CN101299963B - 自动滴定双位压力支持系统 - Google Patents

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Abstract

一种双位压力支持系统(30)以及一种治疗呼吸障碍的方法，其能在呼气和吸气过程中使提供给病人的压力达到最佳从而治疗呼吸障碍，同时使提供给病人的压力最小从而使病人感觉舒适。该压力生成系统(32)在吸气时生成处于吸气相气道正压(IPAP)的呼吸气流并且在呼气时生成处于呼气相气道正压(EPAP)的呼吸气流。控制器(50)监测下面的至少一个状态：(1)打鼾，(2)呼吸暂停，(3)呼吸不足，或者是(4)呼吸支撑系统中出现重大的泄漏；并根据这些状态的发生情况独立地调节IPAP和EPAP。

Description

自动滴定双位压力支持系统 
优先权声明 
根据35U.S.C.§120/365条款，本申请要求申请日为2005年9月1日、申请号为11/217,964的美国专利申请的优先权。 
技术领域
本发明涉及一种压力支持系统以及一种用来治疗呼吸紊乱的方法，本发明特别涉及一种双位自动滴定压力支持系统以及自动滴定一压力支持系统的方法，该方法能够使输送给病人的吸气和呼气压力达到最佳从而治疗呼吸紊乱而另外为使病人舒适最小化所输送的压力。 
背景技术
我们知道许多人在睡觉时都会遭受呼吸紊乱的困扰。例如，阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA，Obstructive Sleep Apnea)就是这样的一种困扰全世界数百万人群的呼吸紊乱的普遍实例。OSA是一种状态，在这种状态下，睡眠会反复地被无法呼吸所打断，原因就是气道阻塞，典型的是上气道或咽部区域的阻塞。一般认为，气道阻塞至少部分是因为用来稳定上气道节的肌肉的一般松驰，由此使各种组织可将该气道塌陷。 
那些遭受OSA痛苦的人们经历的是破碎的睡眠以及睡眠过程中换气间歇地完全停止或者几乎完全停止，同时还有潜在严重程度的血氧去饱和。这些症状在临床上可解释成极度的白天疲倦、心脏心律不齐、肺动脉高血压、充血性心力衰竭和/或感知障碍。OSA的其它后果还包括：右心室功能紊乱，失眠和睡眠过程中二氧化碳停滞以及持续降低的动脉氧压力。睡眠呼吸暂停受害者有因上述因素导致过度死亡的危险，还有在发动和/或操作潜在危险设备时出现意外的高危险。 
即使病人不会受到气道完全阻塞的困扰，但我们知道在气道部分阻塞时病人也会出现一些不好的情况，如从睡眠中惊醒。气道部分阻塞通常会导致浅呼吸，称为呼吸不足。其它类型的呼吸紊乱包括上气道阻力综合症(UARS，UpperAirway Resistance Syndrome)以及气道的振动，如咽壁的振动，其通常被称为打鼾。我们还知道打鼾可以伴随气道关闭，这引起UARS、呼吸不足或呼吸暂停。因此，打鼾作为病人呼吸不正常的标志。 
我们知道治疗这种呼吸紊乱是通过给病人的气道施加持续的正气压(CPAP，Continuous Positive Air Pressure)。这种正压有效地“夹住”气道，从而一直到肺部维持出一条开敞的通路。我们还知道在正压治疗中，输送给病人的气体的压力随着病人的呼吸循环而变化，或者是随着病人的使劲而变化，由此增加病人的舒适度。这种压力支持技术是指双位压力支持，其中输送给病人的吸气相气道正压(IPAP，Inspiratory Positive Airway Pressure)高于呼气相气道正压(EPAP，Expiratory Positive Airway Pressure)。 
我们还知道在正压治疗中将持续的正压提供给病人，并且其中压力的水平基于所检测的病人的状态，如病人是打鼾还是呼吸暂停、是呼吸不足还是上气道阻力等来进行调节。该压力支持技术被称为自动滴定型压力支持，因为压力支持设备设法给病人提供的压力只需高到能够治疗呼吸紊乱即可。 
常规的自动滴定压力支持系统例如已被下面的美国专利文献所公开：Sullivan等人的专利号5,245,995；Gruenke等人的5,259,373、5,549,106和5,845,636；Axe等人的5,458,137和6,058,747；Berthon-Jones的5,704,345、6,029,665和6,138,675；Remmers等人的5,645,053；以及Rapoport等人的5,335,654、5,490,502、5,535,739和5,803,066的文献。所有这些常规的压力支持系统，除了Remmers等人的5,645,053之外，均会对所监测的病人状态作出反应。即，一旦出现表示异常呼吸的状态，系统就会改变压力支持以便对这种状态进行处理。然而，本发明人发现这种治疗技术可能不适合于所有的病人，并且有可能会使系统对一些温和的、暂时的异常做出不必要的反应。 
此外，这些自动滴定压力支持系统通常试图治疗病人的一种状态，如打鼾 或者是病人吸气波形中出现的气流受限。我们相信这种锁定于一种或两种状态的、微型的、目标治疗方法、方式不可能给病人提供充分的治疗，因为病人本身属于一种非常复杂的受到各种变量影响的系统。 
此外，这些常规的自动滴定系统提供了各种不同的方式来检测病人的一种状态。这每一种方式都试图提高检测那些真正表示呼吸紊乱的病人状态的能力。然而，我们相信每一种方式在有力地监测并治疗大量病人的能力上都有限。 
最后，常规的自动滴定压力支持系统是CPAP系统，即其在病人的吸气和呼气循环中输送的是一个相同的恒定压力。这种方式，尽管对许多病人是可接受的，但不可能对所有的病人都提供出最佳的压力支持治疗或舒适度。 
发明内容
因此，本发明的一个目的就是提供一种双位自动滴定压力支持系统，其能克服常规自动滴定系统的缺点。该目的能通过本发明的一个实施例来实现，该实施例提供了一种双位自动滴定压力支持系统，其包括一压力生成系统，该压力生成系统能够在吸气过程中产生处于吸气相气道正压(IPAP)的呼吸气流并且在呼气时产生处于呼气相气道正压(EPAP)的呼吸气流。在压力生成系统和病人气道之间耦合有病人管路。病人管路或压力生成系统上连接了一个监测系统，其用来测量或监测表示病人气道上压力的参数、表示病人气道中气体流量的参数、或者上述的两个参数，并分别或同时输出表示上述两个参数的压力信号、流量信号。监测系统和压力生成系统上耦合有一个控制器，其基于监测系统的输出来控制压力生成系统。更为特别的是，该控制器经编程能够监测下面的至少一个状态：(1)打鼾；(2)呼吸暂停；(3)呼吸不足；或(4)压力支持系统中出现的重大泄漏。该重大的泄漏是实质上大于任何故意形成的系统泄漏。控制器基于状态(1)、(2)、(3)或(4)中任意一种的出现独立地调节IPAP和EPAP。 
本发明的另一个目的是提供一种根据上述压力支持系统的操作功能来给病人输送压力支持治疗的方法。 
参照附图并结合本发明下面的说明及所附权利要求，本发明的这些以及其它目的、特征和特点以及相关结构部件和部件组合的功能和操作方法以及制造的经济性将会更加清楚，所有这些附图均构成本发明说明书的一部分，其中各个附图中相同的附图标记表示相同的部件。然而，应当清楚地理解这些附图仅是展示和说明性的，无意用作对本发明的限定。在说明书和权利要求书中使用的单数形式的词“一”、“一个”和“这个”均包括多个对象，除非其上下文已清楚地表示出其它的含义。 
附图说明
图1是一压力支持系统的示意图，其能够根据本发明的自动滴定技术来工作； 
图2是一控制系统的示意图，其用来实现本发明的自动滴定技术； 
图3是一压力-流量图，其展示的是：是否启动本发明自动滴定技术中各种控制特征的确定标准； 
图4A-4C进一步展示了一些示例性的波形，这些波形展示的是实际峰值流量和本发明所使用的加权峰值流量QWpeak的不同； 
图5的曲线图展示的是吸气波形的一个示例，其用来解释本发明如何计算执行自动滴定功能中所用的各种参数； 
图6是在移动窗口期间所累积的呼吸的加权峰值流量柱状图的一个示例； 
图7A-7E的流程图展示的是根据本发明原理进行的呼吸不足的检测程序； 
图8是病人流量波形的示例性实施例，该波形用来描述本发明呼吸暂停检测技术中所用间隙填充程序； 
图9展示的是一个病人压力的示例，其用来描述压力支持系统中对呼吸暂停/呼吸不足的治疗操作过程； 
图10A和10B的曲线展示的是加权峰值流量散开的示例； 
图11的曲线展示的是根据本发明的可变呼吸检测方法来映射或规格化平均流量的方法； 
图12的曲线展示的是确定病人正经历易变呼吸的滞后阈值标准； 
图13的曲线展示的是本发明易变控制模块的压力控制操作情况； 
图14A-14C展示的是病人吸气波形的一个示例，其中的波形用来解释本发明的圆度和平度计算； 
图15展示的是病人吸气波形的一个示例和一个正弦波模板，其用来圆度和平度计算； 
图16A和16B展示的是不同正弦波模板的极端示例； 
图17展示的是用来调节正弦波模板比率的标准化曲线； 
图18A和18B展示的是正弦波模板的幅值根据本发明圆度和平度计算方法进行校正的情况； 
图19A和19B展示的是一病人吸气波形的示例和一个相对应的正弦波模板，其用来解释圆度和平度的计算； 
图20展示的是病人吸气波形，该波形显示了如何根据本发明原理来计算平度的情况； 
图21展示的是病人吸气波形，该波形显示了如何根据本发明的原理来计算圆度的情况； 
图22展示的是病人吸气波形，该波形显示了如何根据本发明的原理来计算偏斜度的情况； 
图23展示的是如何根据本发明的原理来累积呼气参数数据以便进行趋势分析的情况； 
图24的曲线展示的是本发明的趋势分析技术； 
图25的曲线用来解释在根据本发明进行长期趋势分析的过程中进行投票的情况； 
图26展示的是在提高压力的操作过程中压力支持系统输出的压力曲线的示例； 
图27A和27B进一步展示了本发明压力支持系统输出的压力曲线的示例； 
图28展示了在阻塞性/限制性呼吸暂停/呼吸不足事件中的一例病人气流波 形； 
图29展示了中央呼吸暂停/呼吸不足事件中的一例病人气流波形； 
图30展示了在阻塞性/限制性呼吸暂停/呼吸不足事件中的另一例病人气流波形； 
图31-33的几例波形展示的是如何根据本发明的原理在斜坡周期内对IPAP和EPAP的水平进行控制的情况。 
具体实施方式
A.系统硬件 
下面参照图1来描述压力支持系统30的基本部件，其中的压力支持系统30能够实现根据本发明原理的双位自动滴定技术。该压力支持系统30包括：一压力生成系统，大体上在32处表示，以及一病人管路34，该病人管路34包括一管道36和一病人接口设备38。在所示实施例中，压力生成系统32包括一压力生成器40以及作为压力生成器出口的一个压力控制阀42。 
压力生成器40接收来自呼吸气源的呼吸气体，如箭头A所示，并如箭头B所示将该呼吸气体按照一个高于大气压的压力输出给病人管路34从而输送给病人的气道(图中未示出)。在本发明的一个优选实施例中，压力生成器40是一种机械式压力生成器，如风机、风箱或活塞，这些压力生成器例如在入口处接收气源的环境空气。压力控制阀42对那些通过病人管路输送给病人的呼吸气流的压力进行控制，控制的方式是对输送给病人的气流进行限制，或者是对来自病人管路34的气流进行改道(如箭头C所示)，或者是两者的组合。 
本发明进一步试图通过对压力生成器40的工作速度单独或者是结合阀门42进行控制从而对输送给病人的呼吸气流的压力进行控制。当然，如果是单独采用工作速度来控制输送给病人的呼吸气流的压力，那么阀门42可以取消。本领域技术人员都清楚，其它用来对输送给病人的呼吸气流的压力进行控制的技术也可单独或结合上述的控制技术实现在压力支持系统30中。例如，可在压力生成器40的上游布置一个限流阀(图中未示出)以便对流到压力生成器40的 气流(箭头A)进行控制，并且，由此就能对用来输送给病人的输出气流的压力进行控制。 
呼吸气源通常是环境大气，其压力随后通过压力生成系统进行提升才能输送给病人。显然，本发明也可采用其它的呼吸气源，如来自氧气源的氧气或者是氧气混合物。显然，本发明还想将加压空气从加压气罐通过病人管路直接提供到病人的气道，而不用压力生成器如风机、风箱或者是活塞来提升空气压力。当然，这其中需要用压力调节器如阀门42来对输送给病人的气压进行控制。本发明的重要特征是为输送给病人加压的呼吸气体在病人管路中提供并不必须是以该气源或方式生成加压的呼吸气体。 
尽管图1中没有显示，但本发明还想由大气提供一股二次气流，该二次气流或单独提供，也可与主气流一起提供(箭头A)。例如，可将一股来自任意合适气源的氧流从上游提供到压力生成器40，或压力生成器下游的病人管路中，或者是病人接口设备这里，从而对输送给病人的氧气吸入份量进行控制。 
在所示的实施例中，病人管路34中管道36的一端耦合到压力生成器40的出口，另一端耦合到病人接口设备38上。管道36是任意一种能够承载从压力生成器流到病人气道的气流的管子。管道36相对于压力生成器40的远端部分通常是柔韧的从而能使病人自由移动。显然，各种部件均可提供在病人管路34中或者是连接到病人管路34上。例如，细菌过滤器、压力控制阀、流量控制阀、传感器、仪表、压力过滤器、加湿器和/或加热器均可提供在病人管路中或者是附着到病人管路上。同样，其它部件，如消声器和过滤器也可提供在压力生成器40的入口和阀门42的出口。 
病人管路34中的病人接口设备38是任何一种适合将管道36的一端与病人气道相连通的设备。合适的病人接口设备例如包括一鼻面罩、口面罩或吸嘴、鼻/口面罩、鼻管、导气管、插管、整面罩或全面罩。显然，合适的接口设备的列表并不是排它或穷举的。 
在本发明的单支病人管路中，病人呼出的气体通常是如箭头D所示通过排气口43排出病人管路。在所示的实施例中，排气口43提供在管道34的远端。 根据病人换气量的不同以及压力支持系统30所输送压力的不同，有小百分比的呼出气体有可能会沿着管道往回跑到压力支持系统30中，甚至有可能会从压力生成器的进气口和/或通过压力控制阀42排出到大气中，如果这样的阀门用于压力生成器。 
排气口43通常是将管道内部与大气连通的那根管道上的一个开孔，其对流出系统的气流没有主动控制。显然，很多种排气设备和配置均可用于本发明的压力生成系统。例如，Zdrojkowski等人的美国专利文献5,685,296就公开了一种排气设备和方法，其中通过该设备排出气流的流量在病人管路的压力范围内基本保持恒量。该排气设备，其通常被称为高位排气阀(plateau exhalation valve)或PEV，适合用于本发明的压力支持系统。 
如图1所示，压力支持系统30包括一监测系统，大体上在44处表示，其用来监测输送给病人的气体流量和压力。在所示的实施例中，监测系统44包括一个流量传感器46，其用来测量病人管路34内呼吸气流的速率。本发明中，任何合适的传感器，如常规的气动型传感器(pheumatach)，均可用作流量传感器46。显然，流量传感器46并不必直接耦合到管道36上。相反，本发明可采用任何一种传感器或者是多个传感器来定量地测量病人管路中的气流。例如，系统流量可在病人接口设备处测得，也可由压力生成器40用来提供升压的发动机或活塞转速或者是转矩来测出或估算出来。简而言之，本发明适用于任何常规的、用来测出输送给病人的气体流量的技术。 
监测系统44还包括一个压力传感器48，其用来检测病人处的气压。在所示的实施例中，压力传感器48通过导管36与病人接口设备38流体相通。在该实施例中，病人处的压力是基于导管36中发生的已知压降估算出来的。显然，也可在病人接口设备38这里直接测出病人处的压力。 
压力支持系统30包括一个控制器50，其优选是一个能够实现所保存算法的微处理器，其通常是接收来自流量传感器46和压力传感器48的被监测变量，并基于这些信号来控制压力生成系统32。当然，控制器50包括有为实现本发明特征所必需的内存和处理能力。在本发明的一个优选实施例中，控制器50 是一个AMTEL AT91M55800型微控制器，其运行所保存的用C编程语言编写的软件。 
