CN116367773A - 患者接口 - Google Patents

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CN116367773A
CN116367773A CN202180071284.1A CN202180071284A CN116367773A CN 116367773 A CN116367773 A CN 116367773A CN 202180071284 A CN202180071284 A CN 202180071284A CN 116367773 A CN116367773 A CN 116367773A
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CN
China
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patient
patient interface
pressure
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air
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M·K·瓦利亚姆巴斯
X·R·埃斯皮诺萨
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Rysmay Asia Private Ltd
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Rysmay Asia Private Ltd
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Abstract

一种患者接口，包括用于监测、诊断和/或治疗患者的一个或多个电子部件，该一个或多个电子部件设置在该患者接口的充气室、密封形成结构以及定位和稳定结构中的一个或多个之中或之上；其中该患者接口包括用于对该一个或多个电子部件供电的电力系统和/或可与该电力系统通信。

Description

患者接口
相关申请的交叉引用
本申请要求2020年10月22日提交的新加坡专利申请第10202010467U号的权益，其全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本技术涉及呼吸相关障碍的筛查、诊断、监测、治疗、预防和改善中的一者或多者。本技术还涉及医疗装置或设备及其用途。
背景技术
人类呼吸系统及其障碍
人体的呼吸系统促进气体交换。鼻和嘴形成患者的气道入口。
气道包括一系列分支管，当分支气管穿透更深入肺部时，其变得更窄、更短且更多。肺部的主要功能是气体交换，从而允许氧气从吸入空气进入静脉血并以相反方向排出二氧化碳。气管分成左主支气管和右主支气管，它们最终再分成端部细支气管。支气管构成导气管，并且不参与气体交换。气道的进一步分支通向呼吸细支气管，并最终通向肺泡。肺的肺泡区域是发生气体交换的地方，称为呼吸区。参见2012年由John B.West,LippincottWilliams&Wilkins出版的《呼吸系统生理学(Respiratory Physiology)》，第9版。
存在一系列呼吸障碍。某些障碍可以以特定事件为特征，例如呼吸暂停、呼吸不足和呼吸过度。
呼吸障碍的实例包括阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)、潮式呼吸(CSR)、呼吸功能不全、肥胖通气不良综合征(OHS)、慢性阻塞性肺病(COPD)、神经肌肉疾病(NMD)和胸壁障碍。
阻塞性睡眠呼吸中止症(OSA)是一种睡眠呼吸障碍(SDB)形式，其特征在于包括上气道在睡眠期间的闭塞或阻塞的事件。其起因于睡眠期间异常小的上气道和肌肉张力在舌、软腭及后口咽壁的区域中的正常损失的组合。这种病症导致受影响的患者停止呼吸，持续时间通常为30至120秒，有时每晚200次至300次。这常常导致过度日间嗜睡，并可导致心血管疾病和脑损伤。并发症状为常见障碍，尤其在中年超重男性中，但是受到影响的人可能并未意识到这个问题。参见美国专利第4,944,310号(Sullivan)。
潮式呼吸(CSR)是另一种形式的睡眠呼吸障碍。CSR是一种患者呼吸控制系统的障碍，其中存在通气量增加和减少的节律性交替周期，称为CSR周期。CSR的特征在于动脉血的重复性缺氧和复氧。由于重复性氧不足，所以CSR有可能是有害的。在一些患者中，CSR与睡眠中的反复唤醒有关，这会导致严重的睡眠中断、交感神经活动增加和后负荷增加。参见美国专利第6,532,959号(Berthon-Jones)。
呼吸衰竭是呼吸障碍的总称，其中肺部无法吸入足够的氧气或呼出足够的CO2以满足患者的需求。呼吸衰竭可涵盖以下障碍中的一些或全部。
患有呼吸功能不全(呼吸衰竭的一种形式)的患者在运动时可能会出现异常的呼吸急促。
肥胖通气不良综合征(OHS)定义为在缺乏其他已知的低通气原因的情况下，严重肥胖和清醒的慢性高碳酸血症的结合。症状包括呼吸困难、晨起头痛和过度日间嗜睡。
慢性阻塞性肺疾病(COPD)涵盖具有某些共同特征的一组下气道疾病中的任何一种。这些症状包括对空气运动的阻力增加、呼吸的呼气期延长，以及肺部正常弹性的丧失。COPD的实例为肺气肿和慢性支气管炎。COPD由慢性吸烟(主要危险因素)、职业暴露、空气污染和遗传因素引起。症状包括：劳力性呼吸困难、慢性咳嗽和产生痰液。
神经肌肉疾病(NMD)是一个广泛的术语，其涵盖直接通过内在肌肉病理学或间接通过神经病理学损害肌肉功能的许多疾病和病痛。一些NMD患者的特征是进行性肌肉损伤，导致丧失行走能力、坐轮椅、吞咽困难、呼吸肌无力，并最终因呼吸衰竭而死亡。神经肌肉障碍可分为快速进行性和慢进行性：(i)快速进行性障碍：特征在于肌肉损伤历经数月恶化，且在几年内导致死亡(例如，青少年中的肌萎缩性侧索硬化(ALS)和杜氏肌肉营养不良症(DMD)；(ii)可变或慢进行性障碍：特征在于肌肉损伤历经数年恶化，且仅轻微缩短预期寿命(例如，肢带型、面肩肱型和强直性肌肉营养不良症)。NMD的呼吸衰竭的症状包括：渐增的全身虚弱、吞咽困难、运动中和休息时呼吸困难、疲惫、嗜睡、晨起头痛，以及注意力难以集中和情绪变化。
胸壁障碍是一组胸部畸形，导致呼吸肌和胸腔之间的耦合效率低下。这些障碍通常特征在于限制性缺陷，并且具有长期高碳酸血症性呼吸衰竭的可能。脊柱侧凸和/或脊柱后侧凸可引起严重的呼吸衰竭。呼吸衰竭的症状包括：运动中呼吸困难、外周水肿、端坐呼吸、反复胸部感染、晨起头痛、疲惫、睡眠质量差以及食欲不振。
已经使用一系列治疗来治疗或改善此类病状。此外，其他健康个体可利用此类治疗来预防出现呼吸障碍。然而，这些治疗具有许多缺点。
治疗
各种呼吸疗法，诸如持续气道正压通气(CPAP)疗法、无创通气(NIV)、侵入式通气(IV)和高流量疗法(HFT)已经用于治疗上述呼吸障碍中的一种或多种。
呼吸压力治疗
呼吸压力疗法是以受控的目标压力向气道入口供应空气，该受控的目标压力在整个患者的呼吸循环中相对于大气名义上是正的(与例如罐式通气机或导管式通气机的负压治疗相反)。
持续气道正压通气(CPAP)治疗已被用于治疗阻塞性睡眠呼吸中止症(OSA)。作用机制是连续气道正压通气充当气动夹板，并且可以诸如通过向前并远离后口咽壁推挤软腭和舌来防止上气道闭塞。通过CPAP治疗的OSA的治疗可以是自愿的，因此如果患者发现用于提供此类治疗的装置为：不舒适、难以使用、昂贵和不美观中的任何一者或多者，则患者可选择不依从治疗。
无创通气(NIV)通过上气道向患者提供通气支持以帮助患者呼吸和/或通过完成呼吸功中的一些或全部来维持身体内适当的氧水平。通气支持经由无创患者接口提供。NIV已用于治疗CSR和呼吸衰竭，其呈诸如OHS、COPD、NMD和胸壁障碍的形式。在一些形式中，可以改善这些治疗的舒适性和有效性。
无创通气(IV)为不能够自己有效呼吸的患者提供通气支持，并且可以使用气切管提供。在一些形式中，可以改善这些治疗的舒适性和有效性。
流动疗法
并非所有的呼吸疗法都旨在输送规定的治疗压力。一些呼吸疗法旨在通过在目标持续时间内输送吸气流量曲线(可能叠加在正基线压力上)来输送规定的呼吸体积。在其他情况下，到患者气道的接口是“打开的”(未密封的)，并且呼吸疗法可仅向患者自身的自主呼吸补充经调节或富集的气体的流。在一个实例中，高流量治疗(HFT)是以在整个呼吸周期中大致保持恒定的“治疗流量”通过未密封或打开的患者接口向气道入口提供连续的、加热的、加湿的空气流。该治疗流量被标称地设定为超过该患者的峰值吸气流量。HFT已经用于治疗OSA、CSR、呼吸衰竭、COPD和其他呼吸系统疾病。一种作用机制是气道入口处的高流速空气通过从患者的解剖死区冲洗或冲掉呼出的CO2来提高通气效率。因此，HFT有时被称为死区疗法(deadspace therapy)(DST手术)。其他益处可包括升高的温暖和湿润度(可能在分泌物管理中有益)以及适当升高气道压力的可能性。作为恒定流量的替代，治疗流量可以遵循在呼吸周期中变化的曲线。
流疗法的另一种形式是长期氧疗(LTOT)或补充氧疗。医生可以以指定的氧气浓度(环境空气中的氧气分数的21％至100％)以指定的流速(例如，每分钟1升(LPM)、2LPM、3LPM等)开出连续的富氧空气流，以输送至患者的气道。
补充氧气
对于某些患者，通过向加压空气流添加补充氧，氧疗法可以与呼吸压力疗法或HFT组合。当在呼吸压力治疗中加入氧时，这被称为具有补充氧的RPT。当向HFT中加入氧时，所得疗法称为具有补充氧的HFT。
呼吸治疗系统
这些呼吸疗法可以由呼吸疗法系统或装置提供。此类系统和装置也可以用于筛查、诊断、或监测病症而不治疗它。
呼吸治疗系统可以包括呼吸压力治疗装置(RPT装置)、空气回路、湿化器、患者接口、氧气源和数据管理。
患者接口
患者接口可用于将呼吸设备接合到其佩戴者，例如通过向气道的入口提供空气流。空气流可以经由面罩提供到患者鼻和/或嘴里、经由管提供到嘴里，或经由气切管提供到患者的气管中。根据所应用的疗法，患者接口可以例如与患者面部的区域形成密封，以便于以与环境压力有足够差异的压力输送气体以实现治疗，例如以相对于环境压力约10cmH2O的正压。对于其他形式的治疗，诸如氧气输送，患者接口可以不包括足以将约10cmH2O的正压的气体输送到向气道的密封。对于诸如鼻HFT的流动疗法，患者接口配置为对鼻孔吹气，但是具体地避免完全密封。这种患者接口的一个实例是鼻插管。
某些其他面罩系统可能在功能上不适用于本领域。例如，纯装饰面罩可能不能维持适当的压力。用于水下游泳或潜水的面罩系统可以被配置为防止来自外部较高压力的水进入，但不将内部空气维持在高于环境的压力。
某些面罩对于本技术在临床上可能是不利的，例如在它们阻挡气流通过鼻子并且仅允许它通过嘴部的情况下。
如果某些面罩要求患者将一部分面罩结构插入他们的嘴中以通过其嘴唇产生并保持密封，则对于本技术可能是不舒服的或不切实际的。
某些面罩可能对于在睡眠时使用是不能实现的，例如在头在枕头上侧卧在床上睡眠时。
患者接口的设计提出了许多挑战。面部具有复杂的三维形状。鼻和头的大小和形状在不同个体之间有很大不同。由于头部包括骨、软骨和软组织，面部的不同区域对机械力的响应不同。下颌或下颌骨可以相对于头骨的其他骨架支撑件移动。整个头部可以在呼吸疗法时间段的过程中移动。
由于这些挑战，一些面罩存在一种或多种问题，即突兀、不美观、价格昂贵、不贴合、难以使用和不舒适，尤其是当长时间佩戴时或当患者不熟悉某个系统时。错误尺寸的面罩可能导致降低的顺应性、降低的舒适度和较差的患者结果。仅设计用于飞行员的面罩、设计成为个人防护设备的一部分的面罩(例如过滤面罩)、SCUBA面罩，或设计用于施加麻醉剂的面罩对于其原始应用是可以接受的，但是对于长时期(例如几个小时)佩戴，此类面罩却没有理想的那么舒适。这种不适可能导致患者对治疗的依从性降低。如果在睡眠期间佩戴面罩，则这更是如此。
假设患者依从治疗，则CPAP治疗对治疗某些呼吸障碍非常有效。如果面罩不舒服或难以使用，患者可能会不遵从治疗。由于通常建议患者定期清洗他们的面罩，因此如果面罩难以清洁(例如难以组装或拆卸)，则患者可能无法清洁他们的面罩，这可能影响患者的依从性。
虽然用于其他应用(例如飞行员)的面罩可能不适合用于治疗睡眠呼吸障碍，但是设计用于治疗睡眠呼吸障碍的面罩可能适合用于其他应用。
由于这些原因，用于在睡眠期间输送CPAP的患者接口形成了不同的领域。
密封形成结构
患者接口可以包括密封形成结构。由于其与患者的面部直接接触，因此密封形成结构的形状和配置可能会直接影响患者接口的有效性和舒适性。
根据密封形成结构在使用时与面部接合的设计意图，可以部分地表征患者接口。在一种形式的患者接口中，密封形成结构可以包括在左鼻孔周围形成密封的第一子部分和在右鼻孔周围形成密封的第二子部分。在一种形式的患者接口中，密封形成结构可以包括在使用时围绕两个鼻孔的单个元件。这种单个元件可以设计成例如覆盖面部的上唇区域和鼻梁区域。在一种形式的患者接口中，密封形成结构可以包括在使用中围绕嘴部区域的元件，例如通过在面部的下唇区域上形成密封。在一种形式的患者接口中，密封形成结构可以包括在使用时围绕两个鼻孔和嘴部区域的单个元件。这些不同类型的患者接口可以由其制造商以各种名称来命名，包括鼻罩、全面罩、鼻枕、鼻扑和口鼻罩。
例如，由于患者面部的不同形状、结构、可变性和敏感性区域，在患者面部的一个区域中可能有效的密封形成结构在另一区域中可能是不合适的。例如，覆盖患者前额的游泳护目镜上的密封件可能不适于在患者鼻子上使用。
某些密封形成结构可以被设计用于批量制造，使得一种设计可以对于大范围的不同面部形状和尺寸来说是适合、舒适和有效的。在患者面部的形状和大规模制造的患者接口的密封形成结构之间存在不匹配的程度上，一个或两个必须适应以形成密封。
一种类型的密封形成结构围绕患者接口的周边延伸，并且当力被施加到患者接口，同时密封形成部分与患者面部面对接合时，所述密封形成结构旨在抵靠患者面部进行密封。密封形成结构可以包括空气或流体填充垫，或者由弹性体(例如橡胶)制成的弹性密封元件的模制或成形表面。对于这种类型的密封形成结构，如果配合不充分，则在密封形成结构和面部之间将存在间隙，并且将需要额外的力来迫使患者接口抵靠面部以实现密封。
另一种类型的密封形成结构包括位于面罩周边附近的薄材料的片状密封件，以便当在面罩内施加正压时提供对患者面部的自密封作用。与先前类型的密封形成部分类似，如果面部和面罩之间的匹配不好，则可能需要额外的力来实现密封，否则面罩可能泄露。此外，如果密封形成结构的形状与患者的形状不匹配，则其在使用中可能会起皱或弯曲，从而引起泄漏。
另一种类型的密封形成结构可以包括摩擦配合元件，例如用于插入鼻孔中，然而一些患者觉得这些元件不舒适。
另一种形式的密封形成结构可以使用粘合剂来实现密封。一些患者可能发现经常在其面部涂敷和去除粘合剂是不方便的。
在转让给瑞思迈有限公司(ResMed Limited)的以下专利申请中公开了一系列患者接口密封形成结构技术：WO 1998/004,310；WO 2006/074,513；WO 2010/135,785。
一种形式的鼻枕在由Puritan Bennett制造的亚当回路(Adam Circuit)中发现。另一种鼻枕或鼻扑是转让给泰科公司(Puritan-Bennett Corporation)的美国专利4,782,832(Trimble等人)的主题。
瑞思迈有限公司已经制造了结合鼻枕的以下产品：SWIFTTM鼻枕面罩、SWIFTTM II鼻枕面罩、SWIFTTM LT鼻枕面罩、SWIFTTM FX鼻枕面罩和MIRAGE LIBERTYTM全面罩。转让给瑞思迈有限公司的以下专利申请描述了鼻枕面罩的实例：国际专利申请WO2004/073,778(尤其描述了瑞思迈有限公司SWIFTTM鼻枕的各个方面)、美国专利申请2009/0044808(尤其描述了瑞思迈有限公司SWIFTTM LT鼻枕的各个方面)；国际专利申请WO 2005/063,328和WO2006/130,903(尤其描述了瑞思迈有限公司MIRAGE LIBERTYTM全面罩的各个方面)；国际专利申请WO 2009/052,560(尤其描述了瑞思迈有限公司SWIFTTM FX鼻枕的各个方面)。
定位稳定
用于正气压治疗的患者接口的密封形成结构受到要破坏密封的气压的相应的力。因此，已经使用了多种技术来定位密封形成结构，并使其与面部的适当部分保持密封关系。
一种技术是使用粘合剂。参见例如美国专利申请公开US 2010/0000534。然而，粘合剂的使用对于一些人可能是不舒服的。
另一种技术是使用一个或多个带和/或稳定线束。许多此类线束存在不合适、庞大、不舒服和使用不便中的一种或多种的困扰。
呼吸压力治疗(RPT)装置
呼吸压力治疗(RPT)装置可单独使用或作为系统的一部分使用以递送上述多种治疗中的一种或多种，例如通过操作所述装置以生成用于递送至气道接口的空气流。气流可以是压力控制的(用于呼吸压力治疗)或流量控制的(用于诸如HFT的流量治疗)。因此,RPT装置也可用作流动治疗装置。RPT装置的实例包括CPAP装置和呼吸机。
气压发生器在一系列应用中是已知的，例如工业规模的通风系统。然而，用于医疗应用的气压发生器具有更普遍的气压发生器无法满足的特殊要求，例如医疗装置的可靠性、尺寸和重量要求。此外，甚至设计用于医疗的装置也可能遭受缺点，与舒适性、噪音、易用性、功效、尺寸、重量、可制造性、成本和可靠性中的一者或多者相关。
某些RPT装置的特殊要求的一个实例是声学噪声。
现有RPT装置的噪声输出水平表(仅一个样本，使用ISO 3744中规定的测试方法在10cmH2O的CPAP模式下测量)。
RPT装置名称 A加权的声压级别dB(A) 年(大约)
C系列TangoTM 31.9 2007
带湿化器的C系列TangoTM 33.1 2007
S8 EscapeTM II 30.5 2005
带H4iTM湿化器的S8 EscapeTM II 31.1 2005
S9 AutoSetTM 26.5 2010
带H5i湿化器的S9 AutoSetTM 28.6 2010
一种已知的用于治疗睡眠呼吸障碍的RPT装置是由瑞思迈(ResMed)公司制造的S9睡眠治疗系统。RPT装置的另一个实例是呼吸机。如ResMed StellarTM成人和儿童系列呼吸机等的呼吸机可以为一系列患者提供有创和无创非依赖性通气支持，用于治疗多种病症，如但不限于NMD、OHS和COPD。
ResMed EliséeTM150呼吸机和ResMed VS IIITM呼吸机可为适用于成人或儿科患者的有创和无创依赖性通气提供支持，以治疗多种病症。这些呼吸机提供具有单肢回路或双肢回路的容量换气模式和气压换气模式。RPT装置通常包括压力发生器，诸如马达驱动的鼓风机或压缩气体贮存器，并且被配置为向患者的气道供应空气流。在一些情况下，可以将空气流以正压提供给患者的气道。RPT装置的出口经由空气回路连接至诸如上述那些的患者接口。
可以为装置的设计者提供无限数量的选择。设计标准经常冲突，这意味着某些设计选择远离常规或不可避免。此外，某些方面的舒适性和功效可能对一个或多个参数的微小细微变化高度敏感。
空气回路
空气回路是导管或管，其被构造和布置成在使用中允许空气流在诸如RPT装置和患者接口的呼吸治疗系统的两个部件之间行进。在一些情况下，可具有用于吸气和呼气的空气回路的独立分支。在其他情况下，单个分支空气回路用于吸气和呼气。
湿化器
输送没有湿化的空气流可能导致气道干燥。使用具有RPT装置和患者接口的湿化器产生湿化气体，使鼻黏膜的干燥最小化并增加患者气道舒适度。另外，在较冷的气候下，通常施加到患者接口内和周围的面部区域的暖空气比冷空气更舒适。
一系列人工增湿装置和系统是已知的，然而它们可能无法满足医用湿化器的专业要求。
医用湿化器用于在需要时相对于环境空气增加空气流的湿度和/或温度，通常在患者可能睡觉或休息的地方(例如在医院)。床边放置的医用湿化器可以是小型的。医用湿化器可以被配置为仅湿化和/或加热输送到患者的空气流，而不湿化和/或加热患者的周围环境。例如，基于房间的系统(例如桑拿浴室、空调或蒸发冷却器)也可以对患者吸入的空气进行加湿，然而这些系统也会对整个房间进行加湿和/或加热，这可能对居住者造成不适。此外，医用湿化器可以具有比工业湿化器更严格的安全约束。
虽然许多医用湿化器是已知的，但它们可能有一个或多个缺点。有些医用湿化器可能提供不充分的增湿，有些则很难或不方便患者使用。
氧气源
本领域的专家已经认识到，对呼吸衰竭患者的锻炼提供了长期的益处，其减缓了疾病的进展，改善了生活质量并延长了患者的寿命。然而，大多数固定形式的锻炼,如跑步机和固定自行车,对于这些患者来说太费力。结果，长期以来认识到对移动性的需要。直到最近，通过使用安装在带有小车轮的推车上的小型压缩氧气罐或气瓶来促进这种移动性。这些罐的缺点是它们含有有限量的氧气并且是重的，在安装时重约50磅。
氧气浓缩器已经使用了大约50年，为呼吸治疗提供氧气。传统的氧气浓缩器体积大且笨重，使得普通的流动活动变得困难和不切实际。近来，制造大型固定式氧浓缩器的公司开始开发便携式氧气浓缩器(POC)。POC的优点是它们可以产生理论上无限的氧气供应。为了使这些装置的移动性小，需要用于生产富氧气体的各种系统被冷凝。POC寻求尽可能有效地利用其产生的氧，以最小化重量、尺寸和功耗。这可以通过以一系列脉冲或“推注”的形式输送氧气来实现，每次推注的时间与吸入的开始时间一致。这种治疗模式被称为脉冲氧气输送(POD)或需求模式，与传统的连续流动输送相比，更适合于固定式氧气浓缩器。
数据管理
可能存在获得数据以确定开具呼吸治疗处方的患者是否“依从”的临床原因，例如患者已经根据一个或多个“依从性规则”使用了他们的RPT装置。CPAP治疗的依从规则的一个实例是为了认为患者是依从性的，要求患者使用RPT装置，每晚至少四小时，持续至少21或30个连续天。为了确定患者的依从性，RPT装置的提供者诸如健康护理提供者可手动获得描述使用RPT装置进行患者治疗的数据，计算在预定时间段内的使用并且与依从规则相比较。一旦健康护理提供者已确定患者已根据依从规则使用其RPT装置，健康护理提供者就可以告知患者依从的第三部分。
患者治疗存在可得益于治疗数据与第三部分或外部系统的通信的其他方面。例如，具有如指示对患者的治疗效果的数据和/或指示患者接口的功能的数据的性能数据将是有用的，以使得能够对治疗进行更大的控制。
通信并管理此类数据的现有方法可能是以下一种或多种：昂贵的、耗时的且容易出错的。
通气口技术
一些形式的治疗系统可以包括通气口以允许冲洗呼出的二氧化碳。通气口可以允许气体从患者接口的内部空间(例如，充气室)流动到患者接口的外部(例如，流到周围环境)。
该通气口可以包括孔口并且在面罩的使用中气体可以流动穿过孔口。许多此类通气口有噪声。其他的可能在使用时阻塞，从而提供不足的冲洗。一些通气口可能会干扰患者1000的床伴1100的睡眠，例如通过噪声或集中的气流。
ResmedLimited开发了许多改进的面罩通气技术。参见国际专利申请公开号WO1998/034,665；国际专利申请公开号WO 2000/078,381；美国专利号6,581,594；美国专利申请公开号US 2009/0050156；美国专利申请公开号2009/0044808。
现有面罩的噪声表(ISO 17510-2:2007，1m处10cmH2O的压力)
Figure BDA0004184366590000081
Figure BDA0004184366590000091
(仅一个样本，使用ISO 3744中规定的测试方法以CPAP模式在10cmH2O下测量)。
下面列出了各种物体的声压值
Figure BDA0004184366590000092
