CN112675401A

CN112675401A - 治疗过度觉醒病症的方法和设备

Info

Publication number: CN112675401A
Application number: CN202011581546.2A
Authority: CN
Inventors: 狄翁·C·C·马丁; 杰弗里·彼得·阿密斯特; 迪内希·拉马南
Original assignee: Resmed Pty Ltd
Current assignee: Resmed Pty Ltd
Priority date: 2014-10-27
Filing date: 2015-10-26
Publication date: 2021-04-20
Also published as: US20210046267A1; EP3212262A1; EP3689403B1; NZ766401A; US20170239433A1; CN107106800B; EP3689403A1; CN107106800A; NZ730969A; WO2016065411A1; US10850054B2; NZ766399A; JP2017532154A; EP3212262A4; JP6858119B2; EP3212262B1

Abstract

方法和装置为呼吸压力疗法装置(诸如伺服呼吸机)提供自动化控制。例如，呼吸压力疗法装置的控制器可以控制将压力支持通气疗法应用于患者的气道。该控制器可以控制该呼吸压力疗法装置自动滴定压力支持通气疗法的呼气正气道压力(EPAP)，从而维持该患者的气道通畅。该EPAP可以以最低压力极限为下边界。该控制器可以控制该呼吸压力疗法装置在该EPAP的自动滴定期间根据关注事件反复调整该最低压力极限。这样的一套方法可以改进对于患者(诸如患有睡眠呼吸障碍伴发过度觉醒病症的那些患者)的治疗。

Description

治疗过度觉醒病症的方法和设备

1相关申请的交叉引用

本申请要求2014年10月27日提交的申请号为2014904281的澳大利亚临时申请的权益，通过引用将其全部公开内容并入本文。

2关于联邦政府资助的研究或开发的声明

不适用

3共同研究开发各方的名称

不适用

4序列表

不适用

5技术背景

5.1技术领域

本技术涉及呼吸相关病症检测、诊断、治疗、预防和改善中的一种或多种。具体地，本技术涉及医疗装置或设备及其用途。

5.2相关技术说明

5.2.1人体呼吸系统及其病症

身体的呼吸系统有助于气体交换。鼻和口形成患者气道的入口。

气道包括一系列分支管，随其深入肺中越深而变得越窄、越短且越多。肺的主要功能是气体交换，允许氧气从空气进入静脉血以及移出二氧化碳。气管分为左右主支气管，且左右主支气管最终进一步分为末端细支气管。支气管构成传导气道，且不参与气体交换。气道进一步划分为呼吸性细支气管，并最终划分到肺泡。肺的肺泡区域发生气体交换，被称为呼吸区。见《呼吸生理学(Respiratory Physiology)》，John B.West，LippincottWilliams&Wilkins，2011年第9版。

存在一系列呼吸病症。某些病症可表现为特定事件，例如呼吸暂停、呼吸不足和呼吸过度。

阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)是睡眠呼吸障碍(SDB)的一种形式，其特征在于包括睡眠期间上空气通道闭塞或阻塞的事件。它是由异常小的上气道与睡眠期间舌、软腭以及口咽后壁区域肌肉张力的正常损失结合而引起。该状况导致此种病的患者停止呼吸一段时间，时间通常为30至120秒，有时每晚200至300次。这会经常导致日间过度嗜睡，并且可导致心血管疾病和脑损伤。该综合征是一种常见病症，特别是在中年超重男性中，虽然患者可能没有意识到该问题。见美国专利4944310(Sullivan)。

潮式呼吸(CSR)是睡眠呼吸障碍的另一形式。CSR是患者呼吸控制器的病症，其中有渐强和渐弱通气的节律性交替周期(称为CSR循环)。CSR的特征在于动脉血的重复脱氧和再氧合。由于重复缺氧，CSR可能是有害的。在一些患者中，CSR与睡眠重复觉醒有关，导致严重的睡眠中断、交感神经活动增加以及后负荷增加。见美国专利6532959(Berthon-Jones)。CSR是周期性呼吸的一种形式。

呼吸衰竭是呼吸病症的涵盖性术语，其中肺不能吸入足够的氧气或呼出足够的CO₂以满足患者的需要。呼吸衰竭可包含以下病症中的一些或全部。

呼吸功能不全(呼吸衰竭的一种形式)的患者运动时可能出现异常呼吸短促。

已经使用一系列的疗法来治疗或改善这种状况。此外，健康个体也可利用这种疗法来预防呼吸病症的产生。

5.2.1.1失眠

失眠被定义为入睡和睡眠保持的问题，或持续时间超过一个月并导致功能性损伤的无恢复精神效果之睡眠。两种失眠定义为：(i)入睡性失眠，即入睡困难；(ii)睡眠维持性失眠，即夜间频繁觉醒或早醒。失眠可以是急性、间歇性或慢性(持续时间大于六个月)。慢性失眠是一般人群以及各种亚群(诸如老年人、精神病患者和轮班工作者)中的常见疾病(患病率可能在6％至18％之间)。目前的失眠理论是，由于多种原因，失眠症患者在24小时内处于生理过度觉醒的状态，而这种过度觉醒导致了睡眠障碍。失眠可能是另一病症的症状、自身就是病症或两者兼而有之。开始是另一病症(伴发失眠)的症状的失眠自身可以发展成病症。

失眠常与心理病症有关。Krakow的2010年研究中，87％的失眠患者报告了至少一种以下病史：抑郁症、焦虑症、创伤后应激障碍(PTSD)、恐慌症、精神分裂症、双相性精神障碍、强迫症(OCD)、创伤暴露或幽闭恐惧症。

尽管受试者可能未报告过度嗜睡，但许多(但不是全部)研究显示了高于预期比率的伴有过度觉醒病症(特别是慢性失眠)的伴发SDB。

5.2.2疗法

持续气道正压(CPAP)疗法已用于治疗阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)。作用机理为，持续气道正压用作气动夹板，并且可防止上气道闭塞(诸如通过推动软腭和舌向前并远离口咽后壁)。通过CPAP疗法治疗OSA可以是自愿的，因此若患者发现用于提供这种疗法的器件令人不舒适、难以使用、昂贵或不美观等，其可选择不遵从疗法。

无创通气(NIV)通过上气道为患者提供通气支持，以通过做一些或全部的呼吸工作来辅助患者的呼吸和/或维持体内充分的氧水平。通气支持通过非侵入性患者接口提供。NIV已用于治疗OSA、呼吸衰竭和周期性呼吸。在一些形式中，这些疗法的舒适性和有效性可得到改进。

大量证据表明认知行为疗法(CBT)是失眠的理想一线治疗方法，但睡眠医疗中心和整个医学界行为睡眠医学专家的缺乏限制了其应用。相比之下，用于失眠的药物疗法已很好地建立。传统标准表明用于急性、短暂性或情境性失眠的处方药物，以及处方说明可能建议夜间使用持续数周或较长间隔地每周数次。

然而，尽管连续使用夜间处方药物，相当大比例的失眠症患者可能仍会感到症状没有充分的缓解。

如果怀疑失眠伴有SDB，可尝试呼吸压力疗法。尽管SDB是失眠的原因或后果存在争议，但已经表明彻底解决伴发SDB可以改善失眠。通过治疗SDB来辅助患者实现加深的REM睡眠，呼吸压力疗法也可以缓解任何心理并发症。

特别地，CPAP疗法和最近的自适应伺服通气(ASV)疗法已被提出用于急性和慢性SDB伴发失眠。然而，在失眠症患者中，传统呼吸压力疗法的耐受性和坚持性通常较低。呼吸压力疗法在失眠情况下面临的明显挑战是，至少在适应的初始阶段期间，呼吸压力疗法本身对于入睡开始和整夜熟睡均可能是睡眠障碍的潜在来源。

5.2.3治疗系统

接受呼吸压力疗法的途径可包括确诊相关疾患的诊断系统、滴定有效疗法设置的滴定系统，以及个体在家使用的治疗系统。

治疗系统可包括呼吸压力疗法装置(RPT装置)、空气回路、加湿器、患者接口以及数据管理。

5.2.3.1患者接口

患者接口可用于将呼吸设备与其用户接合，例如通过向气道入口提供空气流。空气流可通过面罩提供至鼻和/或口，通过管提供至口，或通过气管造口管提供至用户气管。根据应用的疗法，患者接口可形成密封(例如与患者的面部区域)以有助于在与环境压力有足够差异的压力下输送气体以实现疗法，例如约10cmH₂O的正压。对于其他形式的疗法(诸如输送氧气)，患者接口可不包括足以在约10cmH₂O的正压下输送气体至气道的密封。

5.2.3.2呼吸压力疗法(RPT)装置

一种用于治疗睡眠呼吸障碍的已知RPT装置是由ResMed制造的S9睡眠疗法系统。RPT装置的另一示例为无创呼吸机。

RPT装置通常包括压力发生器(诸如电机驱动的鼓风机或压缩气体贮存器)，并配置为供应空气流至患者气道。在一些情况下，空气流可在正压下供应至患者气道。RPT装置的出口通过空气回路连接到诸如以上所述的患者接口。

5.2.3.3加湿器

输送空气流而不加湿可导致气道干燥。使用带有RPT装置和患者接口的加湿器产生加湿气体，其使鼻粘膜的干燥最小化并增加患者气道舒适性。此外，在较冷气候下，一般施加于患者接口内和周围的面部区域的暖空气比冷空气更舒适。已知一系列人造加湿装置和系统，然而其可能不能满足医疗加湿器的特殊要求。

5.2.4诊断和监测系统

诊断是从其体征和症状对疾患的鉴定。诊断往往是一次性过程，而监测疾患发展可以无限地继续。一些诊断系统仅适用于诊断，而一些也可用于监测。

多导睡眠图(PSG)是用于睡眠病症诊断和预后的常规系统，并且通常包括施加和/或解释两者的专家级临床工作人员。PSG通常包括在人身上放置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)、肌电图(EMG)等。用于睡眠呼吸障碍的PSG包括对临床患者两晚的观察，一晚单纯诊断，第二晚由临床医生滴定治疗参数。然而，虽然它们可适用于其在临床环境中的常规应用，但PSG系统复杂并且相当昂贵，且/或对于试图在家中睡眠的患者(特别是失眠患者)而言可能不舒适或不切实际。

慢性失眠患者中报告的SDB发病率的差异可能与诊断方法相关，因为这种失眠症患者的伴发SDB对成功诊断来说是一种挑战：基于呼吸暂停-呼吸不足指数(AHI)的常规评分可能对该群组的SDB不敏感(即使在常规多导睡眠图下)。

6技术内容

本技术旨在提供用于诊断、改善、治疗或预防呼吸病症的具有改进的舒适性、成本、功效、易用性以及可制造性中的一项或多项的医疗装置。

本技术一般涉及用于诊断、改善、治疗或预防过度觉醒病症的装置和方法。

除非另有说明，在下文中，术语“失眠”用于代表包括失眠、焦虑症和PTSD在内的所有过度觉醒病症。

本技术的一个方面包括通过定速呼吸使SDB伴发失眠患者适应呼吸压力疗法的方法和装置。定速呼吸可与生物反馈相结合。这种适应方法和装置也可用作镇静干预，无论是在日间时段、进入睡眠前还是夜间觉醒时。

本技术的另一方面包括用于SDB伴发失眠有效疗法的方法和装置，包括带有自适应通气目标和呼气压力自动滴定的压力支持通气。压力支持通气的呼气压力是在可变最低压力极限上自动滴定的。自动滴定期间，最低压力极限可根据关注事件反复调整。或者，最低压力极限可根据先前分析间隔期间呼气压力的增量反复调整。患者清醒时，压力支持通气疗法可用适应疗法(例如带有生物反馈的定速呼吸)代替。

本技术的另一方面包括用于SDB伴发失眠有效疗法的方法和装置，包括伺服通气，其中伺服通风控制的增益值根据患者睡眠状态而变化。

本技术的一些变型涉及确定呼吸压力疗法装置EPAP压力的最低压力极限的方法，诸如用于患有SDB伴发过度觉醒病症的患者。该方法可包括监测呼吸压力疗法装置的压力支持通气疗法，该呼吸压力疗法装置自动滴定压力支持通气疗法的EPAP以维持患者气道通畅。该方法可重复包括，在控制器中，根据EPAP自动滴定监测期间发生的关注事件来确定调整的最低压力极限。任选地，该方法可进一步包括输送EPAP以使其大于或等于调整的最低压力极限。

本技术的一些变型可包括控制呼吸压力疗法装置以治疗患者的SDB伴发过度觉醒病症的方法。该方法可包括通过呼吸压力疗法装置控制对患者气道的压力支持通气疗法的施加。该方法可包括控制呼吸压力疗法装置以自动滴定压力支持通气疗法的EPAP，以维持患者气道通畅，使得EPAP以最低压力极限为下边界。该方法可包括控制呼吸压力疗法装置以在EPAP自动滴定期间根据关注事件反复调整最低压力极限。

