据本技术的输出装置4290可采取视觉，听觉和触觉中的一种或多种的形式。视觉显示器可以为液晶显示器(LCD)或发光二极管(LED)显示器。

显示器驱动器4292

显示器驱动器4292接收作为输入的字符、符号或图像用于显示在显示器4294上，并且将它们转换成使显示器4294显示那些字符、符号或图像的命令。

显示器4294

显示器4294配置成响应从显示器驱动器4292接收的命令可视地显示字符、符号或图像。例如，显示器4294可以为八段显示器，在这种情况下，显示器驱动器4292将每个字符或符号诸如数字“0”转换成八个逻辑信号，这些逻辑信号指示这八个相应节段是否被激活以显示特定的字符或符号。

PAP装置算法4300

预处理模块4310

根据本技术的预处理模块4310从转换器例如流量转换器或压力转换器接收原始数据作为输入，并且优选地执行一个或多个处理步骤以计算用作到另一个模块例如治疗引擎模块4320的输入的一个或多个输出值。

在本技术的一种形式中，输出值包括接口或面罩压力Pm，呼吸流量Qr和漏流量QI。

在本技术的各种形式中，预处理模块4310包括以下算法中的一个或多个：压力补偿4312、换气口流量4314、漏流量4316和呼吸流量4318。

压力补偿4312

在本技术的一种形式中，压力补偿算法4312接收指示接近气动块4020出口的气动路径中的压力的信号作为输入。压力补偿算法4312估计空气回路4170中的压降，并且在患者界面3000中提供估计的压力Pm作为输出。

换气口流量4314

在本技术的一种形式中，换气口流量算法4314接收患者界面3000中的估计压力Pm作为输入，并且估计来自患者界面3000的换气口3400的换气口空气流量Qv。

漏流量4316

在本技术的一种形式中，漏流量算法4316接收总流量Qt和换气流量Qv作为输入，并且通过计算在包括数个呼吸周期的足够长时段(例如，大约10秒)内的Qt-Qv平均值，提供漏流量QI作为输出。

在一种形式中，漏流量算法4316接收总流量Qt，换气口流量Qv和在患者界面3000中的估计压力Pm作为输入，并且通过计算泄露电导以及判定漏流量QI为泄露电导和压力Pm的函数来提供泄露流量QI作为输出。优选地，泄露电导经计算为低通滤波非换气口流量Qt-Qv与低通滤波压力Pm平方根的商，其中低通滤波器时间常数的值足够长以包括数个呼吸周期，例如大约10秒。

呼吸流量4318

在本技术的一种形式中，呼吸流量算法4318接收总流量Qt，换气口流量Qv和漏流量QI作为输入，并且通过从总流量Qt中减去换气口流量Qv和漏流量QI来估计到患者的空气呼吸流量Qr。

治疗引擎模块4320

在本技术的一种形式中，治疗引擎模块4320接收患者界面3000中的估计压力Pm和到患者的空气呼吸流量Qr中的一个或多个作为输入，并且提供一个或多个治疗参数作为输出。

相位判定4321

在本技术的一种形式中，相位判定算法4321接收指示呼吸流量Qr的信号作为输入，并且提供患者1000的呼吸周期的相位作为输出。

在一种形式中，相位输出为具有吸气或呼气值的离散变量。当呼吸流量Qr具有超过正阈值的正值时，判定该相位输出具有离散的吸气值。在一种形式中，当呼吸流量Qr具有比负阈值更负的负值时，判定该相位输出具有离散的呼气值。

在一种形式中，相位输出为具有吸气，吸气中停顿和呼气中的一个的值的离散变量。

在一种形式中，相位输出为连续变量，例如从0到1，或者从0到2，或者从0°到360°变化。

波形判定4322

在本技术的一种形式中，控制模块4330控制治疗装置4245以在整个患者呼吸周期提供大致恒定的气道正压。

在本技术的另一种形式中，控制模块4330控制治疗装置4245以根据预定的气压相对于相位的波形提供气道正压。在一种形式中，波形对于所有相位值均保持大致恒定的水平。在一种形式中，波形为平方波，对于一些相位值具有更高的值，而对于其他相位值具有较低的水平。

在本技术的一种形式中，波形判定算法4322接收指示当前患者换气量的值Vent作为输入，并且提供压力相对于相位的波形作为输出。

换气量判定4323

在本技术的一种形式中，换气量判定算法4323接收呼吸流量Qr作为输入，并且判定指示当前患者换气量Vent的测量值。

在一种形式中，换气量判定算法4323判定当前患者换气量Vent的测量值作为低通滤波呼吸流量Qr的绝对值的一半。在一种实施中，低通滤波器具有3分钟的时间常数。

在一种形式中，换气量判定算法4323还计算换气比率VR，其为“大呼吸”的测量值。大于1的VR值可用来指示与中期换气相比来说较大的呼吸。在一种实施中，换气量判定算法4323可将换气比率VR计算为平均吸气流率除以当前换气量Vent。平均吸气流率可计算为平均潮气量(当前呼吸的吸气和呼气潮气量的平均值)除以吸气时间Ti。