筛查、诊断和监测系统
多导睡眠图(PSG)是用于诊断和监测心肺疾病的常规系统，并且通常涉及临床专家来应用该系统。PSG通常涉及在患者身上放置15至20个接触传感器，以便记录各种身体信号，例如脑电图(EEG)、心电图(ECG)、眼电图(EOG)、肌电图(EMG)等。用于睡眠呼吸障碍的PSG涉及在诊所对患者进行两晚的观察，一晚进行纯粹的诊断，第二晚由临床医生对治疗参数进行滴定。因此，PSG是昂贵和不方便的。特别地，其不适合于睡眠障碍性呼吸的家庭筛查/诊断/监测。
筛查和诊断一般描述从病症的体征和症状鉴定病症。筛查通常给出真/假结果，表明患者的SDB是否严重到足以保证进一步研究，而诊断可以产生临床上可操作的信息。筛查和诊断趋于一次性过程，而监测病情进展可以无限期地持续。一些筛查/诊断系统仅适用于筛查/诊断，而一些也可用于监测。
临床专家可能能够根据视觉观察到的PSG信号充分筛查、诊断或监测患者。然而，存在临床专家可能不可用或者临床专家可能负担不起的情况。不同的临床专家可能对患者的病症有不同意见。此外，给定的临床专家可能在不同时间应用不同的标准。
发明内容
本技术旨在提供用于筛查、诊断、监测、改善、治疗或预防呼吸障碍的医疗装置，其具有改善的舒适性、成本、功效、易用性和可制造性中的一者或多者。
本技术的第一方面涉及用于筛查、诊断、监测、改善、治疗或预防呼吸障碍的设备。
本技术的另一方面涉及用于筛查、诊断、监测、改善、治疗或预防呼吸障碍的方法。
本技术的某些形式的一个方面是用于提供改善患者对呼吸疗法的依从性的方法和/或设备。
本技术的一种形式包括患者接口，该患者接口包括用于监测、诊断和/或治疗患者的一个或多个电子部件，该一个或多个电子部件设置在该患者接口的充气室、密封形成结构以及定位和稳定结构中的一个或多个之中或之上；其中该患者接口包括用于对该一个或多个电子部件供电的电力系统和/或可与该电力系统通信。
在本技术的一些形式中，患者接口包括：充气室，该充气室可加压至高于环境气压至少4cmH2O的治疗压力，所述充气室包括充气室入口端口，该充气室入口端口的大小和结构被设计成用于接收处于该治疗压力下的空气流以供患者呼吸；密封形成结构，该密封形成结构被构造和布置为与患者面部的围绕患者气道入口的区域形成密封，所述密封形成结构中具有孔，使得处于所述治疗压力下的空气流被输送到患者鼻孔的至少一个入口，该密封形成结构被构造和布置为在使用中在该患者的整个呼吸周期中维持充气室中的所述治疗压力；定位和稳定结构，该定位和稳定结构用于提供将密封形成结构保持在患者头部上的治疗有效位置的力；以及用于监测、诊断和/或治疗患者的一个或多个电子部件，该一个或多个电子部件设置在充气室、密封形成结构以及定位和稳定结构中的一个或多个之中或之上；其中该患者接口包括用于对该一个或多个电子部件供电的电力系统和/或可与该电力系统通信。
在一种形式中，该电力系统包括能量收集系统，该能量收集系统用于将在患者接口的使用过程中生成的能量转换为电能，以便为该一个或多个电子部件供电。能量收集系统可以直接向一个或多个电子部件提供电力和/或对这样做的如电池或电容器的电能存储装置充电。因此，可以减少或甚至消除对单独的电源或再充电机构的需求。
例如，在患者接口的使用过程中生成的能量可以是以下中的一个或多个：由呼吸生成的或在呼吸期间生成的机械能；由患者运动生成的机械能；来自患者接口内气流的机械能；以及来自患者皮肤和/或来自呼出空气的热能。
在本技术的一种形式中，能量收集系统包括定位在患者接口的气流路径中的至少一个能量收集装置。例如，这可以被定位在患者接口的进气口处，例如在充气室入口端口内，或者邻近充气室入口端口并且在充气室内。
该至少一个能量收集装置可以包括涡轮发电机。涡轮发电机可以包括转子，该转子包括多个涡轮叶片和围绕转子的周边设置的多个磁体。在一些形式中，涡轮发电机包括容纳多个线圈的密封定子组件，定子组件围绕转子设置。
该至少一个能量收集装置可以包括涡轮发电机。涡轮发电机可以包括转子，该转子包括多个涡轮叶片和朝向涡轮叶片的基部定位的多个磁体。在一些形式中，定子线圈可嵌入转子绕其旋转的固定轴内。
在一些形式中，将磁体定位在涡轮叶片的基部附近可以产生低的转子惯性(例如，与将磁体的质量朝向涡轮叶片的周边定位相比)。这可以允许涡轮叶片甚至在相对低的气流下也能旋转。
能量收集系统可以替代地或附加地包括至少一个压电薄膜。例如，至少一个所述压电薄膜可以附着到充气室和/或密封形成结构和/或定位和稳定结构，或者设置在充气室和/或密封形成结构和/或定位和稳定结构内。
能量收集系统可以替代地或附加地包括至少一个热电发电机(TEG)模块。
例如，至少一个TEG模块可以设置在定位和稳定结构内。该至少一个TEG模块可以被布置为接触患者的皮肤。
在另一实例中，至少一个TEG模块被布置为使得所述TEG模块的第一表面暴露于充气室的内部，并且与第一表面相对的第二表面暴露于周围环境。
在本技术的一些形式中，电力系统包括被配置为对电能存储装置充电的外部充电电路。
例如，外部充电电路可以是呼吸压力治疗装置的部件，该呼吸压力治疗装置被配置为将空气流输送到充气室。在一些形式中，外部充电电路可经由并入连接呼吸压力治疗装置和充气室的空气回路之中或之上的一根或多根电缆连接到电能存储装置。
在本技术的一些形式中，一个或多个电子部件包括一个或多个传感器和/或一个或多个致动器。
在一些形式中，至少一个传感器和/或至少一个致动器可以在定位和稳定结构的外表面处部分地暴露于周围环境；和/或在定位和稳定结构的患者接触表面处部分地暴露，以便在使用中接触患者的皮肤。
在一些形式中，至少一个传感器和/或至少一个致动器至少部分地嵌入在定位和稳定结构的外层和患者接触层之间。
在本技术的一些形式中，至少一个传感器和/或至少一个致动器包括至少部分地由一个或多个导电线和/或一个或多个导电墨迹线形成的电路。
在本技术的一些形式中，一个或多个电子部件包括无线通信接口，用于将数据从一个或多个传感器发送到一个或多个外部计算装置，和/或用于在一个或多个致动器处从一个或多个外部计算装置接收数据。
例如，一个或多个传感器和/或一个或多个致动器可以包括以下中的一个或多个：加速度计；陀螺仪；湿度传感器；温度传感器；麦克风；照相机；脉搏血氧计；EEG传感器；EMG传感器；EOG传感器；触摸传感器；振动装置；以及音频输出装置。
本技术的一种形式的另一方面是患者接口，患者接口被模制或以其他方式构造成具有与预期穿戴者的周边形状互补的周边形状。
本技术的一种形式的一个方面为一种制造设备的方法。
本技术的某些形式的一个方面是易于使用的医疗装置，例如针对于没有医疗训练的人，具有笨拙、视力受限的人或在使用该类型的医疗装置中具有有限经验的人。
本技术的一种形式的一个方面是便携式RPT装置，该便携式RPT装置可由人(例如，人的家里的人)携带。
本技术的一种形式的一个方面是患者接口，患者接口可以在患者家里，例如，在肥皂水中清洗，而不需要专门的清洁设备。本技术的一种形式的一个方面是湿化器罐，该湿化器罐可以在患者的家里，例如，在肥皂水中洗涤，而不需要专门的清洁设备。
所描述的方法、系统、装置和设备可以被实现以改善处理器的功能，所述处理器例如是专用计算机、呼吸监测器和/或呼吸治疗设备的处理器。此外，所描述的方法、系统、装置和设备可以在包括例如睡眠呼吸障碍的呼吸状况的自动管理、监测和/或治疗的技术领域中提供改进。
本技术的一种形式的另一方面包括患者接口，该患者接口包括：充气室，该充气室可加压至高于环境空气压力至少4cmH2O的治疗压力，所述充气室包括充气室入口端口，该充气室入口端口的大小和结构被设计成用于接收处于该治疗压力下的空气流以供患者呼吸；密封形成结构，该密封形成结构被构造和布置为与该患者面部的围绕该患者气道入口的区域形成密封，所述密封形成结构中具有孔，使得处于所述治疗压力下的空气流被输送到该患者鼻孔的至少一个入口，该密封形成结构被构造和布置为在使用中在该患者的整个呼吸周期中维持该充气室中的所述治疗压力；定位和稳定结构，该定位和稳定结构用于提供将密封形成结构保持在患者头部上的治疗有效位置的力；以及电力系统，该电力系统用于将在该患者接口的使用过程中生成的能量转换成用于对该患者接口的至少一部分供电的转换的电能，其中在患者接口的使用过程中生成的能量是以下中的一个或多个：由呼吸生成的或在呼吸期间生成的机械能；由患者运动生成的机械能；来自患者接口内气流的机械能；以及来自患者皮肤和/或呼出空气的热能。
在一些形式中，电力系统向患者接口的至少一部分提供DC电压。
在一些形式中：a)患者接口的至少一部分是电能存储装置，该电能存储装置电连接到电力系统并且被配置为向电力系统提供电能；b)电力系统被配置为将转换的电能提供给蓄电装置以对电能存储装置再充电；c)外部充电电路电连接到电能存储装置，并且被配置为向电能存储装置提供电能；d)该患者接口的该至少一部分还包括用于监测、诊断和/或治疗患者的一个或多个电子部件；e)一个或多个电子部件直接从电力系统接收电能；和/或f)一个或多个电子部件直接从电能存储装置接收电能。
在一些形式中，患者接口的至少一部分还包括用于监测、诊断和/或治疗患者的一个或多个电子部件，该一个或多个电子部件设置在充气室、密封形成结构以及定位和稳定结构中的一个或多个之中或之上。
在一些形式中：a)至少一个能量收集装置包括涡轮发电机；b)涡轮发电机包括转子，该转子包括多个涡轮叶片和围绕转子的周边设置的多个磁体；c)涡轮发电机包括容纳多个线圈的密封定子组件，定子组件围绕转子设置；d)该密封定子组件还包括多个线轴，该多个线圈缠绕在该多个线轴周围；e)多个线轴中的线轴数量等于多个磁体中的磁体数量；f)涡轮发电机定位在患者接口的进气口中，在使用中位于患者的上游；和/或g)涡轮发电机定位在患者接口的排气口中，在使用中位于患者的下游。
在一些形式中：a)至少一个能量收集系统包括至少一个压电薄膜；b)至少一个所述压电薄膜附着到该充气室和/或该密封形成结构和/或该定位和稳定结构，或者设置在该充气室和/或该密封形成结构和/或该定位和稳定结构内；c)所述压电薄膜是传感器，并且被配置为通过感测振动和/或噪声来测量患者打鼾；d)压电薄膜定位在患者接口的进气口中，在使用中位于患者的上游；e)压电薄膜定位在患者接口的排气口中，在使用中位于患者的下游；f)至少一个压电薄膜被夹在定位和稳定结构的层之间；和/或g)至少一个压电薄膜被配置为由于定位和稳定结构中的移动而弯曲。
在一些形式中：a)至少一个能量收集系统包括至少一个热电发电机(TEG)模块；b)至少一个TEG模块至少部分地暴露并且被布置为接触患者的皮肤；c)将至少一个TEG模块设置在定位和稳定结构内；d)至少一个TEG模块被布置为使得所述TEG模块的第一表面暴露于充气室的内部，并且与第一表面相对的第二表面暴露于周围环境。
当然，这些方面的一部分可以形成本技术的子方面。子方面和/或方面中的各个方面可以各种方式进行组合，并且还构成本技术的其他方面或子方面。
考虑到以下详细描述、摘要、附图和权利要求书中包含的信息，本技术的其他特征将变得显而易见。
附图说明
本技术在附图的各图中以举例而非限制的方式例示，附图中的相似参考数字指代相似元件，包括：
呼吸治疗系统
图1A示出了包括患者1000的系统，该患者佩戴鼻枕形式的患者接口3000，该患者接口接收来自RPT装置4000的正压空气供应。来自RPT装置4000的空气在湿化器5000中进行加湿，并沿着空气回路4170传递到患者1000。还示出了床伴1100。患者以仰卧睡姿睡眠。
图1B示出了包括患者1000的系统，该患者佩戴鼻罩形式的患者接口3000，该患者接口接收来自RPT装置4000的正压空气供应。来自RPT装置的空气在湿化器5000中湿化，并沿着空气回路4170传送至患者1000。
图1C示出了包括患者1000的系统，该患者佩戴全面罩形式的患者接口3000，该患者接口接收来自RPT装置4000的正压空气供应。来自RPT装置的空气在湿化器5000中湿化，并沿着空气回路4170传送至患者1000。患者以侧卧睡姿睡眠。
呼吸系统和面部解剖结构
图2A示出了包括鼻腔室和口腔、喉、声带、食道、气管、支气管、肺、肺泡囊、心脏和膈膜的人类呼吸系统的概略图。
图2B示出了包括鼻腔室、鼻骨、鼻外软骨、鼻翼大软骨、鼻孔、上唇、下唇、喉、硬腭、软腭、口咽、舌、会厌、声带、食道和气管的人类上气道的视图。
图2C是具有标识的若干个表面解剖学特征的面部的前视图，包括上唇、上唇红、下唇红、下唇、嘴宽、内眦、鼻翼、鼻唇沟和口角。还标示了上、下、径向向内和径向向外的方向。
图2D是具有标识的若干个表面解剖学特征的头部的侧视图，包括眉间、鼻梁点、鼻突点、鼻中隔下点、上唇、下唇、颏上点、鼻脊、鼻翼顶点、耳上基点和耳下基点。还标示了上下以及前后方向。
图2E是头部的另一侧视图。标示了法兰克福水平面和鼻唇角的大致位置。还标示了冠状面。
图2F示出了具有标识的若干个特征的鼻部的底部视图，包括鼻唇沟、下唇、上唇红、鼻孔、鼻中隔下点、鼻小柱、鼻突点、鼻孔长轴和中央矢状平面。
图2G示出了鼻部表层特征的侧视图。
图2H示出了鼻部的皮下结构，包括外侧软骨、中隔软骨、鼻翼大软骨、鼻翼小软骨、籽状软骨、鼻骨、表皮、脂肪组织、上颌骨额突和纤维脂肪组织。
图2I示出了鼻部从中央矢状平面起大约有几毫米的内侧解剖图，除其他事项以外还示出了中隔软骨和鼻翼大软骨的内侧脚。
图2J示出了包括额骨、鼻骨和颧骨的颅骨的前视图。也标示了鼻甲骨，以及上颌骨和下颌骨。
图2K示出了具有头部表面轮廓以及几块肌肉的头骨的侧视图。示出了如下骨：额骨、蝶骨、鼻骨、颧骨、上颌骨、下颌骨、顶骨、颞骨和枕骨。还标示了颏隆凸。示出了如下肌肉：二腹肌、嚼肌、胸锁乳突肌和斜方肌。
图2L示出了鼻部的前外侧视图。
患者接口
图3A示出了根据本技术的一种形式的呈鼻罩形式的患者接口。
图3B示出了在一点处通过结构的截面的示意图。指示了在点处的向外法线。在该点处的曲率具有正号，并且当与图3C所示的曲率幅度相比时具有相对大的幅度。
图3C示出了在一点处通过结构的横截面的示意图。指示了在点处的向外法线。在该点处的曲率具有正号，并且当与图3B所示的曲率幅度相比时具有相对小的幅度。
图3D示出了在一点处通过结构的横截面的示意图。指示了在点处的向外法线。在点处的曲率具有零值。
图3E示出了在一点处通过结构的截面的示意图。指示了在点处的向外法线。在该点处的曲率具有负号，并且当与图3F所示的曲率幅度相比时具有相对小的幅度。
图3F示出了在一点处通过结构的横截面的示意图。指示了在点处的向外法线。在该点处的曲率具有负号，并且当与图3E所示的曲率幅度相比时具有相对大的幅度。
图3G示出了用于包括两个枕的面罩的衬垫。示出了衬垫的外表面。示出了表面的边缘。示出了拱顶和鞍形区域。
图3H示出了用于面罩的衬垫。示出了衬垫的外表面。示出了表面的边缘。指示了点A和B之间的表面上的路径。指示了A和B之间的直线距离。指示了两个鞍状区域和一个圆顶区域。
图3I示出了在表面上具有一维孔的结构的表面。图示的平面曲线形成了一维孔的边界。
图3J示出了穿过图3I的结构的截面。所示的表面在图3I的结构中限定二维孔。
图3K示出了图3I的结构的透视图，包括二维孔和一维孔。还示出了在图3I的结构中限定二维孔的表面。
图3L示出了具有作为衬垫的可充气气囊的面罩。
图3M示出了穿过图3L的面罩的截面，并且示出了气囊的内表面。所述内表面界定所述面具中的二维孔。所述内表面界定所述面具中的二维孔。
图3N示出了穿过图3L的面罩的另一横截面。还标示了内表面。
图3O示出了左手规则。
图3P示出了右手规则。
图3Q示出了左耳，包括左耳螺旋。
图3R示出了右耳，包括右耳螺旋。
图3S示出了右手螺旋。
图3T示出了面罩的视图，包括在面罩的不同区域中由密封膜的边缘限定的空间曲线的扭转的符号。
图3U示出了充气室3200的视图，示出了矢状平面和中间接触平面。
图3V示出了图3U的充气室的后部的视图。该视图的方向垂直于中间接触平面。该视图的方向垂直于中间接触平面。图3V中的矢状面将充气室分成左侧和右侧。
图3W示出了穿过图3V的充气室的横截面，所述横截面是在图3V所示的矢状平面处截取的。示出了“中间接触”平面。示出了“中间接触”平面。该中间接触平面垂直于该矢状平面。中间接触平面的定向对应于弦3210的定向，该弦3210位于矢状平面上并且刚好在矢状平面上的两点接触气动室的衬垫：上点3220和下点3230。根据该区域中衬垫的几何形状，中间接触平面可以是在上点和下点处的切线。
图3X示出了图3U的充气室3200在面部上使用的位置。当充气室处于使用位置时，充气室3200的矢状面通常与面部的中矢状面重合。当充气室处于使用位置时，中间接触平面通常对应于“面部平面”。在图3X中，充气室3200是鼻罩的充气室，并且上点3220大致位于鼻根上，而下点3230位于上唇上。
图3Y示出了根据本技术的一种形式的呈鼻插管形式的患者接口。
图4描绘了根据本技术的实例的患者接口的上部透视图。
图5描绘了根据本技术的实例的患者接口的前透视图。
图6A描绘了由患者佩戴的根据本技术的实例的患者接口的前透视图。
图6B描绘了由患者佩戴的根据本技术的实例的患者接口的前视图。
图7A示出了根据本技术的一种形式的患者接口位于患者头部的第一使用位置中的定位和稳定结构。
图7B示出了图7A的定位和稳定结构，其作为患者接口的一部分处于患者头部的第二使用位置。
图8是穿过图7A的定位和稳定结构的一部分的示意性截面图。
图9A是包括多个电子模块的患者接口的框图，这些电子模块由外部充电电路充电的可再充电电池供电。
图9B是用于向图9A的患者接口的电子部件供电的第一布置的示意图。
图9C是用于向图9A的患者接口的电子部件供电的第二布置的示意图。
图9D是用于向图9A的患者接口的电子部件供电的第三布置的示意图。
图10是包括由能量收集系统供电的多个电子模块的患者接口的框图。
图11A是用于患者接口的能量收集装置的实例的分解图。
图11B是示出了图11A的能量收集装置的各种部件的另一视图。
图11C是部分组装的能量收集装置的平面图。
图11D是完全组装形式的能量收集装置的平面图。
图11E是转子的替代实例的前视图。
图12A示出了来自具有结合在其中的基于压电薄膜的能量收集装置的患者接口的第一系列电压信号。
图12B示出了来自具有结合在其中的基于压电薄膜的能量收集装置的患者接口的第二系列电压信号。
RPT装置
图13A示出了根据本技术的一种形式的RPT装置。
图13B是根据本技术的一种形式的RPT装置的气动路径的示意图。参考鼓风机和患者接口来指示上游和下游的方向。该鼓风机被定义为该患者接口的上游并且该患者接口被定义为该鼓风机的下游，而不管在任何特定时刻的实际流动方向。位于鼓风机和患者接口之间的气动路径内的物品在鼓风机的下游和患者接口的上游。
图13C示出了根据本技术的一种形式的RPT装置的电气部件的示意图。
图13D示出了在根据本技术的一种形式的RPT装置中实施的算法的示意图。
图13E是示出了根据本技术的一种形式由图13D的治疗引擎模块执行的方法的流程图。
湿化器
图14A示出了根据本技术的一种形式的湿化器的等距视图。
图14B示出了根据本技术的一种形式的湿化器的等距视图，示出了从湿化器贮存器底座5130移除的湿化器贮存器5110。
图14C示出了根据本技术的一种形式的湿化器的示意图。
具体实施方式
在更进一步详细描述本技术之前，应当理解的是本技术并不限于本文所描述的特定示例，本文描述的特定示例可改变。还应当理解的是本发明内容中使用的术语仅是为了描述本文所描述的特定示例的目的，并不意图进行限制。
提供与可共有一个或多个共同特点和/或特征的各种示例有关的以下描述。应该理解的是任何一个示例的一个或更多个特征可以与另一个示例或其他示例的一个或多个特征组合。另外，在示例的任一项中，任何单个特征或特征的组合可以组成另外的示例。
治疗
在一种形式中，本技术包括一种用于治疗呼吸障碍的方法，该方法包括向患者1000的气道入口施加正压。
在本技术的某些实例中，通过一个或两个鼻孔向患者的鼻腔通道提供正压空气供应。
在本技术的某些实例中，限定、限制或阻止口呼吸。
呼吸治疗系统
在一种形式中，本技术包括用于治疗呼吸障碍的呼吸疗法系统。所述呼吸治疗系统可包括RPT装置4000，其用于经由空气回路4170和患者接口3000或6000向患者1000供应空气流。
患者接口
根据本技术的一个方面的非侵入式患者接口3000包括以下功能方面：密封形成结构3100、充气室3200、定位和稳定结构3300、通气口3400、用于连接到空气回路4170的一种形式的连接端口3600，以及前额支架3700。在一些形式中，可通过一个或多个物理部件来提供功能方面。在一些形式中，一个物理部件可提供一个或多个功能方面。在使用中，密封形成结构3100布置成围绕患者气道的入口，以便在患者1000的气道入口处保持正压。密封的患者接口3000因此适合于正压疗法的输送。这种患者接口3000的一个实例在图3A中示出。
图4和图5描绘了根据本技术的另一实例的患者接口3000。患者接口3000包括连接到充气室3200的密封形成结构3100。充气室3200可以设有一个或多个通气口3400。
图4和图5的患者接口3000可以包括定位和稳定结构3300，其包括导管3301。导管3301用于两个目的：1)在使用期间将患者接口3000定位和稳定在患者头部上的治疗有效位置，以及2)向充气室3200提供加压的可呼吸气体。这样，导管3301可以由柔性的、生物相容的材料构成，并且也可以形成中空结构。导管3301可以用夹子3303连接到充气室3200，以在其间提供气动连接。导管3301还可以包括绑带连接器3302，以连接到在使用中从患者头部后面穿过的绑带(未示出)。导管3301还可以包括柔性部分3304，其为导管3301提供柔性以适应不同尺寸和形状的患者头部。患者接口3000包括用于连接去耦结构3500的弯管连接器3305。弯管连接器3305可以是中空的，以允许来自导管3301的气体穿过去耦结构3500，穿过弯管连接器3305并进入导管3301。
在一种形式中，患者接口3000包括至少一个去耦结构3500，例如旋轴或球窝。去耦结构3500可以是弯管的形式。去耦结构3500可以包括连接到空气回路4170的旋轴和连接到患者接口3000的患者接口连接器(未示出)。患者接口连接器可以允许去耦结构3500相对于患者接口3000旋转。去耦结构3500还可以包括通气孔3401。这些通气孔3401可以允许输送到患者接口3000的加压气体被排出。患者呼出的CO2也可能通过去耦结构3500中的通气孔3401逸出到大气中。在另一实例中，通气孔可以设置在附加的部件中，例如相对较短的柔性或刚性导管(2至10cm)形式的适配器，该适配器具有附接到患者接口3000的孔，例如连接到去耦结构3500。短导管可以与患者接口一起出售，并包括适当数量的孔，以允许排出加压气体，从而将治疗压力调节到给定患者接口3000的适当水平。CO2通气口和排气口可以具有相同或不同的容量，例如，排气口可以提供比CO2通气口更高或更低的流速。
图6A和图6B示出了患者身上的这种患者接口3000。绑带3306可以连接到绑带连接器3302，以将患者接口3000固定在用于治疗的所需密封位置。
国际公开号WO2017/185140提供了示例性患者接口3000的进一步描述，其属性可以应用于本技术，该国际公开通过引用整体并入本文。
以鼻套管的形式的未密封的患者接口3800包括可以经由其尖端中的相应孔口将空气输送到患者1000的相应鼻孔的鼻尖端3810a、3810b。这种鼻套管通常不与鼻孔的内或外皮肤表面形成密封。到鼻尖端的空气可以通过与鼻套管型未密封的患者接口3800连接的一个或多个空气供应腔3820a、3820b输送。腔3820a、3820b从鼻套管型未密封的患者接口3800经由空气回路通向呼吸治疗装置。未密封的患者接口3800特别适合于输送流疗法，其中RPT装置以受控的流量而不是受控的压力产生空气流。在未密封的患者接口3800处的“通气口”是鼻套管型未密封的患者接口3800的尖端3810a和3810b的端部之间经由患者的鼻孔通向大气的通道，过量的气流通过该“通气口”逸出到周围环境。