本发明中，压力支持系统30进一步包括一个输入/输出接口52以便在用户和控制器50之间进行信息、数据和/或指令和其它任何通信项目的通信，其中需要通信的东西合起来称为“数据”。适于这种用途的通用输入/输出接口例如包括一键盘和显示器。其它通信技术，不是硬连线的就是无线的，也在本发明的构思之中。例如，本发明提供一智能卡终端，由此就能从智能卡将数据载入到控制器50中，或者从控制器将数据载入到智能卡中。其它适用于压力支持系统的示范性接口设备和技术包括，但不限于，RS-232端口、CD读/写器、DVD读/写器、射频(RF)连接、以及调制器(电话、电缆或其它)。简而言之，任何常规的向控制器50提供数据、从控制器50接收数据或者是与控制器50间交换数据的技术均可作为本发明的输入/输出设备52。 
控制器50还执行常规的泄漏估算和呼吸循环监测技术。本发明可采用任何常规的技术来计算出泄漏量Qleak，该量是气体从压力支持系统泄漏的量，并且例如包括从排气口刻意泄漏的量和从面罩-病人接口无意泄漏的量。在确定病人气流量Qpatient和总流量Qtotal时，本发明还可采用任何常规的技术将泄漏考虑进来，其中的病人气流量是指病人气道的气体流量，其中的总流量通常是指流量传感器46所测得的气体流量。例如，Sanders等人的美国专利文献5,148,802，Zdrojkowski等人的美国专利5,313,937，Sanders等人的美国专利5,433,193，Zdrojkowski等人的美国专利5,632,269，Zdrojkowski等人的美国专利5,803,065，Zdrojkowski等人的美国专利6,029,664，Truschel的美国专利6,360,741，Frank等人未决的美国专利申请09/586,054以及Jafari等人未决的美国专利申请09/970,383均教导出检测并估算泄漏以及在存在泄漏的情况下对向病人输送呼吸气体进行管理的技术，上述文献中每一个的内容均并入本申请中作为参考。 
本发明还可采用任何常规的技术来检测病人呼吸循环的吸气相和呼气相。例如Sanders等人的美国专利文献5,148,802，Zdrojkowski等人的美国专利5,313,937，Sanders等人的美国专利5,433,193，Zdrojkowski等人的美国专利 5,632,269，Zdrojkowski等人的美国专利5,803,065，Zdrojkowski等人的美国专利6,029,664，以及Jafari等人的未定美国专利申请09/970,383均教导出求呼吸循环内吸气相和呼气相之间的微分的技术。 
本发明中，控制器50对压力生成系统32进行控制，以便双位形式的压力支持输送给病人。在这种压力控制形式下，这种压力控制形式也被称为 
Figure S2006800410090D00101
在吸气相期间输送给病人的是吸气相气道正压(IPAP)，在呼气相期间输送给病人的是较低的呼气相气道正压(EPAP)。美国专利5,148,802、5,433,193、5,632,269、5,803,065、6,029,664、6,305,374以及6,539.940均描述了一种双位压力支持技术，这些文献的内容在这里以引用方式并入。 
在双位压力支持中，IPAP和EPAP之间的压差被称为压力支持(PS，PressureSupport)水平。即PS＝IPAP-EPAP。本发明对IPAP和EPAP进行调节从而将压力支持维持在固定的水平上，或者是单独地对IPAP和EPAP进行调节，由此使PS的水平，以及EPAP和IPAP在治疗过程中产生变化。 
本发明需要对IPAP和EPAP的水平进行保存、控制或监测。这样，每一个压力，IPAP和EPAP均可独立地进行调节，或者是统一地进行调节从而例如维持恒定的PS水平。显然，本发明也可保存、控制或监测不是IPAP就是EPAP水平，并基于PS水平来确定或控制另一个。简而言之，如果IPAP或EPAP是已知的或者是用作主控制压力，那么如果PS也是已知的，就能确定出另一个未知的IPAP或EPAP的水平。例如，如果控制器控制IPAP的水平并基于PS的水平来调节EPAP的水平，则控制器不必对EPAP的水平进行控制。记住，PS的水平在某些情况下可以是恒定的，并且在其它情况下可以是变化的。相反，控制器可将EPAP的水平作为主压力进行控制，并基于PS来调节IPAP的水平从而使其跟着EPAP变化。 
在允许IPAP和EPAP独立变化的情况下，即当PS的水平可变时，本发明可对PS的水平施加上最大值(PSmax)约束和最小值(PSmin)约束。在本发明的示例中，PSmin固定在2cmH2O，并且始终都固定不变。这样，PS的水平始终都将维持在2cmH2O或其之上。任何一种对IPAP或EPAP进行调节从而使PS 的水平小于2cmH2O的尝试都将被忽视或被忽略。值得注意的是，本发明还可对PSmin进行调节，由此用户就能选择所需的PS水平，或者是可基于其它的标准来调节PS从而使PS的水平仅在某些情况下才下降到最小值以下。 
在本发明的示例中，PSmax是一个用户可调节的设定值。然而，一旦设定好，其在系统运行的过程中将始终保持不变。因此，PS的水平不会超过PSmax，并且任何试图对IPAP或EPAP调节从而使PS的水平大于PSmax的努力都将被忽视或被忽略。值得注意的是，本发明还可使PSmax固定下来，使其不能被用户调节，或者是使其能够基于某些标准进行调节从而使PS的水平仅在某些情况下才超过最大值。 
B.按优选顺序排列控制器 
压力支持系统30根据本发明原理所进行的自动滴定技术是基于控制器50进行的，该控制器50经编程可按下面的方式进行操作，即其能有效地用作一组优先控制器100，其中每一个控制器或控制器层级中的每一控制层均争夺对压力支持系统的控制，即争夺对压力生成系统输送给病人的压力的控制。 
图2示意性地展示这个按优先顺序排列的控制系统，其中每一控制层的优先级均由图右侧的数字(1)-(8)所标出。图中最上端的控制层，即具有第一(1)优先级，是优先级最高的控制器，其在其它所有控制器之上进行控制。图中最下端的控制层，即具有第八(8)优先级，是优先级最低的控制器，其仅在其它控制器均不工作的情况下才工作。 
此外，控制器50经编程还能有效地提供一组检测器或检测模块102以及一组监测器或监测模块104，这样每一个控制层连接有一个检测模块以及，如果需要的话，一个监测模块。检测模块102接收原始输入，如来自压力传感器48、或流量传感器46、或者是压力传感器48和流量传感器46的信号。检测模块102还完成所需的任何信号处理，这可能是给相关联的监测模块提供输入所需的。监测模块104由相关联的检测模块的输出确定：请求激活相关控制模块的条件是否得到了满足。如果得到了满足，就向请求处理器106发起一个压力支持系统的控制请求，该请求处理器106确定是否应当将控制移交给那个与做出请求 的监测模块相关联的控制模块。控制器所执行的算法能够基于控制层的优先级来完成请求处理功能，其中的控制层是指请求对压力支持系统进行控制的那个控制层。 
一旦某一控制层内的控制器被激活，那么其将对压力支持系统的工作进行控制，并保持该控制直到激活该控制器的条件没了或者是更高优先级的控制器接管了控制。在控制的时候，每一个控制器均能通过完成其控制功能来处理特定的事件/状态，例如通过压力生成系统对压力支持系统的输出压力进行调节。每一个控制器均基于所处理的事件/状态的类型来以一种独特的方式进行工作。 
显然，本发明可设定医嘱的最小压力Pmin和一医嘱的最大压力Pmax，用作压力支持系统不能超出的绝对压力边界。当然，某些控制器可对压力的调节方式进行额外的约束。 
图2中的虚线108表示的是基于压力支持系统状态的控制层和基于所监测病人状态的控制层之间的不同。更为特别的是，具有优先级(1)-(3)的控制层，其在线108之上，是基于机器的控制层，其仅基于压力支持系统的状态对压力支持系统30的操作进行控制。另一方面，具有优先级(4)-(8)的控制层，其在虚线108之下，是基于病人的控制层，其基于被监测的病人状态对压力支持系统进行控制。 
控制层可进一步被细分成：基于被监测压力、流量或压力和流量的控制层；基于手工输入操作，如病人是否已经打开压力支持系统或者病人是否激活一压力斜坡的控制层。在本发明的优选实施例中，仅有头两个控制器层，即具有优先级(1)和(2)的控制层，是基于病人或用户手工输入的控制层。 
C.第一和第二优先控制层 
第一优先控制层从输入/输出设备52接收输入110。在该第一控制层中，输入通常是一个来自ON/OFF开关或按钮的指示，其表示病人是否打开或关闭了该单元。当然，如果病人关上了压力支持，那么就需忽略其它所有的压力控制，这是因为在本发明的控制层层级其具有最高的优先级。ON/OFF检测层112根据来自ON/OFF开关或其它类似设备如下述的自动ON/OFF技术的信号来确定 病人是否激活或去激活压力支持系统。当然，确定的进行取决于系统在ON/OFF开关激活时是否正在工作。将该指示提供给请求处理器106，在此该请求注定具有最高的优先级，其它所有的控制操作均被忽略，这样压力支持系统的控制就被移交给ON/OFF控制器114。 
ON/OFF控制器114完成压力支持系统激活或去激活必需或想要的任何功能。例如，在去激活压力支持系统时，该压力支持系统可完成如下的处理：将当前的压力设定值、柔性信息、和其它信息保存到存储器中或者是其它的存储设备中，并关闭压力生成系统32。在用户激活压力支持系统时，系统可进行如下的激活操作：从存储器或一智能卡读取信息，从输入设备提取输入设定，完成诊断功能，重置较低的优先级的检测，监测并控制各个模块，并打开压力生成系统。 
第二优先控制层也从输入/输出设备52接收输入110。在该控制层中，输入通常是一个来自斜坡激活按钮的指示，其表示病人是否激活了一个压力斜坡操作。斜坡检测层116根据来自ON/OFF开关或其它类似设备的信号来确定病人是否激活了斜坡激活按钮。如果是，就将该斜坡激活请求提供给请求处理器106，在此该请求注定具有第二高的优先级，除了ON/OFF控制之外，其它所有的控制操作均被忽略，并将控制移交给斜坡控制器118。 
斜坡控制模块118令压力支持系统在预定的时间段内或者是预定数目的呼吸循环内将IPAP和EPAP的水平降低到一个较低的设定值，如系统最小值。本发明还可采用常规的压力斜坡技术来给病人提供压力斜坡，而不是简单地使压力下降。 
简而言之，当斜坡控制器118承担起对压力支持系统的控制时，其忽略当前输送给病人的IPAP和EPAP水平，而是对压力生成系统32进行控制从而将较低的IPAP和EPAP水平输送给病人。在斜坡持续时间过去之后，其可基于时间也可基于事件(基于这段预定数目的呼吸循环)，压力斜坡控制被释放，另一个控制层接管对压力支持系统的控制。如果斜坡特征包括一实际的压力斜坡，就会在一段时间如5-45分钟之后或者是在预定数目的呼吸循环内，IPAP和 EPAP的水平升高。在一示例中，IPAP和EPAP升高，以便压力支持(PS)均保持不变。在此之后，释放压力斜坡控制，另一个控制层接管对压力支持系统的控制。本发明该实施例的目的是使病人能够手动忽略系统所提供的压力，从而使压力降低到一个相对较低的水平，使病人在该相对较低的压力下能够入睡，并在入睡后接收有益于治疗的压力。 
在本发明的另一个实施例中，所提供的斜坡函数能够使压力支持系统即使是在斜坡函数期间也能对呼吸事件做出反应。例如，下面参照图31-33描述这种“智能斜坡”的一个例子。在本实施例中，IPAP(图32)、EPAP(图中未示出)、或者是两者(图33)即使在斜坡处理中也能被例如其它的控制器层所调节。 
如图31所示，一旦在点700这里启动斜坡周期，那么IPAP和EPAP将会较快速地下降。在所示的示范性、实施例中，IPAP和EPAP将下降到EPAP达到EPAPRamp的水平，其中的EPAPRamp水平被设定低于EPAPmin水平。在该压力下降的过程中，PS的水平保持不变。因此，IPAP和EPAP的压力降有相同的下降坡度或速率。 
在另一实施例中，EPAP的值被降低直到它达到EPAPRamp，同时IPAP的值下降到一个对应于EPAPRamp+PSmin的数值。这样，PS的水平就不会保持不变，从而IPAP和EPAP的数值会在同一时间点上达到其最小值。因此，IPAP和EPAP在斜坡周期开始时的下降坡度或速率就不一样。 
在点702这里，EPAP达到EPAPRamp，同时压力停止下降。在点702这里，IPAP的水平是EPAPRamp+PS。作为选择，IPAP的水平也可是EPAPRamp+PSmin。在所示实施例中，IPAP和EPAP均在相对较低的水平保持一小段时间才到达点704。在点704，开始IPAP和EPAP的压力斜坡。压力在该斜坡周期内持续上升，直到输送给病人的EPAP达到点706上出现的EPAPmin。EPAPmin是压力支持系统将要输送给病人的最小的EPAP水平。即，除了斜坡周期，系统不会使EPAP下降到EPAPmin之下。 
在所示实施例中，斜坡周期中的压力升高部分，其开始于点704并终止于 点706，为直线形状。然而，应理解地是，本发明中IPAP、EPAP或两者的压力升高还可具有其它的形状或轮廓。此外，用户还可为每一个或两者的压力选择其它的形状，例如Ogden的美国专利文献5,682,878中描述的形状，该文献的内容以引用的方式并入这里。本发明还可使整个斜坡周期的整体形状不同于附图所示的形状。例如，可对压力的下降和上升进行控制，由此使压力波形为“U”形、抛物线形、斜抛物线形等。此外，本发明使斜坡周期的压力上升部分开始于点702，即EPAP压力达到EPAPRamp的时候，由此能够有效地消除点702和704之间的压力保持间期。 
在本发明的示例中，斜坡周期中压力上升部分的时长，即从压力上升的起点(点704)到压力上升的终点(点706)之间的这段时间在系统中预设定或由用户设定。一旦该时长被设定或确定下来，系统就确定出合适的上升坡度或速率，由此使压力在该期间终点上达到EPAPmin，并使EPAP和IPAP以合适的方式上升。 
斜坡时长也可由病人进行选择，也可预编程到控制器中，和/或依赖于斜坡激活设备是否已被激活。例如，Estes等人的美国专利文献5,492,113、5,551,418、5,904,141、5,823,187和5,901,704均公开了一种压力斜坡技术，其中第一次激活斜坡会使压力支持系统输送一个具有第一时长的压力斜坡，第二次激活斜坡会使系统输送一个具有第二时长的压力斜坡，该第二时长通常要短于第一时长，上述文献的内容以引用的方式并入这里。这些特征均可纳入斜坡控制器118的操作中，从而确定出每一个压力斜坡的形状和时长。 
本发明还可设定或使用户可以设定压力上升的坡度而不是时长。这一点类似于使系统或使用户选择压力上升的形状或轮廓。一旦该坡度已知、被设定或确定，系统会使IPAP和EPAP沿着该坡度上升，直至EPAP达到EPAPmin。 
如上所述，本发明使IPAP、EPAP或者两者在斜坡周期内特别是斜坡周期的压力上升部分内可以变化。图32展示了另一种情况，其中IPAP压力在点710这里升高，而EPAP均保持不变。这种情况出现在例如检测到打鼾并选择或使用IPAP作为控制压力的时候，或者是认定病人在压力上升期间仅仅呼吸不足的 时候。由于EPAP压力没有被改变，因此斜坡(压力上升)的时长不会被这个变化所改变。 
本发明还可使由斜坡引起的压力升高的速率或坡度返回到其在升高之前的数值。IPAP 714在点710之前的坡度与IPAP 716在压力升高之后的坡度相同。结果，压力上升718就仅仅是IPAP在斜坡周期的压力上升部分内其波形坡度的一个短暂的变化。图32中的虚线表示的是压力上升718没有出现的话IPAP的波形。本发明中，也可对压力上升718的形状和时长进行选择、控制、或者是预先设定，这样除了附图所示的相对线性上升之外其还可有其它需要的结构。 
此外，无论治疗压力怎样上升，本发明还可将斜坡的时长保持在一个固定的数值上。此时，例如如果是EPAP上升，就需重新计算斜坡的坡度，这样斜坡的压力上升就会终止于EPAP上升应当终止的那一点上，同样也可对IPAP的上升重新计算。 
图33所示为另一种情况，其中IPAP和EPAP均在斜坡周期的压力上升部分期间内在点712处上升。即，在压力斜坡期间，IPAP和EPAP的波形分别出现压力上升720和722。这种情况可以出现在，例如IPAP压力上升并且EPAP的水平必须也上升才能维持合适的PS水平的情况，或者是EPAP压力上升并且IPAP的水平也必须上升才能维持合适的PS水平的情况。在此论述会导致这些类型的压力上升的情况的例子。 