吸气流量限制的判定4324

在本技术的一种形式中，处理器执行一个或多个算法4324用于判定在当前呼吸中的吸气流量限制的测量值。吸气流量限制的示例在图6B至6G中加以说明。

在一种形式中，吸气流量限制判定算法4324接收呼吸流量信号Qr作为输入，并且提供当前呼吸的吸气部分呈现吸气流量限制的程度的测量值作为输出。该测量值被称为流量限制测量值(FLM)。

在一种实施中，每次呼吸的吸气部分由零交点检测器识别。代表时间点的多个均匀分布点(例如，65个)沿每次呼吸的吸气流量-时间曲线由插值器插入。由点描绘的曲线随后通过缩放器进行缩放，以具有统一长度(持续时间/周期)和统一面积，从而去除改变呼吸比率和深度的影响。然后在比较器中将缩放呼吸与代表正常无障碍呼吸的预存储样板进行比较，其类似于图6A所示的呼吸的吸气部分。拒绝了在吸气期间的任何时间偏离该样板超过规定阈值(通常为1缩放单位)的呼吸，诸如那些由于咳嗽、叹气、吞咽和打嗝而导致的偏离，如通过测试元件所判定的。对于非拒绝数据，通过处理器4230计算针对前述若干吸气事件的第一此类缩放点的移动平均值。针对第二此点，在相同吸气事件期间重复该计算，等等。因此，例如，处理器4230可生成65个缩放数据点，并且这些缩放数据点代表前述若干吸气事件(例如，三个事件)的移动平均值。(例如，65个)点的连续更新值的移动平均值在下文被称作“缩放流量”，其表示为Qs(t)。另选地，可利用单个吸气事件，而不是移动平均值。

由缩放比例流量Qs计算关于部分阻塞的判定的两个形状因子。

形状因子1为中间(例如，32)缩放流量点的平均值与平均整体(例如，65)缩放流量点的比率。当该比率超过统一值时，呼吸将被认为是正常的。当该比率为统一值或更小时，呼吸将被认为是阻塞的。大约为1.17的比率被认为是部分阻塞呼吸与无障碍呼吸之间的阈值，并且等同在典型用户身上允许维持充足氧气的阻塞程度。

形状因子2经计算为与单位缩放流量的RMS偏差，其取自中间(例如，32)点。大约0.2单位的RMS偏差被认为是正常的。为零的RMS偏差被认为是完全流量限制的呼吸。RMS偏差越接近零，呼吸将被认为受到更大的流量限制。

流量限制测量值FLM为形状因子1和形状因子2的组合，其映射至范围[0，1]，使得FLM的值越接近1，呼吸的吸气部分就受到更大的流量限制。

在上述实施的变化中，取样点、呼吸点和中间点的数量可不同于以上所述的点的数量。此外，阈值可以为除上述阈值之外的阈值。

在另一种实施中，吸气流量限制判定算法4324接收呼吸流量信号Qr、换气量Vent和换气比率VR作为输入，并且计算流量限制测量值FLM。在一种此实施中，流量限制测量值FLM的计算如在PCT专利公开No.WO2008/138040中所述的那样实现，该专利已转让给瑞思迈公司(ResMed Ltd.)，其公开内容通过引用并入本文。该实施产生在范围[0，1]内的FLM值，使得FLM的值越接近1，呼吸的吸气部分就受到更大的流量限制。

呼吸中止和呼吸不足的判定4325

在本技术的一种形式中，处理器4230执行一个或多个算法4325，用于判定呼吸中止和呼吸不足的一种或多种算法4325的存在。

优选地，一个或多个算法4325接收呼吸流量信号Qr作为输入，并且提供指示已检测到呼吸中止或呼吸不足的标记作为输出。

在一种形式中，当呼吸流量Qr的函数降到流量阈值以下至预定时间段时，便认为已检测到呼吸中止。该函数可判定峰值流量、相对短期平均流量或者相对短期平均流量和峰值流量中间的流量，例如RMS流量。流量阈值可以为相对长期的流量测量值。

在一种形式中，当呼吸流量Qr的函数降到第二流量阈值至预定时间段时，便认为已检测到呼吸不足。该函数可判定峰值流量、相对短期平均流量或者相对短期平均和峰值流量中间的流量，例如RMS流量。第二流量阈值可以为相对长期的流量测量值。第二流量阈值大于用于检测呼吸中止的流量阈值。