如果患者接口不能舒适地向气道递送最小水平的正压，则患者接口可能不适于呼吸压力疗法。
根据本技术的一种形式的患者接口3000被构造和布置为能够以高于环境压力的正压供应空气。
根据本技术的一种形式的患者接口3000被构造和布置为能够以相对于周围环境至少2cmH2O的正压供应空气。
根据本技术的一种形式的患者接口3000被构造和布置为能够以相对于周围环境至少4cmH2O的正压供应空气。
根据本技术的一种形式的患者接口3000被构造和布置为能够以相对于周围环境至少6cmH2O的正压供应空气。
根据本技术的一种形式的患者接口3000被构造和布置为能够以相对于周围环境至少8cmH2O的正压供应空气。
根据本技术的一种形式的患者接口3000被构造和布置为能够以相对于环境至少10cmH2O的正压供应空气。
根据本技术的一种形式的患者接口3000被构造和布置为能够以相对于环境至少20cmH2O的正压供应空气。
密封形成结构
在本技术的一种形式中，密封形成结构3100提供目标密封形成区域，并且还可提供缓冲功能。目标密封形成区域是密封形成结构3100上可能发生密封的区域。实际发生密封的区域-实际的密封表面-可以在给定的疗程内从天到天以及从患者到患者变化，这取决于一系列因素，包括例如患者接口放置在面部上的位置，定位和稳定结构中的张力以及患者面部的形状。
在一种形式中，目标密封形成区域位于密封形成结构3100的外表面上。
在本技术的某些形式中，密封形成结构3100由生物相容性材料(例如硅橡胶)构成。
根据本技术的密封形成结构3100可由诸如硅酮的柔软、柔性和有回弹力的材料构造而成。
在本技术的某些形式中，提供了一种包括多于一个密封形成结构3100的系统，每个密封形成结构被配置为对应于不同的尺寸和/或形状范围。例如，该系统可以包括适用于大尺寸头部但不适用小尺寸头部的密封形成结构3100的一种形式和适用于小尺寸头部但不适用大尺寸头部的另一种形式。
密封机构
在一种形式中，密封形成结构包括利用压力辅助密封机构的密封法兰。在使用时，密封法兰能够很容易地响应气动室3200内部对其底面起作用的系统正压力，从而使其与面部形成紧密的密封接合。该压力辅助机构可以与该定位和稳定结构中的弹性张力一起作用。
在一种形式中，密封形成结构3100包括密封法兰和支撑法兰。密封法兰包括厚度小于约1mm，例如约0.25mm至约0.45mm的相对薄的构件，该构件在气动室3200的周边周围延伸。支撑法兰可以比密封法兰相对厚一些。支撑法兰设置在密封法兰和气动室3200的边缘之间，并延伸围绕周长的路径的至少一部分。支撑法兰是或者包括弹簧状元件，并且作用为在使用时支撑密封法兰防止其弯曲。
在一种形式中，密封形成结构可包括压缩密封部分或垫片密封部分。在使用中，该压缩密封部分或该垫片密封部分被构造和设置成处于压缩状态，例如作为该定位和稳定结构中的弹性张力的结果。
在一种形式中，密封形成结构包括张紧部分。在使用中，张紧部分例如通过密封法兰的相邻区域保持张紧。
在一种形式中，密封形成结构包括具有粘性或粘合表面的区域。
在本技术的某些形式中，密封形成结构可包括压力辅助密封法兰、压缩密封部分、垫片密封部分、张紧部分和具有粘性或粘合表面的部分中的一者或多者。
鼻梁或鼻脊区域
在一种形式中，非侵入式患者接口3000包括密封形成结构，该密封形成结构在使用中在患者面部的鼻梁区域或鼻脊区域上形成密封。
在一种形式中，密封形成结构包括鞍形区域，该鞍形区域被构造成在使用中在患者面部的鼻梁区域或鼻脊区域上形成密封。
上唇区域
在一种形式中，非侵入式患者接口3000包括密封形成结构，其在使用中在患者面部的上唇区域(即，嘴唇上方)上形成密封。
在一种形式中，密封形成结构包括鞍形区域，该鞍形区域被构造成在使用中在患者面部的上唇区域上形成密封。
下巴区域
在一种形式中，非侵入式患者接口3000包括密封形成结构，其在使用中在患者面部的下巴区域上形成密封。
在一种形式中，密封形成结构包括鞍形区域，该鞍形区域被构造成在使用中在患者面部的下巴区域上形成密封。
前额区域
在一种形式中，密封形成结构在使用中在患者面部的前额区域上形成密封。在这种形式中，充气室可以在使用中覆盖眼睛。
鼻枕
在一种形式中，非侵入式患者接口3000的密封形成结构包括一对鼻扑或鼻枕，每个鼻扑或鼻枕被构造和布置为与患者鼻子的相应鼻孔形成密封。
根据本技术的一方面的鼻枕包括：截头圆锥体，该截头圆锥体的至少一部分在患者鼻子的下侧上形成密封；杆；位于截头圆锥体的下侧并且将截头圆锥体连接到杆的柔性区域。此外，本技术的鼻枕连接的结构包括邻近杆的基部的柔性区域。柔性区域可共同作用以有利于通用接合结构，所述通用连接结构能够随着截头圆锥体和鼻枕相连接的结构之间的位移和角度两者的相对移动进行适应。例如，可朝向柄相连接的结构轴向移动截头圆锥体的位置。
气动室
充气室3200具有周边，该周边成形为与在使用中将形成密封的区域中的普通人的面部的表面轮廓互补。在使用时，气动室3200的边界边缘被定位成与面部的相邻表面靠的很近。通过密封形成结构3100提供与面部的实际接触。密封形成结构3100可在使用时沿气动室3200的整个周边延伸。在一些形式中，气动室3200和密封形成结构3100由单个均质材料片形成。
在本技术的某些形式中，气动室3200在使用中不覆盖患者的眼睛。换句话说，眼睛在由充气室限定的加压容积之外。这样的形式倾向于对穿戴者较不引人注目和/或较舒适，这可以改善对治疗的顺应性。
在本技术的某些形式中，充气室3200由透明材料(例如透明聚碳酸酯)构成。使用透明材料可以降低患者接口的突出性，并且帮助提高对治疗的顺应性。使用透明材料可以帮助临床医师观察患者接口如何定位和起作用。
在本技术的某些形式中，气动室3200由半透明材料构成。半透明材料的使用可以降低患者接口的突出性，并且帮助提高对治疗的顺应性。
定位和稳定结构
本技术的患者接口3000的密封形成结构3100可在使用时通过定位和稳定结构3300而保持为密封状态。
在一种形式中，定位和稳定结构3300提供至少足以克服充气室3200中的正压效应的保持力，以抬离面部。
在一种形式中，定位和稳定结构3300提供保持力以克服患者接口3000上的重力作用。
在一种形式中，定位和稳定结构3300提供保持力作为安全裕度，以克服患者接口3000上的破坏性力的潜在影响，例如来自管拖曳或与患者接口的意外干扰。
在本技术的一种形式中，提供了一种定位和稳定结构3300，其以与患者睡觉时佩戴的方式一致的方式配置。在一个实例中，定位和稳定结构3300具有较小的侧面或横截面厚度，以减小仪器的感测或实际体积。在一个示例中，定位和稳定结构3300包括至少一条横截面为矩形的绑带。在一个实例中，定位和稳定结构3300包括至少一条扁平绑带。
在本技术的一种形式中，提供了一种定位和稳定结构3300，其被配置为不会太大和太笨重而妨碍患者以仰卧睡姿躺着，其中患者头部的后部区域放在枕头上。
在本技术的一种形式中，提供了一种定位和稳定结构3300，其被配置为不会太大和太笨重而妨碍患者以侧卧姿势躺着，其中患者头部的侧面区域放在枕头上。
在本技术的一种形式中，定位和稳定结构3300设置有位于定位和稳定结构3300的前部和定位和稳定结构3300的后部之间的去耦部分。该去耦部分不抵抗压缩并且可以是例如柔性带或软带。该去耦部分被构造和布置成使得当患者将其头部躺在枕头上时，该去耦部分的存在防止作用在后部上的力沿着定位和稳定结构3300传递并且破坏密封。
在本技术的一种形式中，定位和稳定结构3300包括由织物患者接触层、泡沫内层和织物外层的层压物构造而成的绑带。在一种形式中，泡沫是多孔的，以使得湿气(例如，汗)能够通过绑带。在一种形式中，织物外层包括环材料，其用于与钩材料部分接合。
在本技术的某些形式中，定位和稳定结构3300包括绑带，其为可延长的，例如可弹性延长的。例如，绑带可被构造为在使用时处于张紧状态，并引导力使密封形成结构与患者面部的一部分密封接触。在示例中，绑带可被配置为系带。
在本技术的一种形式中，该定位和稳定结构包括第一系带，该第一系带被构造和布置为使得在使用中该第一系带的下边缘的至少一部分经过患者头部的耳上基点并且覆盖顶骨的一部分而不覆盖枕骨。
在适用于仅鼻面罩或适用于全面罩的本技术的一种形式中，所述定位和稳定结构包括第二系带，所述第二系带被构造和布置为使得在使用中所述第二系带的上边缘的至少一部分经过患者头部的耳下基点下方并且覆盖患者头部的枕骨或位于患者头部的枕骨下方。
在适用于仅鼻面罩或适用于全面罩的本技术的一种形式中，定位和稳定结构包括第三系带，该第三系带构造和布置成相互连接第一系带和第二系带，以减小第一系带和第二系带彼此分开的趋势。
在本技术的某些形式中，定位和稳定结构3300包括绑带，其为可弯曲的并且例如非刚性的。这个方面的优势是绑带令患者在睡觉时躺在其上更舒适。
在本技术的某些形式中，定位和稳定结构3300包括被构造成可透气的绑带，以允许湿气通过绑带传输。
在本技术的一种形式中，如图7A和图7B所示，患者接口6000的定位和稳定结构6300可以具有集成在其中的连接端口6600，以便于从定位和稳定结构作为头带佩戴的非治疗配置(如图7A所示)转换到治疗配置(如图7B所示)，其中定位和稳定结构6300可通过连接端口6600连接到与充气室6200连通的空气回路4170。
空气回路4170和连接端口6600之间的许多不同形式的连接是可能的，只要形成基本上气密的密封以防止或显著减少治疗期间的压力泄漏。例如，端口6600可以包括位于其内表面的磁性元件6610，用于连接到位于空气回路4170一端的连接器上的相应磁性元件。在另一实例中，空气回路的连接器可以通过卡扣配合(例如环形卡扣配合或悬臂卡扣配合，它们中的任一个可以是刚性到刚性或刚性到弹性的)或摩擦配合附接到连接端口6600。
如图7A所示，定位和稳定结构6300包括上纺织部分6310，该上纺织部分6310包括用于在使用中装配到患者头部的弹性周向带。第一下纺织部分6320铰接地连接到上纺织部分6310(例如，与上纺织部分6310成一体)并从上纺织部分6310延伸。定位和稳定结构6300用于向密封形成结构6100施加力，如图7B所示。密封形成结构6100可以是具有充气室6200的鼻罩。其他类型的面罩，如全罩式面罩和口鼻面罩，也可以与定位和稳定结构6300一起用作患者接口的一部分。
在该实例中，定位和稳定结构6300形成为具有前部区段6302和后部区段6304的带，其中前部区段6302具有第一分叉区段(跨越点6312、6314)，使得第一分叉形成上纺织部分6310的第一部分并且第二分叉形成第一下纺织部分6320。因此，上纺织部分6310形成在使用中可环绕患者前额的第一带或绑带，如图7A所示，而第一下纺织部分6320形成向下可拉伸的第二带或绑带，以直接或间接地与密封形成结构6100接合，从而提供将密封形成结构6100保持在患者头部上的治疗有效位置的力。
在本技术的一些形式中，后部区段6304还可以包括分叉区段，该分叉区段包括作为上纺织部分6310的第二部分的第一后部部分6306和作为第二下纺织部分的第二后部部分或下部部分6308，如图7B所示。后部区段6304的分叉能够实现更大程度的支撑，因为可以在患者头部或枕骨后部或枕骨附近的间隔位置处提供张力，并且还提供了更大程度的可调节性，使得患者可以更好地定位定位和稳定结构6300以获得更大的舒适度。
在本技术的某些形式中，提供了一种包括多于一个定位和稳定结构3300的系统，每个定位和稳定结构被配置为提供对应于不同尺寸和/或形状范围的保持力。例如，该系统可以包括适用于大尺寸头部但不适用于小尺寸头部的定位和稳定结构3300的一种形式，以及适用于小尺寸头部但不适用于大尺寸头部的另一种形式。
用于患者接口的传感器和致动器装置
在本技术的一些形式中，患者接口可以具有设置在其中的一个或多个传感器和/或致动器，用于测量患者的生理和睡眠数据。一个或多个传感器和一个或多个致动器可以分别嵌入在患者接口3000或6000内，例如在患者接口的头带的纺织层之间，或者可以附接到头带3300、6300或患者接口的其他部件的内表面和/或外表面。例如，一个或多个传感器和/或致动器可以集成在定位和稳定结构3300、6300和/或如密封形成结构3100、6100或充气室3200、6200的另一部件中。
有利地，嵌入在患者接口中的传感器可以帮助收集睡眠相关数据和生理指标，如生命数据；这可用于通过比较治疗开始前后的数据来确定睡眠和健康的改善。可以处理该数据并通知患者治疗是如何改善睡眠的。例如，在开始治疗之前，患者可以佩戴具有集成传感器的定位和稳定结构6300作为头带，如图7A所示，并且可以在患者睡眠时(在生理数据的情况下，则在白天)记录生理和睡眠数据。在开始治疗之后，在定位和稳定结构6300处于图7B所示的治疗配置的情况下，可以记录进一步的生理和睡眠数据，并与治疗开始之前记录的数据进行比较。生理和睡眠数据可以被传送到外部计算装置，如患者的智能手机，和/或由临床医生或其他健康护理提供者操作或可访问的监测服务器。
由于患者能够将定位和稳定结构6300作为头带佩戴，并且获得了关于治疗实际上如何起作用的基于数据的反馈(例如，通过在患者的智能手机上执行的应用程序)，因此适应更顺利，患者更有可能依从。所收集的数据还可用于确定接受呼吸治疗的一组或多组患者的群体水平睡眠和/或生理特征，从而潜在地使得能够对属于特定类别的患者进行更好的治疗定制，或者以其他方式使得能够优化RPT装置4000的操作。
在本技术的一些形式中，使用集成在面罩中和/或附接到面罩的传感器在患者侧测量功能参数可以提供对患者接口所连接的RPT装置4000的改进的、基于主动反馈的控制，例如，对RPT装置4000的压力发生器4140的改进的反馈控制(图13B)。
例如，参考图7B和图8，定位和稳定结构6300的上纺织部分6310可具有集成在其中的多个电子模块(致动器和/或传感器)6354、6356、6358和6360。处理器模块6350也可以集成在定位和稳定结构6300中，通常也集成在上纺织部分6310中，但是可以理解，处理器模块6350可以位于定位和稳定结构6300内的其他位置。处理器模块可以设置在保持结构6380内。处理器模块6350可以具有用于向外部计算装置发送数据和从外部计算装置接收数据的形成一体的收发器。还可以包括诸如电池模块6352的电能存储装置，以向定位和稳定结构6300的各种电子部件(传感器/致动器6354至6360和处理器模块6350)供电。在本技术的一些形式中，可以使用诸如超级电容器的其他电能存储装置。
如图8所示，传感器和相关的电子设备可以至少部分地集成在上纺织部分6310的织物层之间。例如，各种传感器/致动器模块和/或相关电路、处理器模块6350和电池模块6352可以位于内部的患者接触织物层6370和外部的非患者接触织物层6372之间。
集成在定位和稳定结构6300中的传感器和/或致动器模块可以例如经由总线6365与处理器模块6350和电池模块6352电连通。总线6365可以设置在两个绝缘层6366之间，这两个绝缘层提供电绝缘并且还防止湿气进入，例如来自被内部织物层6370吸收的汗液。绝缘层6366可以是例如非导电聚合物或弹性体膜，但是应当理解，也可以使用其他电绝缘材料。
在本技术的一些形式中，可以在定位和稳定结构6300的至少一些电子部件之间提供热绝缘层，注意到这些部件在使用期间将倾向于产生热量。因此，热绝缘层有助于提高患者的舒适度。例如，最接近患者接触内层6370的层6366可以是热绝缘的以及电绝缘的，或者可以在电绝缘层6366和内层6370之间插入附加的热绝缘层。在一些实例中，内层6370本身可以是热绝缘的。
在本技术的一些形式中，传感器和/或致动器模块6354至6360及其相关电路，以及包括处理器模块6350和电池模块6352的其他模块可以容纳在固定到绝缘层6366和/或内部织物层6370的保持结构6380至6390内。每个保持结构6380至6390例如与总线6365电连通，并且可以包含电触点以将传感器模块的电路(或与传感器模块相关联的电路)电连接到总线6365，并且因此也电连接到电池模块6352和处理器模块6350。在一些实例中，模块6350-6360与总线6365之间的通信可以经由编织到织物层6370和/或6372中或以其他方式与织物层6370和/或6372形成一体的导电墨迹线和/或导电线。在一些实施例中，电触点和/或电路迹线可仅包含在外层6372中，以便在使用期间不受来自患者的汗液影响。
在一些实例中，模块6350-6360可与传感器保持结构6380-6390分离，使得特定模块可针对具有不同功能的不同功能的其他模块，或替换已经停止工作或处于其生命周期结束的模块。例如，模块6350至6360(和/或与其电耦合的电路模块6355、6357、6359、6361、6363，如果适用的话)可以可释放地附接到传感器保持结构6380至6392。为此，模块的外表面可以与传感器保持结构6380-6390的壁的内表面形成摩擦配合，或者可以与传感器保持结构的壁或其他内部或外部部分形成搭扣配合，诸如环形搭扣配合或悬臂搭扣配合。在一些实施例中，可以使用诸如磁联接的非机械联接来将模块6350-6360保持在相应的保持结构6380-6390中。
在本技术的一些形式中，保持结构6380至6390可以包括在上纺织部分6310中形成的口袋(例如，通过在外层6372或内层6370中形成切口)，模块6350至6360(或它们的相关电路)可插入口袋中以与总线6365电耦合。
电池模块6352可包括可再充电电池。可通过将电池连接至外部电源(例如，经由电池模块6352的微型USB或USB-C端口(例如，经由外部织物层6372暴露的端口))或通过感应充电来对电池再充电。在一些实施例中，电池模块6352可以是一次性电池，例如设置在上纺织部分6310的口袋6382内，并且可以由患者移除以更换新电池。
在本技术的一些形式中，一个或多个传感器模块和/或致动器模块可以完全封装在织物层6370、6372之间，使得一个或多个传感器模块的任何部分都不暴露。例如，致动器模块6360可以联接至容纳在传感器保持结构6390中的相关电路6361。致动器模块6360和电路模块6361两者都完全位于织物层6370、6372之间。在另一实例中，传感器模块6356和相关联的电路6357可以完全位于织物层6370、6372之间。可以完全嵌入的传感器模块6356的一个示例是加速度计或陀螺仪。
在本技术的一些形式中，传感器模块或致动器模块可以至少部分地暴露。例如，耦合到电路模块6359的湿度传感器6358可以通过外部织物层6372至少部分地暴露于周围环境，以测量患者环境的湿度。为此，外部织物层6372可以包括孔，通过该孔可以暴露湿度传感器6358的表面。在另一实例中，耦合到电路6355的传感器6354可以具有其表面通过内部织物层6370(例如，通过其中形成的孔)暴露，使得当患者佩戴定位和稳定结构6300时，传感器表面可接触患者的皮肤。例如，传感器6354可以是脉搏血氧计。
尽管电子部件在上面被描述为模块化构造，并且在至少一些情况下能够被切换出用于其他部件，但是在本技术的一些形式中，一个或多个电子部件(如传感器或致动器)可以被编织或以其他方式集成到上纺织部分6310的材料中，例如集成到外部织物层6372或内部织物层6370中，和/或集成到定位和稳定结构6300的另一部分中，如下纺织部分6320，和/或背部部分6306、6308中的一个或两个。这可以使传感器分布在更大的区域上，以便进行更多信息和/或更精确的测量。
在本技术的一些形式中，传感器可以包括触摸传感器6362，如电容或电阻传感器或触觉开关，并且可以具有使传感器能够用作“暂停”按钮的相关电路。例如，触摸传感器6362可以结合到定位和稳定结构6300或密封形成结构6100的暴露区域中。在一个实例中，触摸传感器6362可以以图8所示的方式定位在上纺织部分6310上。触摸传感器6362可如前所述与处理器/收发器6350通信，使得由触摸传感器6362和电路模块6363记录的信号(当触摸传感器6362处于“开”模式时)可由处理器/收发器6350传输到外部装置，如RPT装置4000的压力发生器4140。
例如，如果患者将患者接口6000放置在适当的位置并且希望讲话，或者在半夜醒来并且由于充气室6200中的正压而感觉不舒服，则他或她可以通过轻微的连续触摸将触摸传感器6362激活到“暂停”模式。电路模块6359可以检测到这种触摸并向压力发生器4140传输暂停信号(例如，经由数据通信接口4280，图13C)以使流量立即降低到非常低的值(例如，刚好足以避免窒息的感觉)。当“暂停”模式被释放时，这被电路模块6363检测到，并且另一个信号被发送到压力发生器4140以使得由RPT装置4000实现的斜升算法被重置。
本技术的一些形式可以包括用于在呼吸治疗之前和/或期间确定患者的睡眠姿势和运动的一个或多个传感器。在一些形式中，所确定的睡眠姿势和运动可用于调节压力发生器4140的操作，和/或向患者提供感观刺激以使患者改变姿势。例如，如果一个或多个传感器检测到超过某一阈值的呼吸暂停和/或呼吸不足事件的数量，和/或血液氧合的降低(无论压力发生器4140当时是否可操作)，则这可以指示仰卧。一个或多个致动器可以基于检测接收激活信号，并且激活信号可以使一个或多个致动器生成振动或其他触觉刺激以充分地刺激患者，从而使患者切换到另一种睡眠姿势。
例如，定位和稳定结构6300或密封形成结构6100可以结合加速度计和/或陀螺仪(未示出)。加速度计和/或陀螺仪可以完全封装在上纺织部分6310的织物层6370和6372之间，例如如图8中的6360处所示。加速度计和陀螺仪两者都与处理器/收发器6350通信，使得由它们记录的数据可以传输到RPT装置4000以调节压力发生器4140的操作。
由加速度计记录的测量结果可以用于确定患者的睡眠姿势并相应地调整治疗。当检测到患者仰卧时，压力发生器4140可以缓慢地升高治疗压力，以防止睡眠呼吸暂停事件。当检测到侧睡时，可以降低治疗压力。当检测到直立(例如，睡前阅读，戴着面罩)姿势时，流量和压力可刚好足以避免窒息的感觉。
由陀螺仪记录的测量结果可以用于确定患者的运动并相应地调整治疗。当检测到指示患者可能清醒的大量运动时，治疗压力可以保持足够低以避免窒息的感觉。当运动减弱时，治疗压力可以非常缓慢地升高以避免不适。
在本技术的一些形式中，加速度计和/或陀螺仪测量结果可用于确定患者的睡眠阶段，并相应地打开或关闭压力发生器4140。例如，如果在患者仍然醒着时开始治疗，患者可能难以入睡。因此，如果加速度计和/或陀螺仪测量结果指示处于清醒或轻度睡眠阶段，则压力发生器4140可以保持在“关闭”或“暂停”状态，并且一旦测量结果指示患者处于深度睡眠阶段，则压力发生器4140接通(典型地，以平缓上升)。相反，例如，如果治疗已经开始并且检测到患者已经从深度睡眠切换到轻度睡眠，其中治疗可以唤醒患者，则可以暂停压力发生器4140直到患者再次处于深度睡眠。
在本技术的一些形式中，结合在定位和稳定结构6300中的脉搏血氧计可用于评估睡眠健康。例如，脉搏血氧计6354和相关电路6355可以结合在定位和稳定结构6300的上纺织部分6310中，如图8所示。脉搏血氧仪6354通过内部织物层6370的孔暴露，使得其可接触患者前额的皮肤。脉搏血氧仪6354记录的测量结果可用于确定患者接口6000佩戴期间的血氧饱和度水平和心率，并且该数据可传输到RPT装置4000，或外部计算装置，如智能手机、其他移动计算装置，或患者的膝上型或台式计算系统。时间序列数据可以被合并以向患者提供关于他们的健康水平的反馈，以及用于随访的建议(例如，由临床医生提供)。