在一些变型中，关注事件可以是EPAP的增量，并且最低压力极限的反复调整重复地包括：形成分析间隔内发生的EPAP增量的EPAP值的分布，以及基于分布的统计分析调整最低压力极限。最低压力极限的调整可基于分布的模式。分析间隔可以是进行带有自动滴定EPAP的压力支持通气疗法的一夜。对最低压力极限的调整可取决于EPAP的当前值。对最低压力极限的调整可取决于EPAP自动滴定期间预定间隔内发生的关注事件的数量。若预定间隔内发生预定数量的关注事件，对最低压力极限的调整可包括增量最低压力极限。最低压力极限的增量可包括将最低压力增加到EPAP的当前值。

在一些变型中，关注事件可以是SDB事件。由于EPAP的自动滴定，关注事件可以是EPAP的增量。该方法还可包括在呼吸压力疗法装置中确定患者的睡眠状态。确定患者处于熟睡状态时，EPAP的自动滴定可包括不减少EPAP。

任选地，压力支持通气疗法可取决于患者的睡眠状态来施加。当确定患者处于熟睡状态时，呼吸压力疗法装置可施加压力支持通气疗法，并且当确定患者处于清醒状态时，呼吸压力疗法装置可施加适应疗法。该适应疗法可以是定速呼吸。定速呼吸可结合与该定速呼吸的临时呼吸速率目标相匹配的生物反馈。该生物反馈可以是声学和视觉形式的一种或多种。

在一些情况下，该方法可包括，通过呼吸压力疗法装置在接收到来自患者的命令时施加压力支持通气疗法。该命令可以是手动控制的激活。该命令可以是患者发出的声音。该命令可以是患者的自愿呼吸动作。

本技术的一些变型可包括控制伺服呼吸机以治疗患者的SDB伴发过度觉醒病症的方法。该方法可包括控制伺服呼吸机以使用伺服通气控制增益值对患者进行伺服通气。该方法可包括确定患者的睡眠状态。伺服通气控制增益值可根据确定的睡眠状态而变化。在一些情况下，当确定患者处于清醒状态时，伺服通气控制增益值可相对较低，并且当确定患者处于熟睡状态时可相对较高。

本技术的一些变型可包括使患者适应压力支持通气疗法的方法。该方法可包括通过呼吸压力疗法装置对患者气道施加定速呼吸。该方法可包括向患者提供生物反馈，其中该生物反馈与定速呼吸的临时呼吸速率目标相匹配。

在一些变型中，该生物反馈可以是声学和视觉形式的一种或多种。该方法可包括在接收到来自患者的命令时终止定速呼吸。该命令可以是手动控制的激活。该命令可以是患者发出的声音。该命令可以是患者的自愿呼吸动作。

本技术的一些变型可包括SDB伴发过度觉醒治疗装置。该装置可包括配置为通过空气回路上的患者接口在高于大气压的可控治疗压力下输送空气流至患者气道的压力发生器。该装置可包括控制器。该控制器可配置为控制空气流的治疗压力，以便向患者气道施加压力支持通气疗法。该控制器可配置为自动滴定压力支持通气疗法的EPAP，以维持患者气道通畅，使得EPAP以最低压力极限为下边界。该控制器可配置为在EPAP自动滴定期间根据关注事件反复调整最低压力极限。

装置的一些变型可包括配置为产生代表患者生理特征的信号的传感器。控制器可进一步配置为从该信号确定患者的睡眠状态。该装置可包括包含手动控制的用户输入装置。该装置可包括音频传感器。该装置可包括数据通信接口，控制器可通过该数据通信接口配置为与本地外部装置通信。该控制器可配置为控制本地外部装置以向患者提供生物反馈。该控制器可配置为接收来自本地外部装置的音频信号。该控制器可配置为接收来自本地外部装置的代表患者生理特征的信号。该控制器可进一步配置为从该信号确定患者的睡眠状态。

本技术的一些变型可包括SDB伴发过度觉醒治疗装置。该装置可包括配置为通过空气回路上的患者接口在高于大气压的可控治疗压力下输送空气流至患者气道的压力发生器。该装置可包括配置为控制空气流的治疗压力以便使用伺服通气控制增益值对患者进行伺服通气的控制器。该控制器可配置为确定患者的睡眠状态。伺服通气控制增益值可根据确定的睡眠状态而变化。

本技术的一些变型可包括一种装置。该装置可包括配置为通过空气回路上的患者接口在高于大气压的可控治疗压力下输送空气流至患者气道的压力发生器。该装置可包括配置为控制空气流的治疗压力以便向患者气道施加定速呼吸的控制器。该控制器可配置为控制患者的生物反馈提供。生物反馈可与定速呼吸的临时呼吸速率目标相匹配。该装置可包括包含手动控制的用户输入装置。该控制器可进一步配置为终止手动控制激活的定速呼吸和生物反馈。该装置可包括音频传感器。该控制器可进一步配置为在音频传感器检测到预定声音时终止定速呼吸和生物反馈。该装置可包括数据通信接口，控制器可通过该数据通信接口配置为与本地外部装置通信。该控制器可配置为控制本地外部装置以向患者提供生物反馈。该控制器可进一步配置为接收来自本地外部装置的音频信号。该控制器可进一步配置为在检测到音频信号中的预定声音时终止定速呼吸和生物反馈。

本文所述的方法/系统/装置/设备可以在处理器(诸如专用计算机的处理器)、呼吸监测器和/或呼吸压力疗法装置中提供改进的功能。此外，该方法/系统/装置/装置可以在呼吸疾患(包括例如SDB伴发失眠)的自动化管理、监测和/或治疗技术领域中提供改进。

当然，部分方面可形成本技术的子方面。而且，各种子方面和/或方面可以以各种方式结合，并且也构成本技术的附加方面或子方面。

考虑到以下详细说明、摘要、附图和权利要求中包含的信息，该技术的其他特点将是显而易见的。

7附图说明

本技术在附图的图中以示例而非限制的方式说明，其中相同的附图标记是指相同的元件，包括：

7.1治疗系统

图1示出了治疗系统，其包括以全面罩形式佩戴患者接口3000的患者1000，从RPT装置4000接收正压空气供应。来自RPT装置4000的空气在加湿器5000中进行加湿，并且沿空气回路4170通向患者1000。

7.2呼吸系统和面部解剖结构

图2示出了包括鼻腔和口腔、喉、声带、食道、气管、支气管、肺、肺泡囊、心脏和隔膜的人体呼吸系统的总览图。

7.3患者接口

图3示出了根据本技术的一种形式的鼻罩形式的患者接口。

7.4RPT装置

图4A示出了根据本技术的一种形式的RPT装置。

图4B是根据本技术的一种形式的RPT装置的气动路径的示意图。标示了上游和下游的方向。

图4C是根据本技术的一种形式的RPT装置的电气组件的示意图。

图4D是根据本技术的一种形式的RPT装置中实现的算法的示意图。在该图中，实线箭头标示了实际信息流(例如通过电子信号)。

7.5加湿器

图5示出了根据本技术的一种形式的加湿器的等距视图。

7.6呼吸波形

图6A示出了睡眠时人的典型呼吸波形。

图6B示出了患者非REM睡眠期间正常呼吸约九十秒。

图6C示出了治疗前患者的多导睡眠图。

图6D示出了患者正经历一系列全阻塞性呼吸暂停时的患者流量数据。

图6E示出了患者正经历低频吸气打鼾时缩放的呼吸吸气部分。

图6F示出了患者正经历普通或“台面形”平稳的吸气流量受限的示例时缩放的呼吸吸气部分。

图6G示出了患者正经历“椅状”吸气流量受限的示例时缩放的呼吸吸气部分。

图6H示出了患者正经历“反向椅状”吸气流量受限的示例时缩放的呼吸吸气部分。

图6I示出了患者正经历“M状”吸气流量受限的示例时缩放的呼吸吸气部分。

图6J示出了来自潮式呼吸患者的患者数据。

7.7呼吸压力疗法模式

图7是说明在图4A的RPT装置的一种形式中计算EPAP新值的方法的流程图。

7.8压力波形

图8说明了根据本技术的一种形式的作为相位函数的示例性“平稳且舒适的”治疗压力波形模板。

图9包含了在EPAP自动滴定60分钟的分析间隔期间EPAP递增时的EPAP值的直方图。

图10说明了基于确定的睡眠状态调整伺服通气控制增益值的控制方法(诸如对于RPT装置)。

图11说明了通过带有生物反馈的RPT装置进行的定速呼吸的示例性控制方法。

8技术示例的详细说明

在进一步详细描述本技术之前，应当理解，该技术不限于本文所述的可能变化的特定示例。还应当理解，本公开中使用的术语仅用于描述本文所讨论的特定示例，而不是限制性的。

关于可共享一个或多个共同特征和/或特点的各种示例提供以下说明。应当理解，任何一个示例的一个或多个特点可以与另一示例或其他示例的一个或多个特点结合。此外，任何示例中的任何单个特点或特点的结合可构成另外的示例。

8.1疗法

在一种形式中，本技术包括治疗失眠的方法，包括向患者1000的气道入口施加正压的步骤。

8.2治疗系统

在一种形式中，本技术包括用于治疗失眠的设备或装置。该设备或装置可包括用于通过空气回路4170向患者1000供应加压空气至患者接口3000的RPT装置4000。

8.3患者接口

根据本技术的一种形式的非侵入性患者接口3000包括以下功能方面：密封形成结构3100、增压室3200、定位和稳定结构3300、排气口3400、用于连接到空气回路4170的一种形式的连接端口3600，以及前额支撑件3700。在一些形式中，功能方面可由一个或多个物理组件提供。在一些形式中，一个物理组件可提供一个或多个功能方面。在使用中，密封形成结构3100设置为围绕患者的气道入口以便有助于供应正压空气至气道。

8.4 RPT装置

根据本技术的一种形式的RPT装置4000包括机械和气动组件4100、电气组件4200，并配置为执行一个或多个算法4300。该RPT装置具有可能形成为两部分(上部4012和下部4014)的外部壳体4010。此外，该外部壳体4010可包括一个或多个板件4015。该RPT装置4000包括支撑RPT装置4000的一个或多个内部组件的底架4016。该RPT装置4000可包括手柄4018。

RPT装置4000的气动路径可包括一个或多个空气路径项，例如入口空气过滤器4112、入口消声器4122、能够供应正压空气的压力发生器4140(例如鼓风机4142)、出口消声器4124以及一个或多个换能器4270(诸如压力传感器4272和流量传感器4274)。

一个或多个空气路径项可位于被称为气动块4020的可移除整体结构内。该气动块4020可位于外部壳体4010内。在一种形式中，气动块4020由底架4016支撑或形成为底架4016的一部分。

RPT装置4000可具有电源4210、一个或多个输入装置4220、中央控制器4230、疗法装置控制器4240、压力发生器4140、一个或多个保护电路4250、存储器4260、换能器4270、数据通信接口4280以及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。在替代形式中，RPT装置4000可包括多于一个的PCBA4202。

8.4.1 RPT装置机械和气动组件

RPT装置可包括一个或多个以下整体单元中的组件。在替代形式中，一个或多个以下组件可作为相应的独立单元定位。

8.4.1.1空气过滤器

根据本技术的一种形式的RPT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位于压力发生器4140的上游气动路径的开始处。

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的出口和患者接口3000之间。

8.4.1.2消声器

根据本技术的一种形式的RPT装置可包括一个消声器4120或多个消声器4120。

在本技术的一种形式中，入口消声器4122位于压力发生器4140的上游气动路径中。

在本技术的一种形式中，出口消声器4124位于压力发生器4140和患者接口3000之间的气动路径中。

8.4.1.3压力发生器

在本技术的一种形式中，用于产生正压空气的气流或供应的压力发生器4140是可控鼓风机4142。例如，该鼓风机4142可包括带有容纳于蜗壳中的一个或多个叶轮的无刷DC电机4144。该鼓风机能够(例如以高达约120升/分钟的速率，在约4cmH₂O至约20cmH₂O范围内的正压力下，或以高达约30cmH₂O的其他形式)输送空气供应。该鼓风机可如以下专利或专利申请中的任一项所述，其内容全部并入本文：美国专利号7866944；美国专利号8638014；美国专利号8636479；以及PCT专利申请公开号WO 2013/020167。

压力发生器4140受疗法装置控制器4240控制。

在其他形式中，压力发生器4140可以是活塞驱动泵、连接到高压源(例如压缩空气贮存器)的压力调节器或风箱。

8.4.1.4换能器

换能器可以在RPT装置内部，或RPT装置外部。外部换能器可位于例如空气回路上或形成空气回路的一部分，例如患者接口。外部换能器可以是传输或传送数据至RPT装置的非接触式传感器(诸如多普勒雷达移动传感器)的形式。

在本技术的一种形式中，一个或多个换能器4270位于压力发生器4140的上游和/或下游。一个或多个换能器4270可构造并设置为测量气动路径中该点处的性能(诸如流速、压力或温度)。