鼾声判定4236

在本技术的一种形式中，处理器4230执行一个或多个鼾声算法4326用于检测鼾声。

在一种形式中，鼾声算法4326接收呼吸流量信号Qr作为输入，并且提供鼾声存在的程度的度量值。

优选地，算法4326包括判定流量信号的强度在30Hz至300Hz范围内的步骤。进一步优选地，算法4326包括对呼吸流量信号Qr进行滤波以减少背景噪音的步骤，例如，在系统中的来自鼓风机的气流的声音。

气道通畅的判定4327

在本技术的一种形式中，处理器4230执行一个或多个算法4327用于判定气道通畅。

在一种形式中，气道通畅算法4327接收呼吸流量信号Qr作为输入，并且判定信号强度在大约0.75Hz和大约3Hz的频率范围内。在该频率范围内存在峰值被认为指示气道通畅。不存在峰值被认为指示气道闭合。

在一种形式中，在其内寻求峰值的频率范围为治疗压力Pt中的小幅受迫振荡频率。在一种实施中，受迫振荡的频率为大2Hz，幅度为大约1cmH₂O。

在一种形式中，气道通畅算法4327接收呼吸流量信号Qr作为输入，并且判定心源性信号的存在或不存在。不存在心源性信号被认为指示气道闭合。

治疗参数的判定4328

在本技术的一种形式中，处理器4230执行一个或多个算法4328用于判定治疗参数。

在一种形式中，算法4328接收以下各项中的一个或多个作为输入：

i.吸气流量限制的测量值；

ii.存在呼吸中止和/或呼吸不足的测量值；

iii.存在鼾声的测量值；以及

iv.气道通畅的测量值；

并且根据当前时间t生成治疗压力Pt。

图4E为说明由处理器4230实现的方法4500的流程图，其作为算法4238的一种实施。方法4500开始于步骤4520，其中处理器4230将存在呼吸中止/呼吸不足的测量值与第一阈值进行比较，并且判定存在呼吸中止/呼吸不足的测量值是否已超过第一阈值至预定时间段，从而指示是否正发生呼吸中止/呼吸不足。如果是，则方法4500进行到步骤4540；否则，方法4500进行到步骤4530。在步骤4540中，处理器4230将气道通畅的测量值与第二阈值进行比较。如果气道通畅的测量值超过第二阈值，则指示气道通畅，检测到的呼吸中止/呼吸不足被视为中枢性的，并且方法4500进行到步骤4560；否则，呼吸中止/呼吸不足被视为阻塞性的，并且方法4500进行到步骤4550。

在步骤4530，处理器4230将流量限制的测量值与第三阈值进行比较。如果流量限制的测量值超过第三阈值，则指示吸气流量受到限制，方法4500进行到步骤4550；否则，方法4500进行到步骤4560。

在步骤4550，处理器4230按照预定的压力增量ΔP增加治疗压力Pt，假设增加的治疗压力Pt不超过上限Pmax。在一种实施中，预定的压力增量ΔP和上限Pmax分别是1cmH₂O和20cmH₂O。然后，方法4500返回到步骤4520。

在步骤4560，处理器4230按照减量减小治疗压力Pt，假设减少的治疗压力Pt不会降低到下限Pmin以下。然后，方法4500返回到步骤4520。在一种实施中，该减量与Pt-Pmin的值成比例，使得在不存在任何检测到的事件的情况下，下限Pmin的减量Pt为指数。在一种实施中，比例常数经设定使得Pt的指数减量的时间常数τ在10分钟至20分钟之间，并且下限Pmin为4cmH₂O。另选地，可预先判定减量Pt，因此，在不存在任何检测到的事件的情况下，下限Pmin的减量Pt为线性。

RERA的检测4329

在本技术的一种形式中，一个或多个处理器可实施在本文所描述的一个或多个方法或其方面，用于检测RERA。例如，处理器4230执行用于实施本文所描述方法的一个或多个RERA检测算法，用于检测呼吸努力相关微觉醒(RERA)。一个或多个处理器可以例如在能够提供呼吸治疗的PAP装置中、在对输入计算机的先前记录的流量数据进行分析的计算装置中，或者在具有一个或多个传感器诸如非接触式传感器的监控器/检测装置中实施，以测量和分析指示患者呼吸的信号，并且所述监控器/检测装置可以或不可以提供呼吸治疗或其他治疗。

在一种形式中，RERA检测算法4329接收当前流量限制测量值FLM(来自流量限制判定算法4324)和当前换气比率VR(来自换气量判定算法4323)作为输入，并且提供发生RERA的指示作为输出。因此，可基于从传感器(诸如，流量传感器或呼吸传感器)信号获得的一个或多个测量值来检测RERA。例如，可基于睡眠障碍呼吸事件的测量值和/或换气量的测量值判定RERA指示。

