CN109497949B - 呼吸暂停类型的检测方法、装置、呼吸机和存储介质 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种呼吸暂停类型的检测方法、装置、呼吸机和存储介质。该方法包括：当呼吸暂停发生时，控制风机将具有设定幅值A和频率f的第一震荡压力波施加于通气管路，所述通气管路是指所述风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路；对所述通气管路的第一压力P₁(t)进行滤波处理得到第二震荡波压力波P₁’(t)，并获取第二震荡压力波的幅值B；计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak；计算患者的气道阻力R；根据所述气道阻力R与预设的气道阻力阈值R_threshold确定呼吸暂停类型。该方法在不需要配备流量传感器的条件下测量呼吸暂停状态下患者的气道阻力，通过测得的气道阻力来判断呼吸暂停类型，该检测方法实施相对简单，且成本较低。

Description

呼吸暂停类型的检测方法、装置、呼吸机和存储介质

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，尤其涉及一种呼吸暂停类型的检测方法、装置、呼吸机和存储介质。

背景技术

睡眠呼吸暂停(SleepApnea，SA)是一种呼吸障碍，是指在连续7h睡眠中发生30次以上的呼吸暂停，每次气流中止10s以上(含10s)，或平均每小时低通气次数(呼吸紊乱指数)超过5次，而引起慢性低氧血症及高碳酸血症的临床综合征。呼吸暂停可以分为阻塞型和中枢型。阻塞性睡眠呼吸暂停(Obstructive Sleep Apnea，OSA)是上气道塌陷而造成上呼吸道阻塞或者呼吸道收窄引致睡眠时呼吸暂停，即气道是阻塞的。中枢神经性睡眠呼吸暂停(Central SleepApnea，CSA)是由于中枢神经系统的呼吸中枢神经功能障碍或支配呼吸肌的神经或呼吸肌病变，导致呼吸暂停。在一些中枢神经性睡眠呼吸暂停中气道是通畅的，相反的在其他一些中枢神经性睡眠呼吸暂停中气道是阻塞的。

睡眠期间的阻塞性呼吸的危险与阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)综合征相关。呼吸暂停、呼吸减弱和严重打鼾被认为是睡眠障碍的原因和某些类型的心脏疾病的危险因素。在睡眠期间在没有打鼾或睡眠呼吸暂停的情况下的增加的上气道阻力(上气道阻力综合征)也可以引起睡眠片段化(sleep fragmentation)和白天嗜睡。

这些综合征的治疗的通常形式为施以持续气道正压通气(continue positiveairway pressure，CPAP)。简言之，CPAP治疗通过提供通常在4-20cm H2O的范围内正压来作为气道的气动夹板(pneumatic splint)。空气通过电动鼓风机或其他流发生器(FG)提供到气道，电动鼓风机或流发生器的出口经由空气输送软管到与患者的面部密封地安装的鼻(或鼻和/或嘴)罩。将排气口设置在接近罩的输送管中。

如所述的，中枢性呼吸暂停不需要包括气道的阻塞性，且常常在非常浅的睡眠期间出现，并且也出现在患有与上气道的状态无关的各种心脏、脑血管和内分泌状况的患者中。在那些出现呼吸暂停而没有气道阻塞性的情况下，通过诸如CPAP的技术来治疗这种状况几乎没有益处。在自动化CPAP系统中，为了避免不适当地增加CPAP夹板空气压力，对具有开放气道的呼吸暂停和具有闭合气道的呼吸暂停进行准确区分是重要的。这样的不必要的压力增加反射地抑制呼吸，进一步加重了呼吸紊乱。