在一个实例中，可以基于传感器测量来确定呼吸暂停低通气指数(AHI)，该呼吸暂停低通气指数是临床医生用来对睡眠呼吸暂停的严重性进行分类的度量。AHI的计算可以使用来自不同传感器的数据的组合，例如血氧水平和心率(例如，由PPG传感器测量的)，和胸部运动(例如，由加速度计和/或陀螺仪测量的)。AHI值可用于确定何时发生“呼吸暂停”。
因此，通过随时间的推移跟踪AHI，临床医生将能够判断患者是否患有睡眠呼吸暂停，并提供其严重程度的细节。此外，通过分析AHI数据以及其他传感器数据，临床医生不仅能够将呼吸暂停的频率与特定的睡眠姿势(例如，仰卧睡眠或侧卧睡眠)相关联，而且能够根据患者的特定需求调整CPAP治疗。例如，可以使用位于患者接口的充气室内部的温度和/或湿度传感器以及相应规定的鼻罩或全面罩来检测口呼吸的量。另外，可根据传感器测量结果推荐将产生最适合患者的流速的压力发生器4140设置。例如，临床医生可以为具有高检测率的呼吸暂停或呼吸不足事件的速率的患者开出较高的压力设置(或等效地，较高的流速)。开具的流速还可以取决于患者的解剖结构，例如如果患者具有更易塌陷的上气道。
在本技术的一些形式中，EEG传感器可以设置在定位和稳定结构6300中，例如设置在上纺织部分6310中。EEG传感器可以以类似于图8中的脉搏血氧计6354的方式部分暴露，使得其可接触患者前额的皮肤。典型地，EEG传感器包括多个EEG电极，其产生可被分析以检测睡眠阶段的信号。信号可以传输(经由处理器/收发器6350)到外部装置，如患者的智能手机，并且睡眠阶段、周期和持续时间信息可以用于向患者提供关于睡眠治疗进展情况的反馈，以及用于增强健康的建议。例如，EEG传感器测量可以用于准确的睡眠分期，以使得能够更准确地确定何时发生呼吸暂停或睡眠唤醒，例如在睡眠研究期间。
在本技术的一些形式中，可以将睡眠阶段信息传输到RPT装置4000，使得压力发生器4140可以使用该睡眠阶段信息来调节治疗压力以避免唤醒或阻塞事件。
在本技术的一些形式中，睡眠阶段信息可用于激活睡眠增强白/粉红噪声和/或双耳节拍。这些可以由嵌入在患者接口6000自身中的音频装置产生，或者由经由处理器/收发器6350从患者接口6000接收触发信号的外部装置产生。例如，一个或多个微型骨传导扬声器可以结合在上纺织部分6310的太阳穴区域。
在本技术的一些形式中，定位和稳定结构6300可以结合肌电图(EMG)和/或眼电图(EOG)传感器。可以分析EMG和EOG传感器信号以确定REM睡眠阶段的发生。以与结合EEG传感器的实例类似的方式，由EMG/EOG传感器确定的睡眠阶段信息可以用于向患者提供关于睡眠治疗进展情况的反馈，并且还可以用于调节压力发生器4140以避免唤醒或阻塞事件，或者用于激活一个或多个音频装置以产生睡眠增强噪声。
至少一些EMG/EOG传感器可以结合在上纺织部分6310中。例如，接地电极和参考电极可以设置在上纺织部分6310中，例如在其前部区段，并且通过内层6370中的相应孔暴露，以便能够接触患者的前额。在另一实例中，接地电极可以设置在上纺织部分6310的后部部分6306中，或者设置在第二下纺织部分6308中，使得在使用中接地电极位于患者耳朵后面。可以提供另外的电极，每个电极具有在一端附接到上纺织部分6310或第一下纺织部分6320或第二下纺织部分6308和/或在其内部延伸的电缆，并且在另一端附接到电极贴片，该电极贴片可由患者定位在太阳穴上和他们的眼睛下方以提供两个附加的测量通道。
在本技术的一些形式中，声学传感器，例如麦克风，诸如MEMS麦克风或驻极体麦克风，或基于压电薄膜的换能器，可以结合在患者接口6000中以检测打鼾。例如，麦克风可以位于充气室6200的内表面中或其上，或其外表面上，邻近患者的鼻孔。麦克风可以耦合到通信接口，以使得能够将数据传送到RPT装置4000的压力发生器4140，以调节由此产生的压力。例如，当检测到轻微打鼾噪声模式时，治疗压力可以逐渐增加以防止阻塞事件。当打鼾噪声模式减弱时，治疗压力可以逐渐下降。
在本技术的一些形式中，患者接口6000可以结合湿度传感器和温度传感器，例如在充气室6200的内表面上，以监测充气室6200内部的温度和湿度。传感器可以耦合到通信接口，用于将湿度和温度数据传输到RPT装置4000和湿化器5000以调节其操作。可以调节压力发生器4140和湿化器5000的功率以防止冷凝物积聚。例如，湿化器5000可以分阶段启动，和/或可以控制加热器功率水平，随后用普通空气冲洗，仍然保持足以防止口干的湿度水平(由湿度传感器测量)。
在本技术的一些形式中，压力传感器可以设置在充气室6200内部，例如在其内表面上。这使得充气室6200内部的气压能够被监测，并且信号被发送到压力发生器4140以动态地调节压力和流量。这可以优化压力发生器4140对患者呼吸模式的响应。
在本技术的一些形式中，可以在充气室6200内部设置CO2传感器。例如，可以监测充气室6200内部的CO2水平。当检测到CO2水平的轻微增加时，可以打开机电通气口(未示出)以允许从充气室6200更高地冲洗空气。此外，当CO2水平略微增加时，可以向压力发生器4140发送信号以略微增加冲洗CO2的流量。这可以动态地进行，以便最小化患者的不适。
在本技术的一些形式中，可以提供传感器和致动器的组合来实现局部温度变化，从而提高患者的舒适度。例如，EEG传感器和/或脉搏血氧计可以设置在上纺织部分6310中(例如以图8中的6354所示的方式)，并且温度传感器和/或湿度传感器也可以设置在上纺织部分6310中(例如以图9C中的6358所示的方式)。可以分析来自EEG和/或PPG传感器的信号以检测睡眠状态，并且可以使用来自温度传感器和/或湿度传感器的信号来评估环境舒适水平。可以提供一个或多个珀尔帖元件，例如以腕带上的可穿戴形式，并且可以联接至与EEG/PPG和温度/湿度传感器通信的电路，以接收指示睡眠状态和环境舒适水平的信号，并且使得珀尔帖元件被激活以局部地加热或冷却身体(例如在手腕处)，以帮助患者保持舒适的睡眠状态。
在本技术的一些形式中，触觉反馈元件(如微型振动马达)可以结合在患者接口6000中，例如在定位和稳定结构6300的太阳穴区域中(例如上纺织部分6310的太阳穴区域)。触觉反馈元件可以向患者传递振动以产生平静效果。例如，处理器模块6350可以监视来自脉搏血氧计6354的心率数据，并且如果该心率数据超过阈值，则向触觉反馈元件传输触发信号，以使触觉反馈元件以比患者的当前心率低几个节拍的频率振动，从而帮助减慢心率。在另一实例中，如上所述，如果检测到患者处于与呼吸暂停或呼吸不足事件相关的睡眠姿势，则触觉反馈元件可用于影响患者的睡眠姿势。
在本技术的一些形式中，一个或多个微型热电发电机(TEG)可以结合到患者接口6000中，使得患者的体温和环境温度之间的差可以用于生成电位差，并且因此向患者接口6000的各种电子部件(传感器、致动器、处理器等)提供电力。例如，微型TEG可以位于上纺织部分6310中，并且通过内层6370的孔暴露，使得它们接触患者的前额。
在本技术的一些形式中，多个传感器可以结合在单个模块中。例如，加速度计和陀螺仪可以结合在单个封装中。
虽然各种传感器和致动器已经被描述为结合在图7A、图7B和图8所示的患者接口6000中，但是应当理解，它们可以以类似的方式结合在本文公开的任何其他患者接口3000中。
用于患者接口和头带的电力系统
如上所述，患者接口3000或6000和/或用于患者接口的定位和稳定结构(本文也称为头带)可以包括一个或多个电子部件，如传感器、致动器、处理器等。这些部件可以结合到患者接口3000、6000中，例如作为如图8所示的一个或多个致动器模块6354至6360。
如所讨论的，一个或多个电子部件可以由诸如可再充电电池或超级电容器的电能存储装置供电。在本技术的一些形式中，患者接口可以包括电力系统和/或可以与电力系统通信，该电力系统可以直接为一个或多个电气部件供电，和/或为这样做的电池或超级电容器充电。
图9A是患者接口7000的示意性框图，该患者接口7000包括由电力系统供电的一个或多个电子部件。患者接口7000包括电池7020(例如，可再充电电池)、通信模块7030以及两个传感器模块7040和7050。每个传感器模块7040、7050可以包括多个传感器部件。例如，传感器模块7040可以包括结合在其中的温度、湿度、环境光和/或声学传感器。例如，传感器模块7050可以包括加速度计、陀螺仪、脉搏血氧计和/或血压传感器。这些传感器部件中的任何一个可以替代地包括在另一个传感器上，或者可以单独地包括在附加的传感器(未示出)上。另外，上文没有明确提到的其他传感器部件可以包括在至少一个传感器7040、7050和/或单独的传感器中。通信模块7030可以包括蓝牙接口、近场通信(NFC)接口和WiFi接口中的一个或多个。患者接口7000可以包括根据患者接口3000或患者接口6000的定位和稳定结构的定位和稳定结构，并且模块7040、7050的传感器可以包括上文参考患者接口6000描述的任何传感器。
电池7020通过电源线7072和接地线7070向模块7030、7040、7050中的一个或多个供电。模块7030、7040、7050经由时钟信号7076彼此同步，且经由数据线7074彼此传送数据。
在一些实例中，如图9A至图9D所示，该电力系统可以包括位于患者接口7000外部的充电器电路7010，但是可以以有线或无线方式与患者接口7000的可再充电电池7020通信。例如，充电器电路7010可以形成RPT装置4000的一部分或与RPT装置4000通信。
在一个实例中，如图9B中示意性描绘的，充电器电路7010经由有线连接连接到可再充电电池7020。例如，电力电缆可以围绕空气回路4170的外部缠绕(螺旋地或以其他方式)，使得其端部可以连接到电池7020的端子。数据电缆也可以缠绕在空气回路4170的外部(例如，在绝缘挤出件内)，用于连接到电池7020和/或任何其他模块7030、7040、7050。替代地，数据可以通过其他手段(如蓝牙或NFC)在电池7020与充电器电路7010之间进行通信，并且例如通过通信模块7030进行中介。
在本技术的一些形式中，电力和/或数据电缆可以穿过位于空气回路4170的外表面处或甚至在空气回路4170内的导管。
充电电路7010和电池7020之间的数据连接可以用于以各种方式控制电池7020的充电。例如，可以在电池7020中实现充电算法，使得当达到某个低电池阈值时，电池7020向充电电路7010发送警报以启动充电。例如，电池7020还可以通过无线通信将充电信息(和其他信息)传送到其他附近的装置。
从充电电路7010延伸到患者接口7000的电力和/或数据电缆的连接可以以各种方式实现。例如，电缆可以终止于空气回路4170的一端，该空气回路4170经由滑环连接连接到进气口连接端口(如患者接口3000的端口3600或患者接口6000的端口6600)的电触点，并且端口处的端子可以依次与电池7020或患者接口7000的其他电气部件电连通。这使得当空气回路4170的端部在端口内旋转时，保持电连接。
在本技术的一些形式中，如图9C所示，充电器电路7010可以被配置为经由无线电力传输方法对电池7020充电。例如，近场无线电力传输可以由充电器电路7010的感应充电电路来实现，该充电电路与位于头带或患者接口7000的另一部分中的充电线圈协作。感应充电电路可以位于RPT装置4000中，例如，使得患者可以在不使用时将头带放置在RPT装置4000上，以便对头带的可再充电电池充电。在一些形式中，患者接口7000可以包括用于自动地将电池7020与充电电路7010对准的雌性对准部件。例如，磁性对准部件可以包括由RPT装置4000产生的磁场吸引的一个或多个磁体，例如由充电电路7010的位置附近的一个或多个磁体吸引。替代地，充电电路7010可以使用远场或辐射无线电力传输方法(如基于WiFi的电力传输)来对电池7020充电。数据可以通过蓝牙、NFC等从电池7020传送到充电电路7010。
在本技术的一些形式中，如图9D所示，充电器电路7010可以通过任何形式的标准连接方式(如USB-C或迷你USB电缆7080)连接到电池7020。因此，尽管充电器电路7010可用于对电池7020充电，但独立于RPT装置4000的其他标准充电装置(如智能手机充电器等)也可用于对电池7020充电。在这些形式中，出于给患者接口7000的电子部件供电的目的，可以使患者接口7000基本上独立于RPT装置4000。因此，如果患者接口(或至少其头带)仅用于监测目的而不是用于治疗目的，则患者接口7000的便携性得到改善。对于图9B和图9C所示的形式，数据可以根据需要通过蓝牙、NFC等传输到充电器电路7010。
在本技术的一些形式中，电力系统可以包括能量收集系统。该能量收集系统被布置为将在患者接口的使用过程中生成的非电能(如机械能或热能)转换成用于对一个或多个电气部件供电的电能。有利地，能量收集系统的设置提供了替代的或附加的能量源，用于为一个或多个电气部件供电，和/或用于在电能储存装置处于低容量的情况下提供辅助电力。此外，能量收集系统可以减少对为一个或多个电子部件供电的电池或超级电容器进行再充电的需要。
例如，如图10所示，示出了具有与图9A的患者接口7000相同的通用配置的患者接口7000’。然而，在图10中，患者接口7000’没有连接到任何外部电源，而是结合有能量收集系统7060。能量收集系统7060电耦合到电池7020和电子模块7030、7040、7050。能量收集系统7060能够直接为模块7030、7040、7050供电和/或为电池7020充电，使得电池7020可以向所述模块提供电力。
当然，应当理解，在本技术的一些形式中，患者接口可以包括能量收集系统7060，并且被配置为与外部充电电路7010通信以对电池7020充电。
在本技术的一种形式中，可以在患者接口的气流路径中设置涡轮发电机。该涡轮发电机被构造和布置为在患者接口使用期间将来自气流的机械能转换为电流。例如，涡轮发电机可以定位在患者接口3000、6000的进气口处(例如，并且可以由于加压空气朝向患者流动而旋转)。在本技术的一些形式中，涡轮发电机定位在将患者接口3000、6000连接到空气回路4170的连接端口3600或6600内。通过这样做，涡轮发电机接收最高可能的空气流，并且因此可以生成最高可能的电流。替代地，涡轮发电机可以定位在去耦结构3500内。在本技术的一些形式中，涡轮发电机可以定位成与患者接口3000、6000的通气口成一直线，或者可以是患者接口3000、6000的通气口的一部分。在一些形式中，通气口和涡轮发电机可以定位在患者的上游，使得加压空气流过通气口和涡轮发电机。在其他形式中，通气口和涡轮发电机可以定位在患者的下游(例如，将呼出气体排出到周围环境的通气口)。
在一种形式中，涡轮发电机可以定位在患者接口3000、6000的进气口处或定位在基本上垂直于加压空气的流动方向的连接端口3600、6600中。例如，涡轮发电机可以绕基本上平行于加压空气的流动方向的轴线旋转。
在另一种形式中，多个涡轮发电机可以定位在患者接口3000、6000的进气口和/或连接端口3600、6600中。涡轮发电机可以沿着加压空气的流动路径彼此间隔开。
涡轮发电机8000的一种形式在图11A至图11D中示出。涡轮发电机8000包括转子组件8100，该转子组件8100被构造和布置为在定子组件内绕轴8200旋转，该定子组件包括容纳在壳体8400中并由盖8500密封的内部部分8300。盖8500与壳体8400组装在一起，以密封线圈绕组8310，从而保护它们免受湿气和颗粒物质的进入。
轴8200的端部容纳在盖8500的相应孔8510和内部部分8300的相应孔8330中，使得转子8100可在定子组件内旋转。轴8200可以与孔8510和8330形成摩擦配合，并且与延伸穿过转子组件8100的孔8120形成间隙配合。替代地，轴8200可以与转子孔8120形成摩擦配合，并且与孔8330、8510形成间隙配合，以提供转子组件8100旋转的能力。
在一些形式中，轴可以被配置为仅在一端被支撑，像悬臂一样。这种布置有助于将支撑肋元件(例如，肋8520)限制到能量收集器的一侧以降低噪声。
在一些形式中，内部部分8300包括围绕其周边延伸的多个线轴8308(参见例如，图11A)。每个线轴8308具有圆柱形区段，导线可以绕该圆柱形区段缠绕以形成定子组件的绕组的线圈。尽管在其他实例中，至少一个线轴8308的形状可以是不同的(例如，具有成角度的形状，或椭圆形周边)。
在本技术的一些形式中，采用单线绕组方案以使生成的电压最大化。单股导线首先绕一个线轴8308缠绕多匝，然后绕下一个线轴8308缠绕多匝，从一个线轴8308继续到下一个线轴，连续线圈8310的匝彼此方向相反。如图11C所示，一旦所有的线圈都被缠绕，导线可以具有第一端8312和第二端8314，第一端8312和第二端8314可以穿过定子壳体8400以例如经由整流器电路和/或稳压电路的附加电路连接到一个或多个电子部件。在本技术的一些形式中，整流器电路和/或稳压电路可以位于涡轮发电机8000的外壳内，例如位于外壳8400中。
在其他形式中，代替缠绕在所有线轴8308上的单股导线，可以将两股或更多股导线以串联和/或并联配置缠绕在线轴8308周围，以获得所需的电压和电流输出。
该电路可以连接到从涡轮发电机8000延伸或位于涡轮发电机8000的外表面上的端子，以接触位于患者接口3000或6000内的端子，并且能够电连接到一个或多个电子部件。例如，位于患者接口内的端子可以连接到在患者接口3000的导管3301或患者接口6000的上纺织部分6310或下纺织部分6320内和/或沿着其延伸的导线或其他导体。
在本技术的一些形式中，细规格线可用于形成定子的线圈，以容纳尽可能多的匝数，从而可生成尽可能高的电压。例如，可以使用0.1mm的导线。在另一实例中，可以使用0.22mm的导线。以这种方式，可以生成高于5伏的电压，使得升压器对于患者接口3000、6000的一个或多个电子部件的操作是不必要的。
转子组件8100包括大致圆柱形的转子圆柱形的转子主体，该转子主体具有延伸穿过其中的转子孔8120。在一些形式中，转子孔8120可以延伸穿过圆柱形转子主体的中心，尽管在其他实例中，转子孔8120可以偏离中心。转子主体包括多个涡轮叶片8130。应当理解，当加压空气引起转子8100旋转时(例如，由于加压空气经由空气回路4170进入患者接口3000、6000的进气口和/或呼出空气从患者鼻孔或口腔排出)，叶片8130的形状(角度和轮廓)和数量可以被优化以确保在呼吸治疗期间的低噪声操作。例如，叶片8130的迎角可以被配置为使得由转子组件8100生成的扭矩足以克服与来自定子的线圈的感应磁场相关联的力，并且足以生成所需的电压。
转子主体还包括多个外围凹部8110，在其中可以承载相应的磁体。一旦插入磁体，可以密封凹部8110，以防止灰尘和湿气进入。
在本技术的一些形式中，相邻凹部8110的磁体具有面向绕组的相反磁极。线圈线轴8308的数量可以与磁体的数量相同，并且它们的角度节距也可以相同。线圈轴和磁体轴可以各自径向布置。在一些实例中，磁体轴可以径向布置，而线圈轴可以切向布置。
如图11E所示，转子主体9000的替代形式可以具有磁体9004，这些磁体被定位成朝向叶片9008的基部(而不是在图11A和11B所示的转子的周边附近的凹部8110中)。在一些形式中，转子主体9000的磁体9004可以类似地定位在凹部中(例如，使得它们是可移除的)和/或它们可以固定到外壳9002或转子主体9000的其他部分。
在某些形式中，磁体9004可以被覆盖，类似于上述凹部中的磁体，以便限制灰尘和湿气的进入。
在某些形式中，磁体9004被布置为与描述为插入凹部8110中的磁体类似的配置。例如，相邻叶片9008的磁体9004具有面向定子线圈9012的相反磁极。
在一些形式中，转子主体9000的定子线圈9012可以嵌入在转子主体9000中。固定线圈9012可用作转子9000绕其旋转的固定轴。线圈9012可以由如上所述的一股或多股导线形成。
在一些形式中，将磁体9004定位成更靠近涡轮叶片9008的基部，如图11E所示，可以产生较低的转子惯性(例如，质心的位置定位成更靠近转子主体9000的中心)，并且因此，即使在相对较低的气流下也可以更好地旋转(例如，在涡轮叶片9008中产生旋转所需的扭矩更小)。
为了组装涡轮发电机8000，可以将内部部分8300放置在壳体8400内，然后将转子组件8100放置在内部部分8300内。然后可以将轴8200插入转子组件8100的通孔8120中并且插入内部部分的孔8330中。在该阶段，定子组件的线圈8310保持暴露。因此，盖8500然后附接到壳体8400，使得轴8200位于盖的孔8510中，并且盖的轮缘8530密封线圈8310所在的空间。盖8500可以通过任何合适的方式固定到壳体8400，例如通过搭扣配合或螺纹。在本技术的一些形式中，垫圈(未示出)可设置在轮缘8530处，以进一步减小湿气进入的可能性。
因为转子组件8100和定子组件(包括壳体8400、内部部分8300和盖8500的组合)都是密封的，所以湿气和灰尘的进入被最小化。因此，涡轮发电机可以在患者接口的通常清洗周期期间保持在患者接口3000、6000中的适当位置。这对于患者来说更方便，因为不需要拆卸。
如上所述，涡轮发电机8000通过将来自空气流的机械能转换成旋转能而运行，该旋转能又由于转子8100的旋转磁体在线圈8310中感应的电流而转换成电能。为此，希望使流动阻抗最小化。在本技术的一些形式中，这是通过为轴8200提供最小表面积的支撑结构来实现的。例如，如图11A至图11D所示，轴8200可以在盖8500侧由从中心环8515延伸到盖8500的轮缘8530的三个肋8520支撑。
在本技术的一些形式中，两个肋8520可以从中心环8515延伸到轮缘8530。在其他形式中，可以提供多于三个的肋8520。通常，如果叶片8130的数量是偶数，则提供奇数个肋8520可能是有利的(反之亦然)，因为这提供了不对称性，该不对称性将倾向于减小当叶片8130经过肋8520时生成的噪声量。
肋8520被制造得尽可能薄，以便最小化流动阻抗，同时仍然为轴提供必要的支撑。如图所示，肋8520不从环8515径向延伸，而是稍微偏移。这是为了减少当空气流过涡轮发电机8000时生成湍流的可能性，从而减少噪声生成的量。肋8520的偏移布置倾向于引导气流，从而例如通过改变气流的方向或通过减小气流的速度来使其平滑，从而减少湍流的量，由此引起更多的层流。例如，可以通过为肋8520提供弯曲的或成角度的表面来实现气流的进一步平滑。
类似于盖8500，定子组件的内部部分8300可以具有最小表面积的支撑结构，例如三个一组的肋8320，其具有与盖8500的肋8520基本相同的配置。
涡轮发电机8000可以连接到用于在连接到患者接口3000、6000的一个或多个电子部件之前调制和/或转换其输出电压的电路。例如，具有电容器的全桥整流器可用于将输出AC电压转换为DC电源。
以8叶片、8极为例进行的测试结果表明，在20cm H2O压力设置下，当涡轮发电机置于连接到RPT装置4000的空气回路4170中时可生成高达8V的电压。
在本技术的一些形式中，能量收集系统可以包括至少一个压电薄膜。压电薄膜可用于在使用期间从气流变化(例如，由于例如来自RPT装置4000的加压空气的输入和/或来自患者的呼气)和患者的身体运动生成电流。压电薄膜的偏转生成取决于偏转振幅和速度的电压。有利地，压电薄膜本身也可以用作传感器，其中电压输出指示振动和/或噪声(例如由于打鼾)。