在一种实施中，RERA指示为连续值的测量值(称为“RERA”测量值)，从而指示发生RERA的置信度。在另一种实施中，将RERA测量值与预定阈值进行比较，以提供发生RERA的布尔值指示。

在一种实施中，RERA检测算法4329基于以下方法：如果当前已经发生流量限制(例如，流量限制测量值FLM大于阈值(例如，0))，接着发生换气阶段变化(指示突然“大呼吸”)，则指示RERA。

根据该方法检测RERA的已知方法可造成假阳性，因为换气阶段变化和流量限制测量值FLM相乘以提供RERA测量值。在换气阶段变化较大并且流量限制测量值FLM不恰当地提高(如果仅小量地)的情况下，当实际仅存在正常微觉醒而不是与呼吸努力相关的微觉醒时，此类方法可指示RERA。

为减少与已知方法相比的假阳性的次数，根据本技术一种形式的RERA检测算法4329对提高的流量限制的最近一致性以及指示突然大呼吸的换气阶段变化进行评估。与先前已知的方法相比，这显著减少了假阳性的次数，如以下参考图8所进一步描述。

图4F为说明根据本技术的一种形式的可由RERA检测算法4329实施的检测RERA的方法的流程图。方法4600开始于步骤4610，其使用流量限制测量值的当前值FLM来更新数据结构或缓冲器，诸如环形缓冲器。数据结构包括流量限制测量值FLM的少量最近值，所述值可以每次呼吸为基础。在一种实施中，数据结构包括流量限制测量值FLM的三个最近值，诸如来自三次最近呼吸。在环形缓冲器的情况下，步骤4610使用当前流量限制测量值FLM来重写环形缓冲器中的最旧流量限制测量值FLM。

接着是步骤4620，其计算在最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值(例如，在环形缓冲器中表示的最近流量限制测量值)。在一种实施中，一致性的测量值为一致性比率CR，其计算为在环形缓冲器中超过预定阈值的流量限制测量值的分数。在一种实施中，该阈值为0.1。在步骤4360，判定环形缓冲器中的最大流量限制测量值FLM_max。

接下来，在步骤4650，计算指示突然“大呼吸”的换气阶段变化的测量值。在一种实施中，该测量值为标准化的换气比率阶段nVR_step，其计算为换气比率的当前值VR与换气比率的先前值之间的差VR_step，其映射到范围[0，1]。在一种实施中，次映射根据下列函数来实现：

在步骤4660，RERA测量值通过计算三维点(CR、FLM_max、nVR_step)与三维立方体的拐角点之间的距离来计算。在一种实施中，拐角点为三维点(1，1，1)。在一种实施中，距离为欧几里得(Euclidean)距离。RERA测量值的较小值指示发生RERA的较大的置信度。

在任选步骤4670，将RERA测量值与预定阈值进行比较，以提供指示发生RERA的变量(例如，布尔值变量(RERA))。在一种实施中，该阈值具有0.75的值。如果RERA测量值小于预定阈值(在步骤4670为“是”)，则步骤4680将RERA设定为真。否则(在步骤4670为“否”)，步骤4690将RERA设定为假。

图7包括三个图表，其说明关于示例流量信号的RERA检测算法4329的输出。顶部图表7010示出持续时间为大约3分钟的示例呼吸流量信号Qr。中间图表7020示出使用上述RERA检测算法4329从顶部图表7010中的呼吸流量信号Qr得到的连续值的RERA测量值。底部图表7030包括通过将中间图表7020中的连续值的RERA测量值与0.75的阈值进行比较而得到的布尔值指示RERA(表示为二进制变量)。RERA的值通常为假(0)，但当中间图表7020中的连续值的RERA测量值降到0.75以下时，RERA的值在两点7040、7050处上升到真(1)。

在本技术的一种形式中，可应用RERA检测算法4329在间隔期间提供的阳性检测次数(例如，使用布尔指示RERA)，连同呼吸中止/呼吸不足判定算法4325在间隔期间检测到的呼吸中止次数和/或呼吸不足次数计算RDI(呼吸紊乱指数)，RDI为间隔测量值诸如间隔持续时间的函数(例如，除以间隔持续时间)。在一种形式中，RDI通过下列等式进行：

RDI＝(#_of_RERAs+#_of_Apneas+#_of_Hypopneas)/interval_duration

其中：

#_of_RERA为RERA的计数，诸如在时间间隔中使用RERA变量；

#_of_Apneas为在时间间隔中检测到的呼吸中止的计数；

#_of_Hypopneas为在时间间隔中检测到的呼吸不足的计数；以及

interval_duration为时间间隔的长度(例如，以小时为单位)。

另选地，PAP装置4000可将RERA指示作为治疗的有效性的指示进行报告。可通过数据通信接口4280向外部装置作出这种报告，或者经由输出装置4290向使用者作出这种报告。