现有技术中对呼吸暂停类型的检测有两种方式，这里所说的呼吸暂停类型是指阻塞性睡眠呼吸暂停(简称OSA)和气道开放的中枢神经性睡眠呼吸暂停(简称CSA)，第一种方法是在患者发生呼吸暂停时，发送预知频率的强迫振荡波，并通过流量传感器测量流速的变化。通过带通滤波器获取与强迫振荡波同频率的流速波动，该部分即为强迫振荡波导致的气流波动，该部分气流波动的幅值在患者气道开放时会比患者气道堵塞时大，据此可以检测出患者的呼吸暂停类型为OSA还是CSA。第二种方法是在患者发生呼吸暂停时，发送阶跃变化的压力波形，并通过流量传感器测量在压力发生变化后的流速变化情况。对于阶跃变化的压力干扰，流速会呈现出一定特性的变化，通常为指数形式的变化，通过测量流速变化的峰值或者指数变化的时间常数来检测患者的呼吸暂停类型为OSA还是CSA。

现有技术存在的缺点为需要精密的流量传感器测量气流的变化，而此种类型的流量传感器通常具有较高的价格，从而增加了整体系统的成本。

发明内容

为了解决现有技术中存在的技术问题，本发明提供了一种呼吸暂停类型的检测方法、装置、呼吸机和存储介质，旨在降低成本，且实现方案简单。

一种呼吸暂停类型的检测方法，包括：

当呼吸暂停发生时，控制风机将具有设定幅值A和频率f的第一震荡压力波施加于通气管路，所述通气管路是指所述风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路；

对所述通气管路的第一压力P₁(t)进行滤波处理得到第二震荡波压力波P₁’(t)，并获取第二震荡压力波的幅值B，其中t为呼吸暂停时段中各个采样点时刻；

计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak；

计算患者的气道阻力R；

根据所述气道阻力R与预设的气道阻力阈值R_threshold确定呼吸暂停类型。

在一些实施例中，所述控制风机将具有设定幅值A和频率f的震荡压力波施加于通气管路之前包括：

测量所述风机产生的压力P_blower和所述通气管路的所述第一压力P₁；

计算所述通气管路的第一流速Q₁；

根据所述第一流量Q₁的变化确定所述呼吸暂停的发生。

在一些实施例中，所述对所述通气管路的第一压力P₁(t)进行滤波处理得到第二震荡波压力波P₁’(t)，并获取第二震荡压力波的幅值B包括：

对所述通气管路的所述第一压力波P₁(t)进行通带滤波处理，得到所述第二震荡波压力P₁’(t)；

获取所述第二震荡波压力P₁’(t)的绝对值|P₁'(t)|；

对所述绝对值|P₁'(t)|进行低通滤波处理，得到滤波压力P_filtered(t)；

获取

的最大值MAX

作为所述第二震荡压力波的幅值B。

在一些实施例中，所述计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak包括：

根据公式

计算所述患者面罩端的泄露阻力R_leak，其中R₁为通气管路阻力。

在一些实施例中，所述计算患者的气道阻力R包括：

根据公式

计算所述气道阻力R，其中R₀为呼吸机进气口到所述风机出气口之间的阻力。

一种呼吸暂停类型的检测装置，包括：

控制单元，用于当呼吸暂停发生时，控制风机将具有设定幅值A和频率f的震荡压力波施加于通气管路，所述通气管路是指所述风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路；