在本技术的一种形式中，一个或多个换能器4270可位于患者接口3000附近。

在一种形式中，来自换能器4270的信号可(诸如通过低通、高通或带通滤波)进行滤波。

8.4.1.4.1流速传感器

根据本技术的流速传感器4274可基于差压换能器(例如来自SENSIRION的SDP600系列差压换能器)。

在一种形式中，来自流速传感器4274的代表流速(诸如总流速Qt)的信号由中央控制器4230接收。

8.4.1.4.2压力传感器

根据本技术的压力传感器4272定位为与气动路径流体连通。合适的压力传感器的示例是来自HONEYWELL ASDX系列的换能器。一种替代的合适的压力传感器是来自GENERALELECTRIC的NPA系列的换能器。

在一种形式中，来自压力传感器4272的信号由中央控制器4230接收。

8.4.1.4.3电机速度换能器

在本技术的一种形式中，电机速度换能器4276用于确定电机4144和/或鼓风机4142的旋转速度。来自电机速度换能器4276的电机速度信号可提供给疗法装置控制器4240。该电机速度换能器4276可以是例如速度传感器(诸如霍尔效应传感器)。

8.4.1.5防溢流止回阀

在本技术的一种形式中，防溢流止回阀4160位于加湿器5000和气动块4020之间。该防溢流止回阀被构造并设置为减少水从加湿器5000上游流向例如电机4144的风险。

8.4.1.6空气回路

根据本技术的一种形式的空气回路4170是构造并设置为用于允许空气流在两个组件(诸如气动块4020和患者接口3000)之间行进的管道或管。

特别地，空气回路4170可以与气动块出口和患者接口流体连接。该空气回路可称为空气输送管。在一些情况下可能有用于吸气和呼气回路的独立支路。在其他情况下使用单个支路。

8.4.1.7氧气输送

在本技术的一种形式中，补充氧气4180被输送到气动路径中的一个或多个点处(诸如气动块4020的上游)、空气回路4170和/或患者接口3000。

8.4.2 RPT装置电气组件

8.4.2.1电源

电源4210可位于RPT装置4000外部壳体4010的内部或外部。

在本技术的一种形式中，电源4210仅向RPT装置4000提供电力。在本技术的另一形式中，电源4210向RPT装置4000和加湿器5000均提供电力。

8.4.2.2输入装置

在本技术的一种形式中，RPT装置4000包括按钮、开关或拨盘形式的一个或多个输入装置4220以允许人与装置交互。该按钮、开关或拨盘可以是通过触摸屏可访问的物理装置或软件装置。该按钮、开关或拨盘可以以一种形式物理地连接到外部壳体4010，或可以以另一形式和与中央控制器4230电连接的接收器进行无线通信。

在一种形式中，输入装置4220可构造并设置为允许人选择值和/或菜单选项。

8.4.2.3中央控制器

在本技术的一种形式中，中央控制器4230是适用于控制RPT装置4000的一个或多个处理器。

合适的处理器可包括x86 INTEL处理器、基于ARM Holdings的ARM Cortex-M处理器的处理器(诸如来自ST MICROELECTRONIC的STM32系列微控制器)。在本技术的某些替代形式中，32位RISC CPU(诸如ST MICROELECTRONICS的STR9系列微控制器)或16位RISC CPU(诸如TEXAS INSTRUMENTS制造的MSP430微控制器系列的处理器)也可以是合适的。

在本技术的一种形式中，中央控制器4230是专用电子电路。

在一种形式中，中央控制器4230是特定用途集成电路。在另一形式中，中央控制器4230包括分立电子组件。

中央控制器4230可配置为从一个或多个换能器4270和一个或多个输入装置4220接收输入信号。

中央控制器4230可被配置为向输出装置4290、疗法装置控制器4240、数据通信接口4280和加湿器5000中的一个或多个提供输出信号。

在本技术的一些形式中，中央控制器4230被配置为实现本文所述的一种或多种方法(诸如表示为存储于诸如存储器4260的非暂时性计算机可读存储介质中的计算机程序的一个或多个算法4300)。在本技术的一些形式中，中央控制器4230可与RPT装置4000集成。然而，在本技术的一些形式中，一些方法可由远程定位的装置执行。例如，远程定位的装置可确定呼吸机的控制设置或通过分析存储的数据(诸如来自本文所述的任何传感器)来检测呼吸相关事件。

8.4.2.4时钟

RPT装置4000可包括连接到中央控制器4230的时钟4232。

8.4.2.5疗法装置控制器

在本技术的一种形式中，疗法装置控制器4240是形成中央控制器4230执行的算法4300的一部分的疗法控制模块4330。

在本技术的一种形式中，疗法装置控制器4240是专用电机控制集成电路。例如，在一种形式中，使用由ONSEMI制造的MC33035无刷DC电机控制器。

8.4.2.6保护电路

根据本技术的一个或多个保护电路4250可包括电气保护电路、温度和/或压力安全电路。

8.4.2.7存储器

根据本技术的一种形式，RPT装置4000包括存储器4260，优选地是非易失性存储器。在一些形式中，存储器4260可包括电池供电的静态RAM。在一些形式中，存储器4260可包括易失性RAM。

存储器4260可以位于PCBA4202上。存储器4260可以是EEPROM或NAND闪存的形式。

附加地或可选择地，RPT装置4000包括可移除形式的存储器4260，例如根据安全数字(SD)标准制成的存储卡。

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，其上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。

8.4.2.8数据通信系统

在本技术的一种优选形式中，数据通信接口4280被提供，并连接到中央控制器4230。数据通信接口4280可连接到远程外部通信网络4282和/或本地外部通信网络4284。远程外部通信网络4282可连接到远程外部装置4286。本地外部通信网络4284可连接到本地外部装置4288。

在一种形式中，数据通信接口4280是中央控制器4230的一部分。在另一形式中，数据通信接口4280与中央控制器4230分离，并且可包括集成电路或处理器。

在一种形式中，远程外部通信网络4282是因特网。数据通信接口4280可使用有线通信(例如通过以太网或光纤)或无线协议(例如CDMA、GSM、LTE)以连接到因特网。

在一种形式中，本地外部通信网络4284利用一个或多个通信标准(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是一个或多个计算机(例如联网的计算机集群)。在一种形式中，远程外部装置4286可以是虚拟计算机而非物理计算机。在任一情况下，这种远程外部装置4286可由适当授权人员(诸如临床医生)访问。

本地外部装置4288可以是个人计算机、“智能手机”、平板电脑、“智能手表”或遥控器。

8.4.2.9包括可选显示器、警报的输出装置

根据本技术的输出装置4290可采用视觉、音频和触觉单元的一种或多种形式。视觉显示器可以是液晶显示器(LCD)或发光二极管(LED)显示器。

8.4.2.9.1显示器驱动器

显示器驱动器4292接收用于在显示器4294上显示的字符、符号或图像作为输入，并将其转换成使显示器4294显示这些字符、符号或图像的命令。

8.4.2.9.2显示器

显示器4294配置为直观显示字符、符号或图像响应从显示器驱动器4292接收的命令。例如，显示器4294可以是八段显示器，在此情况下显示器驱动器4292将每个字符或符号(诸如数字“0”)转换成指示八个相应段是否被激活以显示特定字符或符号的八个逻辑信号。

8.4.3 RPT装置算法

8.4.3.1预处理模块

根据本技术的一种形式的预处理模块4310接收来自换能器4270(例如流速传感器4274或压力传感器4272)的信号作为输入，并执行一个或多个处理步骤以计算将用作另一模块(例如疗法引擎模块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、呼吸流速Qr和非故意泄漏流速Ql。

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、排气流速估计4314、泄漏流速估计4316、呼吸流速估计4318以及干扰检测4319。

8.4.3.1.1压力补偿

在本技术的一种形式中，压力补偿算法4312接收表示靠近气动块出口的气动路径中压力的信号作为输入。该压力补偿算法4312通过空气回路4170估计压力下降，并提供患者接口3000中估计的压力Pm作为输出。

8.4.3.1.2排气流速估计

在本技术的一种形式中，排气流速估计算法4314接收患者接口3000中估计的压力Pm作为输入，并估计来自患者接口3000中排气口3400的空气排气流速Qv。

8.4.3.1.3泄漏流速估计

在本技术的一种形式中，泄漏流速估计算法4316接收总流速Qt和排气流速Qv作为输入，并提供对泄漏流速Ql的估计作为输出。在一种形式中，泄漏流速估计算法通过计算足够长以包括若干呼吸循环的周期(例如约10秒)内总流速Qt和排气流速Qv之差的平均值来估计泄漏流速。

在一种形式中，泄漏流速估计算法4316接收总流速Qt、排气流速Qv和患者接口3000中估计的压力Pm作为输入，并通过计算泄露传导率和确定泄漏流速Ql为泄漏传导率和压力Pm的函数提供泄漏流速Ql作为输出。泄漏传导率计算为等于总流速Qt与排气流速Qv之差的低通滤波非排气流速与压力Pm的低通滤波平方根的商，其中低通滤波器时间常数具有足够长以包括若干呼吸循环的值(例如约10秒)。泄漏流速Ql可被估计为泄漏传导率和压力Pm的乘积。

8.4.3.1.4呼吸流速估计

在本技术的一种形式中，呼吸流速估计算法4318接收总流速Qt、排气流速Qv和泄漏流速Ql作为输入，并通过从总流速Qt中减去排气流速Qv和泄漏流速Ql来估计到达患者的呼吸流速Qr。

8.4.3.1.5干扰检测

当泄漏近期改变过，并且泄漏流速估计算法4316尚未完全补偿变化时，状态指定成“干扰”出现。在干扰状态下，呼吸流速基线通常在某种程度上是不正确的，这会扭曲流动形状并影响对流量受限的检测。例如，如果呼吸流速基线高于真实水平，则迟发呼气的呼吸流速将为正，从而可视为早期吸气流速；如果这是呼气暂停流量，则可以将吸气的正确开始视为反向椅波形的平稳部分之后的增加。因此，通过干扰检测算法4319计算出代表近期出现的干扰(即无补偿泄漏)程度的模糊真值变量，Recent Jamming。

在干扰检测算法4319中，将瞬时干扰模糊真值变量J计算为呼吸流速Qr的绝对值始终大于预期的模糊程度。从呼吸流速Qr和吸气持续时间Ti的最后一次正向零交点的时间t_ZI，计算出呼吸流速比预期更长时间为正的模糊程度A_I，采用以下模糊隶属函数：

A_I＝模糊元素(t_ZI，Ti，0，2*Ti，1) (1)

根据呼吸流速Qr计算气流速率大且为正的模糊程度B_I，采用以下模糊隶属函数：

B_I＝模糊元素(Qr，0，0，0.5，1) (2)

泄漏突然增加的模糊程度I_I被计算为模糊真值变量A_I和B_I的模糊“和”。

对呼气进行精确对称的计算，得出I_E作为泄漏突然减少的模糊程度。采用方程(1)的模糊隶属函数，从呼吸流速Qr和呼气持续时间Te的最后一次负向零交点的时间t_ZI，计算出气流速度比预期更长时间为负的模糊程度A_E。使用方程(2)的模糊隶属函数，从呼吸流速的负值计算出气流速度大且为负的模糊程度B_E，并且将I_E计算为模糊真值变量A_E和B_E的模糊“和”。瞬时干扰指数J被计算为模糊真值变量I_I和I_E的模糊“或”。

如果瞬时干扰值J大于J的近期峰值，则将RecentJamming设置为瞬时干扰值J。否则，RecentJamming设置为瞬时干扰值J，具有时间常数为10秒的低通滤波。

8.4.3.2疗法引擎模块

在本技术的一种形式中，疗法引擎模块4320接收患者接口3000中的压力Pm，和至患者的气体呼吸流速Qr中的一个或多个作为输入，并且提供一个或多个疗法参数作为输出。

在本技术的一种形式中，疗法参数是疗法压力Pt。

在本技术的一种形式中，疗法参数是压力变化幅度、基础压力和目标通气量中的一个或多个。

在各种形式中，疗法引擎模块4320包括以下算法中的一个或多个：相位确定4321、波形确定4322、通气量确定4323、吸气流量受限确定4324、呼吸暂停/呼吸不足确定4325、打鼾确定4326、目标通气量确定4327、睡眠状态确定4328和疗法参数确定4329。

8.4.3.2.1相位确定

在本技术的一种形式中，RPT装置4000不确定相位。

在本技术的一种形式中，相位确定算法4321接收表示呼吸流速Qr的信号作为输入，并提供患者1000的当前呼吸周期的相位Φ作为输出。

在一些形式中，被称为离散相位确定，相位输出Φ是离散变量。离散相位确定的一个实施方式，根据分别检测的自主吸气和呼气的开始，提供具有吸气或者呼气值的双值相位输出，例如分别表示为0和0.5转的值。“触发”和“循环”的RPT装置4000有效地执行离散相位确定，因为触发和循环点分别是从呼气到吸气以及从吸气到呼气的相位变化的间隔。在双值相位确定的一个实施方式中，当呼吸流速Qr具有超过阈值的值时，相位输出Φ被确定为具有的离散值为0(从而“触发”RPT装置4000)，当呼吸流速Qr具有低于阈值的值时，离散值为0.5转(从而“循环”RPT装置4000)。吸气时间Ti和呼气时间Te可以分别通过从触发时间减去循环时间以及从循环时间减去触发时间来获得。