在又一种形式中，RERA检测算法4328计算出的RERA测量值可作治疗参数判定算法4328的输入进行实施。例如，可对某个时间框架诸如每小时内的RERA测量值进行平均，并且可将结果应用在“外侧环路控制器”中，以设定流量限制测量值的阈值(或增益)，从而影响目标治疗压力。外侧环路控制器的示例在转让给瑞思迈公司(ResMed Ltd.)的PCT公开案No.WO 2005/051470(PCT/AU2004/001652)中进行了描述，其全部内容据此通过引用并入本文。例如，当与对所检测到的睡眠障碍呼吸事件(其与RERA测量值未指示微觉醒一致)的反应(例如，较低的压力变化)相比时，响应于随后检测到的睡眠障碍呼吸事件，可对如由RERA测量值所判定的从睡眠中觉醒的患者进行更加积极地治疗(例如，较高的压力变化)。

如上所述，根据本技术的一种形式的RERA检测算法4329评估提高流量限制的最近一致性，以及指示突然大呼吸的换气阶段变化。与先前已知的方法相比，这可显著地减少假阳性的次数。图8包括三个图表，其说明关于示例流量信号的RERA检测算法4329和先前RERA检测算法的输出。顶部图表8010示出持续时间为大约9分钟并且无RERA的示例呼吸流量信号Qr。中间图表8020示出使用先前的RERA检测算法从顶部图表8010中的呼吸流量信号Qr得到的RERA的布尔值指示。底部图表8030示出使用RERA检测算法4329从顶部图表8010中的呼吸流量信号Qr得到的RERA的布尔值指示。中间图表8020示出RERA在点8040处的一个指示。这是由大呼吸8050引起，其提供在流量限制测量值中提供一次性提高。然而，底部图表8030并未示出RERA在同一点8040处的任何指示，因为在该点处无提高的流量限制的一致性。

控制模块4330

控制模块4330接收由治疗参数判定模块4328计算的一个或多个治疗参数，并且根据该一个或多个治疗参数控制治疗装置4245。

在本技术的一种形式中，控制模块4330接收治疗压力Pt作为输入，并且控制治疗装置4245以输送该压力。

在本技术的一种形式中，控制模块4330接收EPAP压力和IPAP压力作为输入，并且控制治疗装置4245以输送那些相应压力。

故障状况的检测4340

在本技术的一种形式中，处理器执行一个或多个方法用于检测故障状况。优选地，通过一个或多个方法检测的故障状况包括下列各项中的至少一项：

·电力故障(没电，或电力不足)

·转换器故障检测

·无法检测部件的存在

·操作参数超出建议范围(例如，压力，流量，温度，PaO₂)

·测试警报无法生成可检测的警报信号

一旦检测出故障状况，对应算法就通过下列各项中的一个或多个发出存在故障的信号：

·开始听觉，视觉和/或运动性(例如，振动)警报

·发送消息给外部装置

·记录该事件

治疗装置4245

在本技术的一种优选形式中，治疗装置4245在控制模块4330的控制下对患者1000进行治疗。

优选地，治疗装置4245为压力装置4140。

词汇表

为实现本技术公开的目的，在本技术的某些形式中可应用下列定义中的一个或多个。在本技术的其他形式中，可应用另选的定义。

通则

空气：在本技术的某些形式中，供应给患者的空气可以为大气空气，而在本技术的其他形式中，可用氧气来补充大气空气。

持续气道正压换气(CPAP)：CPAP治疗可被认为意指在一定压力下向气道入口供应空气或可呼吸气体的应用，该压力相对于大气为连续正压，并且在患者的整个呼吸周期大致恒定。在一些形式中，在气道入口处的压力在单个呼吸周期内将改变数厘米的水柱，例如，在吸气期间较高，而在呼气期间较低。在一些形式中，气道入口处的压力在呼气期间将稍微较高，而在吸气期间稍微较低。

自动气道正压换气(APAP)：CPAP治疗利用可在最小限制与最大限制之间间连续调整的压力，其取决于SDB事件的指示是否存在。

气道正压换气(PAP)装置：用于向气道提供正压空气的装置。

PAP装置的方面

空气回路：在使用中被构造和布置成在PAP装置与患者界面之间输送空气或可呼吸气体供应的导管或管。具体地，空气回路可与气动块的出口和患者界面流体连通。空气回路可被称为空气输送管。在一些情况下，可存在用于呼气和吸气的回路分支。在一些情况下，使用单分支。

鼓风机或气流产生器：以高于环境压力的压力输送空气流的装置。

控制器：基于输入调节输出的装置或装置的一部分。例如，控制器的一种形式具有受控的变量，该控制变量构成到装置的输入。装置的输出未控制变量的当前值的函数以及用于变量的设定点。