处理单元，用于通气管路的第一压力P₁(t)进行滤波处理得到第二震荡波压力波P₁’(t)，并获取第二震荡压力波的幅值B，其中t为呼吸暂停时段中各个采样点时刻；

第一计算单元，用于计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak；

第二计算单元，用于计算患者的气道阻力R；

第一确定单元，用于根据所述气道阻力R与预设的气道阻力阈值R_threshold确定呼吸暂停类型。

在一些实施例中，所述呼吸暂停类型的检测装置还包括：

测量单元，用于测量所述风机产生的压力P_blower和所述通气管路的所述第一压力P₁；

第三计算单元，用于计算所述通气管路的第一流速Q₁；

第二确定单元，用于根据所述第一流量Q₁的变化确定呼吸暂停的发生。

在一些实施例中，所述处理单元包括：

第一滤波处理模块，用于对所述通气管路的所述第一压力波P₁(t)进行通带滤波处理，得到所述第二震荡波压力P₁’(t)；

第一获取模块，用于获取所述第二震荡波压力P1’(t)的绝对值|P₁'(t)|；

第二滤波处理模块，用于对所述绝对值|P₁'(t)|进行低通滤波处理，得到滤波压力P_filtered(t)；

第二获取模块，用于获取

的最大值MAX

作为所述第二震荡压力波的幅值B。

在一些实施例中，所述第一计算单元还用于：

根据公式

计算所述患者面罩端的泄露阻力R_leak，其中R₁为通气管路阻力。

在一些实施例中，所述第二计算单元还用于：

根据公式

计算所述气道阻力R，其中R₀为呼吸机进气口到所述风机出气口之间的阻力。

一种呼吸机，包括上述所述的呼吸暂停类型检测装置。

一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质上存储有计算机可执行指令，所述计算机可执行指令被处理器执行时，使得所述处理器执行上述所述方法的步骤。

本发明实施例提供的一种呼吸暂停类型的检测方法、装置、呼吸机和存储介质，在不需要配备流量传感器的条件下测量呼吸暂停状态下患者的气道阻力，通过测得的气道阻力来判断呼吸暂停类型。其不需要测量流经通气管路的气体流速，只需要获取通气管路的出气口处压力传感器的第二震荡压力波的幅值B，再通过此幅值B与施加的第一震荡压力波的幅值A关系来求得气道阻力，之后通过设置的气道阻力阈值来判断呼吸暂停类型。相对于现有技术，此检测方法的实施相对简单，且成本较低。

附图说明

图1为一个实施例的测量气道阻力的等效电路模型图；

图2为一个实施例的吸暂停类型的检测方法的流程图；

图3为一个实施例的呼吸暂停类型的检测装置的结构方框图；

图4为一个实施例的计算机设备的内部结构示意图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

本发明实施例中所述的呼吸暂停类型是指阻塞性睡眠呼吸暂停(简称OSA)和气道开放的中枢神经性睡眠呼吸暂停(简称CSA)。

持续气道正压通气是治疗阻塞性睡眠呼吸暂停综合征的有效方法，通过在患者呼吸时提供持续正压，保持患者的气道开放，降低阻塞性睡眠呼吸暂停的发生。然而，持续的气道正压可能给患者带来不适感，另一方面，在患者不同的睡眠阶段下，保持气道开放所需的压力也不同。随着技术的进步，在持续气道正压通气的基础上发展出了自动调节气道正压通气技术(auto positive airway pressure，APAP)，该技术通过对患者状态的检测，给患者提供合适的压力，克服了持续气道正压通气始终保持压力较高的缺点，大大改善了患者的舒适性。

对于APAP设备来说，在患者发生呼吸暂停后，需要准确判断出患者的呼吸暂停类型，以确定是否提高压力。本发明主要应用于APAP设备上，根据估计流速判断患者是否发生呼吸暂停，并控制风机发送设定幅值A与频率f的第一震荡压力波，通过压力传感器得到的第二震荡压力波的幅值B推算上气道阻力，实现在不需要流量传感器的情况下准确判断出患者是否发生阻塞性睡眠呼吸暂停，以确定是否需要提高治疗压力。本发明的技术方案可以使用但不局限于APAP设备上，对于传统的CPAP设备，或者具有自动调压功能的双水平呼吸机同样适用。

由于在风机处施加的震荡压力波的幅值A较小，因此在一段时间内，构成测量系统的患者的气道阻力R、通气管路阻力R₁等单元变化幅值很小，可近似为线性系统。因此本发明将测量气道阻力R的系统等效为图1中的电路模型，其中R₀呼吸机进气口到所述风机出气口之间的阻力，其为一恒定值；blower为风机，P_blower为风机产生的压力，包含正弦的第一震荡压力波的压力值；P₁为压力传感器测得的通气管路的第一压力，包含正弦的第二震荡压力波的压力值；R₁为通气管路阻力；R_leak为患者面罩端的泄露阻力；R为肺阻力，即为本发明所需测量的患者的气道阻力；C为肺的顺应性，其取值范围是：C＝[50ml/cmH₂O,80ml/cmH₂O]。当患者处在CSA状态下时，病人膈肌运动产生的压力P_mus很小；当患者处于OSA状态下时，由于患者气道的堵塞，传递到患者口鼻端的压力很小，因此在进行气道阻力R的测量过程中，可以忽略P_mus对测量产生的影响。