离散相位确定的另一种实施方式提供三值相位输出Φ，其具有吸气、吸气暂停中点和呼气之一的值。

在其他形式中，被称为连续相位确定，相位输出Φ是连续值，例如从0到1转，或0到2π弧度变化。执行连续相位确定的RPT装置4000可以分别在连续相位达到0和0.5转时触发和循环。在连续相位确定的一个实施方式中，使用呼吸流速Qr的模糊逻辑分析来确定相位Φ的连续值。在该实施方式中确定的相位的连续值通常被称为“模糊相位”。在模糊相位确定算法4321的一个实施方式中，将以下规则应用于呼吸流速Qr：

1.如果呼吸流量为零并且快速增加，则相位为0转。

2.如果呼吸流量大为正并且稳定，则相位为0.25转。

3.如果呼吸流量为零并且快速下降，则相位为0.5转。

4.如果呼吸流量大为负并且稳定，则相位为0.75转。

5.如果呼吸流量为零、稳定并且呼吸流量的5秒低通滤波绝对值大，则相位为0.9转。

6.如果呼吸流量为正并且为呼气阶段，则相位为0转。

7.如果呼吸流量为负并且为吸气阶段，则相位为0.5转

8.如果呼吸流量的5秒低通滤波绝对值大，相位以等于患者呼吸速率的稳定速率增加，则低通滤波具有20秒的时间常数。

每个规则的输出可以表示为相位是规则结果的矢量，其幅度是规则为真的模糊程度。呼吸流速“大”、“稳定”等的模糊程度用适当的隶属函数确定。然后，表示为矢量的规则的结果通过某些函数进行组合，诸如采取质心。在这样的组合中，规则可被等同地加权，或者不同地加权。

一旦估计了相位Φ(无论离散还是连续)，吸气时间Ti和呼气时间Te都被计算为相位达到0和相位达到0.5、相位达到0.5和相位回至0之间间隔的相应持续时间。

在连续相位确定的另一实施方式中，首先根据呼吸流速Qr估计吸气时间Ti和呼气时间Te，例如，通过如上所述的阈值比较。然后将相位Φ确定为从之前触发时刻起已经经过的吸气时间Ti比例的一半，或0.5转加上自之前循环时刻起已经经过的呼气时间Te的比例的一半(以较新的为准)。

8.4.3.2.2波形确定

在本技术的一些形式中，疗法参数确定算法4329在患者的整个呼吸周期中提供近似恒定的治疗压力。

在本技术的其他形式中，疗法控制模块4330控制压力发生器4140，以根据预定波形模板Ⅱ(Φ)提供按照患者呼吸周期的相位Φ的函数而变化的治疗压力Pt。

在本技术的这种形式中，波形确定算法4322通过相位确定算法4321提供的相位值域提供波形模板Ⅱ(Φ)，其值在[0,1]的范围内。波形模板Ⅱ(Φ)由疗法参数确定算法4329使用。

波形模板Ⅱ(Φ)可以作为相位值Φ函数的数值查询表。当相位确定算法4321返回相位的离散值，诸如用于吸气的0和用于呼气的0.5时，该方法是特别合适的。当相位确定算法4321返回连续值相位Φ时也可以使用该方法。

在一种形式中，适用于离散或连续值相位，波形模板Ⅱ(Φ)是一个方波模板，对于相位最大且包括0.5转的相位值，其值为1，对于相位值超过0.5转，其值为0。在一种形式中，适用于连续值相位，波形模板Ⅱ(Φ)包括两个平滑弯曲的部分，即对于最大且包括0.5转的相位值，从0到1的平滑，(如升余弦)曲线上升，和对于超过0.5转的相位值，从1到0的平滑(如指数)衰减。这种“平稳且舒适”形式的典型波形模板Ⅱ(Φ)如图8所示。

8.4.3.2.3通气量确定

在本技术的一种形式中，通气量确定算法4323接收呼吸流速Qr作为输入，并且确定指示当前患者通气量的测量值，Vent。

在一些实施方式中，通气量确定算法4323确定通气量Vent的测量值，其是实际患者通气量的估计。这样一种实施方式是将呼吸流速的绝对值Qr的一半可选地由低通滤波器(诸如角频率为0.11Hz的二阶贝塞尔低通滤波器)滤波。

在其他实施方式中，通气量确定算法4323确定通气量Vent的测量值，其与实际患者通气量大致成比例。这样一种实施方式估计在该周期吸气部分上的峰值呼吸流速Qpeak。这个和许多其他涉及取样呼吸流速Qr的过程产生与通气量大致成正比的测量值，只要流速波形形状不会变化很大(在此，当时间和幅度正常的呼吸的流速波形相似时，两次呼吸的形状被认为是相似的)。一些简单的示例包括中值为正的呼吸流量、呼吸流速绝对值的中值和流速的标准偏差。使用正系数的，甚至一些同时使用正负系数的呼吸流速绝对值的任意顺序统计量的任意线性组合，与通气量大致成比例。另一示例是吸气部分的中间K比例(按时间)的呼吸流速的平均值，其中0<K<1。如果流速形状保持恒定，则可存在任意数量与通气量精确地成比例的测量值。

8.4.3.2.4吸气流量受限确定

在本技术的一种形式中，中央控制器4230执行用于确定吸气流量受限程度的吸气流量受限确定算法4324。

在一种形式中，吸气流量受限确定算法4324接收呼吸流速信号Qr作为输入，并且提供呼吸的吸气部分表现出吸气流量受限程度的度量作为输出。

算法4324可以基于以下三种吸气流量受限中的至少一种来计算度量：平稳形、M形和“反向椅”(对于各个示例，参见图6E、6I和6H)。

可用来实现吸气流量受限确定算法4324方法的一个示例可以参见于2015年8月27日提交的共同拥有的PCT专利申请PCT/AU2015/050496，其全部内容通过引用并入本文。

8.4.3.2.5呼吸暂停和呼吸不足确定

在本技术的一种形式中，中央控制器4230执行呼吸暂停/呼吸不足确定算法4325来确定呼吸暂停和/或呼吸不足的存在。

在一种形式中，呼吸暂停/呼吸不足确定算法4325接收呼吸流速信号Qr作为输入，并且提供指示已经检测到的呼吸暂停或呼吸不足的标记作为输出。

在一种形式中，当呼吸流速Qr的函数在预定时间周期内低于流量阈值时，将可视为呼吸暂停已经检测到。该功能可以确定峰值流速、相对短期的平均流速或相对短期的平均和峰值流速(例如RMS流量)的中间流速。流速阈值可以是相对长期的流量的测量值。

在一种形式中，当呼吸流速Qr的函数在预定时间周期内低于第二流速阈值时，将可视为呼吸不足已经检测到。该函数可以确定峰值流速、相对短期的平均流速或相对短期的平均和峰值流速(例如RMS流速)的中间流速。第二流速阈值可以是相对长期的流速的测量值。第二流速阈值大于用于检测呼吸暂停的流速阈值。

8.4.3.2.6打鼾确定

在本技术的一种形式中，中央控制器4230执行一个或多个打鼾确定算法4326以确定打鼾的程度。

在一种形式中，打鼾确定算法4326接收呼吸流速Qr的信号作为输入，并且提供打鼾存在程度的度量作为输出。

打鼾确定算法4326可以包括确定30-300Hz范围内的流速信号强度的步骤。此外，打鼾确定算法4326可以包括过滤呼吸流速Qr的信号以降低背景噪声(例如，来自鼓风机系统中的气流的声音)的步骤。

8.4.3.2.7目标通气量确定

在本技术的一种形式中，中央控制器4230将当前通气量Vent的测量值作为输入，并且执行一个或多个目标通气量确定算法4327以确定用于测量通气量的目标值Vtgt。

在本技术的一些形式中，没有目标通气量确定算法4327，并且目标值Vtgt被预先确定，例如通过在配置RPT装置4000期间的硬编码或者通过输入装置4220的手动输入。

在本技术的其他形式，诸如自适应伺服通气(ASV)中，目标通气量确定算法4327从指示患者典型的近期通气量的值Vtyp计算目标值Vtgt。

在一些形式的自适应伺服通气中，目标通气量Vtgt计算比例高，但小于典型的近期通气量Vtyp。这些形式的高比例可能在(80％，100％)，或(85％，95％)，或(87％，92％)的范围内。

典型的近期通气量Vtyp是在某些预定时间范围内多个时间段的当前通气量Vent的测量值的围绕其分布趋于集群的值，即，衡量当前通气量的测量值在近期历史上的集中趋势。在目标通气量确定算法4327的一个实施方式中，近期历史是几分钟的数量级，但是在任何情况下都应该比潮式渐强和渐弱周期的时间尺度更长。目标通气量确定算法4327可以使用各种已知的集中趋势测度来确定当前通气量Vent的典型的近期通气量Vtyp。一个这样的测量值是在当前通气量Vent的测量值上低通滤波器的输出，具有等于100秒的时间常数。

8.4.3.2.8睡眠状态确定

在本技术的一些形式中，中央控制器4230执行用于确定睡眠状态的一个或多个算法4328。睡眠状态确定算法4328可以监测和分析代表患者的生理参数的信号以确定睡眠状态。在一些实施方式中，生理参数是呼吸流速Qr。在这样一种实施方式中，首先假设患者处于清醒状态。如果以下条件的一个或者全部在呼吸流速Qr中被检测到，则睡眠开始被检测到，从而确定已经进入睡眠状态：

·在第一预定间隔内多次出现SDB事件，如上所述检测到诸如流量受限、呼吸暂停、呼吸不足或打鼾。例如，在两分钟间隔内有三次或更多次阻塞性呼吸暂停或呼吸不足事件；或5次呼吸间隔内的5次打鼾。

·第二预定间隔不存在呼吸障碍。第二预定间隔范围可以为10至50次呼吸、或20至40次呼吸、或25至35次呼吸，或从1至10分钟、1至5分钟，或2、3、4、5、6、7、8或9分钟，或其他时间限制。为了检测呼吸障碍的不存在，睡眠状态确定算法4328可测试在以下呼吸变量中的一个或多个第二预定间隔内不存在变化：

○潮气量Vt；

○吸气时间Ti；

○呼吸速率；

○吸气峰值流速Qpeak；

○呼气峰值流速位置；

○自上次呼吸以来的时间。

可以采用其他方法来使用患者的呼吸流速Qr，以实现睡眠状态确定算法4328。一个示例可以在共同拥有的PCT专利申请PCT/AU2010/000894题为“《睡眠状态检测》Detection of Sleep Condition”中找到，公布号为WO 2011/006199，其全部内容通过引用并入本文。

在其他实施方式中，从另一个传感器获得确定睡眠状态的生理参数。另一传感器可以形成RPT装置换能器4270的一部分，或者可以是经由本地网络4284与RPT装置通信的本地外部装置4288。在一个示例中，另一个传感器是光电血管容积图，其提供脉搏血氧测定信号。在另一示例中，另一个传感器是活动变化记录仪(3D加速度计)，其提供一个动作(活动)信号。在又一示例中，另一个传感器是音频传感器。

8.4.3.2.9疗法参数确定

在本技术的一些形式中，中央控制器4230执行一个或多个疗法参数确定算法4329，以使用疗法引擎模块4320中的一个或多个其他算法返回的值来确定一个或多个疗法参数。

在本技术的一种形式中，疗法参数是即时治疗压力Pt。在这种形式的一个实施方案中，疗法参数确定算法4329使用方程

Pt＝AΠ(Φ)+P₀ (3)

确定治疗压力Pt。

其中：

·A是幅度，

·Ⅱ(Φ)是相位当前值Φ的波形模板值(处于0到1的范围)，

·P₀是基础压力。

如果波形确定算法4322提供波形模板Ⅱ(Φ)作为由相位Ⅱ索引的数值查询表，则疗法参数确定算法4329通过将最近的查找表条目定位到由相位确定算法4321返回的相位的当前值，或通过跨越相位当前值的两个条目之间的插值来应用等式(3)。

根据选择的呼吸压力疗法模式，幅度A和基础压力P₀的值可以由疗法参数确定算法4329预先确定或计算，如下所述。

8.4.3.3疗法控制模块

根据本技术的一种形式的疗法控制模块4330接收从疗法引擎模块4320的疗法参数确定算法4329的疗法参数作为输入，并且控制压力发生器4140以根据疗法参数输送空气流。