转换器：用于将能量或信号形式转换成另一种形式的装置。转换器可以为传感器或检测器，用于将机械能(诸如运动)转换成电信号。转换器的示例包括压力传感器、流量传感器、二氧化碳(CO₂)传感器、氧(O₂)传感器、应力传感器、运动传感器、噪音传感器、体积描记仪和照相机。

呼吸周期的方面

呼吸中止：优选地，当流量降到预定阈值以下至持续时间例如大约10秒时，将认为已发生呼吸中止。当尽管患者努力了，但气道的一些阻塞物仍不允许空气流动时，将认为已发生阻塞性呼吸中止。当检测到由于呼吸努力减少或者不存在呼吸努力而造成的呼吸中止时，将认为已发生中枢性呼吸中止。

呼吸速率：患者的自主呼吸的速率，通常以每分钟的呼吸次数进行测量。

工作周期：吸气时间Ti和总呼吸时间Ttot的比率。

努力(呼吸)：优选地，呼吸努力将被认为自主呼吸的人尝试呼吸所完成的工作。

呼吸周期的呼气部分：从呼气流开始到吸气流开始的时段。

流量限制：优选地，流量限制(或部分阻塞)将被认为患者的呼吸事务状态，其中患者努力的增加不能得到流量的相应增加。在呼吸周期的吸气部分期间发生流量限制的情况下，流量限制可被描述为吸气流量限制。在呼吸周期的呼气部分期间发生流量限制的情况下，流量限制可被描述为呼气流量限制。

吸气流量限制波形的类型

(i)平坦：其具有升高，接着是相对平坦部分，接着下降。

(ii)M形：其具有两个局部峰值，一个在前缘处，一个在后缘处，并且在两个峰值之间具有相对平坦部分。

(iii)椅形：其具有单个局部峰值，该峰值在前缘处，接着是相对平坦部分。

(iv)反向椅形：其具有相对平坦部分，接着是单个局部峰值，该峰值在后缘处。

呼吸不足：优选地，呼吸不足将被认为流量减少，但流动未停止。在一种形式中，当流量减少到阈值以下至一段持续时间时，可认为已发生呼吸不足。在一种成人的形式中，下列各项中的任何一种可被认为是呼吸不足：

(i)患者呼吸减少30％至至少10秒，加上相关4％的去饱和；或

(ii)患者呼吸减少(但小于50％)至至少10秒，加上至少3％的相关去饱和或微觉醒；

呼吸周期的吸气部分：优选地，从吸气流开始到呼气流开始的时段将被认为是呼吸周期的吸气部分。

通畅(气道)：气道打开的程度或者气道打开的范围。通畅气道打开的。气道通畅可被量化，例如值1(1)为通畅，而值零(0)为关闭。

呼气末正压换气(PEEP)：在呼气末端存在的、在肺部中的大气压之上的压力。

峰值流量(Qpeak)：流量在呼吸流量波形的呼气部分期间的最大值。

呼吸(空气)流量，(空气)流量，患者(空气)流量(Qr)：这些同义术语可被理解为是指“真实呼吸(空气)流量”的估计，其为患者正在经历的即时呼吸流量，通常表示为公升每分钟。

潮气量(Vt)：为施加额外努力时，在正常呼吸期间吸入或呼出的空气量。

(吸气)时间(Ti)：呼吸流量波形的吸气部分的持续时间。

(呼气)时间(Te)：呼吸流量波形的呼气部分的持续时间。

(总)时间(Ttot)：一个呼吸流量波形的吸气部分的开始与下一个呼吸流量波形的吸气部分的开始之间的总持续时间。

典型的最近换气量：换气值，一些预定时间尺度上的最近值围绕该值趋于集聚，即，换气量的最近值的集中趋势的测量值。

上气道阻塞(UAO)：包括局部上气道阻塞和全部上气道阻塞。这可与流量限制的状态相关联，其中随着整个上气道的压力差增加(斯塔林电阻行为)，流量的水平仅稍微增加或者甚至可降低。

换气量(Vent)：每个单位时间通过患者的呼吸系统进行交换的气体量的测量值，包括吸气流量和/或呼气流量。当表示为每分钟的体积时，该量通常称为“每分钟换气量”。有时，每分换气量仅以体积给出，应理解为每分钟的体积。

PAP装置参数

流率：每单位时间所输送的瞬时空气量(或质量)。虽然流率和换气量在每单位时间具有相同的体积或质量，但流率是在一段短得多的时间内进行测量。对于患者呼吸周期的吸气部分，流量名义上可以为正，而对于患者呼吸周期的呼气部分，流量为负。某些情况下，对流率的参考将是对标量的参考，即仅具有大小的量。在其他情况下，对流率的参考将是对矢量的参考，即具有大小和方向两者的量。流量的符号为Q。总流量Qt为离开PAP装置的空气的流量。换气流量Qv为离开换气孔以排出呼出气体的空气的流量。漏流量Ql为从患者界面系统无意泄漏的流量。呼吸流量Qr为接收到患者呼吸系统中的空气的流量。