压电薄膜可以放置在患者接口3000、6000的各种部件之中或之上。例如，压电薄膜可以定位在充气室3200、6200内，例如邻近充气室的进气口，使得其在使用期间处于由RPT装置4000产生的空气流的路径中。这样定位的压电薄膜可用于收集能量和检测振动。在另一实例中，压电薄膜可以附接到密封形成结构3100的内表面或与密封形成结构3100的内表面集成，用于能量收集和运动感测。在另一实例中，压电薄膜可以附接到或夹在定位和稳定结构3300、6300或接触用户面部的另一部件的系带或绑带的层之间，使得在呼吸或其他运动期间用户面部肌肉的运动引起压电薄膜弯曲并因此生成电能。在另一实例中，压电薄膜可以定位在充气室3200、6200内，例如邻近充气室的出口(例如，将呼出空气排出到周围环境的通气口)，使得其在呼出空气(例如，二氧化碳)离开充气室的路径中。
在一些形式中，患者接口3000、6000可以包括涡轮发电机8000和压电薄膜(例如，与一个或另一个相对)。这可以允许更大量的能量收集和/或可以允许在流动路径中的多个位置处的能量收集。
在本技术的一些形式中，能量收集系统可以包括一个或多个热电发电机(TEG)。热电发电机可用于将热能转换为电能，电能可用于为患者接口3000、6000的各种电气部件供电。
在一些形式中，热电发电机可以位于患者接口3000、6000的适于在使用中接触患者的部分上。例如，热电发电机可以位于定位和稳定结构3300、6300的一部分上。热电发电机可以使用从患者皮肤发出的热量并将其转换成电能。热电发电机可以替代地或附加地位于密封形成结构3100、6100上，并且类似地捕获从患者皮肤发出的热量。
替代地或附加地，热电发电机可以位于相应患者接口3000、6000的充气室3200、6200中。热电发电机可以将来自呼出空气的热量转换成电能，该电能可以用于为各种电气部件供电。
图12A和图12B示出了由形成患者接口的能量收集系统的一部分的两个压电薄膜记录的测量结果的实例。第一压电薄膜被定位在充气室3200内靠近入口的空气路径中，第二压电薄膜沿着密封形成结构3100的内表面定位。
在图12A中，患者的呼吸模式包括一系列正常呼吸，随后是呼吸停止，然后是突然吸入。呼吸停止可检测为与正常呼吸模式的偏差，因为在停止期间空气路径压电薄膜的平均振幅为零。突然吸入可检测为由衬垫(密封形成结构)压电薄膜检测的信号中的尖峰。
在一些形式中，这可以允许基于压电薄膜的采集器可以用作打鼾和/或呼吸停止检测器(即，检测呼吸的停止)。
在图12B中，示出了一系列正常呼吸和随后的模拟打鼾。在打鼾阶段期间，由空气路径压电薄膜检测到的信号不改变，但在由衬垫压电薄膜检测到的信号中出现尖峰。
通气口
在一种形式中，患者接口3000包括为允许冲洗呼出的气体例如二氧化碳而构造和布置的通气口3400。
在某些形式中，通气口3400被配置为允许从充气室3200的内部到周围环境的连续通气流，同时充气室内的压力相对于周围环境是正的。通气口3400被配置为使得通气流速具有足以减少患者对呼出CO2的再呼吸同时在使用中维持充气室中的治疗压力的量值。
根据本技术的通气口3400的一种形式包括多个孔，例如，约20到约80个孔，或约40到约60个孔，或约45到约55个孔。
通气口3400可以位于充气室3200中。替代地，通气口3400位于去耦结构中，例如旋轴。
如上所述，上述能量收集器中的一个或多个(例如，涡轮发电机8000、压电薄膜和/或热电发电机)可以被定位成靠近通气口3400，以便将冲洗气体转换成电能。
在一些形式中，能量收集器可定位在患者与通气口3400之间的充气室3200、6200内。换句话说，患者可以在能量收集器的上游，通气口3400可以在能量收集器的下游。如上所述，呼出的CO2可以通过通气口3400排出以防止再呼吸。当空气从患者的口腔流向通气口3400时，空气经过能量收集器并允许一些能量的重新捕获。
在一些形式中，患者接口3000、6000的通气口可以是排气口，其可以在到达患者之前将加压空气排放到周围环境中(即，这可以是与上述CO2排气口不同的通气口)。例如，图1C所示的全面罩3000和图1B和图3A所示的鼻罩可以连接到同一RPT装置4000。在一些形式中，RPT装置4000可以包括传感器或用户输入以确定连接了哪个版本的面罩。在其他版本中，RPT装置4000可以为给定压力提供单个输出。换句话说，为了在相应的充气室中获得给定的压力，RPT装置可以输出确定的压力，而不管连接哪个患者接口。
在一些形式中，全面罩3000的充气室3200的容积可以大于鼻罩3000的充气室3200的容积。因此，鼻罩的充气室3200可能过压(例如，经历比要求的更高的压力)。为了解决这个问题，通气口3400可以位于旋轴中，使得空气在进入充气室3200之前排放到周围环境中。这可以允许充气室3200中的压力下降到期望的压力。
以这种方式使用排气口可能是低效的，因为产生更强流动的电能可能被浪费(即，加压空气在患者能够吸入它之前被排放到周围环境中)。涡轮发电机8000(如上所述)可以定位在旋轴附近，并且可以补充和/或替换排气口。
例如，通过涡轮发电机8000的气流可以降低加压气流的速度，从而降低气流的压力。这可以将气流压力降低到期望的压力和/或可以需要较少的气流通过通气口排出。
在一些形式中，能量收集器可以与通气口3400和排气口一起使用，以便提高系统的效率(例如，重新捕获否则将离开系统的更多能量)。然而，患者接口3000、6000可以仅包括这些能量收集器中的一个或不包括这些能量收集器。
解耦结构
在一种形式中，患者接口3000包括至少一个去耦结构，例如旋轴或球头和球窝。
连接端口
连接端口3600允许连接至空气回路4170。
前额支架
在一种形式中，患者接口3000包括前额支架3700。
反窒息阀
在一种形式中，患者接口3000包括反窒息阀。
端口
在本技术的一种形式中，患者接口3000包括一个或多个端口，其允许进入气动室3200内的体积。在一种形式中，这使得临床医生可以供应补充氧。在一种形式中，这使得可以直接测量气动室3200内的气体的性质，诸如压力。
RPT装置
根据本技术的一个方面的RPT装置4000包括机械、气动和/或电气部件并且配置为执行一个或多个算法4300，例如在此描述的全部或部分方法中的任一种。RPT装置4000可以被配置为生成用于输送到患者气道的空气流，例如用于治疗在本文件中其他地方描述的一种或多种呼吸病症。
在一种形式中，RPT装置4000被构造和布置成能够以-20L/min至+150L/min的范围输送空气流，同时保持至少6cmH2O、或至少10cmH2O、或至少20cmH2O的正压。
RPT装置可具有外部壳体4010，其以两部分构成：上部4012和下部4014。此外，外部壳体4010可包括一个或多个面板4015。RPT装置4000包括底盘4016，其对RPT装置4000的一个或多个内部部件进行支撑。RPT装置4000可包括手柄4018。
RPT装置4000的气动路径可以包括一个或多个空气路径物件，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和一个或多个换能器4270，如压力传感器4272和流速传感器4274。
一个或多个空气路径物件可设置于可拆卸的单独结构内，可拆卸的单独结构将称为气动块4020。气动块4020可设置于外部壳体4010内。在一种形式中，气动块4020由底盘4016支撑，或构成其一部分。
RPT装置4000可以具有电源4210、一个或多个输入装置4220、中央控制器4230、治疗装置控制器4240、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和一个或多个输出装置4290。电气部件4200可安装在单个印刷电路板组件(PCBA)4202上。在一种替代形式中，RPT装置4000可包括多于一个PCBA 4202。
RPT装置机械和气动组件
RPT装置可在整体单元中包括一个或多个以下部件。在一种替代形式中，一个或多个以下部件可被设置为各自分离的单元。
空气过滤器
根据本技术的一种形式的RPT装置可包括空气过滤器4110，或多个空气过滤器4110。
在一种形式中，入口空气过滤器4112被定位在压力发生器4140上游的气动路径的起点处。
在一种形式中，出口空气过滤器4114，例如抗菌过滤器被定位在气动块4020的出口与患者接口3000或3800之间。
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被定位在压力发生器4140上游的气动路径中。
在本技术的一种形式中，出口消音器4124被定位在压力发生器4140与患者接口3000或3800之间的气动路径中。
压力发生器
在本技术的一种形式中，用于产生正压下的空气流或空气供给的压力发生器4140为可控鼓风机4142。例如，鼓风机4142可包括无刷DC电动机4144，其具有一个或多个叶轮。这些叶轮可以位于蜗壳中。鼓风机可以在例如输送呼吸压力疗法时例如以高达约120升/分钟的速率，并以约4cmH2O至约20cmH2O范围内的正压或高达约30cmH2O的其他形式输送空气供应。鼓风机可如以下专利或专利申请中任何一个所述，这些专利或专利申请以引用的方式整体并入本文：美国专利号7,866,944；美国专利号8,638,014；美国专利号8,636,479；和PCT专利申请号WO 2013/020167。
压力发生器4140可以在治疗装置控制器4240的控制下。
换言之，压力发生器4140可为活塞驱动泵、与高压源连接的压力调节器(例如，压缩空气贮存器)或波纹管。
压力发生器在至少一些上下文中也可称为流量发生器。
换能器
换能器可以在RPT装置内部，或RPT装置外部。外部换能器可被定位于例如空气回路例如患者接口上或构成其一部分。外部换能器可以是非接触感测器的形式，诸如传送或传递数据至RPT装置的多普勒雷达运动感测器。
在本技术的一种形式中，一个或多个换能器4270可以被定位于压力发生器4140的上游和/或下游。一个或多个换能器4270可被构造和布置为生成表示在气动路径中在该点处的诸如流量、压力或温度等特性的空气流的信号。
在本技术的一种形式中，一个或多个换能器4270可被定位在患者接口3000或3800的近侧。
在一种形式中，可诸如通过低通滤波、高通滤波或带通滤波对来自换能器4270的信号进行滤波。
流速传感器
根据本技术的流速传感器4274可以基于差压换能器，例如来自盛思锐公司(SENSIRION)的SDP600系列差压换能器。
在一种形式中，由流速传感器4274生成并表示流速的信号由中央控制器4230接收。
压力传感器
根据本技术的压力传感器4272位于与气动路径流体连通的位置。合适的压力传感器的实例是来自霍尼韦尔公司(HONEYWELL)ASDX系列的换能器。另一种合适的压力传感器是来自通用电气公司(GENERAL ELECTRIC)的NPA系列的换能器。
在一种形式中，由压力传感器4272生成并表示压力的信号由中央控制器4230接收。
马达转速换能器
在本技术的一种形式中，马达转速换能器4276用于确定电动机4144和/或鼓风机4142的转动速度。可将来自马达转速换能器4276的马达转速信号提供给治疗装置控制器4240。马达转速换能器4276可以是例如速度感测器，诸如霍尔效应感测器。
防溢回阀
在本技术的一种形式中，反溢回阀4160被定位在湿化器5000与气动块4020之间。反溢回阀被构造和布置为降低水从湿化器5000向上游流动到例如电动机4144的风险。
RPT装置电气部件
电源
电源4210可被定位在RPT装置4000的外部壳体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。在本技术的另一种形式中，电源4210向RPT装置4000和湿化器5000提供电力。在本技术的另一种形式中，电源4210向患者接口3000、6000的一个或多个电子部件提供电力。
输入装置
在本技术的一种形式中，RPT装置4000包括形式为按钮、开关或拨盘的一个或多个输入装置4220，以允许人员与装置进行交互。按钮、开关或拨盘可以为经由触摸屏幕访问的物理装置或者软件装置。在一种形式中，按钮、开关或拨盘可以物理连接到外部壳体4010，或者在另一种形式中，可以与接收机无线通信，该接收机与中央控制器4230电连接。
在一种形式中，输入装置4220可以被构造或布置为允许人员选择值和/或菜单选项。
中央控制器
在本技术的一种形式中，中央控制器4230为一个或多个适于控制RPT装置4000的处理器。
合适的处理器可包括x86因特尔处理器、基于来自ARM Holdings的
Figure BDA0004184366590000371
-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性形式中，32位RISC CPU诸如来自ST MICROELECTRONICS的STR9系列微控制器，或16位元RISC CPU诸如来自由TEXAS INSTRUMENTS制造的MSP430系列微控制器的处理器可同样适用。
在本技术的一种形式中，中央控制器4230为专用电子回路。
在一种形式中，中央控制器4230为专用集成电路。在另一种形式中，中央控制器4230包括分立电子部件。
中央控制器4230可以被配置为接收来自一个或多个换能器4270、一个或多个输入装置4220和湿化器5000的输入信号。
中央控制器4230可以被配置为向输出装置4290、治疗装置控制器4240、数据通信接口4280和湿化器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被配置为实现本文描述的一个或多个方法，如可以用处理器控制指令实现的一个或多个算法4300，该处理器控制指令被表示为存储在非暂时性计算机可读存储介质(如存储器4260)中的计算机程序。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，一些方法可通过远程定位装置来执行。例如，远程定位装置可以通过分析例如来自本文描述的任何传感器的存储数据来确定呼吸机的控制设置，或者检测呼吸相关事件。
时钟
RPT装置4000可包括连接到中央控制器4230的时钟4232。
治疗装置控制器
在本技术的一种形式中，治疗装置控制器4240为治疗控制模块4330，其构成由中央控制器4230执行的算法4300的一部分。
在本技术的一种形式中，治疗装置控制器4240为专用电动机控制集成电路。例如，在一种形式中，使用由ONSEMI制造的MC33035无刷直流DC电动机控制器。
保护电路
根据本技术的一个或多个保护电路4250可以包括电保护电路、温度和/或压力安全电路。
存储器
根据本技术的一种形式，RPT装置4000包括存储器4260，例如非易失性存储器。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可被定位于PCBA 4202上。存储器4260可以是EEPROM或NAND闪存的形式。
附加地或替代地，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)标准制造的存储卡。
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的计算机程序指令，诸如一个或多个算法4300。
数据通信系统
在本技术的一种形式中，提供了数据通信接口4280，并且其连接到中央控制器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为中央控制器4230的一部分。在另一种形式中，数据通信接口4280与中央控制器4230分离，并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为因特网。数据通信接口4280可以使用有线通信(例如经由以太网或光纤)或无线协议(例如CDMA、GSM、LTE)来连接到因特网。
在一种形式中，本地外部通信网络4284利用一种或多种通信标准，诸如蓝牙或消费者红外协议。
在一种形式中，远程外部装置4286可以为一台或多台计算机，例如网络计算机的群集。在一种形式中，远程外部装置4286可以为虚拟计算机，而非实体计算机。在任一情况下，此远程外部装置4286可以由适当授权人员(诸如临床医生)进行访问。
本地外部装置4288可以为个人计算机、移动电话、平板或远程控制装置。
包括任选显示器、警报器的输出装置
根据本技术的输出装置4290可以采取视觉、音频和触觉单元中的一种或多种的形式。视觉显示器可以是液晶显示器(LCD)或者发光二极管(LED)显示器。
显示器驱动器
显示器驱动器4292接收作为输入的字符、符号或图像用于显示在显示器4294上，并将它们转换成使显示器4294显示那些字符、符号或图像的命令。
显示器
显示器4294配置为响应于从显示器驱动器4292接收的命令可视地显示字符、符号或图像。例如，显示器4294可为八段显示器，在这种情况下，显示器驱动器4292将每个字符或者符号(诸如数字“0”)转换成八个逻辑信号，所述逻辑信号指示这八个相应的节段是否将被激活以显示特定的字符或符号。
RPT装置算法
如上所述，在本技术的一些形式中，中央控制器4230可以配置为实现表示为存储在非瞬态计算机可读存储介质(诸如存储器4260)中的计算机程序的一个或多个算法4300。算法4300一般分组为称为模块的组。
在本技术的其他形式中，算法4300的一些部分或全部可以由诸如本地外部装置4288或远程外部装置4286的外部装置的控制器来实现。在这种形式中，表示将在外部装置处执行的算法4300的部分所需的输入信号和/或中间算法输出的数据可以经由本地外部通信网络4284或远程外部通信网络4282传送到外部装置。在这种形式中，要在外部装置处执行的算法4300的部分可以表示为存储在外部装置的控制器可访问的非瞬态计算机可读存储介质中的计算机程序。这样的程序配置外部装置的控制器以执行算法4300的部分。
在这样的形式中，由外部装置经由治疗引擎模块4320生成的治疗参数(如果这样形成由外部装置执行的算法4300的部分的一部分)可以被传送到中央控制器4230以被传递到治疗控制模块4330。
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(例如治疗引擎模块4320)的输入的一个或多个输出值。
在本技术的一种形式中，输出值包括接口压力Pm、通气流速Qv、呼吸流速Qr和泄露流速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：接口压力估计4312、通气流速估计4314、泄露流速估计4316和呼吸流速估计4318。
接口压力估计
在本技术的一种形式中，接口压力估计算法4312接收来自压力传感器4272的表示靠近气动块出口的气动路径中的压力(装置压力Pd)的信号和来自流速传感器4274的表示离开RPT装置4000的气流的流速(装置流速Qd)的信号作为输入。没有任何补充气体4180的装置流速Qd可以用作总流速Qt。接口压力算法4312估计通过空气回路4170的压降ΔP。对于特定的空气回路4170，压降ΔP对总流量Qt的依赖性可以通过压降特征ΔP(Q)来建模。然后接口压力估计算法4312在患者接口3000或3800中提供估计压力Pm作为输出。患者接口3000或3800中的压力Pm可以估计为装置压力Pd减去空气回路压降ΔP。
通气流速估计
在本技术的一种形式中，通气流速估计算法4314从接口压力估计算法4312接收患者接口3000或3800中的估计压力Pm作为输入，并估计来自患者接口3000或3800中的通气口3400的空气的通气流速Qv。对于使用中的特定通气口3400，通气流速Qv对接口压力Pm的依赖性可以通过通气特征Qv(Pm)来建模。
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和通气流速Qv作为输入，并提供泄漏流速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在足够长以包括几个呼吸周期的时间段(例如约10秒)内总流速Qt和通气流速Qv之间的差的平均值来估计泄露流速Ql。
在一种形式中，泄露流速估计算法4316接收患者接口3000或3800中的总流速Qt、通气流速Qv和估计压力Pm作为输入，并且通过计算泄露传导率并将泄露流速Ql确定为泄露传导率和压力Pm的函数来提供泄露流速Ql作为输出。泄露传导率被计算为等于总流速Qt和通气流速Qv之间的差的低通滤波的非通气流速与低通滤波的压力平方根Pm的商，其中低通滤波时间常数具有足够长的值以包括几个呼吸周期，例如约10秒。泄露流速Ql可以估计为泄露传导率与压力Pm的函数的乘积。
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、通气流速Qv和泄露流速Ql作为输入，并且通过从总流速Qt中减去通气流速Qv和泄露流速Ql来估计到患者的空气的呼吸流速Qr。
治疗引擎模块
在本技术的一种形式中，治疗引擎模块4320接收患者接口3000或3800中的压力Pm和到患者的空气的呼吸流速Qr中的一个或多个作为输入，并且提供一个或多个治疗参数作为输出。
在本技术的一种形式中，治疗参数是治疗压力Pt。
在本技术的一种形式中，治疗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，治疗引擎模块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、吸气流量限制确定4324、呼吸暂停/呼吸不足确定4325、打鼾确定4326、气道通畅性确定4327、目标通气量确定4328和治疗参数确定4329。
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接收指示呼吸流速Qr的信号作为输入，并提供患者1000当前呼吸周期的相位Φ作为输出。
在一些形式中，称为离散相位确定，相位输出Φ是离散变量。离散相位确定的一种实现方式提供了具有吸气或呼气值的双值相位输出Φ，例如在分别检测到自发吸气和呼气的开始时分别表示为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，因为触发点和循环点分别是相位从呼气到吸气和从吸气到呼气变化的时刻。在双值相位确定的一种实现方式中，当呼吸流速Qr具有超过正阈值的值时，相位输出Φ被确定为具有离散值0(从而“触发”RPT装置4000)，并且当呼吸流速Qr具有比负阈值更负的值时，相位输出Φ被确定为具有离散值0.5转(从而“循环”RPT装置4000)。吸气时间Ti和呼气时间Te可以被估计为相位Φ分别等于0(表示吸气)和0.5(表示呼气)所花费的时间的多个呼吸周期上的典型值。
离散相位确定的另一种实现方式提供了具有吸气、中间吸气暂停和呼气之一的值的三值相位输出Φ。
在被称为连续相位确定的其他形式中，相位输出Φ是连续变量，例如从0到1转，或0到2 弧度变化。执行连续相位确定的RPT装置4000可在连续相位分别达到0和0.5转时触发和循环。在连续相位确定的一种实现方式中，使用呼吸流速Qr的模糊逻辑分析来确定相位Φ的连续值。在该实现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的一种实现方式中，以下规则被应用于呼吸流速Qr：
1.如果呼吸流速为零且快速增加，则相位为0转。
2.如果呼吸流速为大正值且稳定，则相位为0.25转。
3.如果呼吸流速为零且快速下降，则相位为0.5转。
4.如果呼吸流速为大负值且稳定，则相位为0.75转。
5.如果呼吸流速为零且稳定，并且呼吸流速的5秒低通滤波绝对值较大，则相位为0.9转。
6.如果呼吸流速为正且相位为呼气，则相位为0转。
7.如果呼吸流速为负且相位为吸气，则相位为0.5转。
8.如果呼吸流速的5秒低通滤波绝对值较大，则相位以等于患者呼吸速率的稳定速率增加，以20秒的时间常数低通滤波。