与前面的实施例一样，IPAP和EPAP波形的斜率或坡度在压力上升720、722之后与其在压力上升之前保持相同。由于EPAP的水平是通过压力上升722提高的，因此EPAP的水平会在点724这里达到EPAPmin，这一点要快于没有压力上升的情况(即点726)。因此，压力上升722能够有效地缩短斜坡周期的时长。 
尽管斜坡周期是用EPAP压力测得的，即压力上升起始于EPAP＝EPAPRamp 的时候并结束于EPAP＝EPAPmin的时候，但显然本发明中也可能用IPAP压力作为控制压力，而不是EPAP。可进一步理解地是，IPAP、EPAP或两者均可在斜坡周期的斜坡上升部分期间下降。在图33的实施例中，如果EPAP水平下降， 那么就能有效地延长斜坡周期的时长。 
D.流量限制控制层 
流量限制控制(FLC，Flow Limit Control)层，被指定为第三优先级，包括一FLC检测模块120，该模块接收来自流量传感器46的流量信号。FLC检测模块120将总流量Qtotal(Qtotal＝Qpatient+Qleak)与一个由经验得到的压力流量曲线124进行比较从而确定出病人是否处于断开状态，如是否出现了系统全部泄漏的情况或者是将面罩脱落的情况。图3展示了用于这种比较的压力-流量曲线图。 
如图3所示，压力支持系统的工作压力(水平轴)要么是通过压力传感器48测得，要么是已知的，因为压力支持系统知道其想将什么压力输送给病人。压力-流量曲线124表示的是每一个操作压力水平下的各种流量被满足或者是被超过的话表示的是病人断开状态。换言之，FLC检测模块120绘制出总的流量Qtotal，对于图3所示曲线图上已知的工作压力来说，该压力下的总流量由流量传感器46直接测得，并将其作为病人管路34的流量。如果总流量处于上述曲线124上面或之上，即点126和128所指示的，那么FLC检测器就会认定出现了病人断开状态。因此可假定病人接口设备38已与病人断开，或者是病人管路出现了其它某些断开的状态。然而，如果总流量Qtotal低于曲线124，如点130所指示的，那么FLC检测模块122就会认定这里没有出现病人断开状态。 
在本发明的示例中，不论病人是处于呼吸循环的吸气相还是处于呼气相，当前测得的出口压力和当前测得的总流量均用于FLC层中。其它的实施例可能仅将IPAP或EPAP或IPAP和EPAP的组合，如呼吸过程中的平均压力用于FLC控制层中。 
显然，压力-流量曲线图中压力-流量曲线124的位置特定于压力支持系统中所用的硬件。例如，病人管路越长，引入压降越大，因此与病人管路较短的压力支持系统相比，会有一个不同的压力流量关系曲线来表示病人断开状态。如上所述，针对特定的压力支持系统，其压力-流量关系曲线124优选由经验确定。当然，也可事先确定出多个经验关系曲线，然后在组装好系统部件时再选 择特定的关系曲线。 
再次参见图2，如果FLC检测器120检测出了病人断开状态，那么FLC监测模块120就给出指示，FLC监测模块可以监测出病人流量处于FLC曲线124之上的时长。如果总流量处于FLC曲线124的上面或之上，其由FLC检测器120的输出来指示，达到了预定的时间段如7秒钟，那么会有一个控制请求发送到请求处理器106。来自FLC监测模块122的这个请求被指定为第三优先级，除了ON/OFF控制114和斜坡控制118之外，其它所有控制操作均被忽略，这样控制权就会交给FLC控制器132。 
七秒时延的目的是确保病人的深呼吸不会被错误地当成了病人断开状态，其中的深吸气会使总流量临时跑到FLC曲线之外。显然，也可采用其它时长的时延，只要临时性的、由病人引起的流量不会被错误地认成断开状态即可。本发明还可进一步在如FLC状态存在相对较长时间段如90秒时，就断定病人已将病人接口设备取下。此时，系统会通过众所周知的自动ON/OFF技术自动关闭。参见例如Estes等人的美国专利5,551,418，其中教导了根据病人是否使用了本系统而自动打开或关闭压力支持系统的技术。 
FLC控制器132，一旦被激活，就会使输送给病人的IPAP和EPAP下降到一个很低的水平，这样用户能对断开状态进行校正而不必去用力克服压力支持系统否则所输送的压力/流量的干扰。在一示例中，IPAP和EPAP下降，而PS均保持不变。这一点例如可通过下面的方式来实现：将IPAP作为主压力来控制，同时基于PS的水平来设定EPAP的水平。由FLC控制器132输送的这些较低的IPAP和EPAP压力水平应低到足以使病人能够重新戴上面罩而无不适，同时又高到足以使压力支持系统检测出病人何时又戴上了面罩。 
FLC控制器132还会使压力生成系统持续地输送这些低压水平的呼吸气流，直到断开状态被校正，即直到测得的总流量Qtotal落到曲线124之下为止，这样FLC监测模块122不再请求控制，或者是直到启动自动关断功能的时间段过后。在本发明的一个优选实施例中，当病人断开状态被校正之后，FLC控制器132使输送给病人的IPAP和EPAP水平斜坡回升到先前的压力水平从而提供 正常的流量。 
E.打鼾控制层 
打鼾控制层，被指定为第四优先级，包括一个打鼾检测模块140，该模块接收来自监测系统44如压力传感器48和/或流量传感器46的输入，并由这些信息确定出病人是否进行在打鼾。本发明中，关于病人是否正在打鼾的确定可采用常规的打鼾检测技术来进行，如Axe等人的美国专利文献5,203,343、5,458,137和6,085,747。然而，在本发明的优选实施例中，病人是否正在打鼾的确定是根据Truschel等人的美国专利申请10/265,845进行的，这里该文献的内容以引用的方式并入。 
本发明还可进一步基于呼吸循环中吸气相或呼气相中是否出现的打鼾来事件识别打鼾事件。在呼吸循环的两个相中无论哪一相，高于其即可断言为打鼾事件的阈值，可依赖于某些附加的参数，如图1中压力传感器48所测得的参数。对于更高的压力来说，打鼾检测阈值也可升高，因此会很难检测出打鼾。打鼾检测阈值可为每一个呼吸相单独设定出来。这就意味着，对于特定的参数如压力而言，吸气相断言的打鼾事件阈值可高于、低于或等于呼气相设定的阈值。可理解地是，除了压力之外，其它参数或者参数的组合也可用来设定确定打鼾的阈值。 
每当打鼾事件被断言时，打鼾检测模块140就会提供一个输出给打鼾监测模块142。打鼾监测模块142基于检测的打鼾事件确定是否从请求处理器106启动一个对压力支持系统的控制请求。根据当前的优选实施例，打鼾监测模块142包括：一个计数器，其能计算出打鼾事件的数目；以及一个计时器，从而测出打鼾事件之间时间长度。如果在上一次打鼾事件之后的30秒之内没有出现打鼾事件，那么计数器会重置到零。如果计数器达到三，那么会有一个控制请求发送到请求处理器106。由此，如果出现了三次打鼾事件，并且每一个打鼾距离上一次打鼾事件都不超过30秒钟，那么就会启动一个控制请求。该请求30秒之后到期，打鼾监测模块142中的打鼾计数器被重置。 
来自打鼾监测模块142的请求被指定为第四优先级，除了ON/OFF控制 114、斜坡控制118和FLC控制132之外，其它所有的控制操作均被忽略，这样控制权就交给了一个打鼾控制器144。如果请求处理的结果是将控制权移交给了打鼾控制器144，那么打鼾控制器会令压力生成系统32使输送给病人的EPAP水平上升预定的量，如1.0cmH2O。在一优选实施例中，压力的上升以每1.5秒1cmH2O的速率进行。在本示例中，IPAP不变。结果，PS的水平会下降，这其中只要PS的水平大于或等于PSmin即可。如果EPAP升高逼向IPAP应该会导致PS的水平达到PSmin，那么就将PS在PSmin处维持不变。此时，EPAP的进一步升高还会导致IPAP的升高，由此将PS水平保持在PSmin这里或之上。 
打鼾控制器144释放控制，同时作为一项后台任务，设定一个一分钟的保护间隔。在压力上升终点的IPAP和EPAP水平分别被保存成治疗打鼾的IPAP和EPAP水平。我们相信，这些治疗打鼾的IPAP和EPAP水平表示能够给病人提供较好的治疗的压力水平从而治疗许多病人可能经受的呼吸紊乱的毛病。 
保护间隔还能防止压力支持系统以另一个EPAP的升高来对病人实施过度地治疗，否则在例如另外的打鼾事件发生时会使打鼾控制器提升压力。然而，如果另外的打鼾事件达到了打鼾监测模块142所需的上述标准，并且保护间隔已经过了，那么打鼾监测模块会再次请求控制，并且如果被准许，打鼾控制器144会再次提升IPAP和EPAP(高达最大压力设定点)。这些新的IPAP和EPAP水平作为打鼾治疗压力保存起来。 
在上述实施例中，EPAP的水平是被控的压力。然而，本发明还可用打鼾控制器来对IPAP进行控制。即，如果将控制权交给打鼾控制器144，那么打鼾控制器会令压力生成系统32将输送给病人的IPAP水平升高一个预定的量，如1.0cmH2O。在一优选实施例中，该压力的升高是以每15秒钟1cmH2O的速率进行的。在本示例中，EPAP不变。结果，PS的水平会升高，其中只要PS的水平不超过PSmax即可。如果IPAP升高远离EPAP应该会导致PS的水平一定要达到PSmax，那么就将PS水平维持在PSmax处不变。此时，IPAP的进一步升高还会导致EPAP的升高，由此才能将PS水平保持在PSmax这里或之下。 
可理解地是，在打鼾监测模块142中使用的用来确定何时请求压力支持系 统控制权的打鼾事件的数目，打鼾控制器144所提供的IPAP和EPAP上升的量和速率，以及保护的时长，均可变化。 
F.重大泄漏控制层 
重大泄漏控制层，被指定为第五优先级，其有点类似于FLC控制层，这个控制层对估计的病人管路泄漏Qleak进行分析，并将其与另一个由经验获得的压力流量曲线进行比较。然而，本控制层并不想确定出病人是否取下了病人接口设备，或者病人管路是否断开或出现了其它总泄漏事件。更确切地，本重大泄漏控制层试图确定出评估的系统泄漏何时超过了操作的可靠范围。 
重大泄漏控制层，包括一个重大泄漏检测模块150，其用来接收流量传感器46的流量信号。重大泄漏检测模块150采用任意一种常规的泄漏评估技术由该信号确定出评估的泄漏量Qleak，并将该信息发送到重大泄漏监测模块152。在重大泄漏监测模块152中，评估出的泄漏量与一条由经验获得的曲线进行比较从而确定出系统的泄漏是否超过了较坏情况下的泄漏。 
再次参见图3，压力支持系统的工作IPAP(水平轴)是已知的。曲线154表示每一个操作IPAP水平的各种流量，如果超过了，就表示泄漏大于最坏情况下的系统泄漏。换言之，重大泄漏监测模块152将已知工作IPAP的估计泄漏量Qleak绘制在图3所示的图上。如果估计的泄漏超过了曲线154，如图3中的点126、128和130所指示的，那么估计的泄漏就超过了构成压力支持系统稳定工作范围的泄漏流量。这种情况可出现在，例如病人接口设备部分离开病人以致于，与所用的此类病人管路否则所预期的情况相比有更多的气体从病人管路泄漏出去的时候。然而，如果评估的泄漏量Qleak位于曲线154这里或之下，如点156和158所指示的，那么重大泄漏监测器152就会认为此处系统泄漏处于一个可接受的水平。 
本发明的另一个实施例采用平均操作压力来确定泄漏速率是否构成重大泄漏。本发明还可采用IPAP、EPAP或IPAP和EPAP的某种组合作为参考压力来确定是否存在重大泄漏。 
显然，压力流量曲线图中曲线154的位置特定于压力支持系统中所采用的 硬件。例如，能够形成不同排气流量的不同大小的排气设备就需要采用不同的压力流量关系曲线。压力-流量关系曲线154优选是根据特定的压力支持系统由经验得到。当然，也可事先确定出多个经验关系曲线，当系统部件组装完毕后再选择特定的关系曲线。 
再次参见图2，如果重大泄漏监测模块152检测出重大泄漏，就会将一个控制请求发送到请求处理器106。如上所述，来自重大泄漏监测模块152的请求具有第五优先级，除了ON/OFF控制114、斜坡控制118、FLC控制132和打鼾控制144之外，其它的控制操作均被忽略，这样控制权就会转移到重大泄漏控制器162。 
一旦控制权给了重大泄漏控制器162，控制器就会将压力生成系统32输送给病人的IPAP在预定的时间内以预定的速率降低预定的量。在本示例中，EPAP不变，结果，PS的水平会在IPAP下降时减少，只要该PS水平大于或等于PSmin 即可。例如，本发明当前这个优先实施例就是在10秒钟内将输送给病人的IPAP降低1cmH2O，并在该压力下保持2分钟。如果PS的水平一定要下降到PSmin，就使PS的水平在PSmin这里保持不变。结果，EPAP会随着IPAP的进一步下降而减少从而将PS的水平保持在PSmin这里或之上。 
只要能满足重大泄漏监测模块所必须的阈值，重大泄漏检测模块152就会继续要求重大泄漏控制器取得压力支持系统的控制权。如果请求再次得到准许，那么在保持2分钟之后，重大泄漏控制器会不断地降低IPAP，并保持该过程直到重大泄漏的状态消失，或者是达到最小IPAP或EPAP。在控制层释放控制权之前，重大泄漏的状态也必须保持预定的时间，如90秒。 
重大泄漏控制层操作的一个潜在的结果是IPAP的下降可能会使病人至少会稍稍地觉醒过来。我们相信，如果这种觉醒使病人翻了个身并使面罩被不经意地变了个位置，或者是使病人醒了过来并对面罩进行了调节，那么重大泄漏状态就会消失。我们还相信：通过IPAP的下降，病人接口设备自己也有可能会重新放好，由此也会消除重大泄漏的状态。 
G.呼吸暂停/呼吸不足控制层 
呼吸暂停/呼吸不足(A/H)控制层，被指定为第六优先级，包括一个A/H检测模块164，该模块接收来自监测系统44特别是压力传感器48的输入，并由该信息确定病人是否正处于呼吸暂停或呼吸不足。将该确定结果提供给A/H监测模块166，该模块就会决定是否请求：A/H控制模块168获得压力生成系统的控制权。 
本发明中A/H检测模块164会对吸气峰值流量，即加权峰值流量(QWpeak)的变化进行监测，并按下述方式根据该加权峰值流量确定出病人是否正处于呼吸暂停或呼吸不足。因此，为了理解A/H控制层的操作，就必须首先理解本发明是如何确定出加权峰值流量(QWpeak)的。 
1.加权峰值流量 
图5是病人气量吸气相示例波形170的曲线，图4A-4C的曲线展示的是实际峰值流量和本发明所用加权峰流量QWpeak之间的不同。图4A-4C分别展示了吸气相不同波形的示例172、174和176，如图所示，实际峰值Qpeak是吸气波形的最高点。从图4A-4C可以看到，最高峰值流量并不具有临床价值。例如，在图4C中，该峰值流量就因吸气开始时的过量而被夸大。为此，本发明并不采用Qpeak。本发明采用的是加权峰值流量QWpeak，其位置大体上就是图4A-4C中虚线所示的位置。 
现在再来参见图5，为了确定出某一吸气波形如流量波形170的QWpeak，本发明首先是确定出该吸气相的一个起始点180和一个停止点182。这一点可采用常规的技术来实现。然后计算出吸气气流的总体积流量。同样，这一点可由常规技术来实现。下一步，系统确定出吸气波形中分别对应于下列百分量的点：5％的体积(点182)，20％的体积(点184)，80％的体积(点186)，和95％的体积(点188)。下面的操作步骤就要确定出两个基准线水平，一个是平度圆整基准线(FRB，Flatness Round Baseline)，一个是圆度基准线(RB，RoundnessBaseline)。 
平度圆整基准线(FRB)由下面的方式来确定：将5％到95％体积点之间波形曲线上所有点的流量值与5％和95％体积点处的流量值进行比较。这样做是 为了找到5％到95％之间的最低点，并将该点用来设定FRB。在上述这些点中的最低点这里画一条线，由此确定出FRB。 
圆度基准线(RB)由下面的方式来确定：将20％到80％体积点之间波形曲线上所有点的流量值与20％和80％体积点处的流量值进行比较。这样做是为了找到20％到80％之间的最低点，并将该点用来设定RB。在上述这些点中的最低点这里画一条线，由此确定出RB。 