本发明中提出了一种在不需要配备流量传感器的条件下测量呼吸暂停状态下患者的气道阻力，通过测得的气道阻力来判断呼吸暂停类型。其不需要测量流经通气管路的气体流速，只需要获取通气管路的出气口处压力传感器的第二震荡压力波的幅值B，再通过此幅值B与施加的第一震荡压力波的幅值A关系来求得气道阻力，之后通过设置的气道阻力阈值来判断呼吸暂停类型。相对于现有技术，此检测方法的实施相对简单，且成本较低。

如图2所示，在一实施例中一种呼吸暂停类型的检测方法，包括以下步骤：

步骤S1，当呼吸暂停发生时，控制风机将具有设定幅值A和频率f的第一震荡压力波施加于通气管路，所述通气管路是指所述风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路。

步骤S2，对所述通气管路的第一压力P₁(t)进行滤波处理得到第二震荡波压力波P₁’(t)，并获取第二震荡压力波的幅值B，其中t为呼吸暂停时段中各个采样点时刻。

步骤S3，计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak。

步骤S4，计算患者的气道阻力R。

步骤S5，根据所述气道阻力R与预设的气道阻力阈值R_threshold确定呼吸暂停类型。

上述实施例中提出了一种在不需要配备流量传感器的条件下测量呼吸暂停状态下患者的气道阻力，通过测得的气道阻力来判断呼吸暂停类型。其不需要测量流经通气管路的气体流速，只需要获取通气管路的出气口处压力传感器的第二震荡压力波的幅值B，再通过此幅值B与施加的第一震荡压力波的幅值A关系来求得气道阻力，之后通过设置的气道阻力阈值来判断呼吸暂停类型。相对于现有技术，此检测方法的实施相对简单，且成本较低。

在一些实施例中，一种呼吸暂停类型的检测方法，包括如下步骤：

步骤S100，测量所述风机产生的压力P_blower和所述通气管路的所述第一压力P₁。

具体地，测量患者睡眠时段的各个时刻点的呼吸机的风机产生的压力P_blower和通气管路的第一压力P₁，所述第一压力P₁为所述通气管路的进气口相对地的压力。

步骤S200，计算所述通气管路的第一流速Q₁。

根据公式

计算所述通气管路的第一流速Q₁，其中R₀为呼吸机进气口到所述风机出气口之间的阻力，该R₀为已知值。具体的，根据各个时刻点的P₁、P_blower和R₀计算该时刻点的第一流速Q₁。步骤S300，根据所述第一流量Q₁的变化确定所述呼吸暂停的发生。

具体地，在通气过程中，当某一时刻点的第一流速Q₁相对于正常呼吸时的流速的峰值降低90％以上且持续时间大于10s时，确定该时刻点发生呼吸暂停。

步骤S400，当呼吸暂停发生时，控制风机将具有设定幅值A和频率f的第一震荡压力波施加于通气管路，所述通气管路是指风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路。

具体地，当确定发生呼吸暂停时，通过所述风机产生设定幅值A和频率f的第一震荡压力波施加于通气管路，并通过所述通气管路到达患者端，所述通气管路是指风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路。在呼吸暂停发生时段内持续始加设定幅值A和频率f的第一震荡压力波。其中第一震荡压力波的幅值A可以为0.5，频率f可以为4Hz。风机产生压力为：P_blower(t)＝P₀+Asin(ωt)，其中t为呼吸暂停时段中各个采样点时刻，P₀为压力的直流部分，由于施加的第一震荡压力波的幅值A很小，在此过程中，通气管路的第一流速Q₁可认为不变，因此P₀的大小满足以下条件：P₀＝EPAP+Q₁·(R₀+R₁)，其中EPAP为呼气末面罩端所需的压力大小，通常有：EPAP≥4cmH₂0。且为了保证风机产生的第一震荡压力波的幅值A变化很小，降低对气道阻力检测的影响，应设置：EPAP＞＞A，即EPAP远大于A。