每个规则的输出可以表示为向量，其相位是规则的结果，并且其幅度是规则为真的模糊程度。用适当的隶属函数来确定呼吸流速“大”、“稳定”等的模糊程度。规则的结果表示为向量，然后通过诸如取形心的某个函数来组合。在这样的组合中，规则可以被同等地加权，不同地加权。
在连续相位确定的另一种实现方式中，相位Φ首先从如上所述的呼吸流速Qr离散地估计，吸气时间Ti和呼气时间Te也是如此。在任何时刻的连续相位Φ可以被确定为从前一触发起已经经过的吸气时间Ti的一半比例，或者0.5转加上从前一周期时刻起已经经过的呼气时间Te的一半比例(以最近的时刻为准)。
波形确定
在本技术的一种形式中，治疗参数确定算法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，治疗控制模块4330控制压力发生器4140以根据波形模板Π(Φ)提供作为患者呼吸周期的相位Φ的函数而变化的治疗压力Pt。
在本技术的一种形式中，波形确定算法4322提供波形模板Π(Φ)，其在由相位确定算法4321提供的相位值Φ域上的[0，1]范围内的值将由治疗参数确定算法4329使用。
在一种适用于离散或连续值相位的形式中，波形模板Π(Φ)是方波模板，对于高达并包括0.5转的相位值具有值1，而对于大于0.5转的相位值具有值0。在一种适用于连续值相位的形式中，波形模板ΠΦ)包括两个平滑弯曲部分，即，对于高达0.5转的相位值，平滑弯曲(例如升余弦)从0上升到1，而对于大于0.5转的相位值，平滑弯曲(例如指数)从1衰减到0。在一种适用于连续值相位的形式中，波形模板Π(Φ)基于方波，但是对于相位值从0平滑上升到1直到小于0.5转的“上升时间”，并且对于相位值在0.5转之后的“下降时间”内从1平滑下降到0，其中“下降时间”小于0.5转。
在本技术的一些形式中，波形确定算法4322根据RPT装置的设置从波形模板库中选择波形模板Π(Φ)。可以将库中的每个波形模板Π(Φ)提供为相对于相位值Φ的值Π的查找表。在其他形式中，波形确定算法4322使用可能由一个或多个参数(例如，指数弯曲部分的时间常数)参数化的预定函数形式“在运行中”计算波形模板Π(Φ)。函数形式的参数可以是预定的或取决于患者1000的当前状态。
在适合于吸气(Φ＝0转)或呼气(Φ＝0.5转)的离散双值相位的本技术的一些形式中，波形确定算法4322“在运行中”计算波形模板Π，作为离散相位Φ和从最近触发时刻起测量的时间t的函数。在一种这样的形式中，波形确定算法4322如下计算两个部分(吸气和呼气)中的波形模板Π(Φ，t)：
Figure BDA0004184366590000421
其中Πi(t)和Πe(t)是波形模板Π(Φ，t)的吸气和呼气部分。在一种这样的形式中，波形模板的吸气部分Πi(t)是由上升时间参数化的从0到1的平滑上升，并且波形模板的呼气部分Πe(t)是由下降时间参数化的从1到0的平滑下降。
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，并确定指示当前患者通气量Vent的度量。
在一些实现方式中，通气量确定算法4323确定通气量Vent的度量，其是实际患者通气量的估计。一种这样的实现方式是取呼吸流速Qr的绝对值的一半，其任选地由诸如具有0.11Hz的角频率的二阶贝塞尔低通滤波器的低通滤波器进行滤波。
在其他实现方式中，通气量确定算法4323确定与实际患者通气量大致成比例的通气量Vent的度量。一种这样的实现方式估计周期的吸气部分上的峰值呼吸流速Qpeak。如果流速波形形状变化不大(这里，当在时间和振幅上归一化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)，则涉及对呼吸流速Qr采样的这一过程和许多其他过程产生与通气量大致成比例的度量。一些简单的实例包括正呼吸流速的中值、呼吸流速绝对值的中值和流速的标准偏差。使用正系数的呼吸流速绝对值的任意阶统计量的任意线性组合，甚至一些同时使用正系数和负系数的呼吸流速绝对值的任意阶统计量的任意线性组合与通气量近似成比例。另一个实例是吸气部分的中间K比例(按时间)中的呼吸流速的平均值，其中0<K<1。如果流速形状是恒定的，则存在与通气量精确成比例的任意大量的测量。
吸气流量限制的确定
在本技术的一种形式中，中央控制器4230执行吸气流量限制确定算法4324，用于确定吸气流量限制的程度。
在一种形式中，吸气流量限制确定算法4324接收呼吸流速信号Qr作为输入，并提供呼吸的吸气部分表现出吸气流量限制的程度的度量作为输出。
在本技术的一种形式中，每次呼吸的吸气部分由零交叉检测器识别。由插值器沿着每次呼吸的吸气流速-时间曲线对表示时间点的多个均匀间隔的点(例如，65个)进行插值。由点描述的曲线然后由标量缩放以具有统一长度(持续时间/周期)和统一面积，以消除改变呼吸速率和深度的影响。然后在比较器中比较缩放的呼吸与表示正常无阻呼吸的预存储模板，类似于图6A所示的呼吸的吸气部分。在来自该模板的吸气期间的任何时间，偏离超过指定阈值(通常为1缩放单位)的呼吸被拒绝，诸如由测试元件确定的由于咳嗽、叹息、吞咽和打嗝引起的那些呼吸。对于非拒绝数据，由中央控制器4230计算前几个吸气事件的第一个这样的缩放点的移动平均值。对于第二个这样的点，这在相同的吸气事件上重复，依此类推。因此，例如，六十五个缩放的数据点由中央控制器4230生成，并且表示先前的几个吸气事件(例如，三个事件)的移动平均值。(例如，六十五)个点的连续更新值的移动平均值在下文中称为“缩放流速”，表示为Qs(t)。或者，可以使用单个吸气事件而不是移动平均值。
根据缩放的流速，可以计算与确定部分阻塞相关的两个形状因子。
形状因子1是中间(例如三十二个)缩放流速点的平均值与总(例如六十五个)缩放流速点的平均值的比值。当该比值超过一时，呼吸将正常。当比值为一或更小时，呼吸将被阻塞。当比值为1或更小时，则认为呼吸是阻塞的。将约1.17的比值作为部分阻塞和未阻塞呼吸之间的阈值，并且等于允许在典型患者中保持足够氧合的阻塞程度。
形状因子2被计算为在中间(例如三十二个)点上与单位缩放流速的RMS偏差。约0.2单位的RMS偏差视为正常。零RMS偏差被认为是完全流量受限的呼吸。RMS偏差越接近零，呼吸就会受到更多的气流限制。
形状因子1和2可以用作替换，或组合使用。在本技术的其它形式中，采样点、呼吸和中间点的数目可以不同于上述的那些。此外，阈值可以不同于所描述的阈值。
呼吸暂停和呼吸不足的确定
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，用于确定呼吸暂停和/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，并提供指示已经检测到呼吸暂停或呼吸不足的标志作为输出。
在一种形式中，当呼吸流速Qr的函数在预定时间段内下降到流速阈值以下时，将认为已经检测到呼吸暂停。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的中间流速，例如RMS流速。流速阈值可以是流速的相对长期的度量。
在一种形式中，当呼吸流速Qr的函数在预定时间段内下降到第二流速阈值以下时，将认为已经检测到呼吸不足。该函数可以确定峰值流量、相对短期的平均流速，或相对短期的平均和峰值流速的中间流速，例如RMS流速。第二流速阈值可以是流速的相对长期的度量。第二流速阈值大于用于检测呼吸暂停的流速阈值。
打鼾确定
在本技术的一种形式中，中央控制器4230执行用于确定打鼾程度的一个或多个打鼾确定算法4326。
在一种形式中，打鼾确定算法4326接收呼吸流速信号Qr作为输入，并提供打鼾存在程度的度量作为输出。
打鼾确定算法4326可包括确定流速信号在30至300Hz范围内的强度的步骤。此外，打鼾确定算法4326可包括过滤呼吸流速信号Qr以减少背景噪声(例如，系统中来自鼓风机的气流声音)的步骤。
气道通畅性确定
在本技术的一种形式中，中央控制器4230执行用于确定气道通畅程度的一个或多个气道通畅性确定算法4327。
在一种形式中，气道通畅性确定算法4327接收呼吸流速信号Qr作为输入，并且确定在约0.75Hz和约3Hz的频率范围内的信号功率。在该频率范围内出现峰值表示气道开放。峰值的不存在被认为是闭合气道的指示。
在一种形式中，寻找峰值的频率范围是治疗压力Pt中的小的强制振荡的频率。在一种实现方式中，强制振荡的频率为2Hz，振幅约为1cmH2O。
在一种形式中，气道通畅性确定算法4327接收呼吸流速信号Qr作为输入，并确定是否存在心源性信号。心原性信号的缺乏被认为是闭合气道的指示。
目标通气量的确定
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，并执行一个或多个目标通气量确定算法4328，用于确定通气量测量值的目标值Vtgt。
在本技术的一些形式中，不存在目标通气量确定算法4328，并且例如通过在RPT装置4000的配置期间的硬编码或通过输入装置4220的手动输入来预先确定目标值Vtgt。
在本技术的其他形式中，如自适应伺服通气(ASV)，目标通气量确定算法4328从指示患者的典型近期通气量的值Vtyp计算目标值Vtgt。
在自适应伺服通气的一些形式中，目标通气量Vtgt被计算为典型的最近通气量Vtyp的高比例，但小于该比例。这种形式的高比例可以在(80％，100％)或(85％，95％)或(87％，92％)的范围内。
在自适应伺服通气的其他形式中，目标通气量Vtgt被计算为稍大于典型的最近通气量Vtyp的整数倍。
典型的最近通气量Vtyp是当前通气量Vent的测量值在多个时刻上在一些预定时间尺度上的分布趋于聚集的值，即，当前通气量的测量值在最近历史上的集中趋势的测量值。在目标通气量确定算法4328的一个实现方式中，最近的历史是几分钟的量级，但是在任何情况下都应该比Cheyne-Stokes升降周期的时间尺度更长。目标通气量确定算法4328可以使用多种公知的集中趋势测量值中的任何一种来从当前通气量Vent的测量值确定典型的最近通气量Vtyp。一种这样的测量值是低通滤波器对当前通风量Vent的测量值的输出，时间常数等于100秒。
治疗参数的确定
在本技术的一些形式中，中央控制器4230执行一个或多个治疗参数确定算法4329，用于使用由治疗引擎模块4320中的一个或多个其他算法返回的值来确定一个或多个治疗参数。
在本技术的一种形式中，治疗参数是瞬时治疗压力Pt。在这种形式的一种实现方式中，治疗参数确定算法4329使用以下等式来确定治疗压力Pt：
Pt＝AΠ(Φ,t)+P0 (1)
其中：
·A是振幅，
·Π(Φ，t)是在相位的当前值Φ和时间t时的波形模板值(在0至1的范围内)，以及
·P0是基础压力。
如果波形确定算法4322提供波形模板Π(Φ，t)作为由相位Φ索引的值Π的查找表，则治疗参数确定算法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Φ，或者通过在跨越相位的当前值Φ的两个条目之间进行插值来应用等式(1)。
振幅A和基础压力P0的值可以由治疗参数确定算法4329根据所选择的呼吸压力治疗模式以下述方式设定。
治疗控制模块
根据本技术的一个方面的治疗控制模块4330接收来自治疗引擎模块4320的治疗参数确定算法4329的治疗参数作为输入，并控制压力发生器4140根据治疗参数输送空气流。
在本技术的一种形式中，治疗参数是治疗压力Pt，并且治疗控制模块4330控制压力发生器4140以输送空气流，该空气流在患者接口3000或3800处的接口压力Pm等于治疗压力Pt。
故障状况的检测
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况的一个或多个方法4340。由一个或多个方法4340检测到的故障状况可以包括以下中的至少一个：
·电源故障(无电源或电源不足)
·传感器故障检测
·无法检测部件的存在
·操作参数超出建议范围(例如：压力、流速、温度、PaO2)
·测试警报器无法生成可检测的警报信号。
在检测到故障状况时，对应的算法4340通过以下中的一个或多个用信号通知故障的存在：
·启动听觉、视觉和/或动态(例如振动)报警
· 向外部装置发送消息
· 事件记录
空气回路
根据本技术一个方面的空气回路4170为导管或管子，其在使用时被构造和布置为允许空气流在两个部件诸如RPT装置4000与患者接口3000或3800之间行进。
具体地，空气回路4170可与气动块4020的出口和患者接口流体连接。空气回路可称为空气输送管。在一些情况下，可具有用于吸气和呼气回路的独立分支。在其他情况下，使用单个分支。
在一些形式中，空气回路4170可包括一个或多个加热元件，所述加热元件被配置为加热空气回路中的空气，例如以维持或升高空气的温度。加热元件可以是加热丝回路的形式，并且可包括一个或多个换能器，诸如温度感测器。在一种形式中，可绕空气回路4170的轴螺旋缠绕加热丝回路。加热元件可与诸如中央控制器4230的控制器相连通。在美国专利8,733,349中描述了包括加热丝回路的空气回路4170的一个实例，该专利申请以引用的方式整体并入本文。
在一些形式中，承载电力或数据的电缆也可以结合到空气回路4170中，例如通过围绕空气回路4170的外表面缠绕电缆。这样缠绕的电缆例如可以通过一层或多层纺织材料保持在适当位置。
补充气体输送
在本技术的一种形式中，补充气体(例如氧气)4180被输送到气动路径中的一个或多个点，如气动块4020的上游，输送到空气回路4170，和/或输送到患者接口3000或3800。
湿化器
湿化器概述
在本技术的一种形式中，提供了湿化器5000(例如，如图5A所示)，以改变输送给患者的空气或气体相对于环境空气的绝对湿度。通常，湿化器5000用于在输送至患者的气道之前增加空气流的绝对湿度并增加空气流的温度(相对于环境空气)。
湿化器5000可包括湿化器贮存器5110、接收空气流的湿化器入口5002和输送加湿空气流的湿化器出口5004。在一些形式中，如图5A和图5B所示，湿化器贮存器5110的入口和出口可以分别是湿化器入口5002和湿化器出口5004。湿化器5000还可以包括湿化器基部5006，其可适于容纳湿化器贮存器5110并包括加热元件5240。
湿化器部件
水贮存器
根据一种布置，湿化器5000可以包括水贮存器5110，该水贮存器5110被配置为保持或保留一定体积的待蒸发的液体(例如水)以加湿空气流。水贮存器5110可配置为保持预定最大水容量以便提供充分加湿持续至少呼吸疗程的持续期间，诸如睡眠的一个晚上。通常，贮存器5110配置为保持几百毫升的水，例如，300毫升(ml)、325ml、350ml或400ml。在其他形式中，湿化器5000可被配置为从诸如建筑物供水系统的外部水源接收供水。
根据一个方面，水贮存器5110被配置为当空气流从RPT装置4000通过时向来自RPT装置的空气流增加湿度。在一种形式中，水贮存器5110可被配置为促使空气流在与水贮存器中的一定体积的水接触的同时沿曲折路径行进通过水贮存器5110。
根据一种形式，贮存器5110可以例如在如图5A和图5B所示的横向方向上从湿化器5000移除。
贮存器5110还可配置为诸如当贮存器5110从其正常工作方向移位和/或转动时，阻止液体诸如通过任一孔口和/或在其子部件中间从其流出。由于待由湿化器5000加湿的空气流通常被加压，因此贮存器5110也可被配置为防止气动压力通过泄露和/或流动阻抗而损失。
传导性部分
根据一种布置方式，贮存器5110包括传导性部分5120，其配置为允许热量从加热元件5240至贮存器5110中的液体容量的有效传递。在一种形式中，传导性部分5120可被布置为板，但是其他形状也可同样适用。传导性部分5120的全部或一部分可由导热材料制成，诸如铝(例如，厚度为大约2mm，诸如1mm、1.5mm、2.5mm或3mm)、另一种导热金属或一些塑料。在某些情况下，可用传导性较低的适当几何结构的材料来实现适当的热传导性。
湿化器贮存器底座
在一种形式中，湿化器5000可包括被配置为容纳湿化器贮存器5110的湿化器贮存器底座5130(如图5B所示)。在一些布置中，湿化器贮存器底座5130可以包括锁定部件，诸如被配置为将贮存器5110保持在湿化器贮存器底座5130中的锁定杆5135。
水位指示器
湿化器贮存器5110可包括如图5A至图5B所示的水位指示器5150。在一些形式中，水位指示器5150可以向诸如患者1000或护理人员的用户提供关于湿化器贮存器5110中的水量的一个或多个指示。由水位指示器5150所提供的一种或多种指示可包括水的最大预定体积、其任何部分，诸如25％、50％、75％或诸如200ml、300ml或400ml的体积的指示。
湿化器换能器
湿化器5000可以包括一个或多个湿化器换能器(传感器)5210，代替或附加于上述换能器4270。湿化器换能器5210可包括如图5C所示的空气压力传感器5212、空气流速传感器5214、温度传感器5216或湿度传感器5218中的一个或多个。湿化器换能器5210可以产生一个或多个输出信号，这些输出信号可以被传送到诸如中央控制器4230和/或湿化器控制器5250的控制器。在一些形式中，湿化器换能器可以位于湿化器5000的外部(如在空气回路4170中)，同时将输出信号传送到控制器。
压力换能器
除了在RPT装置4000中设置的压力传感器4272之外，或代替设置在RPT装置4000中的压力传感器4272，可以将一个或多个压力换能器5212设置到湿化器5000。
流速换能器
除了在RPT装置4000中设置的流速传感器4274之外，或者代替设置在RPT装置4000中的流速传感器4274，可以将一个或多个流速换能器5214设置到湿化器5000。
温度换能器
湿化器5000可包括一个或多个温度换能器5216。一个或多个温度换能器5216可以被配置为测量如加热元件5240和/或湿化器出口5004下游的空气流的一个或多个温度。在一些形式中，湿化器5000还可包括温度传感器5216以检测环境空气的温度。
湿度换能器
在一种形式中，湿化器5000可包括一个或多个湿度传感器5218以检测诸如环境空气的气体的湿度。湿度传感器5218可以以某些形式朝向湿化器出口5004放置，以测量从湿化器5000输送的气体的湿度。湿度传感器可以是绝对湿度传感器或相对湿度传感器。
加热元件
在一些情况下，加热元件5240可设置到湿化器5000，以向湿化器贮存器5110中的一定体积的水和/或向空气流中的一个或多个提供热量输入。加热元件5240可以包括发热部件，诸如电阻性电加热轨。加热元件5240的一个合适的实例是层状加热元件，诸如在PCT专利申请公开号WO 2012/171072中所描述的层状加热元件，其以引用的方式整体并入本文。
在一些形式中，加热元件5240可以设置在湿化器基部5006中，其中热量可以主要通过传导提供给湿化器贮存器5110，如图5B所示。
湿化器控制器
根据本技术的一种布置，湿化器5000可包括如图5C所示的湿化器控制器5250。在一种形式中，湿化器控制器5250可以是中央控制器4230的一部分。在另一种形式中，湿化器控制器5250可以是单独的控制器，其可以与中央控制器4230通信。
在一种形式中，湿化器控制器5250可以接收例如空气流、贮存器5110中的水和/或湿化器5000的特性(如温度、湿度、压力和/或流速)的测量值作为输入。湿化器控制器5250还可以被配置为执行或实现湿化器算法和/或输送一个或多个输出信号。
如图5C所示，湿化器控制器5250可以包括一个或多个控制器，例如中央湿化器控制器5251、被配置为控制加热空气回路4171的温度的加热空气回路控制器5254和/或被配置为控制加热元件5240的温度的加热元件控制器5252。
筛查、诊断、监测系统
概述
本技术的至少一些形式允许使用结合在患者接口中的传感器来筛查、诊断和/或监测睡眠健康。传感器可以设置在患者接口的定位和稳定结构中，如图4A和图4B的定位和稳定结构6300，和/或设置在患者接口的充气室中。
例如，如上所述，头带形式的启用传感器的定位和稳定结构(如定位和稳定结构6300)可在开始治疗之前作为独立的头带由患者佩戴，并且在睡眠期间记录传感器测量结果。传感器测量可以用于精确地监视睡眠阶段和睡眠位置，跟踪生命体征和其他生理指示，以及检测呼吸暂停和/或呼吸不足事件。临床医生可以使用睡眠数据和生理数据来诊断睡眠障碍并推荐适当的治疗。此外，相同的参数可以在治疗期间由传感器监测，并且与开始治疗之前(或在治疗的较早阶段)的参数进行比较，以使患者和临床医生能够评估治疗的疗效。
如上所述，生理和睡眠数据可以由患者接口的一个或多个传感器记录，并且传送到外部计算装置(如患者的智能手机)，和/或由临床医生或其他健康护理提供者操作或可访问的监测服务器。
在本技术的一些形式中，结合在定位和稳定结构6300中的脉搏血氧计可用于确定患者接口6000佩戴期间的血氧饱和度水平和心率，并且该数据可传输到外部计算装置，如智能手机、其他移动计算装置，或患者的膝上型或台式计算系统。时间序列数据可以被合并以向患者提供关于他们的健康水平的反馈，以及用于随访的建议(例如，由临床医生提供)，例如基于如上所述的AHI的确定，其可以与其他传感器测量结果结合使用以确定呼吸暂停事件何时发生以及发生的频率，以及患者的最佳治疗方案。
可以结合在包括启用传感器的患者接口的筛查、诊断和/或监测系统中的其他传感器包括但不限于：用于检测睡眠阶段的EEG传感器；用于确定REM睡眠阶段事件的EMG和EOG传感器；用于检测打鼾或指示睡眠紊乱的其他声音的麦克风；湿度传感器、温度传感器、压力传感器和/或CO2传感器，每个传感器都设置在患者接口的充气室6200内部。
现在将描述启用传感器的患者接口的一些示例应用。
多导睡眠图
多导睡眠图(PSG)是一种监测过程，其通常涉及各种不同的传感器和相关联的装置，并且即使对于专家来说，其也可能具有安装挑战性。典型的PSG系统包括接收和记录来自以下传感器的信号的流浆箱：EOG电极；EEG电极；ECG电极；颏下EMG电极；打鼾传感器；在胸带上的呼吸感应体积描记图(呼吸努力传感器)；在腹部带上的呼吸感应体积描记图(呼吸努力传感器)；带有口腔热敏电阻的口鼻插管；光电体积描记器(脉搏血氧计)；和身体位置传感器。电信号是指位于前额中央的接地电极(ISOG)。
启用传感器的患者接口，如患者接口6000，可以代替现有PSG系统的一些或全部功能，因为如上所述，PSG系统使用的一些或全部传感器可以设置在定位和稳定结构(例如6300)中和/或充气室(例如6200)中。例如，EOG、EEG、ECG和EMG电极、麦克风(用作打鼾传感器)、PPG传感器以及加速度计和/或陀螺仪(用作身体姿势传感器)都可以设置在定位和稳定结构6300的上纺织部分6310和/或下纺织部分6308、6320中。还可以设置接地电极(例如，在下纺织部分6308中，用于放置在患者耳朵后面，如上所述)。
在至少一些实例中，通过将传感器与患者接口6000集成，实现PSG变得更加简单，因为患者能够简单地以他们进行治疗的方式佩戴患者接口6000，而不需要或只需要最小的附加配置(例如，不需要手动放置用于EEG/EMG/EOG传感器的各种电极)。
非侵入式监控系统
在一个实例中，可以在定位和稳定结构6300中设置一个或多个加速度计和/或一个或多个陀螺仪和/或一个或多个其他运动传感器。运动传感器被配置为生成表示患者身体运动的一个或多个信号，从该信号可以获得表示患者呼吸运动的信号。
呼吸多导描记术
呼吸多导描记术(RPG)是没有电信号(EOG、EEG、EMG)、打鼾或身体姿势传感器的简化形式的PSG的术语。通常，RPG至少包括来自胸带上的呼吸感应体积描记图(运动传感器)的胸部运动信号、经由鼻套管感测的鼻压力信号，以及来自脉搏血氧计(例如脉搏血氧计)的氧饱和度信号。这三个RPG信号或信道由RPG流浆箱接收。