在本技术的一种形式中，疗法参数是治疗压力Pt，疗法控制模块4330控制压力发生器4140，以将患者接口3000处的面罩压力Pm等于治疗压力Pt的空气流输送。

8.4.3.4故障状态检测

在本技术的一种形式中，中央控制器4230执行用于检测故障状态的一种或多种方法。由一种或多种方法检测的故障状态可以包括以下中的至少一个：

·电力故障(无电源，或电量不足)

·换能器故障检测

·无法检测组件的存在

·操作参数超出推荐值范围内(例如压力、气流、温度、PaO₂)

·测试报警器无法产生可检测的警报信号。

在检测出故障状态后，相应的算法通过以下一个或多个信号来指示故障的存在：

·启动听觉、视觉和/或动力(例如振动)报警

·向外部装置发送消息

·记录事件

8.5加湿器

在本技术的一种形式中，提供了加湿器5000(例如，如图5所示)，以改变空气或气体相对于周围空气的绝对湿度，从而输送到患者。通常，加湿器5000用于增加绝对湿度并且在输送到患者的气道之前增加空气流(相对于周围空气)的温度。

8.6呼吸波形

图6A示出了睡眠时人的典型呼吸波形。水平轴为时间，垂直轴为呼吸流速。参数值可能会变化，典型的呼吸可能具有以下近似值：潮气量，Vt，0.5L，吸气时间，Ti，1.6s，吸气峰值流速，Qpeak，0.4L/s，呼气时间，Te，2.4s，呼气峰值流速，Qpeak，-0.5L/s。呼吸的总持续时间，Ttot，约为4s。人的呼吸速率通常为15次呼吸/分钟(BPM)，通气量，Vent，约7.5L/分钟。典型的工作循环，Ti与Ttot的比值约为40％。

图6B示出了非REM睡眠期间的患者通常在约90秒的时间内呼吸约34次，用APAP治疗，面罩压力为约11cmH₂O。顶部通道显示血氧(SpO₂)，刻度在垂直方向上具有90至99％的饱和范围。在所示整个期间，患者保持约95％的饱和度。第二个通道示出了定量呼吸气流，垂直方向的范围为-1至+1LPS，吸气为正。胸部和腹部运动显示在第三和第四个通道。

图6C示出了治疗前患者的多导睡眠图。从顶部到底部有11个信号通道，水平跨度为6分钟。顶部的两个通道是来自不同头皮位置的EEG(脑电图)。第二脑电图的周期性尖峰代表皮层觉醒及相关活动。第三通道是颏下EMG(肌电图)。在觉醒前后的渐增的活动代表颏舌肌的募集。第四和第五通道是EOG(眼电图)。第六通道是心电图。第七通道显示重复性去饱和的脉搏血氧(SpO₂)从约90％降至70％以下。第八通道是使用连接到差压换能器的鼻插管的呼吸气流。25至35秒的重复呼吸暂停与10至15秒的与EEG觉醒和增加的EMG活动相一致的阵发性恢复呼吸交替。第九通道显示胸部运动，第十通道显示腹部运动。腹部显示出在导致觉醒的呼吸暂停期间内运动的逐渐加强。在觉醒过程中，由于恢复过度呼吸过程中的总体运动，两者都变得不整齐。呼吸暂停因此阻塞，状况严重。最低通道是体位，在该示例中，未示出变化。

图6D示出了患者正经历一系列全阻塞性呼吸暂停时的患者流量数据。记录的持续时间约为160秒。流量范围为约+1L/s至约-1.5L/s。每个呼吸暂停持续约10-15秒。

图6E示出了患者正经历低频吸气打鼾时呼吸的缩放吸气部分，其中患者正经历低频吸气打鼾。

图6G示出了患者正经历“椅子”吸气流量受限的示例时的缩放的呼吸吸气部分。

图6H示出了患者正经历“反向椅”吸气流量受限的示例时的缩放的呼吸吸气部分。

图6I示出了患者正经历“M状”吸气流量受限的示例时的缩放的呼吸吸气部分。

图6J示出了来自潮式呼吸患者的患者数据。有三个通道：血氧饱和度(SpO₂)；指示流速的信号；以及胸部运动。数据的时间跨度为六分钟。使用连接到鼻插管的压力传感器测量代表流速的信号。患者表现出约22秒的呼吸暂停和约38秒的呼吸过度。呼吸暂停期间频率较高的低幅振荡是心源性的。

8.7呼吸压力疗法模式

根据本技术的一种形式的疗法参数确定算法4329使用的治疗压力方程(3)中的参数A和P的值，RPT装置4000可以实现各种呼吸压力治疗法模式。

8.7.1CPAP疗法

在本技术的这种形式的一些实施方式中，幅度A恒为零，因此在整个呼吸周期中，治疗压力Pt与基础压力P₀恒等。这些实施方式通常分组在CPAP疗法标题下。在这些实施方式中，疗法引擎模块4320不需要确定相位Φ或波形模板Ⅱ(Φ)。

在CPAP疗法模式中，基础压力P₀可以是在配置期间被硬编码或手动输入到RPT装置4000中的恒定值。这种替代方法有时被称为恒定CPAP疗法。可以通过称为滴定的方法为给定的患者选择基础压力P₀的恒定值。在滴定过程中，临床医生通常根据对流量受限、呼吸暂停、呼吸不足和打鼾的观察来调整治疗压力Pt。然后可以将滴定的基础压力P₀计算为滴定期间治疗压力Pt的统计汇总。

或者，疗法参数确定算法4329可以在CPAP疗法期间重复计算基础压力P₀。在该替代方案中，疗法参数确定算法4329重复地计算作为疗法引擎模块4320中的相应的算法返回的睡眠呼吸障碍的指标或测量值的函数的基础压力P₀，诸如流量受限、呼吸暂停、呼吸不足和打鼾中的一个或多个。这种替代方法有时被称为APAP疗法。因为基础压力P₀的连续计算类似于临床医生在滴定过程中对治疗压力Pt的手动调整，所以APAP疗法有时也被称为自动滴定CPAP。

8.7.2双水平疗法

在本技术的这种形式的其他实施方式中，方程(3)中的幅度A的值可为正。这些实施方式被称为双水平疗法，因为在使用具有正的幅度A的方程(3)确定治疗压力Pt时，疗法参数确定算法4329在与患者1000的自发呼吸作用同步的两个值或水平之间使治疗压力Pt波动。也就是说，基于上述典型的波形模板Ⅱ(Φ)，疗法参数确定算法4329在治疗开始时或期间或吸气时将治疗压力Pt增加至P₀+A(称为IPAP)，并在呼气开始时或期间将治疗压力Pt降低至基础压力P₀。

在一些形式的双水平治疗中，IPAP是治疗压力，其具有与CPAP疗法模式中的治疗压力相同的目的，并且EPAP是IPAP减去幅度A，其具有“小”值(几cmH₂O)，有时称之为呼气压力减轻(EPR)。这些形式有时被称为具有EPR的CPAP疗法，其通常被认为比直接CPAP治疗更舒适。在具有EPR的CPAP疗法中，IPAP和EPAP中的一个或两者可以是在配置期间被硬编码或手动输入到RPT装置4000中的恒定值。或者，疗法参数确定算法4329可以在具有EPR的CPAP期间重复计算IPAP和/或EPAP。在该替代方案中，疗法参数确定算法4329重复地计算EPAP和/或IPAP，作为与治疗引擎模块4320中的相应算法返回的睡眠呼吸障碍的指标或测量值的函数，其类似于在上述APAP治疗中基础压力P₀的计算。

在其他形式的双水平疗法中，幅度A足够大，使得RPT装置4000执行患者1000的呼吸的一些或全部工作。在这些形式中，称为压力支持通气疗法，幅度A被称作压力支持，或转换。在压力支持通气疗法中，IPAP是基础压力P₀加上压力支持A，EPAP是基础压力P₀。

在一些形式的压力支持通气疗法中，被称为固定压力支持通气疗法，压力支持A固定在预定值，例如，10cmH₂O。预定压力支持值是RPT装置4000的设置，并且可以例如通过在配置RPT装置4000期间的硬编码或通过输入装置4220的手动输入来设置。

在一些形式的压力支持通气疗法中，被称为伺服通气，疗法参数确定算法4329将目标通气量确定算法4327提供的通气量的当前测量值Vent和目标值Vtgt作为输入，并反复调整方程(3)的参数，将通气量的当前测量值Vent朝向目标值Vtgt。在被称为自适应伺服通气(ASV)的伺服通气形式中，其已被用于治疗周期性呼吸，特别是CSR，目标通气量Vtgt由目标通气确定算法4327根据典型的近期通气量Vtyp计算，如上所述。

在一些形式的伺服通气中，疗法参数确定算法4329应用控制方法来重复地计算压力支持A，以使通气量的当前测量值Vent达到目标通气量Vtgt。这样一种控制方法是比例-积分(PI)控制。在PI控制的一个实施方式中，适合于将目标通气量Vtgt设置为略小于典型的近期通气量Vtyp的ASV模式，压力支持A如下计算：

A＝G∫(Vent-Vtgt)dt (4)

其中G是PI控制的增益值。较大的增益G值可导致疗法引擎模块4320中的正反馈。较小的增益G值可允许一些剩余的未治疗的CSR或其他周期性呼吸。在一些实施方式中，增益G被值固定为预定值，诸如0.4cmH₂O/(L/min)/s。

在伺服通气的一些实施方式中，通过方程(4)计算出的压力支持A的值可以被限定在定义为[Amin，Amax]的范围之间。在这些的实施方式中，压力支持A默认位于最低压力支持Amin，直到当前通气量的测量值Vent低于目标通气量Vtgt，此时位置A开始增加，只有当Vent再次超过Vtgt时才回到Amin。

压力支持限度Amin和Amax是RPT装置4000的设置，例如通过在配置RPT装置4000期间的硬编码或通过输入装置4220的手动输入来设置。最小压力支持Amin的3cmH₂O约为执行稳定状态下典型患者呼吸的所有工作所需的压力支持的50％。最大压力支持Amax的12cmH₂O约为执行典型患者呼吸所有工作所需的压力支持的两倍，因此，如果他们停止作用，但不足以使患者不舒适或有危险，就足以支持患者的呼吸。

在压力支持通气疗法模式下，EPAP为基础压力P₀。与CPAP疗法中的基础压力P₀相同，EPAP可以是在滴定过程中规定或确定的恒定值。这类恒定的EPAP可以被设置，例如通过对RPT装置4000的配置进行硬编码或通过输入装置4220的手动输入。这种替代方案有时被称为固定EPAP压力支持通气疗法。对于给定患者的EPAP的滴定可以在滴定期间由临床医生进行，目的是维持气道通畅，从而防止在整个压力支持通气疗法期间阻塞性呼吸暂停，与常规CPAP疗法中基础压力P₀的滴定相似。

或者，治疗参数确定算法4329可以在压力支持通气疗法期间重复计算EPAP。在这些实施方式中，疗法参数确定算法4329重复地计算作为治疗引擎模块4320中相应算法返回的睡眠呼吸障碍的指标或测量值的函数的EPAP，诸如流量受限、呼吸暂停、呼吸不足和打鼾。由于EPAP的连续计算类似于临床医生在EPAP滴定过程中对EPAP的手动调整，所以这个过程有时也被称为EPAP的自动滴定，疗法模式被称为自动滴定EPAP压力支持通气疗法，或自动EPAP压力支持通气疗法。

用于压力支持通气疗法SDB-伴发失眠症患者的EPAP的自动滴定显得特别困难，因为这样的患者会因为相当微小的SDB事件而觉醒。被唤醒后，会发现他们可能很难重新建立睡眠。因此，在一般人群中偶尔轻微阻塞或呼吸事件相关觉醒(RERAs)可能是可以接受的，但对睡眠维持性失眠的患者来说是不利的。因此，对于这些患者的EPAP的自动滴定更重要的是维持气道通畅，而不是简单地对阻塞事件作出反应。以下部分描述了用于压力支持通气疗法的自动滴定的算法，其适用于SDB-伴发失眠症患者。

8.7.2.1EPAP的自动滴定

在EPAP的自动滴定的一个实施方式中，指示上气道阻塞(UAO)的许多不同特征(如果存在)导致EPAP的上升与UAO的严重程度大致成比例。当没有指示UAO的特征存在时，EPAP逐渐衰减到最低压力限度(有时简称为“最低压力”)或最小值minEPAP。这种衰减趋向于使EPAP的传输最小化。在任何给定时间，EPAP是趋向于使其升高和趋向于使其衰减的力之间的平衡。可达到近似平衡，其中轻度UAO的偶然指标导致EPAP中的上升运动，其会被没有UAO指标时出现的衰减抵消。

EPAP对流量受限指示的反应是渐进的(即，与不太严重的气流受限引起的EPAP分量相比，更严重的流量受限导致的EPAP分量更大)，因为流量受限逐渐变得更加严重，需要迅速作出反应，以预防呼吸暂停或觉醒增加，并且还因为流量受限存在的不确定性较小。具有对信号的逐渐响应性的控制系统也几乎总是更稳定，并且通常比对信号水平的小变化响应变化较大的那些性能更佳。例如，在一些变型中，逐渐性的响应可以是与流量受限的指示成比例的响应。然而，在一些变型中，逐渐性的响应不需要与相对于气流受限指示的恒定比率或增益值严格相关。