步骤S500，对所述通气管路的第一压力P₁(t)进行滤波处理得到第二震荡波压力波P₁’(t)，并获取第二震荡压力波的幅值B，其中t为呼吸暂停时段中各个采样点时刻。

进一步地，步骤S500包括如下步骤：

步骤S510：对所述通气管路的所述第一压力波P₁(t)进行通带滤波处理，得到所述第二震荡波压力P₁’(t)。具体地，将所述通气管路的所述第一压力波P₁(t)经过设定通频带的带通滤波器，该通频带的上限和下限根据第一震荡压力波的频率f决定，经通带滤波处理后获得各个采样点时刻对应于第一震荡压力波的频率f左右的第二震荡压力波P₁′(t)＝B·sin(ωt)，其中B为第二震荡压力波的幅值，为了获得该幅值B进行以下步骤S520。

步骤S520：获取所述第二震荡波压力P1’(t)的绝对值|P₁'(t)|。

步骤S530：对所述绝对值|P₁'(t)|进行低通滤波处理，得到滤波压力P_filtered(t)。

具体地，低通滤波器的频率可以设定为f＝0.1Hz。

步骤S540：获取

的最大值MAX

作为所述第二震荡压力波的幅值B。具体地，获取呼吸暂停时段内各个采样点时刻的

的最大值作为所述第二震荡压力波的幅值B。步骤S600，计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak。

进一步地，根据公式

计算所述患者面罩端的泄露阻力R_leak，其中R₁为通气管路阻力。

具体地，在呼吸暂停时段内各个采样点时刻的患者面罩端的压力P_nasal是相同的，呼吸暂停时段内各个采样点时刻的患者面罩端的泄露阻力R_leak是相同的，呼吸暂停时段内各个采样点时刻的患者面罩端的泄露流速Q_leak是相同的，呼吸暂停时段内各个采样点时刻的通气管路的第一压力P₁是相同的，呼吸暂停时段内各个采样点时刻的通气管路的第一流速Q₁是相同的，呼吸暂停时段内各个采样点时刻的通气管路阻力R₁是相同的。所述患者面罩端的泄露阻力R_leak与患者面罩端的压力P_nasal及患者面罩端的泄露流速Q_leak满足以下关系式：

其中患者面罩端的泄露流速Q_leak与通气管路的第一流速Q1相等。通常患者面罩端的压力P_nasal的大小取决于患者的气道开放情况，由于通气管路的压降，患者面罩端的压力P_nasal满足如下关系式：P_nasal＝P₁-Q₁·R₁。由关系式

和P_nasal＝P₁-Q₁·R₁可以得出

其中R₁为通气管路阻力，且为已知的。

步骤S700，计算患者的气道阻力R。

进一步地，根据公式

计算所述气道阻力R，其中R₀为呼吸机进气口到所述风机出气口之间的阻力。

具体地，由图1中的电路模型图可知第一震荡压力波的幅值A满足以下关系式：

A＝Q₁·(R₁+R₂+R₀)；第二震荡压力波的幅值B满足以下关系式：B＝Q₁·(R₁+R₂)，其中R₂是并联电路的总电阻值，与气道阻力R及患者面罩端的泄露流速Q_leak相关，R₂满足以下关系式：

其中

或S＝jω，其中

当第一震荡压力波的频率f较大时，例如ω＝2πf(f＞4Hz)时，由于C＝[50ml/cmH₂O,80ml/cmH₂O]，

相对于R影响很小，则有

根据关系式

和关系式

可以得到：

进一步的，根据关系式A＝Q₁·(R₁+R₂+R₀)、B＝Q₁·(R₁+R₂)和

可以推导出

通过患者面罩端的泄露阻力R_leak、呼吸机进气口到所述风机出气口之间的阻力R₀、通气管路阻力R₁、第一震荡压力波的幅值A和第二振荡压力波的幅值B即可求得气道阻力R。