泄漏：优选地，词语“泄漏”将认为是流到周围的空气。泄漏可以是有意的，例如，为排出呼出的CO₂。泄漏可以是无意的，例如，由于面罩与患者脸部之间的不完全密封所导致的。

压力：每单位面积的力。压力可以一系列单位进行测量，包括cmH₂O、g-f/cm²、百帕。1cmH₂O等于1g-f/cm²，并且为大约0.98百帕。在本说明书中，除非另外说明，否则压力以cm²H₂O为单位给出。患者界面中的压力或面罩压力，以符号Pm给出。被称为治疗压力的面罩压力的目标值以符号为Pt给出。

其他说明

本专利文件的公开的一部分包括受版权保护的材料。版权所有者不反对任何人对该专利文件或专利公开进行复写复制，因为其出现在专利商标局专利文档或记录中，但在其他方面保留所有版权权利。

除非上下文另外明确说明并且在提供数值范围的情况下，否则应当理解，在该范围的上限与下限之间的每个中间值，到下限的单位的十分之一，以及在所述范围内的任何其他所述值或中间值均包括在本技术内。这些中间范围的上限和下限可独立地包括在所述中间范围内，也可包括在本技术内，但受制于所述范围内的任何明确排除的界限。在所述范围包括该界限中的一个或两个时，排除那些所包括的界限中的一个或两个的范围也包括在本技术内。

此外，在本文所述的一个值或多个值作为本技术的一部分进行实施的情况下，应当理解此类值可以是近似的，除非另外说明，并且此类值可以实用的技术实施可允许或需要其的程度用于任何适当的有效数位。

除非另外定义，本文所使用的所有技术和科学术语具有与本技术所属领域的普通技术人员通常所理解的相同的含义。尽管与本文所描述的那些类似和等同的任何方法和材料也可用于本技术的实践或测试中，但本文描述了有限数量的示例性方法和材料。

当特定材料被认为是优选地用于构造部件时，具有类似性质的明显替代材料可用作其替代物。此外，除非相反规定，否则本文描述的任何和所有部件被理解为能够被制造，并且同样地可以一起或分开制造。

必须注意，如本文和所附权利要求书中所使用，除非另外明确说明，否则单数形式“一”、“一个”和“该”包括其复数等效。

本文所提及的所有出版物均通过引用并入，以公开并且描述作为那些出版物的主题的方法和/或材料。本文所讨论的出版物仅提供用于先于本申请案的申请日的公开内容。本文没有什么可被解释为凭借在先发明承认本技术无权早于此类出版物。而且，所提供的出版物的日期可不同于实际出版日期，出版日期可需要进行独立确认。

此外，在解释本公开时，所有术语应以符合上下文的最宽泛的合理方式进行解释。特别地，术语“包括”和“包含”应当理解为以非排他方式参考元件、部件或步骤，从而指示所参考的元件、部件或步骤可与其他为明确引用的元件、部件或步骤一起呈现、一起使用或结合。

详细描述中所使用的主题标题仅用于方便读者参考，而不应被用于限制见于整个公开或权利要求书中的发明主题。主题标题不应用于解释权利要求书的范围或权利要求的限制。

尽管本文已经参考具体实施例对本技术进行了描述，但应当理解，这些实施例仅说明本技术的原理和应用。在一些情况下，专有名词和符号可暗含实践本技术不需要的具体细节。例如，尽管可使用术语“第一”和“第二”，但除非另外说明，否则它们并非旨在指示任何顺序，而是用于区别不同元件。此外，尽管可以一定顺序描述和说明这些方法中的过程步骤，但此顺序是不必要的。本领域的技术人员将认识到，此顺序可被修改，并且/或者顺序的方面可以同时或甚至同步地进行。