该系统还会计算出另两条基准线：即分别基于平度圆度基准线(FRB，Flatness Roundness Baseline)和圆度基准线(RB，Roundness Baseline)的平度平整基准线(FFB)和平度基准线(FB)。更为特别的是，该FFB是指5％到95％体积点之间FRB之上的所有流量测量值的平均值。在多数情况下，如图5所示，该FRB对应于5％到95％体积点之间的所有流量测量值的平均值。然而，该值也有可能会低于图5中5％或95％体积的值。显然，找到FRB起始点到终止点之间流量测量值的平均值就等于：确定出图5中区域A和B的体积，并将该体积除以从5％体积和95％体积的时间长度(T5％-95％)。 
平度基准线(FB)是指20％到80％体积点之间RB之上的所有流量测量值的平均值。在多数情况下，该FB对应于20％到80％体积点之间的所有流量测量值的平均值。然而，RB也有可能会低于图5中20％或80％体积的值。显然，找到RB起始点到终止点之间流量测量值的平均值就等于：确定出图5中区域B的体积，并将该体积除以从20％体积和80％体积的时间长度(T20％-80％)。该平度基准线的位置就是加权的峰值流量QWpeak。 
2.呼吸暂停/呼吸不足检测标准建模 
呼吸暂停/呼吸不足检测模块164在一时间段内采集加权峰值流量QWpeak信息从而确定出一模型加权峰值流量QWPM，其用于下述呼吸暂停和呼吸不足检测过程中所进行比较操作中。特别是，A/H检测器164监测在4分钟的移动窗口上出现吸气相呼吸的加权峰值流量。本发明进一步还可使该窗口的时间是一个不同于4分钟的时长，如1-6分钟。如图6所示，将这些加权峰值流量按统计方式进行排序，图6所示是移动窗口期间累积的呼吸加权峰值流量的柱状图。 
在本发明的一个实施例中，模型峰值的加权峰值流量QWPM是指落在累积加权峰值流量第85百分点的加权峰值流量。然而，在本发明的一个优选实施例中，对第80和第90百分点之间的加权峰值流量进行平均处理，然后将该平均值作为模型峰值的加权峰值流量QWPM。 
3.呼吸不足检测。 
图7A-7E的流程图展示了A/H检测器164根据本发明的原理所进行的呼吸不足检测过程。该呼吸不足检测开始于步骤190，这里需要确定出模型的加权峰值流量QWPM是否存在。如果检测出很高的泄漏水平或者泄漏的变化很快，那么就重新设置模型的加权峰值流量QWPM。此时，这里没有足够的信息来确定病人是否正处于呼吸不足。因此，如果没有足够的数据来生成模型的加权峰值流量QWPM，那么系统就继续收集数据来生成该信息。如果存在有模型的加权峰值流量QWPM，那么系统就移到步骤192。 
在步骤192这里确定出击发阈值。击发阈值的目的是确保病人至少具有一个相对较深的呼吸进入到呼吸不足。该相对较深的呼吸所具有的加权峰值应处在呼吸不足检测范围之外，这样就能检测出该范围内更小一些的呼吸。如果开始没有找到处于呼吸不足检测范围之外一个呼吸，例如就很难确定出病人是开始了一个新的呼吸不足，还是正继续一个现有的呼吸不足。在本发明的一个示例中，击发阈值设定为当前模型的加权峰值流量QWPM的72％。击发阈值也可是其它的值，如在当前QWPM的55％-75％范围内的值。 
在步骤194中，将当前的加权峰值流量QWPM与击发阈值进行比较从而查找相对较深的入口呼吸。如果没有检测到该呼吸，即如果当前的加权峰值流量QWPM小于击发阈值，那么系统就返回到步骤190并重复该过程。然而，如果检测到一个呼吸的加权峰值流量QWPM处在击发阈值之外，那么系统就移到步骤200。 
在步骤200，呼吸不足检测阈值被确定为模型的加权峰值流量QWPM的66％。呼吸不足检测阈值也可是其它的值，如当前QWPM的45％-70％范围内的值。在步骤202，将当前吸气相的加权峰值流量QWPM与步骤200计算出的检测阈值进 行比较。如果当前的加权峰值流量QWPM大于或等于模型的加权峰值流量QWPM 的66％，那么系统就返回到步骤200。然而，如果当前的加权峰值流量QWPM 小于模型的加权峰值流量QWPM的66％，那么系统就移到步骤204，并开始监测呼吸不足的出现。 
在步骤204，呼吸不足检测开始时的模型加权峰值流量QWPM被固定或锁住以便用在其它阈值的确定过程中。模型加权峰值流量QWPM的这个固定值QWPMclamped被用来确定滞后的程度。该滞后程度被设定到QWPMclamped的72％，同时系统移到步骤206。其它的滞后程度也可以，例如QWPMclamped的60％-80％范围的值。固定值QWPMclamped还用来设定第一终止阈值，其是所监测的吸气波形为了终止呼吸不足检测程序所必须满足的加权峰值流量QWpeak。该第一呼吸不足终止阈值被设定为的QWPMclamped的78％。其它的呼吸不足终止阈值也可以，例如QWPMclamped的70％-85％范围的值。在步骤204，计算出一个新的击发阈值。这么做是因为步骤192计算出的击发阈值有可能不再有效，特别是在步骤192计算出击发阈值后又经过了许多时间之后更是如此。该击发阈值设定为当前模型的加权峰值流量QWPM的72％。 
在步骤206，决定是否要停止呼吸不足监测程序。这种情况例如可出现在发生了丢弃事件的情况，或者是加权峰值流量超过了滞后量。丢弃事件出现在例如提供给检测模块的数据出现异常或者是不完整的情况。如果呼吸不足监测程序在步骤206停止，那么系统就在步骤207检查当前的加权峰值流量QWpeak 是否达到了步骤204计算出来的击发阈值。如果当前的加权峰值流量QWpeak大于击发阈值，那么系统就返回到步骤200。如果当前的加权峰值流量QWpeak小于或等于击发阈值，那么系统就返回到步骤190。 
如果当前的加权峰值流量QWpeak大于击发阈值，那么系统返回到步骤200而不是步骤190的原因是病人已具有呼吸，该呼吸足以确定出出现了呼吸不足。因此，不必重新计算出击发阈值，系统直接返回到步骤200开始查寻呼吸不足即可。 
如果从步骤206继续呼吸不足监测程序，系统就在步骤208确定加权峰值 流量QWpeak低于呼吸不足检测阈值的情况是否已经经过了足够的时间，以及是否已经经过了足够的呼吸循环。在当前的优选实施例中，该加权峰值流量必须低于滞后阈值至少10秒钟，并且这里至少要有一个可检测的呼吸循环才能确保病人正处于呼吸不足。因此，在步骤208，需要确定是否经过了10秒钟，以及是否有一个呼吸循环具有非零峰值流量。如果没有，系统返回到步骤206。如果有，系统开始在步骤210监测第一终止呼吸。该第一终止呼吸是指一个用来终止呼吸不足事件的呼吸。 
在呼吸不足事件中，即一旦在步骤204开始进行呼吸不足监测，就对最小加权峰值流量进行监测。在步骤210，识别出到此已检测出的最低最小加权峰值流量。然后将该值加倍，并将其用作第一终止呼吸监测中的使用的第二呼吸不足终止阈值。第二呼吸不足终止阈值的作用是用呼吸不足中出现的与较低峰值水平偏离较大的偏离来终止呼吸不足监测程序。同样，还是在步骤204中将第一呼吸不足终止阈值确定为QWPMclamped的78％。 
在步骤212，决定是否停止呼吸不足检测程序。这种情况出现在例如发生了丢弃事件或者是呼吸不足的持续时间超过了一次真实呼吸不足的正常时间的时候。在当前的优选实施例中，该持续时间为60秒。因此，在步骤212中，系统需确定呼吸不足状态是否已超过了60秒钟。如果超过了，就停止呼吸不足检测程序，所有的逻辑标记均重置，同时程序返回到步骤190。如果继续进行呼吸不足检测程序，就在步骤214中确定当前呼吸的加权峰值流量是否满足第一或第二终止阈值。 
如果当前呼吸的加权峰值流量超过了QWPMclamped的78％(第一呼吸不足终止阈值)或者是如果当前呼吸的加权峰值流量大于最低非零加权峰值流量的两倍(第二呼吸不足终止阈值)，就宣布出现一次有效的第一终止呼吸，同时系统程序进到步骤216。如果在步骤214中没有检测出有效的第一终止呼吸，系统就返回到步骤210，然后继续监测第一终止呼吸。 
一旦在步骤214检测出第一终止呼吸，下一个呼吸就必须满足第三呼吸不足终止阈值，其中的第三呼吸不足终止阈值在步骤216中确定。在步骤214， 第三呼吸不足终止阈值被设定为第一和第二终止标准阈值中的最小值的80％。 
在步骤218，确定第一终止呼吸之后立刻进行的下一个呼吸的加权峰值流量是否是第一和第二终止标准阈值中最小值的80％。如果是，就终止呼吸不足监测程序，并在步骤220宣布检测到一个呼吸不足。如果不是，就停止呼吸不足检测程序，将所有的逻辑标记进行重置，然后将程序返回到步骤200。在第一终止呼吸之后立刻进行的下一个呼吸的加权峰值流量对应的阈值可以是一个不同于80％的值。例如，本发明中该阈值也可以是一个70％到100％的值。 
概括地说，为了检测呼吸不足，必须满足下面的标准： 
a)必须有有效的模型加权峰值流量数据QWPM(步骤190)； 
b)必须有一个处在呼吸不足检测范围之外的入口呼吸(步骤192和194) 
c)必须有一个呼吸的加权峰值流量落在呼吸不足检测阈值之下(步骤202)； 
d)后面呼吸的加权峰值流量必须保持在滞后阈值以下至少10秒，并且必须至少检测一个呼吸(步骤206和208)； 
e)必须有一个呼吸的加权峰值流量升到第一终止阈值或第二终止阈值中较低的一个阈值之上(步骤214)，并且下一个呼吸必须第三终止阈值之上，其中的第三终止阈值基于第一和第二终止阈值进行设定； 
f)呼吸不足事件的时间必须至少超过60秒(步骤212)；以及 
g)必须没有丢弃事件(步骤206和212)。 
4.呼吸暂停检测 
与呼吸不足检测一样，A/H检测模块164将每一个呼吸循环的加权峰值流量QWpeak与模型的加权峰值流量QWPM进行比较从而确定出病人是否正处于呼吸暂停。更为特别的是，呼吸暂停程序开始于当前的加权峰值流量QWpeak落到模型加权峰值流量QWPM以下20％的时候。当这种情况出现时，呼吸暂停监测程序开始处的模型加权峰值流量QWPM就被固定或锁定。固定的数值QWPMclamped 还用来设定呼吸暂停终止阈值，该阈值表示的是：为了终止呼吸暂停检测程序，被监测的吸气波形所必须满足的加权峰值流量。该呼吸终止阈值被设定为QWPMclamped的30％。此时，呼吸暂停获取优先处理并忽略、重置或临时禁止呼 吸不足检测。 
呼吸暂停程序一旦开始，那么当加权峰值流量在终止阈值之下保持预定的时间之后，该时间在一优选实施例中是10秒，就宣布呼吸暂停事件开始。值得注意的是，呼吸不足和呼吸暂停检测为同时进行。 
本发明人知道，在呼吸暂停过程中，病人有时候会在瞬间努力进行呼吸。图8展示了一例病人气流的波形222，在该波形中，呼吸暂停224大体开始于点226并终止于点228。在呼吸暂停224的过程中，病人在很短的时间里曾努力进行了呼吸，由此有一个相对较高的峰值流量，其被认为是呼吸爆发230。在期间232，在这些爆发之前以及之后，病人的气流处于呼吸暂停中相对较低的水平处。本发明在监测呼吸暂停中能够有效地忽略掉瞬间的爆发230。如果这些爆发不被忽略掉，那么呼吸暂停检测器就有可能会错误地考虑这些爆发，由此不把该过程视作一个呼吸暂停。 
5.呼吸暂停/呼吸不足监测 
呼吸不足事件的出现以及呼吸暂停事件的开始由A/H检测器164报告给A/H监测器166，然后后者再确定是否请求A/H控制器168获取压力生成系统的控制权。在本发明当前的优选实施例中，当预定的时间内出现有两个呼吸暂停事件或者是两个呼吸不足事件时，A/H监测器166会发出请求以获取请求处理器106的控制权，这一点由A/H检测器164通过上述的方式来确定。在当前的一个优选实施例中，上述预定的时间是指三分钟的移动窗口。然而，本领域技术人员都清楚该窗口期限也可调整。 
本发明还会在呼吸暂停事件和呼吸不足事件交叉出现时使A/H监测器166发出请求以获取请求处理器106的控制权。例如，如果在预定的时间内有两个呼吸暂停或呼吸不足出现，那么A/H监测器会发出控制请求。 
6.呼吸暂停/呼吸不足压力控制 
一旦A/H控制器168被授予控制权，就会基于病人当前的状态是呼吸暂停、呼吸不足还是呼吸暂停和呼吸不足来确定如何对输送给病人的IPAP和EPAP进行控制。 
如果认定病人只经历过呼吸不足，那么A/H控制器168起初会逐步地将IPAP提升1cmH2O，并在该水平上将压力保持30秒。此时，EPAP的水平保持不变。结果，PS的水平就会提高，但只要该PS的水平不是已经处于PSmax上即可。在30秒固定期之后，控制器会释放控制权(通常是将控制权释放给下述的自动滴定控制器的保持状态)。如果将控制权授予A/H控制器168的标准再次得到了满足，并且如果病人又一次被认为是仅经历过呼吸不足，那么控制器就重复该程序，并将病人的IPAP提升1cmH2O，然后保持30秒，此时同样只要PS的水平不是已处于PSmax，就不去改变EPAP的水平。A/H控制器168可在没有限制的情况下将IPAP提高到一个预定的量，如8-12cmH2O。如果在压力大于该预定量如11cmH2O时检测到呼吸暂停或呼吸不足，那么就如下所述调用一个额外的压力控制限制。 
如果认定病人只经历了呼吸暂停或者是呼吸暂停和呼吸不足的组合，那么A/H控制器168会将EPAP提升1cmH2O，并在该水平上将该压力保持30秒。此时，IPAP的水平保持不变。结果，PS的水平就会下降，但只要该PS的水平不是已经处于PSmin上即可。在30秒固定期之后，控制器会释放控制权(通常是将控制权释放给下述的自动滴定控制器的保持状态)。如果将控制权授予A/H控制器168的标准再次得到了满足，并且如果病人又一次被认为是仅经历过呼吸暂停或呼吸暂停和呼吸不足的组合，那么控制器就重复该程序，并将病人的EPAP提升1cmH2O，然后保持30秒，此时同样只要PS的水平不是已处于PSmin，就不去改变IPAP的水平。A/H控制器168可在没有限制的情况下将EPAP提高到一个会使IPAP超过上述预定量的水平。如果在IPAP大于预定时检测到呼吸暂停或呼吸暂停和呼吸不足的组合，那么就如下所述调用一个额外的压力控制限制。 
到此为止所述的本发明实施例中，A/H检测模块164不能检测出阻塞型呼吸暂停/呼吸不足事件和中央型呼吸暂停/呼吸不足事件的区别，其只能用A/H控制器168对此进行补偿。更为特别的是，如果压力已经高于阈值，那么A/H控制器会受到限制或在某些情况被限制不能提升压力。阻塞性事件可通过提升 压力来解决。但通常会认为，中央型呼吸暂停并不会对压力的提升作出反应。因此，如果因呼吸暂停的出现而提升了IPAP或EPAP，但还有呼吸暂停出现，那么就认为这种出现在相对较高压力如11cmH2O的呼吸暂停是中央型的，不是阻塞性的呼吸暂停。此时，不需再提高IPAP或EPAP了。 
为了实现这一目标，当A/H监测模块164做出一项呼吸暂停或呼吸不足控制请求时，A/H控制器168会设定呼吸暂停/呼吸不足治疗限制。在目前一优选的实施例中，当A/H监测器164启动一项控制请求时，该目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制被设定在输送给病人的IPAP之上3cmH2O处。然而，如果病人的IPAP为10cmH2O或更小，那么该目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制就被设定到13cmH2O。一旦设定好，该目标呼吸暂停/呼吸不足限制就保持在这里，直到一段时间过去，其中没有新呼吸暂停/呼吸不足事件出现。本发明当前可将该段时间设定为8分钟，这样如果在目标呼吸暂停/呼吸不足限制被设定后的8分钟之后没有出现新的呼吸暂停/呼吸不足控制请求，那么就清除该目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制。 
如果病人仅处于呼吸不足之中，那么本发明就将目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制设定到更高的数值上，如14cmH2O而不是10cmH2O。这样做是因为当A/H检测器164仅识别出呼吸不足，那么病人更多的可能就是正处于阻塞型事件之中，而不是中央型事件之中。因此，对阻塞型事件来说更为积极的治疗是更高的阈值。 