启用传感器的患者接口，如患者接口6000，可以代替现有RPG系统的一些或全部功能。例如，来自安装在头带6300中的传感器的加速度计和/或陀螺仪测量结果可用作胸部运动信号的替代。鼻压信号可以通过安装在充气室内的压力传感器来测量，例如安装在充气室内的内表面上，以便在使用中靠近患者的鼻孔。氧饱和度信号可以通过安装在头带6300中的PPG传感器来测量，例如如图9C中的6355处所示。替代胸部运动信号、鼻压信号和氧饱和度信号可以由患者接口6000的机载处理器6350接收，和/或可以以与传统RPG信号相同的方式传输到外部计算装置用于分析。
在某些配置中，鼻压力信号是由与密封鼻罩串联的流速换能器生成的鼻流速信号的令人满意的替代，因为鼻压力信号在形状上与鼻流速信号相当。如果患者的嘴保持闭合，即没有嘴泄漏，则鼻流速又等于呼吸流速。
便携式氧气浓缩器(POC)
便携式氧气浓缩器可以利用变压吸附(PSA)。变压吸附可以涉及使用一个或多个压缩机来增加罐内的气体压力，该罐包含布置在“筛床”中的气体分离吸附剂颗粒。随着压力增加，气体中的某些分子可能被吸附到气体分离吸附剂上。在加压条件下去除罐中的一部分气体允许将未吸附的分子与吸附的分子分离。气体分离吸附剂可以通过降低压力再生，这逆转了分子从吸附剂的吸附。关于氧气浓缩器的更多细节可以在例如2009年3月12日公开的题为《氧气浓缩器设备和方法(Oxygen Concentrator Apparatus and Method)》的美国公开专利申请第2009-0065007号中找到，其通过引用并入本文。
环境空气通常包括大约78％的氮气和21％的氧气，余量由氩气、二氧化碳、水蒸气和其他微量气体组成。例如，如果气体混合物(如空气)在压力下通过包含气体分离吸附剂床的罐，该气体分离吸附剂床对氮气的吸附比对氧气的吸附更强，则部分或全部氮气将留在床中，并且从罐中出来的气体将富含氧气。当床达到其吸附氮气能力的极限时，可以通过降低压力使其再生，从而释放所吸附的氮气。然后准备进行生产富氧空气的另一个循环。通过在双罐系统中交替罐，一个罐可以分离氧气，而另一个罐被净化(导致氧气与氮气连续分离)。以这种方式，富氧空气可以积聚在例如储存容器或其他连接到罐的可加压容器或导管中，用于多种用途，包括向患者提供补充氧气。
呼吸治疗模式
通过所公开的呼吸治疗系统可以实现各种呼吸治疗模式。
CPAP治疗
在呼吸压力治疗的一些实现方式中，中央控制器4230根据作为治疗参数确定算法4329的一部分的治疗压力等式(1)来设置治疗压力Pt。在一种这样的实现方式中，振幅A同样为零，因此治疗压力Pt(其表示在当前时刻由接口压力Pm实现的目标值)在整个呼吸周期中同样等于基础压力P0。这种实现方式通常被分组在CPAP治疗的标题下。在这种实现方式中，治疗引擎模块4320不需要确定相位Φ或波形模板Π(Φ)。
在CPAP治疗中，基础压力P0可以是硬编码或手动输入到RPT装置4000的恒定值。替代地，中央控制器4230可以重复地计算基础压力P0作为由治疗引擎模块4320中的相应算法返回的睡眠呼吸紊乱的指标或度量的函数，如流量限制、呼吸暂停、呼吸不足、通畅性和打鼾中的一个或多个。这种选择有时称为APAP治疗。
图4E是示出了由中央控制器4230执行的方法4500的流程图，该方法4500在压力支持A为等于零时连续地计算基础压力P0，作为治疗参数确定算法4329的APAP治疗实现的一部分。
方法4500开始于步骤4520，在该步骤，中央控制器4230将呼吸暂停/呼吸不足的存在的测量与第一阈值进行比较，并且确定呼吸暂停/呼吸不足的存在的测量是否已经超过第一阈值达预定时间段，从而指示正在发生呼吸暂停/呼吸不足。如果是，则方法4500进行到步骤4540；否则，方法4500进行到步骤4530。在步骤4540，中央控制器4230将气道通畅性的测量值与第二阈值进行比较。如果气道通畅性的测量值超过第二阈值，指示气道是通畅的，则检测到的呼吸暂停/呼吸不足被认为是中枢性的，并且方法4500前进到步骤4560；否则，呼吸暂停/呼吸不足被认为是阻塞性的，并且方法4500进行到步骤4550。
在步骤4530，中央控制器4230将流量限制的测量值与第三阈值进行比较。如果流量限制的测量值超过第三阈值，指示吸气流量被限制，则方法4500进行到步骤4550；否则，方法4500进行到步骤4560。
在步骤4550，中央控制器4230将基础压力P0增加预定的压力增量ΔP，只要所得的处理压力Pt不超过最大处理压力Pmax。在一种实现方式中，预定的压力增量ΔP和最大治疗压力Pmax分别是1cmH2O和25cmH2O。在其他实现方式中，压力增量ΔP可以低至0.1cmH2O且高至3cmH2O，或低至0.5cmH2O且高至2cmH2O。在其他实现方式中，最大治疗压力Pmax可以低至15cmH2O且高至35cmH2O，或低至20cmH2O且高至30cmH2O。方法4500然后返回到步骤4520。
在步骤4560，中央控制器4230将基础压力P0减小一个减量，只要减小的基础压力P0不会下降到最小治疗压力Pmin以下。方法4500然后返回到步骤4520。在一种实现方式中，减量与P0-Pmin的值成比例，使得在没有任何检测到的事件的情况下P0到最小治疗压力Pmin的下降是指数的。在一种实现方式中，比例常数被设置为使得P0的指数下降的时间常数τ是60分钟，并且最小治疗压力Pmin是4cmH2O。在其他实施方式中，时间常数τ可以低至1分钟且高至300分钟，或低至5分钟且高至180分钟。在其他实现方式中，最小治疗压力Pmin可以低至0cmH2O且高至8cmH2O，或低至2cmH2O且高至6cmH2O。替代地，P0的减量可以是预先确定的，因此在没有任何检测到的事件的情况下，P0减小到最小治疗压力Pmin是线性的。
双水平治疗
在本技术的这种形式的其他实现方式中，等式(1)中的振幅A的值可以是正的。这种实现方式被称为双水平治疗，因为在使用具有正振幅A的等式(1)确定治疗压力Pt时，治疗参数确定算法4329与患者1000的自发呼吸努力同步地在两个值或水平之间振荡治疗压力Pt。也就是说，基于上述典型的波形模板Π(Φ，t)，治疗参数确定算法4329在呼气开始时或期间或吸气时将治疗压力Pt增加到P0+A(称为IPAP)，并且在呼气开始时或期间将治疗压力Pt降低到基础压力P0(称为EPAP)。
在一些形式的双水平治疗中，IPAP是具有与CPAP治疗模式中的治疗压力相同目的的治疗压力，并且EPAP是IPAP减去振幅A，振幅A具有有时被称为呼气压力释放(EPR)的“小”值(几cmH2O)。这种形式有时被称为使用EPR的CPAP疗法，其通常被认为比直接CPAP疗法更舒适。在使用EPR的CPAP治疗中，IPAP和EPAP中的两者可以是硬编码或手动输入到RPT装置4000的常数值。或者，治疗参数确定算法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，治疗参数确定算法4329重复地计算EPAP和/或IPAP作为由治疗引擎模块4320中的相应算法返回的睡眠呼吸紊乱的指标或度量的函数，其方式类似于上述APAP治疗中的基础压力P0的计算。
在其他形式的双水平治疗中，振幅A大到足以使RPT装置4000完成患者1000的部分或全部呼吸工作。在这种被称为压力支持通气治疗的形式中，振幅A被称为压力支持或摆动。在压力支持通气治疗中，IPAP是基础压力P0加上压力支持A，并且EPAP是基础压力P0。
在被称为固定压力支持通气治疗的一些形式的压力支持通气治疗中，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。
在其他形式的压力支持通气治疗中，广泛称为伺服通气，治疗参数确定算法4329将呼吸周期的一些当前测量或估计的参数(例如，通气量的当前测量值Vent)和该呼吸参数的目标值(例如，通气量的目标值Vtgt)作为输入，并且重复地调整等式(1)的参数以使呼吸参数的当前测量值接近目标值。在被称为自适应伺服通气(ASV)的伺服通气形式中，其已经用于治疗CSR，呼吸参数是通气量，并且目标通气量值Vtgt由目标通气量确定算法4328根据典型的最近通气量Vtyp计算，如上所述。
在伺服通气的一些形式中，治疗参数确定算法4329应用控制方法来重复计算压力支持A，以便使呼吸参数的当前测量值接近目标值。一种这样的控制方法是比例积分(PI)控制。在PI控制的一种实现方式中，适用于其中目标通气量Vtgt被设置为稍微小于典型的最近通气量Vtyp的ASV模式，压力支持A被重复地计算为：
A＝G∫(Vent-Vtgt)dt (2)
其中G是PI控制的增益。增益G的较大值可以导致治疗引擎模块4320中的正反馈。增益G的较小值可以允许一些残余的未治疗的CSR或中枢性睡眠呼吸暂停。在一些实施方式中，增益G固定在预定值，如-0.4cmH2O/(L/分钟)/秒。替代地，增益G可以在治疗疗程之间变化，从小开始并在疗程之间增加，直到达到基本上消除CSR的值。在这样的实施方式中，可以采用用于回顾性地分析治疗疗程的参数以评估治疗疗程期间CSR的严重性的传统手段。在其他实施方式中，增益G可以根据通气量的当前测量值Vent与目标通气量Vtgt之间的差而变化。
可以由治疗参数确定算法4329应用的其它伺服通气控制方法包括比例(P)、比例-微分(PD)和比例-积分-微分(PID)。
经由等式(2)计算的压力支持A的值可以被限幅到定义为[Amin，Amax]的范围。在该实现方式中，压力支持A默认地处于最小压力支持Amin，直到当前通气量的测量值Vent下降到目标通气量Vtgt以下，在该点A开始增加，仅当Vent再次超过Vtgt时才降回到Amin。
压力支持极限Amin和Amax是RPT装置4000的设置，例如在配置RPT装置4000期间通过硬编码或通过输入设备4220手动输入来设置。
在压力支持通气治疗模式中，EPAP是基础压力P0。与CPAP治疗中的基础压力P0一样，EPAP可以是在滴定期间规定或确定的恒定值。这样的恒定EPAP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。该替代方案有时被称为固定EPAP压力支持通气治疗。对于给定患者的EPAP的滴定可以由临床医生在滴定期间借助于PSG来执行，目的是防止阻塞性呼吸暂停，从而以与恒定CPAP治疗中的基础压力P0的滴定类似的方式维持用于压力支持通气治疗的开放气道。
替代地，治疗参数确定算法4329可以在压力支持通气治疗期间重复计算基础压力P0。在这样的实现方式中，治疗参数确定算法4329重复地将EPAP计算为由治疗引擎模块4320中的相应算法返回的睡眠呼吸紊乱的指标或度量的函数，如流量限制、呼吸暂停、呼吸不足、通畅性和打鼾中的一个或多个。因为EPAP的连续计算类似于临床医生在EPAP滴定期间对EPAP的手动调节，所以该过程有时也被称为EPAP的自动滴定，并且治疗模式被称为自动滴定EPAP压力支持通气治疗或自动EPAP压力支持通气治疗。
高流量治疗
在其它形式的呼吸治疗中，气流的压力并不像呼吸压力治疗那样受到控制。相反，中央控制器4230控制压力发生器4140以输送空气流，该空气流的装置流速Qd被控制为治疗流速或目标流速Qtgt，该流速在患者的整个呼吸循环中通常为正。这样的形式通常在流量治疗的标题下分组。在流量治疗中，治疗流速Qtgt可以是硬编码或手动输入到RPT装置4000的恒定值。如果治疗流速Qtgt足以超过患者的峰值吸气流速，则该治疗通常被称为高流量治疗(HFT)。替代地，治疗流速可以是随呼吸周期变化的曲线Qtgt(t)。
术语表
为了实现本技术公开内容的目的，在本技术的某些形式中可应用下列定义中的一者或多者。本技术的其他形式中，可应用另选的定义。
通则
空气：在本技术的某些形式中，空气可以是指大气空气，而在本技术的其他形式中，空气可以是指可呼吸气体的某些其他组合，例如富氧空气。
环境：在本技术的某些形式中，术语环境可具有以下含义(i)治疗系统或患者的外部，和(ii)直接围绕治疗系统或患者。
例如，关于湿化器的环境湿度可以是紧邻湿化器周围的空气的湿度，例如患者睡觉的房间中的湿度。此类环境湿度可以与患者睡觉的房间外部的湿度不同。
在另一个实例中，环境压力可以是直接围绕身体或在身体外部的压力。
在某些形式中，环境(例如，声学)噪声可以被认为是患者所在房间中的背景噪声水平，而不是例如由RPT装置生成的或从面罩或患者接口发出的噪声。环境噪声可能由房间外部的源生成。
自动气道正压通气(APAP)治疗：CPAP治疗，其中根据SDB事件指征的存在与否，治疗压力可在最小和最大限度之间自动调节，例如从呼吸到呼吸。
持续气道正压通气(CPAP)治疗：其中在患者的呼吸循环的整个过程中治疗压力可以是近似恒定的呼吸压力治疗。在一些形式中，气道入口处的压力在呼气期间将略微更高，并且在吸气期间略微更低。在一些形式中，压力将在患者的不同呼吸循环之间变化，例如，响应于检测到部分上气道阻塞的指示而增大，以及缺乏部分上气道阻塞的指示而减小。
流量：每单位时间输送的空气体积(或质量)。流量可以指瞬时量。在一些情况下，对流量的参考将是对标量的参考，即仅具有大小的量。在其他情况下，对流量的参考将是对向量的参考，即具有大小和方向两者的量。流量可以符号Q给出。“流量”有时简单地缩写成“流”或“空气流”。
在患者呼吸的实例中，流速对于患者的呼吸周期的吸气部分可以是标称正的，并且因此对于患者的呼吸周期的呼气部分可以是负的。装置流速Qd是离开RPT装置的空气的流速。总流速Qt是经由空气回路到达患者接口的空气和任何补充气体的流速。通气流速Qv是离开通气口以允许排出呼出气体的空气的流速。泄露流速Ql是来自患者接口系统或其他地方的泄露流速。呼吸流速Qr是吸入到患者的呼吸系统中的空气的流速。
流疗法：呼吸疗法，包括以被称为治疗流量的受控流量将空气流输送至气道入口，该受控流量在整个患者的呼吸循环中通常是正的。
湿化器：术语湿化器将被认为是指湿化设备，所述湿化设备被构造和布置或配置有物理结构，所述物理结构能够向空气流提供治疗上有益量的水(H2O)蒸气以改善患者的医疗呼吸状况。
泄漏：单词泄漏将被认为是非期望的空气流动。在一个示例中，由于面罩与患者面部之间的不完全密封而可能发生泄漏。在另一个示例中，泄漏可发生在到周围环境的旋轴弯管中。
噪声，传导的(声学的)：本文件中的传导噪声是指通过气动路径(诸如空气回路和患者接口以及其中的空气)带给患者的噪声。在一种形式中，传导噪声可以通过测量空气回路端部处的声压水平来进行量化。
噪声，辐射的(声学的)：本文件中的辐射噪声是指通过周围空气带给患者的噪声。在一种形式中，辐射噪声可以通过根据ISO 3744测量所讨论的物体的声功率/压力水平来进行量化。
噪声，通气的(声学的)：本文件中的通气噪声是指由通过穿过任何通气口(诸如患者接口的通气口孔)的空气流动所生成的噪声。
富氧空气：氧气浓度大于大气(21％)的空气，例如至少约50％氧气、至少约60％氧气、至少约70％氧气、至少约80％氧气、至少约90％氧气、至少约95％氧气、至少约98％氧气或至少约99％氧气。“富氧空气”有时简称为“氧气”。
医用氧气：医用氧气被定义为氧气浓度为80％或更高的富氧空气。
患者：人，不论他们是否患有呼吸病症。
压力：每单位面积的力。压力可以表达为单位范围，包括cmH2O、g-f/cm2、百帕斯卡。1cmH2O等于1g-f/cm2且约为0.98百帕斯卡(1百帕斯卡＝100Pa＝100N/m2＝1毫巴～0.001大气压(atm))。在本说明书中，除非另有说明，否则压力以cmH2O为单位给出。
患者接口中的压力用符号Pm表示，而治疗压力用符号Pt表示，治疗压力表示在当前时刻接口压力Pm要达到的目标值。
呼吸压力治疗：在相对于大气通常为正的治疗压力下向气道的入口施加空气供应。
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。
材料
硅胶或硅胶弹性体：合成橡胶。在本说明书中，对硅酮的参考是指液体硅酮(LSR)或压模硅酮(CMSR)。可商购的LSR的一种形式是SILASTIC(包括在此商标下出售的产品范围中)，其由道康宁公司(Dow Corning)制造。LSR的另一制造商是瓦克集团(Wacker)。除非另有相反说明，否则LSR的示例性形式具有使用ASTM D2240测量的在约35至约45范围内的肖氏A(或A型)压痕硬度。
聚碳酸酯：是双酚A碳酸酯的透明热塑性聚合物。
机械特性
回弹性：材料在弹性变形时吸收能量并在卸载时释放能量的能力。
弹性：在卸载时将释放基本上所有的能量。包括例如某些硅氧烷和热塑性弹性体。
硬度：材料本身抵抗变形的能力(例如由杨氏模量或在标准化样品尺寸上测量的凹痕硬度标度所描述)。
“软”材料可以包括硅酮或热塑性弹性体(TPE)，并且可以例如在手指压力下容易地变形。
“硬”材料可以包括聚碳酸酯、聚丙烯、钢或铝，并且可以不容易例如在手指压力下变形。
结构或部件的硬度(或刚度)：结构或部件抵抗响应于所施加的负荷的变形的能力。负载可以是力或力矩，例如压缩、拉伸、弯曲或扭转。结构或部件可以在不同方向上提供不同的阻力。刚度的倒数是柔度。
柔软结构或部件：当在例如1秒内的相对短的时间使其支撑其自身重量时，将改变形状(例如弯曲)的结构或部件。
刚性结构或部件：当承受使用中通常遇到的负荷时基本上不会改变形状的结构或部件。此类使用的实例可以是例如在大约20至30cmH2O的压力下，设置和保持患者接口与患者气道的入口成密封关系。
作为示例，I形梁可以包括与第二正交方向相比在第一方向上不同的弯曲刚度(抵抗弯曲负载)。在另一个示例中，结构或部件可以在第一方向上是柔软的并且在第二方向上是刚性的。
呼吸循环
呼吸暂停：根据一些定义，当流量降到低于预定阈值达持续一段时间(例如10秒)时认为发生呼吸暂停。当即使患者努力，气道的一些阻塞也不允许空气流动时，认为发生阻塞性呼吸暂停。当尽管气道是开放(patent)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，认为发生中枢性呼吸暂停。当呼吸努力的减少或不存在与阻塞的气道同时发生时，认为发生混合性呼吸暂停。
呼吸速率：患者的自发呼吸的速率，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)：自发呼吸者尝试呼吸所做的工作。
呼吸循环的呼气部分：从呼气流量开始到吸气流量开始的时间段。
流量限制：流量限制将被认为是患者呼吸中的工作状态，其中患者的努力增加不会引起流量的相应增加。在呼吸周期的吸气部分期间发生流量限制的情况下，可以将其描述为吸气流量限制。在呼吸周期的呼气部分期间发生流量限制的情况下，可以将其描述为呼气流量限制。
流量限制的吸气波形的类型：
(i)展平：先上升，随后是相对平坦的部分，随后是下降。
(ii)M形：具有两个局部峰，一个在前缘，一个在后缘，以及在两个峰之间的相对平坦部分。
(iii)椅形：具有单个局部峰，该峰位于前缘，其后是相对平坦的部分。
(iv)倒椅形：具有相对平坦的部分，随后是单个局部峰，该峰位于后缘。
呼吸不足：根据一些定义，呼吸不足被认为是流量减少，而不是流量停止。在一种形式中，呼吸不足可以认为是在一段时间内流量降低到阈值速率以下时发生的。当检测到由于呼吸努力的减少而导致呼吸不足时，将认为发生了中枢性呼吸不足。在成人的一种形式中，以下任一种可被视为呼吸不足：
(i)患者呼吸减少30％至少10秒加上相关的4％去饱和；或
(ii)患者呼吸减少(但小于50％)至少10秒，伴随至少3％的相关去饱和或唤醒。
呼吸过度：流量增加到高于正常水平。
呼吸循环的吸气部分：从吸气流量开始到呼气流量开始的时间段被认为是呼吸循环的吸气部分。
开放性(气道)：气道被打开的程度或气道是打开的程度。开放的气道是打开的。气道开放性可以被定量，例如值(1)为开放的，并且用值零(0)为封闭的(阻塞的)。
呼气末正压通气(PEEP)：存在于呼气末的肺中的高于大气压的压力。
峰值流速(Qpeak)：呼吸流量波形吸气部分流速的最大值。
呼吸流量、患者空气流量、呼吸空气流量(Qr)：这些同义词术语可被理解成指RPT装置对呼吸流量的估算，与“真实呼吸流量”或“真实呼吸流量”相对，其是由患者所经历的实际呼吸流量，通常以升/每分钟表示。
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。原则上，吸气体积Vi(吸入空气的体积)等于呼气体积Ve(呼出的空气的体积)，因此单个潮气量Vt可以被定义为等于任一量。实际上，潮气量Vt被估计为吸气量Vi和呼气量Ve的某种组合，例如平均值。
(吸气)时间(Ti)：呼吸流量波形的吸气部分的持续时间。
(呼气)时间(Te)：呼吸流量波形的呼气部分的持续时间。
(总)时间(Ttot)：一个呼吸流量波形的吸气部分的开始与随后的呼吸流量波形的吸气部分的开始之间的总持续时间。
典型近期通气量：在某个预定的时间尺度上，通气量Vent的近期值趋于集中的通气量值，即通气量的近期值集中趋势的测量值。
上气道阻塞(UAO)：包括部分和完全上气道阻塞。这可能与流量限制状态相关，其中流速仅略微增加，或者甚至可能随着上气道的压差增加而降低(斯塔林电阻器行为(Starling resistor behaviour))。
通气量(Vent)：由患者的呼吸系统所交换的气体速率的测量值。通气量的测量值可以包括吸气和呼气流量(每单位时间)中的一者或两者。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。
通气量
自适应伺服呼吸机(ASV)：一种伺服呼吸机，具有可变的而不是固定的目标通气量。可变目标通气量可以从患者的某些特征中获知，例如患者的呼吸特征。
备用速率：呼吸机参数，用于确定呼吸机输送给患者的最小呼吸率(通常以每分钟呼吸次数为单位)，如果不是由自发呼吸努力触发的话。
循环：呼吸机吸气阶段终止。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结束时，认为呼吸机会循环停止输送呼吸。
呼气气道正压(EPAP)：一种基础压力，呼吸内变化的压力被添加到该基础压力以以产生呼吸机在给定时间尝试达到的期望接口压力。
呼气末压力(EEP)：呼吸机尝试在呼吸呼气部分结束时达到的期望接口压力。如果压力波形模板Π(Φ)在呼气结束时为零值，即当Φ＝1时Π(Φ)＝0，则EEP等于EPAP。
吸气气道正压(IPAP)：呼吸机在呼吸吸气部分尝试达到的最大期望接口压力。
压力支持：表示呼吸机吸气期间的压力增加超过呼吸机呼气期间的压力增加的数字，通常是指吸气期间的最大值与基础压力之间的压力差(例如，PS＝IPAP–EPAP)。在某些情况下，压力支持是指呼吸机旨在实现的差异，而不是实际实现的差异。
伺服呼吸机：一种测量患者通气量的呼吸机，具有目标通气量，并调节压力支持水平以使患者通气量接近目标通气量。
自发/定时(S/T)：尝试检测自主呼吸患者呼吸开始的呼吸机或其他装置的模式。然而，如果装置在预定的时间段内不能检测到呼吸，则装置将自动启动呼吸的输送。
摆动：等同于压力支持的术语。
触发：当呼吸机或其他呼吸治疗装置(如RPT装置或便携式氧气浓缩器)将一定量的可呼吸气体输送给自主呼吸的患者时，称其被触发这样做。触发通常在患者的努力下在呼吸周期的呼吸部分开始时或接近开始时发生。
解剖结构
面部的解剖结构
鼻翼(Ala)：各鼻孔的外部外壁或“翼”(复数：鼻翼(alar))
鼻翼端：鼻翼上的最外侧点。
鼻翼弯曲(或鼻翼顶)点：各鼻翼的弯曲基线中最后部的点，其在由鼻翼与面颊的结合所形成的褶皱中发现。
耳廓：耳朵的整个外部可见部分。
(鼻)骨架：鼻骨架包括鼻骨、上颌骨的额突以及额骨的鼻部。
(鼻)软骨架：鼻软骨架包括中隔、外侧、大以及小软骨。
鼻小柱：分离鼻孔且从鼻突点延伸到上唇的皮肤条。
鼻小柱角：通过鼻孔中点绘制的线与垂直于法兰克福(Frankfort)平面绘制的线(同时两线相交于鼻中隔下点)之间的夹角。