当疗法参数确定算法4329规定EPAP的增加时，该增加可能不会立即发生。EPAP中的这种上升可以由控制器4230控制，并且定时为仅在RPT装置4000认为是吸气期间时发生。可以认为，呼气期间与吸气期间相比，EPAP的上升更容易引起觉醒，这可能是因为吸气期间的上升减小了吸气工作，而在呼气期间的上升趋向于推动患者进入下一次吸气。在美国专利申请公开号2011/0203588A1中公开了这种技术的一个示例，其全部内容通过引用并入本文。

图7是示出方法7000的流程图，该方法确定作为算法4324(吸气流量受限)、4325(呼吸暂停和呼吸不足))和4326(打鼾)计算的UAO的各种测量值的函数的EPAP的新值，CurrentEPAP。方法7000可以被疗法参数确定算法4329重复使用，以在压力支持通气疗法期间自动滴定EPAP。

方法7000计算EPAP高于最低压力minEPAP的五个独立组件：步骤7010的EPAP_(1,2)(由于呼吸暂停和/或呼吸不足)、步骤7020的EPAP₍₃₎(由于吸气流量的平稳性)、步骤7030的EPAP₍₄₎(由于M形吸气流量)、步骤7040的EPAP₍₅₎(由于吸气流量的反向椅)、步骤7050的EPAP₍₆₎(由于打鼾)。步骤7060将这五个组件添加给最低压力minEPAP。最后，在步骤7070，方法7000确保得到的CurrentEPAP的新值不超过最大值maxEPAP。换句话说，步骤7070限定CurrentEPAP新计算的值的上限至maxEPAP。方法7000然后得出结论。

除了UAO的相应测量值之外，步骤7010至7050中的每一个将以下RPT装置变量或信号中的一个或多个：呼吸流速Qr、泄漏流速Ql、当前目标通气量Vtgt、CurrentEPAP的当前值、压力支持A的量、瞬时治疗压力Pt和近期干扰模糊真值变量RecentJamming作为输入。

关于步骤7010至7050的更多细节可以在PCT专利申请PCT/AU2013/000382中找到，公布号为WO2013/152403，其全部内容通过引用并入本文。

一般来说，需要更为有力的证据表明，与EPAP的当前值相比，EPAP的上升幅度相同，因为EPAP值增加，升高的EPAP的潜在不利后果会增大。这些后果是，在给定固定的最大治疗压力的情况下，最大可能的压力支持降低，且更容易发生泄漏。随着泄漏流速的增加，计算出的呼吸流速波形的精度置信水平降低，因为随着泄漏流速幅度的增加，泄漏模式往往越不精确。

在方法7000的变型中，如果睡眠状态确定算法4328确定患者处于睡眠状态，则EPAP，currentEPAP可能不会从其当前值降低。在这样的变型中，如果睡眠状态确定算法4328确定患者处于睡眠状态，则将步骤7070以后的currentEPAP的新值与currentEPAP的先前值进行比较，如果新值小于先前值，则currentEPAP的值保持不变。在这种变型中，当确定患者处于睡眠状态时，EPAP不能降低，而是仅增加或保持不变，以便使易唤醒的人群因上气道阻力引起觉醒的机会最小化。

8.7.2.2最低压力极限调整

在压力支持通气疗法中，使用方程(3)确定的治疗压力始终大于或等于EPAP。在EPAP自动滴定的压力支持通气疗法的一些实施方式中，诸如上述一个，EPAP可能被限制在以最小值或最低压力minEPAP为下边界，及以最大值maxEPAP为上边界的范围内变化。这意味着治疗压力Pt以用作EPAP压力下限的最低压力minEPAP为下边界。在EPAP自动滴定的一些这样的实施方式中，最低压力minEPAP和最大值maxEPAP可以是在配置期间被硬编码或手动输入到RPT装置4000中的恒定值。最低压力minEPAP的典型恒定值和最大值maxEPAP分别为4和15cmH₂O。

在EPAP自动滴定的其他实施方式中，可以根据EPAP自动滴定期间的关注事件反复调整最低压力minEPAP。这种方法使用可选的最低压力minEPAP的计算过程7059在图7中进一步说明。在一些这样的实施方式中，治疗参数确定算法4329可以与EPAP的自动滴定并行地反复调整最低压力minEPAP，诸如通过过程7059。在一个这样的实施方式中，疗法参数确定算法4329根据在预定间隔Ta中发生的关注事件的数量来反复调整最低压力minEPAP。即，如果在Ta秒钟的间隔内发生了Na或更多的关注事件，则minEPAP将通过增加ΔminEPAP的增量增加。在一个这样的实施方式中，关注事件是SDB事件，诸如由如上所述的疗法引擎模块4320获得的这些量的测量值确定的吸气流量受限、呼吸暂停、呼吸不足或打鼾。在这种实施方式的一个示例中，ΔminEPAP在1cmH₂O，Na为3且Ta为2分钟时被预先确定。在其他示例中，ΔminEPAP预定为在0.2至4cmH₂O或0.5至2cmH₂O范围内的其他值。在其他示例中，Ta预定为在30秒至10分钟或1至4分钟的范围内的其他值。

在其他这些实施方式中，增量ΔminEPAP不是预定的，而是取决于EPAP的当前值。在一个这样的实施方式中，增量ΔminEPAP等于EPAP的值减去最低压力最小值minEPAP的当前值，使得最低压力minEPAP增加到EPAP的当前值。

在EPAP自动滴定的其他实施方式中，最低压力minEPAP被反复调整，关注事件是由于EPAP的自动滴定而产生的EPAP的近期增量。在这些实施方式中，如果在特定时间间隔内已经有EPAP的预定数量的增量，则反映了EPAP值低于当前的EPAP，不足以维持气道通畅的情况，因此，最低压力最小值minEPAP可以增加到当前的EPAP。在这种实施方式的一个示例中，在时间t时，EPAP为4cmH₂O，然后在时间t+3分钟后，EPAP为8.5cmH₂O，并且，从时间t开始的3分钟间隔内EPAP中的增量为10。如果增量数的阈值为9，时间间隔的阈值为5分钟，则最低压力minEPAP将被设置为当前EPAP(8.5cmH₂O)，因为在小于5分钟的间隔内已经超过9个增量。

作为上述实施方式的额外步骤，也可以考虑到EPAP的总增量。例如，如果在时间t和t+3之间的EPAP的总增量大于阈值，例如，3cmH₂O，最低压力minEPAP将被设置为当前EPAP。

在其中最低压力minEPAP为可变的EPAP自动滴定的其他实施方式中，疗法参数确定算法4329可以形成EPAP增量在与EPAP增量之间的典型间隔相比较长(例如60分钟)的分析间隔内发生处的EPAP值的分布。基于该分布的参数或非参数统计分析，可以最低压力minEPAP进行调整。图9包括示例性直方图9000，其表达EPAP增量在分析间隔(在此实例中60分钟)内发生处的EPAP值的分布。在此实例中，最低压力minEPAP可以设置成7cmH₂O，其是直方图的模式(峰值位置)。该分布的其他统计提取值可以用作最低压力minEPAP的新值，例如平均值、中位数等等。或者，可以从先前的分析间隔中“记住”最低压力minEPAP，并且新的最低压力minEPAP可以基于记住的最低压力以及分布。

minEPAP的分布分析和更新可以在整段时间中以有规律的间隔重复，例如每60分钟。例如，该分析间隔可以是从30分钟到300分钟。分布分析与最低压力minEPAP的调整之间的间隔可以是与分析间隔相同，或者是更长，或者是更短。

在一个实例中，分析了EPAP增量的分布并在每天夜间进行压力支持通气疗法之后调整了最低压力minEPAP。分析间隔是整夜，或者整夜的至少一部分，其中通过睡眠状态确定算法4328确定患者处于睡眠状态。这样的实例对于患者而言有效地是“理想的”最低压力minEPAP的夜晚至夜晚学习。这样较长的分析间隔可以以更低的泄漏水平和增大的舒适度的形式向患者提供益处。

在具有反复调整的最低压力minEPAP的EPAP自动滴定的一些实施方式中，疗效参数确定算法4329确保最低压力minEPAP始终小于或等于minEPAP_max上限，例如10cmH₂O。在其他这样的实施方式中，关于最低压力minEPAP的变量值没有这样的上限。

8.7.2.3根据睡眠状态的PI增益值的变化

由于SDB伴发失眠患者通常处于焦虑和压力升高的状态，因此他们可能特别容易被任何疗法变化扰乱。较大的压力波动在这样的患者清醒时可能是不可取的。

因此，在压力支持通气疗法的某些实施方式中，上面的PI控制方程(4)的增益值G可以根据由睡眠状态确定算法4328所确定的睡眠状态而变化。这样的过程10000在图10中示出。在10010处，诸如通过睡眠状态确定算法4328来确定睡眠状态。在10020处，基于确定的睡眠状态来调整诸如用于控制伺服通气的增益值。这可以由治疗参数确定算法4329来执行。在10030处，控制伺服通气以用诸如由治疗控制算法4330所确定的增益值对患者进行伺服通气。在一个这样的实施方式中，控制器增益值G₀的固定的原始值根据睡眠状态加权以产生实际的增益值G：

G＝睡眠状态权重×G₀(5)。

如果睡眠状态确定算法4328确定患者处于清醒状态，则睡眠状态权重将接近于0，所以伺服控制的增益值G将是相对较低的，并且压力支持A的伺服控制将是相对较慢响应的。另一方面，如果睡眠状态确定算法4328确定患者处于睡眠中，则睡眠状态权重将接近于1，所以伺服控制的增益值G将是相对较高的，因此压力支持A的伺服控制将是相对较快响应的。反之亦然，睡眠状态权重从0到1的转变可以是瞬时的或渐进的，例如经由线性或指数函数。

8.7.2.4压力支持通气疗法的适应

如上所述，SDB伴发失眠患者通常不能耐受常规的呼吸压力疗法。这部分是因为失眠患者通常对于睡眠焦虑或在各方面都焦虑，此外可能不会将他们的状况与呼吸障碍联系起来。因此，可能需要专门的“适应疗法”来帮助患者耐受呼吸压力疗法。以前的SDB伴发失眠患者的适应途径包括对患者接头和疗法压力的脱敏、克服厌恶情绪反应的行为疗法、将患者注意力从患者接口或压力感受中转移出来的心理图像、以及白天睡眠期间的压力支持通气疗法的生理暴露(“PAP-NAP”)。

在本技术的一种形式中，适应疗法包括一段时间的“定速呼吸”。定速呼吸包括使用压力支持通气来以患者有好感的响应方式使患者的呼吸朝“最佳的”呼吸速率减慢，以使得该疗法是良好地耐受的。确定的是慢定速呼吸可以是平静的，特别是在易过度活跃的患者中，诸如SDB伴发失眠患者。

这样的过程11000在图11中示出。在11010处，RPT装置控制患者的定速呼吸的应用。这可以通过疗法参数确定算法4329和疗法控制算法4330来执行。在11020处，向患者提供生物反馈。这也可以通过疗法参数确定算法4329和疗法控制算法4330来执行。

例如，一段时间的定速呼吸通常开始于如上所述的压力支持通气疗法的导入期，在此期间从上述的呼吸流速Qras估算患者的自主吸气时间Ti和呼气时间Te。该估算的相位Φ在方程(3)中用于用“平滑且舒适的”压力波形模板Ⅱ(Φ)(诸如图8中示出的压力波形模板)计算治疗压力Pt。

在导入期之后，疗法参数确定算法4329设定当前的临时呼吸速率目标。此临时的呼吸速率目标的倒数(目标呼吸时间tgtTtot)可以以与自主吸气时间Ti和呼气时间Te相同的比例划分成目标吸气时间tgtTi和目标呼气时间tgtTe。经由相对于目标吸气时间tgtTi和呼气时间tgtTe的逝去时间，使用如上所述估算的相位Φ，使用“平滑且舒适的”压力波形模板Ⅱ(Φ)继续进行压力支持通气疗法。这导致“平滑且舒适的”的治疗压力Pt促进了患者吸气时间Ti和呼气时间Te与目标吸气时间tgtTi和目标呼气时间tgtTe相匹配。然而，因为当呼吸流量下降到循环阈值以下时，将相位Φ设定成0.5(从而使呼吸机循环)，并且当呼吸流量升高到触发阈值以上时，将相位Φ设定成0(从而触发呼吸机)，所以患者的自主呼吸努力设定了触发和循环时刻。循环阈值在一次呼吸内是流速对时间的一般递增函数。不同的临时呼吸速率目标具有不同的循环阈值函数，从而随着患者的呼吸速率趋向于该临时呼吸速率目标而使得更容易循环。类似地，该触发阈值在一次呼吸内是流速对时间的一般递减函数。不同的临时呼吸速率目标具有不同的触发阈值函数，从而随着患者的呼吸速率趋向于该临时呼吸速率目标而使得更容易触发。