现在参见图9，其展示的是压力支持系统所生成的一例IPAP曲线236，条件是有在点238批准了呼吸暂停/呼吸不足控制请求，其中病人当前处在10cmH2O，目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制240被设定在13cmH2O。然后，在A/H治疗间隔期间242中，将IPAP或EPAP提高1cmH2O，并保持30秒钟，接着A/H控制器168在点244这里释放该控制。在间隔246期间，压力支持系统的控制由其它某个控制模块如下述的自动滴定模块来处理。为此，在该间隔期间将病人的IPAP或EPAP提升1cmH2O。在点248这里，IPAP为10cmH2O，批准另一个呼吸暂停/呼吸不足控制请求，然后出现另一个A/H治疗间隔期242。 在该间隔期的最后(点250)，病人的IPAP为13cmH2O，这就是目标呼吸暂停/呼吸不足的治疗限制240。 
如果A/H监测器166在点250这里或者是在目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制以上任一IPAP这里提出另一项呼吸暂停/呼吸不足控制请求，请求处理器106仍会将控制权转移给A/H控制器168，但同时也会防止A/H控制器168使IPAP进一步上升，因为当前的病人IPAP正处于目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制之处或之上。与之相反，A/H控制器168会提升EPAP，直至PS达到PSmin。如果达到了PSmin，那么IPAP就处于目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制点这里，此时事件继续，A/H控制器会使IPAP下降一个预定的量，如2cmH2O，从而在压力下降间隔期254期间下降到点252。IPAP的下降还会引起EPAP的下降从而将PS维持在PSmin。 
在间隔254的终点，IPAP要么保持不变，如线256所示，要么再次下降并保持不变，如线258所示。IPAP从点252这里是保持不变还是下降是通过下面的操作来决定：将当前的IPAP即点252这里的病人IPAP与打鼾治疗的IPAP进行比较。如果系统中未保存有打鼾治疗的IPAP，这种情况出现在打鼾控制器一直没有被激励的时候，IPAP就保持在线256这里。如果有打鼾治疗IPAP，并且当前的IPAP比该打鼾治疗IPAP高于预定的值，如比打鼾治疗IPAP高2cmH2O，那么A/H控制器168会在间隔260期间将该IPAP下降到一个水平并将其保持在该较低水平上，如线258所示，该水平比打鼾治疗IPAP高出一预定的量。本发明将该压力下降到打鼾治疗IPAP之上1cmH2O这里。 
A/H控制器168在间隔260期间维持病人的IPAP和EPAP不变，直到从点250这里开始即从压力下降开始经过了预定的时间。保持期间的存在是为了使病人稳定下来。在当前一优选实施例中，该IPAP和EPAP从2cmH2O下降的开始起算保持15分钟不变。本发明还可将保持不变的时间设定为其它的时间长度，只要该时间足以使病人稳定下来即可。在任何时候，该保持过程均可被一个优先级更高的控制器所中断并重置。在15分钟保持的最后，清除掉目标呼吸暂停/呼吸不足治疗限制，然后A/H控制器160放弃控制权。 
H.可变呼吸控制层 
自动滴定控制器，其在下面的部分内进行描述，能够跟踪睡眠特定阶段稳定并有节律的呼吸模式。当病人在清醒时，在REM睡眠时，或者是在痛苦时，呼吸更富于变化，该自动滴定跟踪就会变得不稳定。因此，如果病人呼吸模式变化太快，此时最重要的是中断自动滴定控制器。实质上，可变呼吸控制层会防止自动滴定控制层过快变化。 
回头再参见图2，可变呼吸控制层，其具有第七优先级，包括一个可变呼吸检测器270，一个可变呼吸监测器272以及一个可变呼吸控制器274。正如下面详细描述的那样，可变呼吸控制层对所跟踪的加权峰值流量数据的散度进行统计分配从而检测出不稳定的呼吸模式，或病人响应中出现的急剧变化。在被激励时，可变呼吸控制模块274优先于自动滴定控制器，因此当可变呼吸监测器272提供了一个有效的可变呼吸指示时，压力支持系统的控制就转移给可变呼吸控制器。简而言之，当呼吸变得不稳定并且需要对必要的压力变化进行适当地管理时，可变呼吸控制模块274的激励会中断自动滴定控制器的操作。 
1.可变呼吸检测和监测 
可变呼吸检测模块270在移动窗口期间对加权峰值流量QWpeak进行监测，其中的移动窗口在一优选实施例中是四(4)分钟的窗口期。检测模块实质上会对加权峰值流量信息进行四分钟的跟踪，从而确定出该信息是否非常不稳定。图10A和10B的曲线展示的是加权峰值流量的散度。在图10A和10B中，加权峰值流量在区域278内基本都紧密围绕在趋势线276周围，并在区域280这里由趋势线相对散开。趋势线276是一条通过任易一种常规的统计分析技术基于当前4分钟的窗口期所采集的加权峰值流量数据而确定出的最佳曲线。图10A和10B之间的主要区别在于图10B中的趋势线的坡度非零。这样做是为了加强下面的事实，即趋势线是基于所采集数据点的一条最佳曲线。 
可变呼吸检测模块270确定出监测窗口期间所采集的加权峰值流量数据的标准偏差，如虚线282所示。值得注意的是，该标准偏差基于最佳跟踪线276计算出来。显然，在区域278内的标准偏差284小于区域280内的标准偏差286， 这表明加权峰值流量数据在区域280内更具有变化性。 
本发明人清楚，仅将标准偏差作为加权峰值流量数据变化度的度量有可能无法得到一致正确的结果。这是因为当病人平均气流相对较低时加权峰值流量数据的标准偏差不能与病人平均气流较高时的标准偏差精确比较。因此，本发明力求将标准偏差规格化到病人平均气流上，然后在对数据的变化进行分析将该平均气流考虑进来。 
图11的曲线图展示的是规格化曲线290，该规格化曲线表示的是病人平均气流与调整后的病人平均气流的关系。从图中可以看到，其中有一个线性区域292，在该区域内，调整后的平均气流(垂直轴)与实际的平均气流(水平轴)具有一一匹配的关系。如果病人在4分钟窗口区内的平均气流在区域292中，就不用对该平均气流进行调整。图中还有一个第一区域294，其中调整后的平均气流和实际的平均气流是1比2的关系。因此，如果实际平均气流落在区域294内，即每分钟为15到25升(lpm)，那么就根据曲线290计算出调整后的平均气流。图中还有一个平直区域296，该区域中即使实际平均气流降低，调整后的平均气流也会被固定到基准线上。这样，如果实际平均气流小于15lpm，被调整后的平均气流就被固定到20lpm。 
本领域技术人员可以清楚地明白曲线290的特定形状以及各个区域之间不同变化的情况。例如，尽管没有示出，但本发明中还可在平均气流超过预定值时如在区域298中进行固定。 
可变呼吸值(VB#)可按正式计算出来： 
可变呼吸检测模块270所执行的可变呼吸检测程序的最后结果就是该可变呼吸值。VB#越高，加权峰值流量数据越易变。 
可变呼吸模块270将可变呼吸值提供给可变呼吸监测模块272，后者将该值与阈值进行比较从而确定出何时发出请求：要求可变呼吸控制器274从自动滴定控制器获取控制权。图12的曲线图展示的是确认病人正处于可变呼吸状态 由此请求获得压力支持系统控制权的滞后阈值标准(hysteresus thresholdcriteria)。 
如图12所示，事先设定好上限300和下限301。作为优选，这些阈值由经验数据确定。当可变呼吸值(VB#)，其由线304表示，超过了上限300时，可变呼吸监测器274宣布这里有可变呼吸并向请求处理器106发出一项控制请求。这情况下出现在图12的点306这里。可变呼吸监测器274会继续认为这里是可变呼吸，因此会继续请求控制，即使是VB#落到了上限300以下时也是如此。简而言之，在点306这里接通可变呼吸启动指示，并在区域308这里经终保持接通，直至到点310，VB#落到了下限302之下。尽管可变呼吸启动指示是接通的，但可变呼吸监测器274仍会发出一项请求，要求由请求处理器106获得压力支持的控制权。 
同样，可变呼吸监测器274会继续认为这里没有可变呼吸，因此不会再请求控制权，即使是VB#升高到下限302之上也是如此。也就是说，可变呼吸启动指示在点310这里关闭并在区域302这里保持关闭，直至VB#超过了上限300之止，这种情况出现在点314。 
2.可变呼吸压力控制 
一旦可变呼吸控制器274已获得压力支持系统的控制权，那么其将基于下述自滴定控制器所采取的行动而采用做出初始反应。在初始反应之后，它会进行独立的压力控制操作。图13的曲线图展示的是本发明可变呼吸控制模块的压力控制操作。在该示例中，IPAP水平被用作主控压力，而EPAP水平则基于PS水平来设置，该PS水平在可变呼吸压力控制中被保持在PSmin和PSmax之间。EPAP水平仅在必须将PS水平保持在PSmin和PSmax之间才会变化。因此，对于可变呼吸压力控制来说，所有的压力控制参数均用在IPAP水平上。 
如图13所示，可变呼吸控制器274所进行的IPAP控制操作被细分成下面的三个区域：a)主动响应区320，b)一压力保持区322，和c)缓慢斜坡区324。在每一个区域中，可变呼吸控制器274所进行的IPAP控制操作将在下面按顺序进行论述。可以理解地是，尽管图13中被输送的压力看上去有间断，但这仅仅 是因为每一个区域内所有的展示方式所引起的而以。实际上，区域320终点的IPAP就是区域322中控制压力的起始压力。同样，区域322终点的IPAP就是区域324中压力控制的起始压力。 
在区域320中，A栏展示的是在先可能出现IPAP曲线，即在系统操作交给可变呼吸控制器274之前压力支持系统有可能采取的IPAP控制动作。栏B展示的是可变呼吸控制器274基于在先曲线所产生的相对应的IPAP控制曲线。在#1的情况下，在先IPAP水平326是平直(没有上升和下降)。在这种情况下，可变呼吸控制器274会使输送给病人的IPAP保持在该水平处，如压力曲线328所示。 
在情况#2下，在先IPAP水平330是升高的。在这种情况下，可变呼吸控制器274刚开始会使输送给病人的IPAP以每分钟0.5cmH2O的速率下降，如压力曲线332所示。下降的量取决于在先IPAP水平330上升的量。IPAP下降332是为了消除在先IPAP的上升330，因为后者有可能会引起可变呼吸。然而，在一示例中，压力下降332的总下降数量被限制到2cmH2O。在压力下降332之后，可变呼吸控制器274会使该压力保持稳定，如压力曲线334如示。 
在情况#3下，在先IPAP水平336下降。在这种情况下，可变呼吸控制器刚开始会使输送给病人的IPAP以每分钟0.5cmH2O的速率上升，如压力曲线338所示。上升338的量取决于在先压力336下降的量。IPAP水平上升338是为了消除在先IPAP的下降336，因为后者有可能已经引起了可变呼吸。然而，在一示例中，IPAP水平338的总上升数量被限制到2cmH2O。在IPAP上升338之后，可变呼吸控制器274会使该压力保持稳定，如压力曲线340如示。 
在当前优选的实施例中，区域320中按照上述B栏曲线提供压力的时间被设定为5分钟。这样，IPAP曲线328(情况#1)、曲线332-334(情况#2)、或曲线338-340(情况#3)的持续时间为5分钟，或者是持续到可变呼吸状态消除为止。之后，就是根据区域322的压力操作来控制IPAP水平。然而，可以理解地是，该持续时间可在一个很宽的范围内进行选择。 
在区域322中，IPAP水平要么保持不变，如压力曲线342所示(情况#4)， 要么是沿着一条先下降再保持不变的曲线变化，如压力曲线344所示(情况#5)。是保持IPAP不变(情况#4)还是使IPAP下降(情况#5)是根据下面的操作进行：将当前的IPAP即区域320终点处病人的IPAP与打鼾治疗IPAP进行比较。这一点类似于上述参见图9所论述的A/H控制器168的压力控制操作。 
如果系统内没有保存打鼾治疗IPAP，这种情况出现在打鼾控制器未被激励的时候，IPAP按压力曲线342那样保持不变。如果有打鼾治疗IPAP，并且当前的IPAP比打鼾治疗压力高出预定的数值，如比打鼾治疗压力高出了2cmH2O，那么在区域322期间，可变呼吸控制器274会如IPAP曲线344那样将IPAP降低到一个比打鼾治疗IPAP高出预定量的水平，然后如线346所示将IPAP保持该较低的水平上。本发明在IPAP下降344的过程中会将IPAP下降到打鼾治疗压力+1cmH2O的水平上。 
在当前一优选实施例中，区域322中按照上述曲线提供IPAP的时间被设定为15分钟。这样，IPAP曲线342(情况#4)或曲线344-346(情况#5)的持续时间为15分钟，或者是持续到可变呼吸状态消除为止。之后，根据区域324的压力操作来控制IPAP。可以理解地是，该15分钟的持续时间也可在一个很宽的范围内进行选择。 
在区域324中，只有一种IPAP控制操作。即如压力曲线348所示，输送给病人的IPAP缓慢下降。压力下降一直持续到达到最小系统压力(IPAPmin或EPAPmin)的时候，或者是直到可变呼吸状态清除为止。 
I.自动滴定控制层 
自动滴定控制层被指定为第八优先级和所有控制层中的最低优先级。因此，如果其它任一控制器被激励，那么自动滴定控制层所进行的压力控制操作就会被中断。如图2所示，自动滴定控制层包括一自动滴定检测模块350、一自动滴定监测模块352以及一自动滴定控制模块354。 
根据下面的内容可以更好地理解自动滴定控制层，该层的各个部件之间紧密作用。即，当压力支持系统工作在该控制层上时，自动滴定检测器和监测器会对监测系统44的输出进行连续地分析，因为该自动滴定监测器的输出能表示 出自动滴定控制器是如何对病人的压力进行调节的。与其它控制层不同，不必要求自动滴定监测模块去请求从请求处理器106获取控制权，因为自动滴定控制层是缺省层，如果其它控制层都没有获得控制权时，其自动就会工作起来。 
自动滴定控制层的总体目标就是诱导出缓慢的压力斜坡如±0.5cmH2O/min或者是提供一压力固定期间，其被称为治疗压力。病人对这些压力变化的响应以及对治疗压力的响应可通过对某些与气流波形相关的参数的监测评估出来，从而确定出病人的气流波形是否得到了改善、变劣或没有变化。对于每一种呼吸来说，均需计算出表示加权峰值流量QWpeak、圆度、平度以及呼吸偏斜度的数值。该数据被保存起来并在一段时间内连续跟踪，从而使压力支持系统输送给病人的压力达到最佳。 
1.峰值、圆度、平度以及偏斜度 
如上所述，在自动滴定控制器所进行的自动滴定控制过程中，需要确定某一呼吸中吸气波形的加权峰值流量QWpeak、圆度、平度以及偏斜度。吸气波形中这些特性参数的每一个参数均由自动滴定检测器350实时跟踪从而得到一跟踪数值。该跟踪数值提供给自动滴定监测模块352，并在这里用在下面将详细论述的投票方案中，从而确定出自动滴定控制器采用什么行动。因此，最重要的是首先要理解本发明如何计算出吸气波形特性参数。 
加权峰值流量QWpeak的计算在上面已经参照A/H检测模块164进行了论述。因此，在吸气波形特性参数中就不需要再进行说明了。 
为了计算出吸气波形的圆度特征，本发明将病人的吸气波形与一正弦波进行比较。图14A-14C展示的是病人的一例吸气波形360，该波形上的点362和364分别对应于5％和95％的吸气量。将波形360与一正弦波进行比较需要使病人的吸气波形与正弦波相匹配，反之亦然，由此才能进行最佳的对比。为此，需要采取多个步骤才能将正弦波固定到病人的吸气波形上。 
首先，计算出正弦基值，该基值用来将正弦波的起点和终点布置在病人的吸气波形360上。该正弦基值被定义为平度平整基准线(FFB)值的1/2。线370是一条对应于正弦基准(1/2FFB)的线，其与吸气波形360的交点366和368 被选作准备叠在吸气波形上的正弦波的起点和终点。然后的任务就是将点366和368定位于波形360上。 
本发明从已知的标记值如5％的体积点362和95％的体积点368开始在吸气波形上查找这些点从而对其进行定位。如图14B所示，当吸气波形的起点或接近终点的地方进行查找时，如果5％的体积流量值(点362)小于正弦基值，那么就向上查找，即向波形360的远端查，即朝着95％的体积点查。另一方面，如果5％的体积流量值(点362)大于正弦基值，就向下查，即向波形360的近端或起点查。图14B中的箭头370表示的是从5％的体积点向波形的近端向下查找，因为在本示例中，点362的流量大于正弦基值。 