步骤S800，根据所述气道阻力R与预设的气道阻力阈值R_threshold确定呼吸暂停类型。

具体地，气道阻力阈值R_threshold可以根据患者的历史睡眠数据获得。由于患者在发生OSA时，气道阻塞严重，由风机处第一震荡压力波产生的气流在通过气道时会有很大的阻力，这种情况下通过上述测量获得的气道阻力R较大；而对于气道开放的CSA，气道阻力R与正常呼吸情况下的气道阻力相近。鉴于上述两种呼吸暂停类型中呈现的气道阻力R的差别，预设气道阻力阈值R_threshold用于进行呼吸暂停类型CSA和OSA的判断，当测得的气道阻力R大于或等于R_threshold时，判定此时段的呼吸暂停类型为OSA；当测得的气道阻力R小于R_threshold时，判定此时段的呼吸暂停类型为为CSA。

上述实施例中提出了一种在不需要配备流量传感器的条件下测量呼吸暂停状态下患者的气道阻力，通过测得的气道阻力来判断呼吸暂停类型。其不需要测量流经通气管路的气体流速，只需要获取通气管路的出气口处压力传感器的第二震荡压力波的幅值B，再通过此幅值B与施加的第一震荡压力波的幅值A关系来求得气道阻力，之后通过设置的气道阻力阈值来判断呼吸暂停类型。相对于现有技术，此检测方法的实施相对简单，且成本较低。

如图3所示，一种呼吸暂停类型的检测装置，包括：

控制单元，用于当呼吸暂停发生时，控制风机将具有设定幅值A和频率f的震荡压力波施加于通气管路，所述通气管路是指所述风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路。

处理单元，用于通气管路的第一压力P₁(t)进行滤波处理得到第二震荡波压力波P₁’(t)，并获取第二震荡压力波的幅值B，其中t为呼吸暂停时段中各个采样点时刻。

第一计算单元，用于计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak。

第二计算单元，用于计算患者的气道阻力R。

第一确定单元，用于根据所述气道阻力R与预设的气道阻力阈值R_threshold确定呼吸暂停类型。

在一些实施例中，一种呼吸暂停类型的检测装置，包括：

测量单元，用于测量所述风机产生的压力P_blower和所述通气管路的所述第一压力P₁。

第三计算单元，用于计算所述通气管路的第一流速Q₁。

第二确定单元，用于根据所述第一流量Q₁的变化确定呼吸暂停的发生。

控制单元，用于当呼吸暂停发生时，控制风机将具有设定幅值A和频率f的震荡压力波施加于通气管路，所述通气管路是指所述风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路。