作为延长患者呼吸时间Ttot从而减慢呼吸速率的额外措施，如果患者的呼吸速率大于该临时呼吸速率目标，则增大压力支持A。这趋向于导致潮气量的增大，因此为了维持恒定的通气而减慢呼吸速率。压力支持增大的幅度可以是该临时呼吸速率目标与患者的当前呼吸速率之差的函数。该临时呼吸速率目标可以响应于患者的呼吸速率朝该当前的临时呼吸速率目标减慢而周期地减小，直到达到最佳的呼吸速率。最佳的呼吸速率的一个实例是每分钟6次呼吸。自主呼吸速率的突然增大(诸如发生在觉醒期间)会导致减小临时呼吸速率目标的进程被中止，并且会导致定速呼吸在预定间隔后再次开始。

定速呼吸的一些实施方式可以提供一种确认信号，改信号在患者达到最佳的呼吸速率时以不干扰到床伴的方式指示给患者。在这样的实施方式中，为了帮助患者进入或返回到睡眠，该伴随的不干扰伴侣的确认信号可以是非视觉的和非听觉的，诸如经由对治疗压力Pt的暂时性修改。在一个实例中，将几乎不可辨别的软压力“碰撞”添加到治疗压力Pt、目标吸气时间tgtTi和目标呼气时间tgtTe。另一个实例是在亚声频率下经由空气回路在患者接口3000内输送的压力振荡。这样的压力振荡以能被面部机械感受器感知但不被听到的幅度来输送。

定速呼吸可以与匹配于临时呼吸速率目标的生物反馈相结合，以进一步改进其减慢呼吸的有效性。该生物反馈可以采取视觉或听觉的形式，诸如平静的场景视觉化(例如花绽放或具有颜色变化的背光)或安静的声音(例如波动)，从而可以进一步促进患者的呼吸减慢到该临时呼吸速率目标。该生物反馈可以经由本地外部装置4288提供，该外部装置4288经由本地网络4284与RPT装置4000进行通信。适合于此目的的本地外部装置4288可以是个人计算机、“智能手机”、平板计算机、投影仪、“智能手表”、网络电视或“智能眼镜”。

有效的适应疗法还可以用作对清醒患者进行定期的白天“镇静”治疗，同时对患者进行调理并本身产生镇静的益处。有效的适应疗法还可以作为压力支持通气疗法的放松前奏，并且/或者如果在压力支持通气疗法期间发生觉醒作为镇静措施可能对于SDB伴发失眠患者也是有用的。在这样的实施方式中，适应疗法可以被调用对于患者进入或返回到睡眠足够长的预定持续时间(诸如30分钟)。或者，一旦睡眠状态算法4328确定患者已经睡着就可以终止适应疗法并开始压力支持通气疗法。一旦睡眠状态算法4328确定患者已经觉醒就可以终止压力支持通气疗法并重新开始适应疗法。

更进一步的替代方案是对于RPT装置4000终止适应疗法并在从患者1000接收到命令时开始压力支持通气疗法。在此替代方案的一种实施方式中，命令是通过启动形成RPT装置4000的用户输入装置4220的一部分的手动控制来发出的。在此替代方案的其他实施方式中，命令可以是由患者发出的声音，诸如口声(例如话语声或嗡嗡声)、拍手声或点击声。用于接收这样的命令的音频传感器可以形成RPT装置4000的换能器4270的一部分。或者，该音频传感器可以定位在本地外部装置4288上，该本地外部装置4288经由本地网络4284与RPT装置4000进行通信。在一种进一步的实施方式中，在对患者的放松较少干扰的情况下，命令可以是经由换能器4270感测的患者自愿呼吸动作或呼吸模式。这样的呼吸动作可能是，例如大叹息、短暂呼吸暂停/呼吸不足、一段连续的短暂呼吸暂停/呼吸不足、或以不连贯方式的重复快速的周期性阵发性吸气/呼气等等。

8.8术语表

为了本技术公开内容的目的，在本技术的某些形式中，可以应用以下定义中的一个或多个。在本技术的其他形式中，可以应用替代性定义。

8.8.1通用

空气：在本技术的某些形式中，空气可以是意指大气，并且在本技术的其他形式中，空气可以是意指可呼吸气体的某些其他相结合，例如富含氧气的大气。

呼吸压力疗法(RPT)：在相对于大气通常为正的治疗压力下将空气供应应用于气道的入口。

持续气道正压(CPAP)疗法：其中治疗压力经过患者的呼吸周期近似恒定的呼吸压力疗法。在CPAP疗法的某些形式中，气道入口处的压力在呼气期间将略高，并且在吸气期间将略低。在某些形式中，压力将在患者的呼吸周期之间变化，例如响应于检测到部分上气道阻塞的指示而增大，并且在没有部分上气道阻塞的指示的情况下减小。

自动正气道压力(APAP)疗法：其中治疗压力为可自动调节的CPAP疗法，例如从呼吸到呼吸(在最小和最大限度之间)，这取决于SDB事件的指示的存在或不存在。

失眠：入睡和睡眠保持的问题或持续时间超过一个月并导致功能性损伤的无恢复精神效果之睡眠。观察到两种失眠：

(i)睡眠开始性失眠：难以入睡；

(ii)睡眠维持性失眠：在夜间频繁的觉醒或早醒。

过度觉醒：增大的心理和生理的紧张状态，具有如下后果，如降低的疼痛耐受性、焦虑、惊恐反应夸大、失眠、疲劳以及个性特质加强。

创伤后应激障碍(PTSD)：暴露于极端创伤性压力或事件以后特征性症状的发展。特征性症状包括创伤性事件的持续再次体验(闪回)、与创伤相关刺激的持续避免以及增大的觉醒的持续症状。所有症状必须持续超过一个月并导致临床上显著的痛苦或受损的功能。创伤后应激障碍是常见的，在没有干预的情况下通常不会缓解，并且会导致高水平的功能损伤和健康保健成本。包括强奸和身体袭击的暴力犯罪、战斗暴露和自然灾难是构成创伤性事件的实例，这些创伤性事件可能涉及对自身或其他人的完整性的威胁并可能伴随着强烈的害怕、无助感或恐惧。PTSD的社区患病率估计值从1％变化到10％，而其在报告的人际暴力受害者(20％到30％)和战斗退伍军人(15％到30％)中具有更高的估计值。

坚持的：继续进行治疗。

依从的：继续进行治疗持续一段延长的时间。

8.8.2呼吸周期

呼吸暂停：根据一些定义，当流量下降到预定的阈值以下持续一段时间(例如10秒)时呼说明吸暂停已经发生。当即使患者努力，气道的一些阻塞也不允许空气流动时，说明阻塞性呼吸暂停已经发生。当尽管气道是通畅的，但是由于呼吸努力的减少或不存在呼吸努力而检测到呼吸暂停时，说明中枢性呼吸暂停已经发生。当呼吸努力的减少或不存在与阻塞的气道同时发生时，说明混合性呼吸暂停已经发生。

呼吸速率：患者的自主呼吸的速率，其通常以每分钟呼吸次数来测量。

占空比：吸气时间(Ti)与总呼吸时间(Ttot)的比值。

努力(呼吸)：由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：从呼气流量开始到吸气流量开始的时间段。

流量受限：在患者努力的增大不会引起流速的相应增大的情况下，患者的呼吸中事务的状态。在流量受限在呼吸循环的吸气部分期间发生的情况下，可以将其描述为吸气流量受限。在流量受限在呼吸循环的呼气部分期间发生的情况下，可以将其描述为呼气流量受限。

流量受限的吸气波形的类型：

(i)平稳的：具有一个上升随后是一个相对平坦的部分，随后是一个下降。

(ii)M状的：具有两个局部峰，一个在前缘处，并且一个在后缘处，以及两个峰之间的一个相对平坦的部分。

(iii)椅状的：具有一个单局部峰，该峰处于前缘处，随后是一个相对平坦的部分。

(iv)反向椅状的：具有一个相对平坦的部分，随后是单局部峰，该峰位于后缘处。

呼吸不足：根据以些定义，呼吸不足是流量的降低而不是流量的停止。在一种形式中，当流量降低到阈值以下持续存在一段时间时，说明呼吸不足已经发生。当由于呼吸努力的减少而检测到呼吸不足时，说明中枢性呼吸不足已经发生。在成年人的一种形式中，以下的任一种均可以看做是呼吸不足：

(i)患者呼吸减少30％持续至少10秒加相关的4％去饱和；或者

(ii)患者呼吸减少(但小于50％)持续至少10秒，伴随相关的至少3％的去饱和或觉醒。

呼吸过度：流量增大到高于正常的水平。

呼吸周期的吸气部分：从吸气流量开始到呼气流量开始的时间段被当做呼吸循环的吸气部分。

通畅(气道)：气道被打开的程度或气道是打开的程度。通畅的气道是打开的。气道通畅可以被量化，例如用值一(1)表示开放的和值零(0)表示封闭的(阻塞的)。

呼气末正压(PEEP)：存在于呼气末的肺中的高于大气压的压力。

峰值流速(Qpeak)：呼吸气流波形的吸气部分期间的流量的最大值。

呼吸干扰指数(RDI)：呼吸暂停-呼吸不足指数加RERA指数。

呼吸事件相关的觉醒(RERA)：持续至少10秒的呼吸序列，其特征在于当呼吸顺序不满足呼吸暂停或呼吸不足的标准时，增大呼吸努力或者使流速波形的吸气部分变平滑导致从睡眠中觉醒。

呼吸流速、患者气流速率、呼吸气流速率(Qr)：这些同义的术语可以理解成指代RPT装置对呼吸气流速率的估计，相对于“真实的呼吸流速”或“真实的呼吸空气流速”，其是由患者所经历的实际的呼吸流速并通常以每分钟的升数表达。

潮气量(Vt)：当不施加额外的努力时，在正常呼吸期间吸入或呼出的空气体积。

吸气(吸入)时间(Ti)：呼吸流速波形的吸气部分的持续时间。

呼气(呼出)时间(Te)：呼吸流量波形的呼气部位的持续时间。

呼吸(总)时间(Ttot)：呼吸流速波形的一个吸气部分的开始与呼吸流速波形的随后吸气部分的开始之间的总持续时间。

典型的近期通气量：在其周围通气量Vent的近期值在一些预定的时间范围内趋于集群的值，也就是通气量的近期值的中心趋势的测量值。

上气道阻塞(UAO)：包括部分的和全部的上气道阻塞两者。这可以与流量受限的状态相关联，其中流速仅略微地增大或者随着上气道的压力差增大甚至可以减小(Starling电阻器行为)。

上气道阻力综合症(UARS)：UARS的一个直接的情况包括所有三个以下的标准：(1)增大的食道压力(呼吸努力)偏差；(2)与EEG(脑电图)觉醒相关联；以及(3)具有过度嗜睡的客观标准。UARS未被普遍认为是明显的综合征，而是合并在呼吸努力相关的觉醒(RERA)的分类下。

通气量(Vent)：由患者的呼吸系统所交换的气体总量的测量值。通气量的测量值可以包括吸气和呼气流量(每单位时间)的一者或两者。当表达为每分钟的体积时，此量通常被称为“每分钟通气量”。每分钟通气量有时简单地作为体积给出，并理解成是每分钟的体积。

8.8.3 RPT装置参数

流速(或流量)：每单位时间输送的空气的体积(或质量)。流速可以指代瞬时的量。虽然流速和通气量具有相同的每单位时间体积或质量的尺度，但是流速在短得多的时间周期内测量。在一些情况下，对流速的引用将是对标量的引用，即仅具有大小的量。在其他情况下，对流速的引用将是对矢量的引用，即具有大小和方向两者的量。在其被称为有符号的量的情况下，流速对于患者的呼吸周期的吸气部分可以标称地是正的，因此其对于患者的呼吸周期的呼气部分可以标称地是负的。流速将以符号Q给出。总流速(Qt)是空气离开RPT装置的流速。排气流速(Qv)是空气离开通气口以允许呼出的气体冲洗的流速。泄漏流速(Ql)是来自患者接口系统或其他地方的泄漏的流速。呼吸流速(Qr)是接收到患者的呼吸系统中的空气的流速。

泄漏：意想不到的空气流。在一个实例中，泄露可能会因面罩与患者的面部之间不完全密封而发生。在另一实例中，泄漏可能发生在到周围环境的旋转弯头中。

压力：每单位面积的力。压力可以在单位范围中测量，这些单位包括cmH₂O、g-f/cm²、百帕斯卡。1cmH₂O等于1g-f/cm²并且大约是0.98百帕斯卡。在此说明书中，除非另有说明，压力以cmH₂O为单位给出。患者接口中的压力以符号Pm给出，而治疗压力表示在当前时间瞬间由面罩压力Pm实现的目标值，并且以符号Pt给出。