当在吸气波形的远端查找时，如果95％体积的流量值(点364)大于正弦基值，就向上查，即向波形360的远端查。另一方面，如果95％体积的流量值(点364)小于正弦值，就向下查，即向波形360的近端---5％体积点的位置查，图14B中的箭头372表示的是从95％的体积点向下查，因为在本示例中，点364的流量小于正弦基值。 
在查找波形360上那些对应于正弦基值的点的位置时，有可能会碰到查寻开始于标记值如5％体积点的情况，此时就无法在波形360上找到正确的对应于正弦波形起点的点。例如，如果点362高于正弦基值点，并且查找是如图14C中箭头374所示向上进行的，那么起点的查找就可能会错误地定位于点368这里，该点368与起点一样是一个靠近吸气波形端点的点。类似的错误还会出现在95％的点大于这个与正弦基值相对应的点的情况，即图示中的点376的情况，其中的向下查找是按箭头378所示从点376向下查。 
为了避免这些错误，本发明包括有效性检查从而看看这种查找(箭头374和376)是否彼此相交。如果是，就将查找所找到的点丢弃，不对该波形的圆度和平度进行计算。类似的错误和结果出现在没有找到与正弦基值相对应的点的时候。这种情况有可能会出现在，例如如箭头380所示向上查找开始于点364的情况。 
一旦图15中正弦波形模板382的起点366和终点368已知，那么具有这些 起点和终点的正弦波模板382的振幅可采用正弦波的周期和其振幅之间的已知关系计算出来。参见图15，例如，该正弦波的振幅计算出下： 
Figure S2006800410090D00401
由正弦波的已知周期即起点和终点之间的时间和计算出的振幅，本发明能够确定出振幅与周期的比率。换言之，该比率按下式计算出来： 
Figure S2006800410090D00402
确定出该比率的目的是通过对正弦波模板振幅的调节来使正弦波模板规格化。例如，如果该比率非常高，这就表明该正弦波模板384非常瘦高，例如参见图16A。如果该比率非常低，那么正弦波模板386会非常短粗，例如参见图16B。作为优选的是，不去用这些瘦高的模板384或短粗的模板386与实际的病人吸气波形进行比较，因为这两种波形图案的匹配通常都不好，不能得到有意义的结果。 
为了对这些状况进行合理地解释，本发明对正弦模板的比率进行了调整。图17展示了一条规格化曲线390，其用来对正弦波形模板的比率进行调节。规格化曲线390包括一个线性区域392，该区域内比率不能调节。在线性区域392之上，即在正弦波形模板的比率太高时，规格化曲线390包括一个向下调节比率的第一区域394和一箝制区域396。在所示的示例中，无论实际比率有多高，所调节的比率均被箝制在36。在线性区域392之下，即在正弦波形模板的比率太低时，规格化曲线390包括一个将比率向上调节的第二区域398和一个箝制区域400。在所示的示例中，无论实际比率有多高，所调节的比率均被箝制在8。 
由例如图17所示关系确定出来的被调节后的比率被用来设定正弦波模板的振幅，其中周期固定不变。例如，图18A展示了一条正弦波模板402，其比率太低，这意味着该正弦波模板太平。图中还展示了一条经校正后的正弦波模板404，其表示的是比率调节是如何有效地提高正弦波模板振幅的。图18B展示了一条正弦波模板406，其比率太高，这意味着该正弦波模板太高。图中还 展示了一条经校正后的正弦波模板408，其表示的是比率调节是如何有效地减少正弦波模板振幅的。 
在这个对应于病人吸气气流的正弦波模板被确定和校正之后，如果需要，可采用常规的技术计算出校正后正弦波模板的体积。在一模拟计算中，这一工作是通过从起点到终点对校正后的正弦波模板进行积分来实现的。在一数字程序中，这一工作是通过从起点到终点的流量累加并除以该程序的总数来实现的。 
图19A展示了按上述方式确定出的一例病人的吸气波形410和一条正弦波模板412。从图中可以看到，病人吸气波形410和正弦波模板412之间存在较大的偏差。为了补偿这些偏差，本发明将正弦波模板按箭头414所示进行移动从而叠在病人吸气波形上。 
在本发明的一个优选实施例中，移动模板从而叠在病人吸气波形上是通过下面的方式来实现的：确定出病人吸气波形的中心C，然后将该中心用作正弦波模板的一个新的中心。病人吸气波形410的中心C是通过下面的方式确定的：找到吸气波形上对应于FFB值的点416和418。在吸气波形上找到对应于FFB值的点416和418是通过下面的方式实现的：从对应于正弦基值(1/2FFB)的标记点366和368这里向上或向下查找。查找的方向如箭头420和422所示。一旦FFB点定位于吸气波形410上，那么吸气波形的中心C就被当成这两个FFB点(416和418)之间距离的1/2。现在，吸气波形的中心C就被定好了，此时，正弦波模板412绕着该中心的位置点就可重新计算出。 
现在参见图20，通过确定20％体积点和80％体积点之间平度水平基准线(FFB)水平之上吸气波形410的体积计算出平度水平。作为优选，在该结果上加上一个加权常数从而使之对吸气波形中的微小变动不怎么敏感。 
在一数字处理器，平度可由下式确定出来 
在该关系式中，常数值4就是使结果对吸气波形的变化不敏感的加权常数。 可将常数值选为100，这样平度值可表达为一个百分数。有意思的是，平度值在吸气波形为正弦波时非常大，而在吸气波形完全平直时则为零。 
现在参见图21，圆度是作为病人吸气波形410和正弦波模板412之间的差计算出来的，其中的正弦波模板是按照上述方式在20％体积点和80％体积点之间确定出来的。该差在图21中以阴影区域430显示出来。这里作为优选也可将一加权常数加到圆度结果上从而使之对吸气波形的微小变化不怎么敏感。 
在一数字处理器，圆度可由下式确定出来 
Figure S2006800410090D00421
有意思的是，圆度值在吸气波形平直时非常大，而在吸气波形完全为正弦波形时则为零。 
现在参见图22，偏斜度的计算如下。首先是将吸气波形432分成区域434、436和438。每个区域对应于吸气波形的1/3周期。将每一区域内预定量的顶部流量平均化。例如，在本发明的一个优选实施例中，对顶部5％的流量平均化。该吸气波形的偏斜度的计算如下：中间区域436的5％确除以左边区域的5％。换种方式来说就是，偏斜数的计算如下： 
Figure S2006800410090D00422
显然，吸气波形的特定分段方式以及用来确定偏斜值的流量百分数均会使结果产生变化。 
2.自动滴定检测模块 
自动滴定检测模块350用来对所监测的每一个呼吸参数如在任一段时如2.5到20分钟内采集的加权峰值流量、平度、圆度和偏斜度数据进行两类趋热分析。第一类是长期趋热分析，且第二类是短期趋势分析。然而，每一类趋势分析均需要采集用于分析的数据。显然，输入到趋势分析的数据越多，这种分析越能代表病人的响应情况。 
如图23所示，病人呼吸循环440的呼吸参数数据被分成几组，其中每一组 均包括有多个呼吸循环相关的数据。在一优选实施例中，每一组参数均包括有四个呼吸循环的呼吸参数数据。 
每一次呼吸的呼吸参数即加权峰值流量QWpeak、圆度、平度和偏斜度均可按上述方式计算出来。四次呼吸的加权峰值流量，例如经平均后用来确定趋势分析中用到的一个点值。同样的过程也适用于其它呼吸参数，如圆度、平度和偏斜度。结果就是这些数据的集合，如曲线442所示，其用于趋势分析。 
图24展示了趋势分析的一例曲线，其中每一个点均表示四次呼吸的平均呼吸参数数据。该数据的趋势分析涉及：为这些数据点确定出一条最小平方适配线，其又被称为最佳适配线444。显然，最佳适配线444的坡度表示的是数据变化的趋势度。下面，确定出相关时间周期内上述数据点相对于该最佳适配线的标准偏差446。 
基于该数据可进行各种不同类型的分析。例如，本发明可确定出趋势数据的变化百分率和差值。其中，变化百分率的计算如下： 
Figure S2006800410090D00431
其中的终点是最佳适配线444上靠近所采集数据终端的一个点，如点448，其中的起点是最佳适配线444上靠近所采集数据起端的一个点，如点450，且平均值是指起点和终点之间各个数据点的平均值。变化百分率的计算公式如下： 
Figure S2006800410090D00432
其中的坡度是指最佳适配线444的坡度，趋势长度是指趋势的长度，即起点和终点之间的时间。 
差值是指终点和起点之间的差值，其计算如下： 
差值＝终点-起点         (7c) 
该公式的等效表达可表示为： 
差值＝坡度×趋势长度    (7d) 
根据本发明的一个优选实施例，在对加权峰值流量数据进行分析时，只用 到变化百分率。在对圆度、平度和偏斜数据进行分析时，只用到趋势数据的差值，这是因为在本发明的一个优选实施例中，这些原始测量值被表示为百分数。一误差窗口，其由上述的变化百分率或差值来确定，用来与预定的阈值进行比较从而确定出数据的变化即趋势是否超出了可接受的水平。值得注意的是，分析的类型(变化百分率或差值)取决于趋势分析中所用的原始数据的类型。 
如上所述，自动滴定检测模块350会查看累积数据点的短期趋势和长期趋势---追忆每一个数据点，该数据点中包含有该参数在四次呼吸循环期间的平均值。在进行长期趋势分析时，对变化百分率或差值(其取决于所感兴趣的参数)随着时间的变化进行评估从而确定出这些趋势分析标准是否落在了预定阈值之外。在进行短期趋势分析时，将新采集的数据点与前面已采集的数据点进行比较从而将异常点相对于所跟踪的数据布置在所监测参数中。 
a.长期趋势 
为了进行长期趋势分析，所跟踪数据的最佳适配线，其对于那些位于该线周围的数据点来说具有一个与之关联的标准偏差，其用来确定一趋势误差窗口。该趋势误差窗口表示的是趋势数据的误差范围。该趋势误差窗口是最佳适配线、趋势计算中所用数据点的数目以及所需的信任程度的标准偏差的函数，并且一旦确立了输入标准(标准偏差，样本(数据点)的#以及信任程度)，该趋势误差窗口可采用常规的技术如采用查寻列表确定出来。 
在本发明中，在趋势误差窗口选择中用到的信任程度是基于数据的经验值确定出来的。根据经验分析，适合本发明趋势误差窗口的是80％的信任程度。然而，本领域技术人员都清楚，其它的信任程度也能得到有意义的结果。实际上，在选择80％的信任程度时，本发明是想说，在80％的信任程度下，最佳适配线，以及与之相关的数据散度，能够表示所分析数据的真实趋势。 
一旦趋势误差窗口确定下来，就基于上述的差值或变化百分率将该误差范围转换成一误差范围。这一点可通过下述方式来实现：将公式(7b)和(7d)中的计算用于该趋势误差窗口。在这种情况下，最佳适配线的坡度可由一定范围的坡度来表示，该范围考虑到了最佳适配线444和与之相关的趋势误差。一 旦将误差窗口转换成差值或变化百分率，其就由自动滴定检测器350提供给自动滴定监测器352，后者如下所述使用该趋势信息来判断病人对所输送压力的响应变化情况。 
b.短期趋势 
短期趋势分析旨在识别出病人对输送压力作出的相对较快的响应。因此，与查找趋势数据随时间的变化不同，自动滴定模块350与自动滴定监测模块352的短期趋势分析功能能够对每一个数据点进行分析，因为其是相对于两个检测标准形成的。该自动滴定检测模块建立起短期趋势标准，同时自动滴定监测模块350对新生成的数据点是否符合这些标准进行分析。 
自动滴定检测模块所确定的第一个短期趋势标准是预测间隔。预测间隔用来提供一个数值范围，新生成的数据点就与该数值范围进行比较。该预测间隔可采用标准的统计分析技术基于最佳适配线周围数据点的标准偏差、趋势分析计算中的样本或数据点的数目以及所需的信任程度确定下来。在本发明中，用来选择预测间隔的信任程度是基于数据的经验值确定的。根据经验分析，适用于短期趋势分析的信任程度是95％。然而，本领域技术人员都清楚其它程度也能得到有意义的结果。基于这些标准，该预测间隔表示一数值范围，在该范围内我们对下面生成的数据点落在该数值范围内的信任度有95％。 
由自动滴定检测模块确定的第二个短期趋势标准是“趋势数据开始点”，其是最佳适配线上一个处于数据采集开始的数据点。趋势数据开始点类似于图24中的数据点450。如前针对长期趋势所述的那样，计算出短期的变化百分率和差值。这一点是通过上述的公式(7a)和(7c)实现的。对于短期计算来说，终点被定义为当前数据点的数值，起点被定义为趋势开始点，其类似于图24中的数据点450。如下所述，自动滴定检测模块给自动滴定监测模块352提供预测间隔和短期的变化百分率(或差值，即，其取决于不同的呼吸测量参数，并与长期趋势所述的一致)。 
3.自动滴定监测模块 
自动滴定监测模块352采用投票程序中由自动滴定检测模块350提供的趋 势信息确定出病人对输送到气道的压力所作出的响应。例如，自动滴定监测器确定出病人气流波形轮廓是否改进或变劣，由此提示气道气流的限制是否得到改进或变差。 
a.长期趋势投票 
图25所示的曲线459用来展示对长期趋势分析所提供的信息进行投票的情况。在曲线459的中间是一个投票窗口461，其由上限462和下限464所转成。在该曲线中投票有三个水平：1＝得到改善；0＝没变；-1＝变差。 
跟踪的数据，以及与之相关的统计误差，被用来与阈值460和462进行比较，其中的统计误差对应于自动滴定检测器所进行的长期趋势分析中所计算出的误差窗口464。为了得到1的投票结果，整个误差窗口必须大于指定的阈值水平。该阈值水平随着测量参数的变化而变化，但通常是在7％到8％的范围内变化。在图25中，选择的是8％。如果中间误差带464在阈值水平460之上，就是得到1的投票结果，如区域466所示。同样，如果中间误差带464在阈值水平462之下，如区域468所示，就是得到-1的投票结果。其它的情况投票结果是零(0)，即区域470。 
b.短期趋势投票 
上述的短期趋势分析以及下述的短期投票方案在设计上用来检测病人气流轮廓中短期的或相对突然的变化。这一点是通过下面的方式完成的：将一组呼吸(即，一个数据点，其包含有4次呼吸)与上述的第一和第二短期趋势标准进行比较，并确定出该组相对于长期跟踪的数据是否统计上明显的变化。 
如果(1)新生成的数据点等于预测间隔或在预测间隔之外并且(2)该数据点与趋势数据开始点相差预定的阈值量，那么数据点(即，呼吸组)就被认为相对于长期趋势的开始来说存有明显的变化。因此，如果这些条件都得到满足，那么短期趋势就会得到一个1或-1的投票结果，这取决于该数据点是大于还是小于趋势数据开始点。在其它情况下，投票结果为零(0)。该数据点和用于短期跟踪的趋势数据开始点之间的变化百分率或差值的阈值随着测量参数的不同而不同，但通常是在9％到14％之间变化。 
c.最后的投票 
一旦为每一个测量参数发出了长期投票和短期投票，那么所有这些测量参数的投票会汇聚到一个最终的投票中。下面的表格概括了最后投票的过程： 
Figure S2006800410090D00471
每一项呼吸参数在“结果”栏内的数值是长期投票的数值，除非该长期投票值为零。如果长期投票结果为零，那么该呼吸参数在结果栏内的就是短期投票的数值。该结果经合计后生成最终的投票结果。 
本发明中唯一需要注意的是：在合计出最终投票结果时如果平度结果是非零并且如果该结果与吸气波形的其它呼吸参数即圆度和偏斜度的非零投票结果不一致，那么就忽略掉该平度呼吸参数。这就是上表中“c”旁有一个*号的原因，这意味着在特定的场合，该平度值“c”被忽略掉。例如，平度结果为1，圆度或偏斜度为-1，那么在合计最后投票结果时该平度结果就忽略掉。同样，如果平度的结果为-1，圆度或偏斜度为1，那么在合计最后投票结果时该平度结果就忽略掉。 
上表中最终投票结果“x”的数值范围为-4到4，其用来确定病人气流波形的三种基本状态。病人吸气气流的状态也是病人对提供给气道的压力所作出的响应的一种显示。下面就是这三种基本状态以及与每一种状态相关联的最终投票值，这三种基本状态概括了病人对压力作出的响应： 
1)统计上明显变劣，      x≤-2 
2)统计上没有变化，以及  -2＜x＜2 
3)统计上明显改善。      x≥2 
所有这三种状态的确定均独立于自动滴定控制器是提高、降低还是保持IPAP、EPAP或两者不变的操作。下表概括了x的每一个值所落入的状态(1)、(2)或(3)： 
Figure S2006800410090D00481