因此，应当理解，可对示例性实施例进行多种修改并且可设计出其他布置，而不脱离本技术的精神和范围。

参考标记列表

患者 1000

患者界面 3000

结构 3100

充气室 3200

定位和稳定结构 3300

换气口 3400

连接端口 3600

前额支架 3700

PAP装置 4000

外部壳体 4010

上部 4012

下部 4014

面板 4015

底盘 4016

手柄 4018

气动块 4020

气动组件 4100

空气过滤器 4110

入口空气过滤器 4112

出口空气过滤器 4114

消声器 4120

入口消声器 4122

出口消声器 4124

压力装置 4140

鼓风机 4142

马达 4144

止回阀 4160

空气回路 4170

补充氧 4180

电气组件 4200

印刷电路板组件 4202

电源供应器 4210

输入装置 4220

处理器 4230

时钟 4232

治疗装置控制器 4240

治疗装置 4245

保护电路 4250

存储器 4260

转换器 4270

压力转换器 4272

流量转换器 4274

马达速度信号 4276

数据通信接口 4280

远程外部通信网络 4282

本地外部通信网络 4284

远程外部装置 4286

本地外部装置 4288

输出装置 4290

显示器驱动器 4292

显示器 4294

算法 4300

预处理模块 4310

压力补偿算法 4312

换气流量判定算法 4314

漏流量算法 4316

呼吸流量判定算法 4318

治疗引擎模块 4320

相位判定算法 4321

波形判定算法 4322

换气量判定算法 4323

吸气流量限制判定算法 4324

呼吸中止/呼吸不足判定算法 4325

鼾声判定算法 4326

气道通畅判定算法 4327

治疗参数判定算法 4328

呼吸努力相关微觉醒检测算法 4329

治疗控制模块 4330

故障状况检测模块 4340

方法 4500

步骤 4520

步骤 4530

步骤 4540

步骤 4550

步骤 4560

方法 4600

步骤 4610

步骤 4620

步骤 4630

步骤 4650

步骤 4660

任选步骤 4670

步骤 4680

步骤 4690

加湿器 5000

湿度控制器 5250

非接触式传感器单元 7000

顶部图表 7010

中间图表 7020

下部图表 7030

点 7040

点 7050

顶部图表 8010

中间图表 8020

下部图表 8030

呼吸努力相关微觉醒指示 8040

大呼吸 8050

权利要求书(按照条约第19条的修改)

1.一种用于在处理器中检测患者的呼吸气流信号中的呼吸努力相关微唤醒的方法，所述方法包括：

在处理器中从所述信号接收在多次最近呼吸期间吸气流限制的一致性的计算测量值；

在所述处理器中接收指示突然大呼吸的换气阶段变化的计算测量值；以及

在所述处理器中根据吸气流限制的一致性的所述测量值和所述换气阶段变化的所述测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

2.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括，在所述处理器中，根据所述信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流限制的一致性的所述测量值。

3.根据权利要求1至2中任一项所述的方法，其进一步包括，在所述处理器中，计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的所述测量值。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其进一步包括，计算在所述多次最近呼吸期间吸气流量限制的最大测量值，其中指示置信度的所述测量值为吸气流量限制的所述最大测量值的函数。

5.根据权利要求2至4中任一项所述的方法，其中计算指示所述置信度的所述测量值包括计算三维点与三维立方体拐点之间的距离，所述三维点的分量为吸气流量限制的一致性的所述测量值、换气阶段变化的所述测量值和吸气流量限制的所述最大测量值。

6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其中吸气流量限制的一致性的所述测量值经计算为超过预定阈值的最近流量限制测量值的分数。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其中换气阶段变化的所述测量值经计算为换气比率的当前值与所述换气比率的先前值的差。

8.根据权利要求7所述的方法，其中换气阶段变化的所述测量值为映射到范围[0，1]的所述差。

9.根据权利要求7和8中任一项所述的方法，其中换气比率经计算为平均吸气流率除以当前换气量的测量值。

10.根据权利要求9所述的方法，其中所述平均吸气流率经计算为吸气潮气量和呼气潮气量的平均值除以当前呼吸的吸气时间。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其进一步包括，将呼吸努力相关微觉醒发生的所述置信度与预定阈值比较，以提供患者当前是否正在经历呼吸努力相关微觉醒的指示。

12.根据权利要求11所述的方法，其进一步包括，根据预定时间间隔内的呼吸努力相关微觉醒的指示的数量计算呼吸紊乱指数。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其进一步包括，基于指示所述置信度的所述测量值，判定用于所述患者的呼吸治疗的参数的变化。

14.一种计算机可读存储器存储介质，其具有在其上编码的程序指令，所述程序指令配置成使处理器执行检测患者呼吸气流信号中的呼吸努力相关微觉醒的方法，所述方法包括:

根据所述信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值；

计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值；以及，

根据吸气流量限制的一致性的所述测量值和所述换气阶段变化的所述测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。

15.一种用于检测患者呼吸气流信号中呼吸努力相关微觉醒的装置，所述装置包括：

传感器，其配置成提供表示患者呼吸气流的信号，

处理器，其配置成检测呼吸努力相关微觉醒，其中所述处理器配置成：

根据所述信号来计算在多次最近呼吸期间吸气流量限制的一致性的测量值；

计算指示突然大呼吸的换气阶段变化的测量值；以及

根据吸气流量限制的一致性的所述测量值和换气阶段变化的所述测量值来计算指示呼吸努力相关微觉醒发生的置信度的测量值。