8.8.4用于呼吸机的术语

自适应伺服呼吸机(ASV)：具有可变的而不是固定的目标通气量的伺服呼吸机。可以从患者的一些特征(例如患者的呼吸特征)中获知可变的目标通气量。

备用速率：呼吸机的参数，其确定呼吸机将输送到患者的最小呼吸速率(通常以每分钟呼吸次数)，如果不是由自主呼吸努力以别的方式触发的话。

循环的：呼吸机的吸气阶段的终止。当呼吸机向自主呼吸的患者输送呼吸时，在呼吸周期的吸气部分的末期处，呼吸机循环以停止输送呼吸。

呼气正气道压力(EPAP)：将呼吸内变化的压力加到其中以产生呼吸机在给定时间将尝试达到的期望面罩压力的基础压力。

末端呼气压力(EEP)：呼吸机在呼吸的呼气部分的末期将尝试达到的期望面罩压力。如果压力波形模板Ⅱ(Φ)在呼气的末期处为零，即Ⅱ(Φ)＝0当Φ＝1转时，EEP等于EPAP。

吸气正气道压力(IPAP)：呼吸机在呼吸的吸气部分期间将尝试达到的最大期望面罩压力。

压力支持：指示呼吸机吸气期间的压力随着呼吸机呼气期间的压力增加的数字，其通常意味着吸气期间的最大值与基础压力(例如，PS＝IPAP-EPAP)之间的压力差值。在一些情况下，压力支持意味着呼吸机目标上要达到的而不是其实际上达到的差值。

伺服呼吸机：测量患者通气量的呼吸机，其具有目标通气量并调节压力支持的水平以使患者通气量达到目标通气量。

自主的/定时的(S/T)：呼吸机或其他装置的模式，其尝试检测自主呼吸患者的呼吸的起始。然而，如果该装置在预定时间周期内不能检测到呼吸，则该装置将自动地开始输送呼吸。

波动：与压力支持等同的术语。

触发的：当呼吸机向自主呼吸的患者输送呼吸的空气时，其被认为在通过患者的努力在呼吸周期的呼吸部分的起始处被触发这样做。

典型的近期通气量：典型的近期通气量Vtyp是在其周围通气量的近期测量值在一些预定时间范围趋于集群的值，也就是近期历史上通气量的测量值的中心趋势的测量值。

呼吸机：向患者提供压力支持以执行一些或全部呼吸工作的机械装置。

8.8.5呼吸系统的解剖

隔膜：跨越肋架的底部延伸的一片肌肉。隔膜将包含心脏、肺和肋骨的胸腔与腹腔分隔开。当隔膜收缩时，胸腔的体积增加并且将空气吸入肺中。

喉部：喉部或喉头容纳声带并将咽部的下侧部分(下咽部)与气管连接。

肺：人类的呼吸器官。肺的导管区包含气管、支气管、细支气管以及末端细支气管。呼吸区包含呼吸细支气管、肺泡管和肺泡。

鼻腔：鼻腔(或鼻窝)是面部中间的鼻子上方和后方的较大的空气填充的空间。鼻腔由称为鼻中隔的垂直翅片分成两部分。鼻腔侧面上是三个水平的长颈，称为鼻甲(conchae)(单数的“鼻甲(concha)”)或鼻甲骨。向鼻腔前部的是鼻子，而后部经由鼻后孔融合到鼻咽中。

咽部：直接位于鼻腔下侧(下面)并位于食道和喉部上侧的咽喉部分。咽部常规上划分成三个部分：鼻咽部(上咽部)(咽部的鼻部分)、口咽部(中咽部)(咽部的口部分)和喉咽(下咽部)。

8.8.6数学术语

在本技术的许多地方使用了模糊逻辑。以下函数用于表示模糊隶属函数，其在[0,1]范围中输出“模糊真值”，0表示模糊假的而1表示模糊真的：

FuzzyMember(ActualQuantity,ReferenceQuantity1,FuzzyTruthValueAtReferenceQuantity1,ReferenceQuantity2,FuzzyTruthValueAtReferenceQuantity2,...,ReferenceQuantityN,FuzzyTruthValueAtReferenceQuantityN)

将模糊隶属函数定义为

其中

f_j是模糊真值，并且x和x_j是实数。

除了将这些f_k值解释为实数而不是模糊真值之外，将函数“Interp”定义成与“FuzzyMember”相同。

模糊真值的模糊“或”是这些值的最大值；模糊真值的模糊“与”是这些值的最小值。这些将由两个或多个模糊真值的函数FuzzyOr和FuzzyAnd表示。应当理解的是这些模糊操作的其他典型的定义将在本技术中类似地运作。

具有时间常数τ的“朝向零的指数衰减”意味着在时刻t＝T处开始的任何衰减周期期间，衰减量V的值由给出。

8.9其他备注

除非上下文以其他方式明确地规定并且在提供值范围的情况下，否则应当理解的是在该范围的上限和下限之间到下限单位的十分之一的每个插入的值，和在该陈述的范围中的任何其他陈述的或插入的值都涵盖在本技术范围内。这些插入范围的上限和下限可以独立地包括在插入范围中，其也涵盖在本技术范围内，在陈述的范围中受到任何明确地排除的限制。在陈述的范围包括这些限制的一者或两者的情况下，在本技术中也包括排除这些被包括的限制的任一者或两者的范围。

此外，在如本技术的一部分所实施那样在本文中陈述一个值或多个值的情况下，应当理解的是除非另有说明，否则可以将这样的值近似，并且这样的值可以以实践的技术实施方式可以允许或要求它达到的程度用于任何合适的有效数字。

除非另有定义，本文中使用的所有技术和科学的术语具有与此技术所属领域的普通技术人员通常理解的相同的含义。尽管与本文中所描述的那些相似或等同的任何方法和材料也可以用在本技术的实践或测试中，但是本文中描述了有限数量的示例性方法和材料。

当将特定的材料确定为优选地用于构成组件时，可以使用具有相似特性的明显的替代性材料作为替代物。此外，除非有相反的规定，否则本文中所描述的任何和所有组件应当理解成能够被制造，并且同样地可以一起或分开地制造。

必须注意的是如本文中和所附权利要求中所使用，除非上下文另有明确地规定，否则单数的形式“一(a)”、“一个(an)”和“该”包括其复数的对应词。

本文中提及的所有出版物通过引用并入以公开内容并描述作为这些出版物主题的方法和/或材料。仅对于其在本申请的申请日之前的公开内容提供本文中所讨论的出版物。本文中的任何内容都不得解释为承认本技术无权借助于先前的发明来提前发布这样的出版物。进而，所提供的出版物的日期可以不同于实际的出版日期，而这可能需要独立地进行确认。

这些术语"包含(comprises)"和"包含(comprising)"应当解释为以非排他性方式指代元件、组件或步骤，从而表明所指代的元件、组件或步骤可以存在，或利用，或与没有明确指代的其他元件、组件或步骤相结合。

详细的说明书描述中使用的主题标题仅仅是为了便于阅读者的参考而包括，而不应当用于限制整个公开内容或权利要求书中发现的主旨。主题标题不应当用于解释权利要求书或权利要求限制的范围。

虽然已经参考特定的实施例描述了本技术，但是应当理解的是这些实施例仅仅是本技术的原理和应用的示例性说明。在一些情况下，术语和符号可以暗示对实践本技术不需要的特定细节。例如，尽管可以使用这些术语“第一”和“第二”，但是除非另有规定，否则它们并不旨在表示任何顺序而是可能用于在不同的元件之间做出区分。此外，虽然可以按顺序描述或说明一套方法中的过程步骤，但是不需要这样的排序。本领域中的技术人员将认识到，可以修改这样的排序并且/或者可以同时地或甚至同步地进行其各个方面。

因此，应当理解的是可以对说明性实施例进行许多修改，并且在不脱离本技术的精神和范围的情况下可以设计出其他布置。

8.10参考标记表

患者 1000

患者接口 3000

密封成型结构 3100

增压室 3200

结构 3300

通气孔 3400

连接端口 3600

前额支架 3700

RPT装置4000

外部壳体 4010

上部 4012

部分 4014

板件 4015

底架 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

压力生成器 4140

鼓风机 4142

电机 4144

抗溢流止回阀 4160

空气回路 4170

补充氧气 4180

电气组件 4200

PCBA 4202

电力供应件 4210

输入装置 4220

中央控制器 4230

时钟 4232

疗法装置控制器 4240

保护电路 4250

存储器 4260

换能器 4270

压力传感器 4272

流速传感器 4274

电机速度换能器 4276

数据通信接口 4280

远程外部通信网络 4282

本地网络 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

通气孔流速估计算法 4314

泄漏流速估计算法 4316

呼吸流速估计算法 4318

干扰检测算法 4319

疗法引擎模块 4320

相位确定算法 4321

波形确定 4322

通气量确定算法 4323

吸气流量受限确定算法 4324

呼吸暂停/呼吸不足确定算法4325

打鼾确定算法 4326

目标通气量确定算法 4327

睡眠状态确定算法 4328

疗法参数确定算法 4329

疗法控制算法 4330

加湿器 5000

方法 7000

步骤 7010

步骤 7020

步骤 7030

步骤 7040

步骤 7050

过程 7059

步骤 7060

步骤 7070

实例直方图 9000

过程 10000

步骤 10010

步骤 10020

步骤 10030

过程 11000

步骤 11010

步骤 11020

9引用的参考文献

Krakow B,Ulibarri VA,Romero EA.《夜间服用用于睡眠的处方药物的患有抗治疗性失眠的患者：诊断和治疗变量的回顾性评估(Patients With Treatment-ResistantInsomnia Taking Nightly Prescription Medications for Sleep：A RetrospectiveAssessment of Diagnostic and Treatment Variables)》.《临床精神病学杂志初级保健伴侣》，2010：12(4)。

Claims

1.一种设备，其包括：

压力生成器，其配置成经由空气回路上的患者接口在高于大气压的可控治疗压力下将空气流输送至患者的气道；和

控制器，其配置成：

控制所述空气流的所述治疗压力从而将定速呼吸施加到所述患者的所述气道，以及

控制向所述患者提供生物反馈，其中所述生物反馈与所述定速呼吸的临时呼吸速率目标相匹配。

2.根据权利要求1所述的装置，其进一步包括用户输入装置，所述用户输入装置包括手动控制。

3.根据权利要求2所述的装置，其中所述控制器进一步配置成在激活所述手动控制时终止所述定速呼吸和所述生物反馈。

4.根据权利要求1所述的装置，其进一步包括音频传感器。

5.根据权利要求4所述的装置，其中所述控制器进一步配置成在所述音频传感器检测到预定的声音时终止所述定速呼吸和所述生物反馈。

6.根据权利要求1所述的装置，其进一步包括数据通信接口，所述控制器通过所述数据通信接口配置成与本地外部装置进行通信。

7.根据权利要求6所述的装置，其中所述控制器配置成控制所述本地外部装置向所述患者提供所述生物反馈。

8.根据权利要求6所述的装置，其中所述控制器进一步配置成从所述本地外部装置中接收音频信号。

9.根据权利要求8所述的装置，其中所述控制器进一步配置成在检测到所述音频信号中的预定的声音时终止所述定速呼吸和所述生物反馈。

10.一种在控制器中用于控制为压力支持通气疗法配置的呼吸压力疗法装置的方法，所述方法包括：

确定对用于控制所述呼吸压力疗法装置以产生定速呼吸的压力的控制变化，以及

控制产生生物反馈，其中所述生物反馈与所述定速呼吸的临时呼吸速率目标相匹配。

11.根据权利要求10所述的方法，其中所述生物反馈是听觉和视觉形式中的一种或多种。

12.根据权利要求10至11中任一项所述的方法，其进一步包括在接收到患者的命令时终止所述定速呼吸。

13.根据权利要求12所述的方法，其中所述命令是激活手动控制。

14.根据权利要求12所述的方法，其中所述命令是由所述患者发出的声音。

15.根据权利要求12所述的方法，其中所述命令是所述患者的自愿呼吸动作。

16.一种控制伺服呼吸机以治疗患者的SDB伴发过度觉醒病症的方法，所述方法包括：

控制伺服呼吸机以使用伺服通气控制增益值对所述患者进行伺服通气，以及

确定所述患者的睡眠状态，

其中所述伺服通气控制增益值根据所述确定的睡眠状态而变化。

17.根据权利要求16所述的方法，其中所述伺服通气控制增益值当将所述患者确定成处于清醒状态时是相对较低的，并且所述伺服通气控制增益值当将所述患者确定成处于睡眠状态时是相对较高的。

18.一种SDB伴发过度觉醒治疗设备，其包括：

控制器，其配置成：

控制所述空气流的所述治疗压力从而使用伺服通气控制增益值对所述患者进行伺服通气；以及

确定所述患者的睡眠状态，