如下面详细论述的那样，在自动滴定控制器354所进行的特定压力控制操作过程中，加上了第四种状态，该状态处于状态(2)和(3)之间。所加上的状态，因其在状态(2)和(3)之间因此被分配为状态(2.5)，对应于这样的病人状态，即这样的病人吸气波形，其在统计上处于改善的边缘。这种状态通常出现在特定压力控制操作过程中最终投票结果等于+1，即x＝+1的时候。下面就是这四种基本状态以及与每一种状态相关联的最终投票值“x”，这四种基本状态概括了病人对压力作出的响应： 
1)统计上明显变劣，              x≤-2 
2)统计上没有变化，              -2＜x＜1 
2.5)统计上处于改善的边缘，以及  x＝1 
3)统计上明显改善。              x≥2 
下表概括了x的每一个值所落入的状态(1)、(2)、(2.5)或(3)： 
Figure S2006800410090D00482
可以理解地是，根据自动滴定控制层给病人状态带来变化的精细程度的需要，可以有更多或更少的状态。 
4.自动滴定控制模块 
自动滴定控制器采用上述最终投票结果来确定采取什么行动，其中的最终投票结果表示的是病人对压力支持系统提供到其气道的压力所作出的反应，及其当前的操作模式。下面给出了三种情况来描述自动滴定控制器的行为。 
a.情况1-启动 
图26展示了压力支持系统在情况1时输出的IPAP曲线500。即，在本实施例中，对IPAP进行调节，而EPAP保持不变。该EPAP仅在必要时才会改变以便维持住PSmin水平或PSmax水平。当压力支持系统打开时，其会输入一个固定期502并采集数据。在一优选实施例中，该固定期持续5分钟。然而，该固定期也可以是一个5分钟之外的数值，只要有足够的时间来采集有意义数量的数据即可。在固定期的最后，自动滴定控制器354会启动一个恢复状态，在该状态下病人的IPAP慢慢地斜坡上升，提升的目标值为2.0cmH2O，提升的速率大约为0.5cmH2O/分钟。 
在该斜坡状态，自动滴定监测器352采用四种状态(1)、(2)、(2.5)和(3)连续地检查该趋势数据，从而确定出病人气流轮廓在该斜坡期间是否正处于下面的四种状态：统计上明显变劣-状态(1)；统计上没有变化-状态(2)；统计上处于改善的边缘-状态(2.5)；或者是统计上明显改善-状态(3)。然而，从压力提升开始2.5分钟之内这种确定操作并不采取什么行动。提供大约2.5分钟的锁定窗口504能够使系统采集足够的数据来进行跟踪。显然，该锁定间隔也可变化，例如在2-4分钟之间。然而，锁定窗口越长，系统对任何可能的呼吸紊乱的响应也会越少。 
如果病人吸气气流波形在斜坡506过程中得到了改善或变劣，那么该斜坡并跟踪操作将持续到该改善或变劣停止为止，例如病人的状态从(3)变到(2.5)，或者是病人的状态从(1)变到(2)。对于病人的状态从(3)变到(2.5)的情况，自动滴定控制器354会少量地降低IPAP，其通常为0.5cmH2O，然后开始5分钟的固定期，如压力曲线508所示。如果在斜坡过程中没有改善，即病人的吸气气流轮廓还处在同一状态下-状态(2)或状态(2.5)下，那么自动滴定控 制器354会使IPAP下降2.0cmH2O，如压力曲线510所示，然后开始5分钟的固定期512。压力控制的顺序旨在确定波形中是否有气流限制，并将压力固定在一个没有气流限制的理想压力下。如果在任一固定期内检测到了气流限制(其表示病人可能改变了位置或睡眠状态)，那么再次启动一个缓慢的斜坡上升。 
b.情况2-从更高优先控制器返回 
在压力支持治疗的过程中，其通常在晚上不断重复，控制器的级别越高，如打鼾控制器144或呼吸暂停/呼吸不足控制器168，均可临时获取控制权并完成上述压力变化。一旦所有有效的高优先级控制器均完成操作，控制权就返回到自动滴定控制器354。自动滴定控制器一旦从高优先级的控制器获得了控制权，就开始进行与上述情况1相同的操作，只是其中初始5分钟的固定期更换为大约3到3.5分钟的固定期。 
c.情况3-病人压力降低 
当情况1或2的最后5分钟固定期完成时，如图27A和27B中压力曲线520所示，就开始下一项查寻操作。在该查寻操作中，系统提供的IPAP如曲线522所示以0.5cmH2O/分钟的速率慢慢下降。再有，在该示例中，EPAP保持不变，条件是PS不超过PSmin和PSmax就行。在压力开始下降之前，将启动呼吸参数初始化到最后三分钟可获得的数据。 
在IPAP斜坡下降0.5cmH2O时，连续地检查趋势数据从而确定出病人吸气气流轮廓是否变劣或没有覆盖斜坡段。在该趋势分析中，只需考虑三种病人状态(1)、(2)和(3)。如果没有检测到病人气流轮廓的变劣(状况(2))，那么就继续IPAP的斜坡变化和跟踪直至达到最小系统压力Pmin(其要么是IPAPmin，要么是EPAPmin)，参见图27A。之后，自动滴定控制器354开始上述的情况1的IPAP控制，并开始5分钟的固定期502。 
如果，在IPAP下降的过程中，病人吸气气流轮廓变劣，例如，从状况(2)变到状况(1)，那么IPAP会快速地提高1.5cmH2O，参见曲线526，然后保持最多10分钟，参见曲线528。参见图27B。一旦10分钟的固定期结束，自动滴定控制器354相对于情况1就直接进入到上述的恢复状态，并启动一个IPAP 上升506。 
整个程序的目的在于确定出气流限制出现时的压力，然后将压力提升到一个理想的设定点。该程序在整个晚上重复进行从而随着病人状况的变化来设定最佳IPAP，同时将压力尽可能地保持在低位从而提高舒适性。在任何的固定期内如果检测到气流限制(其表明病人改变了位置或睡眠状态)，就再次启动IPAP慢速斜坡上升操作(恢复状态)。 
在IPAP下降的过程中，当自动滴定控制器查找病人气流限制点时，出现打鼾的可能性会有所提高。为此，本发明可将打鼾事件所需的数目从三个降到两个，由此能使打鼾监测模块142请求打鼾控制器获取控制权。这样能有效地提高压力下降期内系统对打鼾的灵敏性。 
在任何的固定期内，如固定期502、508、512、520或528内，自动滴定控制器354均能在情况1内进入到上述的恢复状态从而尝试为病人提供最佳的IPAP和EPAP。这种情况出现在：例如固定期内所分析的趋势数据表明病人的吸气波形轮廓正经历统计上的明显变劣(状况(1))。 
本发明上面的描述是在这样的情况下进行的：即仅调节IPAP，否则除非是要保持PSmin或PSmax，EPAP均将保持不变的。显然，这仅仅是本发明的一个示例。本发明还可在自动滴定的过程中同时调节IPAP和EPAP。例如，IPAP和EPAP均可调节从而使PS在任何时间均保持不变。 
J.中央型与阻塞型呼吸暂停/呼吸不足事件的检测 
在上述的部分G中，在论述呼吸暂停/呼吸不足控制层的操作中，可看到A/H检测模块164不能检测出阻塞性呼吸暂停/呼吸不足事件和中央型呼吸暂停/呼吸不足事件之间的区别，其只是通过给病人输送压力方式的变化来补偿这种不足。然而，在本发明的另一个实施例中，还可通过检测模块164检测出阻塞性呼吸暂停/呼吸不足事件和中央型呼吸暂停/呼吸不足事件之间的差别。这一点例如是通过下面的操作完成的：按如下所述在呼吸暂停/呼吸不足期间或在该期间结束之后立即监测病人的吸气波形。 
如果确定出的结果是病人正处于阻塞性呼吸暂停/呼吸不足事件，那么就按 照在部分G中论述的那样给病人提供IPAP和EPAP。然而，如果病人正处于中央型呼吸暂停/呼吸不足事件，那么优选是不提高IPAP或EPAP。通常的观点是，提高输送给病人的IPAP或EPAP不能治疗中央型呼吸暂停/呼吸不足。因此，本发明可将输送给病人的IPAP和EPAP保持在当前的水平上，甚至是如果肯定病人正处于中央型呼吸暂停/呼吸不足中那么还可降低IPAP或EPAP。 
根据本发明的一个实施例，可通过下面的方式将IPAP和EPAP保持在其当前水平上：如果确定某一呼吸暂停/呼吸不足事件为一中央型呼吸暂停/呼吸不足，那么就使A/H检测模块不把该呼吸暂停/呼吸不足事件确定为呼吸暂停/呼吸不足事件。在这种情况下，系统的行为就是：好像没有检测到呼吸暂停/呼吸不足事件，并且不会请求A/H控制器168获取系统的控制权。如果确定病人正处于中央型呼吸暂停中，那么本发明还可降低输送给病人的IPAP和/或EPAP。 
下面参见图28-30来描述本发明区分阻塞性呼吸暂停/呼吸不足事件和中央型呼吸暂停/呼吸不足事件的方式，这些附图展示了阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件中的病人气流波形(图28和30)和中央型呼吸暂停/呼吸不足事件中的病人气流波形(图29)。病人是否正处于阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件或中央型呼吸暂停/呼吸不足事件的确定是优选是由A/H检测模块164进行的，该模块将其确定结果提供给A/H监测模块166从而驱动A/H控制器168，这样就能如上所述得到合适的压力控制。 
在本发明的一个优选实施例中，需要对病人在呼吸暂停/呼吸不足期间的吸气波形进行监测从而确定出该病人是否正处于阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件中或者是中央型呼吸暂停/呼吸不足事件中。在图28和29所示的假定的病人气流波形600和602中，呼吸暂停事件开始于点604，终止于点606，这些点的确定按照上述部分G(3)和G(4)中所述的进行。值得注意的是，波形600和602用来展示本发明一示例中在确定病人是处于阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件还是处于中央型呼吸暂停/呼吸不足事件时所用的技术。这些波形有可能并非按比例绘制，并且还有可能不能精确地表示出一个实际的病人气流。图28和29中的虚线展示的是在呼吸暂停/呼吸不足过程中出现的病人气流的波 谷。在该波形中或者是在该呼吸暂停/呼吸不足期间，本发明检查病人的气流波形从而确定出病人是处于阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件中，还是处于中央型呼吸暂停/呼吸不足事件。 
更为特别的是，本发明人知道：在阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件中，病人吸气波形的形状特点是会展示出与限制气流相关的形状特征。即，在阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件中，该波形的平度提高(变得更平)，圆度降低(变得不圆)，偏斜度提高(变得更偏斜)(如图22所示)，或者是这些特征的组合。 
例如，在图28中，在点604和606之间呼吸暂停/呼吸不足的过程中出现的吸气波形610在平度上有提高，圆度上不够，偏斜度上也有提高，或者是这些特征的组合，其表明该波形600表示了一个阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足，而不是中央型呼吸暂停/呼吸不足。另一方面，在图29中，在点604和606之间呼吸暂停/呼吸不足的过程中出现的吸气波形612在平度上没有提高，圆度上相对正常，偏斜度上也没有提高，其表明该波形602表示了一个中央型呼吸暂停/呼吸不足，而不是阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足。因此，本发明可通过A/H检测模块164对呼吸暂停/呼吸不足期间出现的波形的平度、圆度和偏斜度进行监测从而确定出病人是处于阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件中，还是处于中央型呼吸暂停/呼吸不足事件中。在一优选实施例中，在呼吸暂停/呼吸不足期间需要对所有这些形状标准进行监测。可以理解地是，本发明也可监测一个标准如平度，来确定出所述结果。 
在本发明的第二个实施例中，对呼吸暂停/呼吸不足结束后立即开始的下一个期间内的气流波形进行监测从而确定出病人是正处于阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件中还是处于中央型呼吸暂停/呼吸不足事件中。更为特别的是，本发明人知道：病人在呼吸暂停/呼吸不足事件结束时的呼吸气流会随着病人所经历的是阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足和中央型呼吸暂停/呼吸不足的不同而不同。更为特别的是，图30展示了阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件过程中一病人的呼吸气流波形620，从中可以看到，在阻塞型呼吸暂停/呼吸不足 事件的终端，病人通常会进行一个或一系列又深又急的呼吸，如图30中的呼吸622所示。而另一方面，在中央型呼吸暂停/呼吸不足事件的最后，病人则不会进行深呼吸，参见图29。 
因此，本发明可通过呼吸暂停/呼吸不足结束时病人是否进行了深呼吸来确定病人是否已经历一阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件或者是一中央型呼吸暂停/呼吸不足事件。这一点例如可通过下面的方式来实现：在呼吸暂停/呼吸不足结束时立即确定出呼吸潮气量，然后将该气量与预定的阈值进行比较。如果呼吸的潮气量超过了阈值水平，那么就认为该病人已经历了阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足。在这种情况下，按照部分G所示的方式给病人输送压力。 
值得注意的是，本发明可通过监测潮气量之外的呼吸特征来确定病人在呼吸暂停/呼吸不足结束时是否进行了又深又急的呼吸。例如，可测量峰值流量，并将其与一阈值进行比较从而评估出病人是否正在进行相对较深的呼吸。 
上面讨论了两种技术来确定病人是否正处于阻塞型/限制型呼吸暂停/呼吸不足事件或中央型呼吸暂停/呼吸不足事件。这些技术可采用使用，也可组合起来使用给出确认的结果。此外，本发明还可采用常规的技术来检测中央型呼吸暂停，这些常规技术可单独使用，也可与上述的两种技术结合起来使用，这些常规技术可以是例如，心源性呼吸紊乱监测，或者是呼吸暂停/呼吸不足期间进行的气道测试。 
在一优选实施例中，A/H控制层并不区分阻塞型/限制型和中央型呼吸暂停/呼吸不足事件，除非是输送给病人的IPAP或EPAP超过了一定的阈值。该阈值用来确保：不论呼吸暂停/呼吸不足是中央型的还是阻塞型的，均是以相对较低的IPAP或EPAP来对病人进行压力治疗。如果IPAP或EPAP低于该阈值，那么系统就按照部分G所述的方式进行压力治疗。然而，如果是用相对较高的IPAP或EPAP对病人进行治疗，即采用高于压力阈值的IPAP或EPAP进行治疗，那么优选是确定出该呼吸暂停/呼吸不足是中央型的还是阻塞型的，因为如上所述，提高中央型呼吸暂停的供气压力并没有治疗作用。 
在一优选实施例中，该压力阈值被设定在8cmH2O，该压力水平是一个由 临床数据分析确定出来的能够给大多数病人提供适度压力支持的压力，如果病人正处于中央型呼吸暂停/呼吸不足，那么该压力也不会太高从而导致输送的压力过高。显然，该阈值也可是其它的值，其可根据病人的特点或病人的病历进行调节。 
K.结论 
显然，本发明除了图2中所示的之外还可提供其它的控制层。同样，也可根据压力支持系统所需的操作能力来删除图2中所示的一个或多个控制层。此外，本发明并不限于图2所示的优先级顺序。例如，呼吸暂停/呼吸不足控制层(优先级为6)也可与重大泄漏控制层(优先级为5)进行交换从而具有更高的优先级。 
参见图2，请求处理器106通常是基于控制模块之间的变化来重置检测模块102、监测模块104和控制模块100。检测模块102通常只由线108之上的机器控制层进行重置。监测模块104通常是在控制层完成其压力治疗并将压力支持系统的控制权返回给较低的控制层时才重置。这样做才能使监测器从最后一次压力治疗开始继续跟踪病人的进展。这样做还能避免病人在同时出现了两种异常时如呼吸不足和打鼾时还被过度治疗。如果打鼾控制器主动地对打鼾状态进行治疗，由此还间接地对同时出现的呼吸不足进行了治疗，那么呼吸不足监测器就会被重置，因此就能防止呼吸不足监测器继续发出请求。控制模块100基于当前控制层的优先级进行重置。当当前的控制器将压力支持系统的控制权返回给较低的控制层时，所有较低的控制层一般都要重置，这样它们的处理将会从最后一个控制层离开的地方开始。 