处理单元，用于通气管路的第一压力P₁(t)进行滤波处理得到第二震荡波压力波P₁’(t)，并获取第二震荡压力波的幅值B，其中t为呼吸暂停时段中各个采样点时刻。

第一计算单元，用于计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak。

第二计算单元，用于计算患者的气道阻力R。

在一些实施例中，处理单元包括：

第一滤波处理模块，用于对所述通气管路的所述第一压力波P₁(t)进行通带滤波处理，得到所述第二震荡波压力P₁’(t)。

第一获取模块，用于获取所述第二震荡波压力P1’(t)的绝对值|P₁'(t)|。

第二滤波处理模块，用于对所述绝对值|P₁'(t)|进行低通滤波处理，得到滤波压力P_filtered(t)。

第二获取模块，用于获取

的最大值MAX

作为所述第二震荡压力波的幅值B。

在一些实施例中，第一计算单元还用于：

根据公式

计算所述患者面罩端的泄露阻力R_leak，其中R₁为通气管路阻力。

在一些实施例中，第二计算单元还用于：

根据公式

计算所述气道阻力R，其中R₀为呼吸机进气口到所述风机出气口之间的阻力。

以上各装置项的实施例的具体实施方式请见上述方法项实施例的具体描述，在此不再赘述。

一个实施例中，一种呼吸机，包括上述实施例中所述的呼吸暂停类型检测装置。

如图4所示，为一个实施例中计算机设备的内部结构示意图，该计算机设备通过系统连接总线连接处理器、非易失性存储介质、内存储器和网络接口。其中，该计算机设备的非易失性存储介质可存储操作系统和计算机可读指令，该计算机可读指令被执行时，可使得处理器执行一种呼吸暂停类型的检测方法。该计算机设备的处理器用于提供计算和控制能力，支撑整个计算机设备的运行。该内存储器中可储存有计算机可读指令，该计算机可读指令被处理器执行时，可使得处理器执行一种呼吸暂停类型的检测方法。计算机设备的网络接口用于进行网络通信。该计算机设备可以是服务器，服务器可以用独立的服务器或者是多个服务器组成的服务器集群来实现。计算机设备也可以是终端，终端的显示屏可以是液晶显示屏或者电子墨水显示屏，计算机设备的输入装置可以是显示屏上覆盖的触摸层，也可以是计算机设备外壳上设置的按键、轨迹球或触控板，还可以是外接的键盘、触控板或鼠标等。触摸层和显示屏构成触控屏。

在一个实施例中，还提供了一种包括指令的非临时性计算机可读存储介质，例如包括计算机程序(指令)的存储设备，上述程序(指令)可由计算机设备的处理器执行以完成本发明各个实施例所示的呼吸暂停类型的检测方法。例如，所述非临时性计算机可读存储介质可以是ROM、随机存取存储器(RAM)、CD-ROM、磁带、软盘和光数据存储设备等。

以上结合附图详细描述了本发明实施例的可选实施方式，但是，本发明实施例并不限于上述实施方式中的具体细节，在本发明实施例的技术构思范围内，可以对本发明实施例的技术方案进行多种简单变型，这些简单变型均属于本发明实施例的保护范围。

另外需要说明的是，在上述具体实施方式中所描述的各个具体技术特征，在不矛盾的情况下，可以通过任何合适的方式进行组合。为了避免不必要的重复，本发明实施例对各种可能的组合方式不再另行说明。此外，本发明实施例的各种不同的实施方式之间也可以进行任意组合，只要其不违背本发明实施例的思想，其同样应当视为本发明实施例所公开的内容。

Claims (4)

1.一种呼吸暂停类型的检测装置，其特征在于，包括：

控制单元，用于当呼吸暂停发生时，控制风机将具有设定幅值A和频率f的第一震荡压力波施加于通气管路，所述通气管路是指所述风机的风机出气口到呼吸面罩之间的通气管路；

处理单元，包括第一滤波处理模块、第一获取模块、第二滤波处理模块和第二获取模块，所述第一滤波处理模块用于对所述通气管路的第一压力P₁(t)进行通带滤波处理，得到第二震荡压力波P₁′(t)，所述第一获取模块用于获取所述第二震荡压力波P₁′(t)的绝对值|P₁'(t)|，所述第二滤波处理模块用于对所述绝对值|P₁'(t)|进行低通滤波处理，得到滤波压力P_filtered(t)，所述第二获取模块用于获取

的最大值

作为所述第二震荡压力波的幅值B，其中t为呼吸暂停时段中各个采样点时刻；

第一计算单元，用于计算所述呼吸面罩的患者面罩端的泄露阻力R_leak；

第二计算单元，用于根据所述泄露阻力R_leak、所述第一、第二震荡压力波的幅值A、B、所述通气管路的阻力R₁以及呼吸机进出气口之间的气阻R₀按以下公式计算患者的气道阻力R：

第一确定单元，用于根据所述气道阻力R与预设的气道阻力阈值R_threshold确定呼吸暂停类型。

2.根据权利要求1所述的呼吸暂停类型的 检测装置，其特征在于，所述装置还包括：

测量单元，用于测量所述风机产生的压力P_blower和所述通气管路的所述第一压力P₁；

第三计算单元，用于根据以下公式计算所述通气管路的第一流速Q₁：

第二确定单元，用于根据所述第一流速Q₁的变化确定呼吸暂停的发生。

3.根据权利要求2所述的呼吸暂停类型的 检测装置，其特征在于，所述第一计算单元还用于：

根据公式

计算所述患者面罩端的泄露阻力R_leak，其中R₁为通气管路阻力。

4.一种呼吸机，其特征在于，包括权利要求1至3中任一项所述的呼吸暂停类型检测装置。

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