L.其它应用 
在上述实施例中，将本发明的自动滴定功能用于双位压力支持系统，即输送给病人的压力在吸气过程高于呼气过程的系统。可以理解地是，本发明还可采用将上述双位自动滴定技术与其它模式的压力支持技术组合起来使用。其中一种适合与本发明自动滴定技术一起使用的模式包括但不限于 
Figure S2006800410090D00551
治疗。换言之，本发明的自动滴定技术可用来控制一基本或目标IPAP水平或EPAP， 水平而其它压力控制技术则可用来与这些目标结合。 
美国专利文献5,535,738、5,794,615、6,105,575、6,609,517和6,932,084，其内容在这里以引用的方式并入，描述了一种被称为比例气道正压(PPAP，Proportional Positive Airway Pressure)的压力支持技术，其中的基准压力，如IPAP或EPAP经修改从而为病人提供压力支持治疗。即，本发明还可采用上述的自动滴定技术来控制这些PPAP专利所教导的基准压力。 
在PPAP压力支持技术的一个实施例中，其被称为Bi-Flex压力支持，第一基准压力是IPAP，即呼吸循环的吸气相施加给病人的压力，第二基准压力是EPAP，即在呼气相时施加给病人的压力。在一个实施例中，至少是在呼气相的一部分内，EPAP被全部或部分地降低或改变某一数量从而在呼气相的至少一部分期间提供一定程度的压力释放。在可单独使用，也可与呼气压力释放实施例结合起来使用的另一实施例中，IPAP被全部或部分地降低或改变某一数量从而提供一个修改了的吸气压力曲线或吸气压力释放。 
在本发明的另一实施例中，还可只利用这里所述的自动滴定技术的事件监测和检测能力，其中基于查找的结果或事件的响应并不进行其它的控制操作。实质上讲，本实施例对应于下面的情况，即检测模块102和监测模块104能用，而控制模块100和请求处理器106禁用。本发明的这种变化提供了如下的能力：对病人的监测，压力支持系统的操作，或者两者同时具有。 
本发明还可使用户对系统从呼气压力转换到吸气压力时即从EPAP到IPAP时其压力的上升时间、上升形状、坡度或者是压力上升的其它特征进行设定。同样，本发明还可使用户对系统从吸气压力转换到呼气压力时即从IPAP到EPAP时其压力的下降时间、下降形状、坡度或者是压力上升的其它特征进行设定。 
显然，在治疗打鼾时可对IPAP或EPAP或这两者进行调节从而对病人进行治疗。压力控制的选择可在医务人员中公开进行讨论，这种选择可特定于该病人，即有的病人可能最适合用IPAP的变压进行治疗，有的病人可能最适合用EPAP的变压进行治疗。为此，本发明可基于特定的标准和/或用户的选择来决 定是否对IPAP或EPAP进行调节。例如，控制器可对病人的状态、提供给病人的治疗或者两者同时进行监测，并对控制的方式是IPAP还是EPAP进行选择。在一示例中，系统对当前治疗压力的压力支持水平进行监测，同时控制器根据所监测的状况来在IPAP调节和EPAP调节进行选择。 
该系统在配置上还可使用户或看护人员能够基于所监测的事件对IPAP调节、EPAP调节或两者同时进行调节进行设定。例如，某些医生可能喜欢通过EPAP的调节来治疗打鼾，而其它的医生有可能喜欢对IPAP进行调节，还有些医生则有可能喜欢对IPAP和EPAP的某种组合进行调节。如果检测到打鼾，那么可提供一个系统输入从而使医生或其它看护人员能够选择其中的一种控制方式。本发明还可使控制器经编程后对病人进行如下的治疗：先控制IPAP，然后如果还有打鼾，再切换到EPAP的控制，或者是相反。显然，有多种方式都能对病人的状况、压力支持系统的状况(如所提供的治疗)、提供给压力支持系统的输入或者是它们的组合进行监测，同时有多种方式都能根据所监测的标准来选择是控制IPAP还是控制EPAP。 
本发明还可自动地控制上升时间、下降时间或者这两个时间，从而使病人的舒适度达到最佳。美国专利文献6,532,960和6,640,806中公开了系统自动调节上升时间、下降时间或这两个时间的具有说明，该内容在这里以引用的方式并入。 
事件的监测和检测，在没有任何自动滴定压力控制设备的情况下，可用到任易一种现有压力支持治疗模式上，其中的治疗模式包括但不限于CPAP、BiPAP、C-Flex和Bi-Flex治疗。所检测的事件可记录在内部，也可提供给一个远程的介质，还可从压力支持设备传送(如串联地、无线连接地等)出去，也可是它们的组合。该信息例如可用来确定病人是否得到了合适的治疗。 
显然，本发明描述了一种类似于其母申请中所述自动CPAP技术的系统和方法，其采用气道正压治疗的双位模式(其也被称为自动双位模式)有助于提高病人对CPAP的耐受性。自动双位，如这里所述，采用一基准EPAP和一IPAP来使气道稳定，前者在设定上用来防止气道堵塞和打鼾，后者在设定上用来防 止呼吸不足和气流限制。除了上述自动CPAP的好处之外，我们希望自动双位通过吸气和呼气不同压力的形成能够给CPAP不耐受病人提供更好的舒适性。 
尽管前面出于展示的目的已基于当前被认为是最实际并且最优选的实施例对本发明进行了详细的描述，但显然这些详细内容仅用于展示说明目的，本发明并不限于所公开的实施例，相反，本发明旨在覆盖权利要求书范围内的各种修改和等同布置。 

Claims (18)

1.一种双位自动滴定压力支持系统，其包括：
(a)一压力生成系统(32)，其能够在吸气过程中产生处于吸气相气道正压(IPAP)的呼吸气流并且在呼气时产生处于呼气相气道正压(EPAP)的呼吸气流；
(b)一病人管路(36)，其第一端连接到压力生成系统上，其第二端连接到病人的气道上；
(c)一个监测系统(44)，其与病人管路或者是压力生成系统相连，用来测量病人气道的压力参数、病人气道气体流量的参数、或同时测量上述的两个参数，并分别或同时输出表示上述两个参数的压力信号、流量信号；以及
(d)一个连接监测系统和压力生成系统上的控制器(50)，其基于监测系统的输出来控制压力生成系统，其中该控制器经编程能够监测：(1)呼吸暂停、(2)呼吸不足，以及(3)打鼾和(4)压力支持系统中出现的重大泄漏二者中的至少一个，其中的重大泄漏是这样的一种系统泄漏，其明显大于任何故意形成的系统泄漏，且其中的控制器基于状态(1)、(2)、(3)或(4)中任意一种的出现独立地调节IPAP和EPAP，从而使得等于IPAP减去EPAP的压力支持水平是可变的。
2.如权利要求1的系统，其中控制器进行自动滴定处理，在该处理中，控制器独立地对IPAP和EPAP进行调节从而确定一个适用于病人的最佳IPAP。
3.如权利要求1的系统，其中控制器能使压力生成系统响应于病人正处于打鼾、仅处于呼吸暂停、或者是正处于呼吸暂停和呼吸不足的确定结果，在不改变IPAP的情况下提高EPAP。
4.如权利要求1的系统，其中控制器能使压力生成系统响应于重大泄漏的检测结果，在不改变EPAP的情况下降低IPAP。
5.如权利要求1的系统，其中控制器能使压力生成系统响应于病人正处于打鼾、或仅处于呼吸不足的确定结果，在不改变EPAP的情况下提高IPAP。
6.如权利要求1的系统，其中控制器：
(a)将IPAP或EPAP中的一个作为主压力控制变量进行控制；
(b)将当前的压力支持(PS)水平与最大压力支持(PSmax)水平、最小压力支持(PSmin)水平、或者两者进行比较；以及
(c)令压力生成系统对IPAP或EPAP中余下的另一个进行调节，由此使当前的PS水平不超过PSmax，或者是不低于PSmin。
7.如权利要求1的系统，其中控制器令压力生成系统在病人呼吸循环的吸气相和呼气相中分别以基本恒定的水平提供IPAP、EPAP或两者。
8.如权利要求1的系统，其中控制器：
(a)令压力生成系统在呼气相的至少一部分期间降低或改变EPAP某一数量，从而在呼气相的至少一部分期间提供一定程度的压力释放；
(b)令压力生成系统在吸气相的至少一部分期间降低或改变IPAP某一数量，从而在吸气相的至少一部分期间提供一定程度的压力释放；
(c)令压力生成系统在呼气相的至少一部分期间降低或改变EPAP某一数量，从而在呼气相的至少一部分期间提供一定程度的压力释放；并且令压力生成系统在吸气相的至少一部分期间降低或改变IPAP某一数量，从而在吸气相的至少一部分期间提供一定程度的压力释放。
9.如权利要求1的系统，其中控制器基于所监测的病人状态、所监测的压力支持系统的状态、提供给压力支持系统的输入或者是它们的组合在下面的情况下进行选择：对EPAP进行调节、对IPAP进行调节或者是对两者的组合进行调节。
10.如权利要求1的系统，其进一步包括一个用来对斜坡周期的激活进行选择的输入设备(52)，其中的控制器(a)响应于压力斜坡的激活降低IPAP和EPAP；以及(b)之后提高IPAP和EPAP，且其中控制器在该斜坡周期的一个压力上升期间独立地对IPAP和EPAP进行调节。
11.如权利要求1的系统，其中所述控制器被编程为监测：(1)呼吸暂停、(2)呼吸不足、(3)打鼾和(4)压力支持系统中出现的重大泄漏。
12.一种双位自动滴定压力支持系统，其包括：
一压力生成系统(32)，其能够在吸气过程中产生处于吸气相气道正压(IPAP)的呼吸气流并且在呼气时产生处于呼气相气道正压(EPAP)的呼吸气流；
一病人管路(36)，其第一端连接到压力生成系统上，且其第二端连接到病人的气道上；
一个监测系统(44)，其与病人管路或者是压力生成系统相连，用来测量病人气道的压力参数、病人气道气体流量的参数、或同时测量上述的两个参数，并分别或同时输出表示上述两个参数的压力信号、流量信号；以及
一个连接到监测系统和压力生成系统上的控制器(50)，其基于监测系统的输出来独立地控制IPAP和EPAP，从而使得等于IPAP减去EPAP的压力支持水平是可变的，其中控制器经编程能够根据一组按优先顺序排列的控制层中的一个控制层进行操作，其中该组按优先顺序排列的控制层中的每一个控制层与其它的控制层竞争该压力生成系统的控制权，并且其中每一个控制层均按照各自的压力控制程序来控制IPAP、EPAP或IPAP和EPAP。
13.如权利要求12的系统，其中该组按优先顺序排列的控制层中的每一个控制层均包括：
一检测模块(102)，其用来接收压力信号、流量信号或者是压力信号和流量信号；
一监测模块(104)，其用来监测检测模块的输出从而确定出是否请求该控制层获取压力生成系统的控制权；以及
一控制模块(100)，其响应于被授予控制权的控制层来控制压力生成系统的操作。
14.如权利要求12的系统，其中该组按优先顺序排列的控制层包括：
(a)流量限制控制层，其用来对流量信号进行监测从而确定出压力生成系统是否展示出重大泄漏，即病人管路没有连接到病人气道上，并使压力生成系统响应于重大泄漏的检测结果降低IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP，并将压力生成系统保持在较低压力上；
(b)打鼾控制层，其用来监测打鼾的流量信号、压力信号或者是流量和压力信号；并使压力生成系统响应于打鼾的检测结果提高IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP；
(c)重大泄漏控制层，其用来监测流量信号从而确定出压力生成系统是否展示有一个小于重大泄漏但大到足以使压力支持系统不能可靠工作的泄漏，并能响应于预定期间内重大泄漏的检测结果使压力生成系统降低IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP；
(d)一呼吸暂停/呼吸不足控制层，其用来监测流量信号、压力信号或者是流量和压力信号从而确定出病人是否正处于呼吸暂停、呼吸不足或者是呼吸暂停和呼吸不足状态，并使压力生成系统响应于呼吸暂停、呼吸不足或者是呼吸暂停和呼吸不足的检测结果调节IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP；
(e)一可变呼吸控制层，其用来监测流量信号从而确定出病人是否正处于不确定的呼吸状态，并使压力生成系统响应于不确定呼吸状态的检测结果来调节IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP；
(f)一自动滴定控制层，其用来响应于前面查寻结果控制IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP，使提供给病人用来治疗呼吸紊乱的压力达到最佳。
15.如权利要求14的系统，其中：
(1)流量限制控制层的优先级高于打鼾控制层、重大泄漏控制层、呼吸暂停/呼吸不足控制层、可变呼吸控制层和自动滴定控制层；
(2)打鼾控制层的优先级高于重大泄漏控制层、呼吸暂停/呼吸不足控制层、可变呼吸控制层和自动滴定控制层，并低于流量限制控制层；
(3)重大泄漏控制层的优先级高于呼吸暂停/呼吸不足控制层、可变呼吸控制层和自动滴定控制层，并低于流量限制控制层和打鼾控制层；
(4)呼吸暂停/呼吸不足控制层的优先级高于可变呼吸控制层和自动滴定控制层，并低于流量限制控制层、打鼾控制层和重大泄漏控制层；以及
(5)可变呼吸控制层的优先级高于自动滴定控制层，并低于流量限制控制层、打鼾控制层、重大泄漏控制层和呼吸暂停/呼吸不足控制层。
16.如权利要求12的系统，其进一步包括一个用来控制压力支持系统操作的手动输入，且其中该组按优先顺序排列的控制层包括至少一个第一控制层和至少一个第二控制层，其中第一控制层基于手动输入而启动，其中第二控制层基于压力信号、流量信号或者是压力和流量信号而启动，其中该至少一个第一控制层的优先级高于该至少一个第二控制层。
17.如权利要求16的系统，其中第一控制层是一个斜坡控制层，其响应于手动输入的斜坡激活信号令压力生成系统将IPAP、EPAP或IPAP和EPAP从一个相对较低的水平逐步提供到一个目标水平。
18.如权利要求17的系统，其中第二控制层包括下面的至少一个控制层：
(a)流量限制控制层，其用来对流量信号进行监测从而确定出压力生成系统是否展示出重大泄漏，即病人管路没有连接到病人气道上，并使压力生成系统响应于重大泄漏的检测结果降低IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP，并将压力生成系统保持在较低压力上；
(b)打鼾控制层，其用来监测打鼾的流量信号、压力信号或者是流量和压力信号；并使压力生成系统响应于打鼾的检测结果提高IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP；
(c)重大泄漏控制层，其用来监测流量信号从而确定出压力生成系统是否展示有一个小于重大泄漏但大到足以使压力支持系统不能可靠工作的泄漏，并能响应于预定期间内重大泄漏的检测结果使压力生成系统降低IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP；
(d)一呼吸暂停/呼吸不足控制层，其用来监测流量信号、压力信号或者是流量和压力信号从而确定出病人是否正处于呼吸暂停、呼吸不足或者是呼吸暂停和呼吸不足状态，并使压力生成系统响应于呼吸暂停、呼吸不足或者是呼吸暂停和呼吸不足的检测结果调节IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP；
(e)一可变呼吸控制层，其用来监测流量信号从而确定出病人是否正处于不确定的呼吸状态，并使压力生成系统响应于不确定呼吸状态的检测结果来调节IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP；以及
(f)一自动滴定控制层，其用来响应于前面查寻结果控制呼吸气流的压力，并使提供给病人的IPAP、EPAP或者是IPAP和EPAP达到治疗呼吸紊乱最佳压力。
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