法兰克福水平面：从眼窝边缘的最下面的点延伸到左耳蜗的线。耳蜗是耳廓的耳屏上部的切迹中的最深点。
眉间：位于软组织上，前额正中矢状平面中最突出的点。
鼻外软骨：呈基本上三角形的软骨板。其上缘附着于鼻骨和上颌骨额突，其下缘与鼻翼大软骨相连。
鼻翼大软骨：位于鼻外软骨下面的软骨板。它围绕鼻孔的前部弯曲。其后端通过包含鼻翼的三块或四块小软骨的坚韧纤维膜连接至上颌骨额突。
鼻孔(鼻眼)：形成鼻腔室入口的近似椭圆形的孔。鼻孔(nare)的单数形是鼻孔(naris)(鼻眼)。鼻孔由鼻中隔分隔开。
鼻唇沟或鼻唇褶皱：鼻从鼻部的每一侧延伸到嘴角的皮肤褶皱或沟，其将面颊与上唇分隔开。
鼻唇角：鼻小柱与上唇(同时相交于鼻中隔下点)之间的夹角。
耳下基点：耳廓附接至面部皮肤的最低点。
耳上基点：耳廓附接至面部皮肤的最高点。
鼻突点：鼻部的最突出的点或尖端，其可以在头部的其余部分的侧视图中被识别。
人中：从鼻中隔的下边界延伸到上唇区域中的唇顶部的中线沟。
颏前点：位于软组织上，下巴的最前部的中点。
脊(鼻)：鼻脊是鼻部的从鼻梁点延伸到鼻突点的中线突起。
矢状平面：从前(前方)到后(后方)的垂直平面。中矢面是将身体分成右半部和左半部的矢状平面。
鼻梁点：位于软组织上，覆盖额鼻缝区域的最凹点。
中隔软骨(鼻)：鼻中隔软骨形成中隔的一部分并分开鼻腔室的前部。
后上侧片：在鼻翼基部下缘处的点，在此处鼻翼基部与上部(上面)唇的皮肤接合。
鼻下点：位于软组织上，正中矢状平面中鼻小柱与上唇交汇处的点。
下颌牙槽座点：下唇的中线中位于下唇中点与软组织颏前点之间的最大凹度的点
头骨的解剖结构
额骨：额骨包括较大的垂直部分(额鳞)，其对应于称为前额的区域。
下颌骨：下颌骨形成下颌。颏隆凸是形成下巴的下颌的骨隆凸。
上颌骨：上颌骨形成上颌并位于下颌上面和眼眶下面。上颌骨额突由鼻部的侧面向上突出，并且形成侧部边界的一部分。
鼻骨：鼻骨是两块小的椭圆形骨，其在不同个体中尺寸和形式有所变化；它们并排位于面部的中部和上部，并且通过它们的接合点形成鼻部的“梁”。
鼻根：额骨和两块鼻骨的相交部，直接位于眼睛之间且位于鼻部的鼻梁上部的凹陷区域。
枕骨：枕骨位于颅骨的后部和下部。它包括椭圆形的孔(枕骨大孔)，颅腔通过所述孔与椎管连通。枕骨大孔后面的弯曲板是枕鳞。
眼眶：容纳眼球的颅骨中的骨腔。
顶骨：顶骨是当接合在一起时形成颅骨的顶盖和两侧的骨骼。
颞骨：颞骨位于颅骨的底部和两侧，并且支撑被称为太阳穴的那部分面部。
颧骨：面部包括两块颧骨，其位于面部的上面和侧面部分并形成面颊的突起。
呼吸系统的解剖结构
隔膜：横跨肋骨架的底部延伸的肌肉片。隔膜将包含心脏、肺以及肋的胸腔从腹腔中分隔开。随着隔膜收缩，胸腔的体积增加且空气被吸入肺中。
喉：喉或喉头容纳声带并将咽的下部(下咽部)与气管连接。
肺：人类的呼吸器官。肺的传导区包含气管、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。
鼻腔室：鼻腔室(或鼻窝)是面部中间的鼻部上面和后面较大的充满空气的空间。鼻腔室由称为鼻中隔的垂直翅分成两部分。在鼻腔室的侧面有三个水平分支，其称为鼻甲(nasal conchae)(单数为“鼻甲(concha)”)或鼻甲。鼻腔的前面是鼻部，而背面经由内鼻孔结合到鼻咽中。
咽：位于紧靠鼻腔室下部(下面)和在食道和喉上部的咽喉的一部分。咽通常分为三个部分：鼻咽(上咽)(咽的鼻部分)、口咽(中咽)(咽的口部分)和喉咽(下咽)。
患者接口
反窒息阀(AAV)：通过以故障安全方式向大气开放，降低了患者过度的CO2再呼吸的风险的面罩系统的部件或子部件。
弯管：弯管是一种结构的示例，其引导通过其行进的空气流的轴线经一定角度改变方向。在一种形式中，所述角度可以是大约90度。在另一种形式中，所述角度可以大于或小于90度。弯管可以具有近似圆形的横截面。在另一种形式中，弯管可以具有椭圆形或矩形的横截面。在某些形式中，弯管可以相对于配合部件旋转，例如约360度。在某些形式中，弯管可以例如经由卡扣连接从配合部件移除。在某些形式中，弯管可以在制造期间经由一次卡扣组装到配合部件，但不能由患者移除。
框架：框架将被认为意指承载两个或两个以上与头带的连接点之间的张力负荷的面罩结构。面罩框架可以是面罩中的非气密的负荷承载结构。然而，一些形式的面罩框架也可以是气密的。
头带：头带将被认为意指为一种形式的经设计用于头部上的定位和稳定结构。例如，头带可包括一个或多个支撑杆、系带和加固物的集合，其被配置为将患者接口定位并保持在患者面部上用于输送呼吸疗法的位置。一些系带由柔软的、柔性的弹性材料形成，如泡沫和织物的层压复合材料。
膜：膜将被认为意指典型地薄的元件，其优选地基本上不具有抗弯曲性，但是具有抗拉伸性。
气动室：面罩气动室将被认为意指患者接口的具有至少部分包围一定体积空间的壁的部分，所述体积在使用时具有在其中增压至超过大气压力的空气。壳体可以形成面罩气动室的壁的一部分。
密封：可以是表示结构的名词形式(“密封”)，或表示效果的动词形式(“密封”)。两个元件可以被构造和/或布置成“密封”或在其间实现“密封”，而不需要单独的“密封”元件本身。
壳体：壳体将被认为意指具有可弯曲、可伸展和可压缩刚度的弯曲且相对薄的结构。例如，面罩的弯曲结构壁可以是壳。在一些形式中，壳可以是多面的。在一些形式中，壳可以是气密性的。在一些形式中，壳可以不是气密性的。
加强件：加强件将被认为意指设计成在至少一个方向上增加另一个部件的抗弯曲性的结构性部件。
支撑物：支撑物将被认为是设计成在至少一个方向上增加另一个部件的抗压缩性的结构性部件。
旋轴：(名词)被配置为围绕共同轴旋转的部件的子部件，优选地独立地，优选地在低扭矩下。在一种形式中，旋轴可以经构造成经过至少360度的角度旋转。在另一种形式中，旋轴可以经构造成经过小于360度的角度旋转。当在空气输送导管的情况下使用时，部件的子组件优选地包括一对匹配的圆柱形导管。在使用时可以很少或没有从旋轴中泄漏的空气流。
系带(名词)：一种用于抵抗张力的结构。
通气口：(名词)：允许从面罩内部或导管到环境空气的空气流动例如用于有效冲洗呼出气体的结构。例如，临床上有效的冲洗可以涉及每分钟约10升至约每分钟约100升的流量，这取决于面罩设计和治疗压力。
结构形状
根据本技术的产品可以包括一个或多个三维机械结构，例如面罩垫或推进器。三维结构可以通过二维表面结合。这些表面可以使用标记来区分以描述相关表面定向、位置、功能或一些其他特征。例如，结构可以包括前表面、后表面、内表面和外表面中的一个或多个。在另一个实例中，密封形成结构可以包括接触面部的(例如，外部)表面和单独的不接触面部(例如，下侧或内部)表面。在另一个实例中，结构可以包括第一表面和第二表面。
为了便于描述三维结构和表面的形状，我们首先考虑在点P处穿过结构表面的横截面。参见图3B至图3F，示出了表面上的点p处的截面的实例，以及所得的平面曲线。图3B至图3F还示出了p.处的向外法向量。在P处的向外的法向向量指向远离表面。在一些示例中，描述了从直立在表面上的想象的小人的观察点的表面。
一维曲率
平面曲线在p处的曲率可以被描述为具有符号(例如，正、负)和大小(例如，1/刚好在p处接触曲线的圆的半径)。
正曲率：如果在P处的曲线转向向外法线，则在所述点处的曲率将取为正的(如果想象的小人离开点p，则它们必须向上坡走)。参见图3B(与图3C相比相对大的正曲率)和图3C(与图3B相比相对小的正曲率)。此类曲线通常被称为凹形。
零曲率：如果在P处的曲线是直线，则曲率将取为零(如果想象的小人离开点p，则它们可以水平行走，不用向上或向下)。参见图3D。
负曲率：如果在p处的曲线远离向外法线转向，则在所述点处在所述方向中的曲率将取为负的(如果想象的小人离开点p，则它们必须向下坡走)。参见图3E(与图3F相比相对小的负曲率)和图3F(与图3E相比相对大的负曲率)。此类曲线通常称为凸形。
二维表面的曲率
在根据本技术的二维表面上的给定点处的形状的描述可以包括多个法向截面。多个截面可以切割包括向外法线的平面(“法向平面”)中的表面，并且每个截面可以在不同方向中截取。每个横截面产生具有相应曲率的平面曲线。在该点处的不同曲率可以具有相同的符号或不同的符号。在该点处的每个曲率具有数量，例如相对小的数量。图3B至3F中的平面曲线可以是在特定点处的这样的多个截面的实例。
主曲率和主方向：其中曲线曲率取其最大值和最小值的法向平面的方向被称为主方向。在图3B至图3F的实例中，最大曲率出现在图3B中，并且最小曲率出现在图3F中，因此图3B和图3F是主方向上的截面。在p处的主曲率是在主方向上的曲率。
表面的区域：在表面上的点的连通集。区域中的点集可以具有类似的特征，例如曲率或符号。
鞍状区域：其中在每个点处主曲率具有相反的符号，即一个符号是正并且另一个符号是负(根据想象的个人所转向的方向，它们可以向上或向下行走)的区域。
穹顶区域：在每个点处主曲率具有相同符号的区域，例如两个都是正的(“凹圆顶”)或两个都是负的(“凸圆顶”)。
圆柱形区域：其中一个主曲率是零(或者例如在制造公差内是零)并且另一个主曲率不是零的区域。
平面区域：其中两个主曲率均是零(或者例如在制造公差内是零)的表面区域。
表面的边缘：表面或区域的边界或界限。
路径：在本技术的某些形式中，“路径”将被认为意指数学-拓扑学意义上的路径，例如在表面上从f(0)至f(1)的连续空间曲线。在本技术的某些形式中，“路径”可以被描述为路线或路程，包括例如表面上的一组点。(假想的人的路径是他们在表面上行走的地方，并且类似于花园路径)。
路径长度：在本技术的某些形式中，“路径长度”将被认为是沿着表面从f(0)至f(1)的距离，即在表面上沿着路径的距离。在表面上的两个点之间可以存在多于一个的路径，并且此类路径可以具有不同的路径长度。(假想人的路径长度将是他们必须在表面上沿路径行走的距离。
直线距离：直线距离是表面上两个点之间的距离，但是不考虑表面。在平面区域上，在表面上将存在具有与表面上的两点之间的直线距离相同的路径长度的路径。在非平面表面上，可能不存在具有与两点之间的直线距离相同的路径长度的路径。(对于想象的个人，直线距离将对应于作为“直线”的距离。
空间曲线
空间曲线：与平面曲线不同，空间曲线不必位于任何特定的平面中。空间曲线可以是闭合的，即，没有端点。空间曲线可以被认为是三维空间的一维片段。在DNA螺旋的一条链上行走的想象的人沿着空间曲线行走。典型的人左耳包括螺旋，其为左手螺旋，参见图3Q。典型的人右耳包括螺旋，其为右手螺旋，参见图3R。图3S示出了右手螺旋。结构的边缘，例如膜或叶轮的边缘，可以遵循空间曲线。通常，空间曲线可以由空间曲线上的每个点处的曲率和扭转来描述。扭矩是曲线如何从平面转出的测量。扭矩有符号和大小。空间曲线上一点处的扭转可以参考该点处的切线向量、法线向量和双法线向量来表征。
正切单位向量(或单位正切向量)：对于曲线上的每个点，该点处的向量指定从所述点开始的方向以及幅度。正切单位向量是指向与该点处的曲线相同的方向的单位向量。如果虚构的人沿着曲线飞行并在特定点从她的车辆上摔倒，则切线向量的方向是她将行驶的方向。
单位法向量：当假想的人沿曲线移动时，这个正切向量本身改变。指向正切向量变化方向的单位向量称为单位主法线向量。它垂直于切线向量。
双法线单位向量：双法线单位向量既垂直于切线向量又垂直于主法线向量。其方向可以由右手规则(参见例如图3P)确定，或者替代地由左手规则(图3O)确定。
密切平面：含有单位正切向量和单位主法线向量的平面。参见图3O和图3P。
空间曲线的扭转：空间曲线的点处的扭转是点处的双法线单位向量的变化率的大小。它测量曲线偏离密切平面的程度。位于平面内的空间曲线具有零扭转。偏离密切平面相对较小的量的空间曲线将具有相对较小的扭转量(例如，温和倾斜的螺旋路径)。偏离密切平面相对较大的量的空间曲线将具有相对较大的扭转量(例如，急剧倾斜的螺旋路径)。参考图3S，由于T2>T1，图3S的螺旋的顶部线圈附近的扭转的幅度大于图3S的螺旋的底部线圈的扭转的幅度。
参考图3P的右手规则，朝向右手侧双法线方向的空间曲线可以被认为具有右手正扭转(例如，图3S中所示的右手螺旋)。转向背离右手双法线方向的空间曲线可以被认为具有右手负扭转(例如，左手螺旋)。
等效地，并且参考左手规则(参见图3O)，朝左手双法线方向转向的空间曲线可以被认为具有左手正扭转(例如左手螺旋)。因此左手正等同于右手负。参见图3T。
孔
表面可以具有一维孔，例如由平面曲线或由空间曲线界定的孔。具有孔的薄结构(例如，膜)可被描述为具有一维孔。具有孔的薄结构(例如膜)可以被描述为具有一维孔。例如参见图3I所示的结构的以平面曲线为边界的表面中的一维孔。
结构可以具有二维孔，例如由表面界定的孔。例如，充气轮胎具有由轮胎的内表面界定的二维孔。在另一个实例中，具有用于空气或凝胶的空腔的囊可以具有二维孔。例如，参见图3L的衬垫以及穿过图3M和图3N中的示例剖面，其中示出了界定二维孔的内表面。在又一个实例中，导管可以包括一维孔(例如在其入口处或在其出口处)和由导管的内表面界定的二维孔。另请参见图3K中所示的穿过结构的二维孔，其由所示的表面界定。
其他备注
本专利文献的公开内容的一部分包含受版权保护的材料。版权所有者不反对由任何人以专利文件或专利公开出现在专利局文档或记录中的形式复制这些专利文件或专利公开，但是另外保留任何所有版权权利。
除非上下文中明确说明并且提供数值范围的情况下，否则应当理解，在该范围的上限与下限之间的每个中间值，到下限单位的十分之一，以及在所述范围内的任何其他所述值或中间值均广泛地包含在本技术内。这些中间范围的上限和下限可独立地包括在中间范围内，也包括在本技术范围内，但受制于所述范围内的任何明确排除的界限。在范围包括极限值中的一个或两个的情况下，本技术中还包括排除那些所包括的极限值中的任一个或两个的范围。
此外，在本文所述的一个值或多个值作为本技术的部分的一部分进行实施的情况下，应理解的是，此类值可以是近似的，除非另外说明，并且此类值可以实用的技术实施可允许或需要其的程度用于任何适当的有效数位。
此外，本文所用的“大约”、“基本上”、“约”或任何类似术语意指所述值的+/-5至10％。
除非另有定义，本文所用的所有技术和科学术语具有与本发明所属领域的普通技术人员通常理解的相同的含义。尽管与本文所述的那些类似或等同的任何方法和材料也可用于本技术的实践或测试，但本文描述了有限数目的示例性方法和材料。
当特定材料被确定为用于构造部件时，具有类似特性的明显替代材料可用作替代物。此外，除非相反规定，否则本文所述的任何和全部部件均被理解为能够被制造且因而可以一起或分开制造。
必须指出，除非上下文明确地另外规定，否则如本文和所附权利要求所使用，单数形式“一个”、“一种”和“所述”包括其复数等同物。
本文提及的全部出版物均以引用的形式整体并入本文，以公开并且描述作为那些出版物的主题的方法和/或材料。提供本文讨论的出版物仅仅是为了它们在本申请的申请日之前的公开内容。本文不应被解释为承认本技术无权由于在先发明而早于此类公开。此外，所提供的出版日期可能与实际出版日期不同，这可能需要独立确认。
术语“包括(comprises)”和“包括(comprising)”应被理解为：是指各元件、各部件或非排他方式的各步骤，指出可能存在或被利用的所标记的元件、部件或步骤，或者与没有标记的其他元件、部件或步骤的组合。
在详细描述中使用的主题标题仅为了方便读者参考，不应用来限制可在本发明或权利要求书全文中找到的主题。主题标题不应用于解释权利要求或权利要求限制的范围。
虽然在本文中已经参照了具体实施例来描述本技术，但应了解，这些实施例仅说明本技术的原理和应用。在一些情况下，术语和符号可能暗示实践技术不需要的特定细节。例如，尽管可以使用术语“第一”和“第二”，除非另有说明，它们不旨在表示任何顺序，而是可以用来区分不同的元件。此外，尽管可以按顺序描述或说明方法中的过程步骤，但是这种顺序不是必需的。本领域技术人员将认识到，可以修改此类顺序和/或可以同时或甚至同步地进行其方面。
因此，应当理解，在不脱离本技术的精神和范围的情况下，可以对说明性实例进行多种修改，并且可以设计出其他布置。

Claims (51)

1.一种患者接口，包括：
充气室，所述充气室能够加压至高于环境空气压力至少6cmH2O的治疗压力，所述充气室包括充气室入口端口，所述充气室入口端口的大小和结构被设计成用于接收处于所述治疗压力下的空气流以供患者呼吸；
密封形成结构，所述密封形成结构被构造和布置为与所述患者面部的围绕所述患者气道入口的区域形成密封，所述密封形成结构中具有孔，使得处于所述治疗压力下的所述空气流被输送到所述患者鼻孔的至少一个入口，所述密封形成结构被构造和布置为在使用中在所述患者的整个呼吸周期中维持所述充气室中的所述治疗压力；
定位和稳定结构，所述定位和稳定结构用于提供将所述密封形成结构保持在所述患者头部上的治疗有效位置的力；
用于监测、诊断和/或治疗所述患者的一个或多个电子部件，所述一个或多个电子部件设置在所述充气室、所述密封形成结构以及所述定位和稳定结构中的一个或多个之中或之上；以及
电力系统，所述电力系统用于将在所述患者接口的使用过程中生成的能量转换成用于对所述一个或多个电子部件供电的电能，其中在所述患者接口的使用过程中生成的所述能量是以下中的一个或多个：由呼吸生成的或在呼吸期间生成的机械能；由所述患者运动生成的机械能；来自所述患者接口内气流的机械能；以及来自所述患者皮肤和/或呼出空气的热能。
2.根据权利要求1所述的患者接口，其中所述电力系统向所述电子部件中的一个或多个提供DC电压。
3.根据权利要求1或权利要求2所述的患者接口，其中所述电力系统被配置为对电能存储装置充电，其中所述电子部件中的一个或多个连接到所述电能存储装置。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的患者接口，其中所述电力系统包括定位在所述患者接口的气流路径中的至少一个能量收集装置。
5.根据权利要求4所述的患者接口，其中所述至少一个能量收集装置定位在所述患者接口的进气口处。
6.根据权利要求5所述的患者接口，其中所述至少一个能量收集装置定位在所述充气室入口端口中，或者邻近所述充气室入口端口并位于所述充气室内。
7.根据权利要求4所述的患者接口，其中所述至少一个能量收集装置定位在所述患者接口的出气口处。
8.根据权利要求7所述的患者接口，还包括被配置为将空气排放到周围环境的通气口，所述至少一个能量收集装置定位在所述通气口中，或在所述充气室内邻近所述通气口。
9.根据权利要求4至8中任一项所述的患者接口，其中所述至少一个能量收集装置包括涡轮发电机。
10.根据权利要求9所述的患者接口，其中所述涡轮发电机包括转子，所述转子包括多个涡轮叶片和围绕所述转子的周边设置的多个磁体。
11.根据权利要求10所述的患者接口，其中所述涡轮发电机包括容纳多个线圈的密封定子组件，所述密封定子组件围绕所述转子设置。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的患者接口，其中所述电力系统包括至少一个压电薄膜。
13.根据权利要求12所述的患者接口，其中至少一个所述压电薄膜附着到所述充气室和/或所述密封形成结构和/或所述定位和稳定结构，或者设置在所述充气室和/或所述密封形成结构和/或所述定位和稳定结构内。
14.根据权利要求1至13中任一项所述的患者接口，其中所述电力系统包括至少一个热电发电机(TEG)模块。
15.根据权利要求14所述的患者接口，其中至少一个TEG模块设置在所述定位和稳定结构内。
16.根据权利要求15所述的患者接口，其中至少一个TEG模块被布置为接触所述患者的皮肤。
17.根据权利要求14至16中任一项所述的患者接口，其中至少一个TEG模块被布置为使得所述TEG模块的第一表面暴露于所述充气室的内部，并且与所述第一表面相对的第二表面暴露于周围环境。
18.根据权利要求3至17中任一项所述的患者接口，其中所述电力系统包括被配置为对所述电能存储装置充电的外部充电电路。
19.根据权利要求18所述的患者接口，其中所述外部充电电路是呼吸压力治疗装置的部件，所述呼吸压力治疗装置被配置为将所述空气流输送到所述充气室。
20.根据权利要求19所述的患者接口，其中所述外部充电电路能够经由并入连接所述呼吸压力治疗装置和所述充气室的空气回路之中或之上的一根或多根电缆连接到所述电能存储装置。
21.根据权利要求1至20中任一项所述的患者接口，其中所述一个或多个电子部件包括一个或多个传感器和/或一个或多个致动器。
22.根据权利要求21所述的患者接口，其中至少一个传感器和/或至少一个致动器在所述定位和稳定结构的外表面处部分地暴露于周围环境；和/或在所述定位和稳定结构的患者接触表面处部分地暴露，以便在使用中接触所述患者的皮肤。
23.根据权利要求21或权利要求22所述的患者接口，其中至少一个传感器和/或至少一个致动器至少部分地嵌入在所述定位和稳定结构的外层和患者接触层之间。
24.根据权利要求21至23中任一项所述的患者接口，其中至少一个传感器和/或至少一个致动器包括至少部分地由一根或多根导电线和/或一根或多根导电墨迹线形成的电路。
25.根据权利要求21至24中任一项所述的患者接口，其中所述一个或多个电子部件包括无线通信接口，所述无线通信接口用于将数据从所述一个或多个传感器传输到一个或多个外部计算装置，和/或用于在所述一个或多个致动器处从所述一个或多个外部计算装置接收数据。
26.根据权利要求21至25中任一项所述的患者接口，其中所述一个或多个传感器和/或一个或多个致动器包括以下中的一个或多个：加速度计；陀螺仪；湿度传感器；温度传感器；麦克风；照相机；脉搏血氧计；EEG传感器；EMG传感器；EOG传感器；触摸传感器；振动装置；以及音频输出装置。
27.一种患者接口，包括：
充气室，所述充气室能够加压至高于环境空气压力至少6cmH2O的治疗压力，所述充气室包括充气室入口端口，所述充气室入口端口的大小和结构被设计成用于接收处于所述治疗压力下的空气流以供患者呼吸；
密封形成结构，所述密封形成结构被构造和布置为与所述患者面部的围绕所述患者气道入口的区域形成密封，所述密封形成结构中具有孔，使得处于所述治疗压力下的所述空气流被输送到所述患者鼻孔的至少一个入口，所述密封形成结构被构造和布置为在使用中在所述患者的整个呼吸周期中维持所述充气室中的所述治疗压力；
定位和稳定结构，所述定位和稳定结构用于提供将所述密封形成结构保持在所述患者头部上的治疗有效位置的力；以及
电力系统，所述电力系统用于将在所述患者接口的使用过程中生成的能量转换成用于对所述患者接口的至少一部分供电的转换的电能，其中在所述患者接口的使用过程中生成的所述能量是以下中的一个或多个：由呼吸生成的或在呼吸期间生成的机械能；由所述患者运动生成的机械能；来自所述患者接口内气流的机械能；以及来自所述患者皮肤和/或呼出空气的热能。
28.根据权利要求27所述的患者接口，其中所述电力系统向所述患者接口的所述至少一部分提供DC电压。
29.根据权利要求27或权利要求28所述的患者接口，其中所述患者接口的所述至少一部分是电能存储装置，所述电能存储装置电连接到所述电力系统并且被配置为向所述电力系统提供电能。
30.根据权利要求29所述的患者接口，其中所述电力系统被配置为将所述转换的电能提供给所述电能存储装置以对所述电能存储装置再充电。
31.根据权利要求29或权利要求30所述的患者接口，其中外部充电电路电连接到所述电能存储装置，并且被配置为向电能存储装置提供电能。
32.根据权利要求29至31中任一项所述的患者接口，其中：
所述患者接口的所述至少一部分还包括用于监测、诊断和/或治疗所述患者的一个或多个电子部件，并且
所述一个或多个电子部件直接从所述电力系统接收电能。
33.根据权利要求29至31中任一项所述的患者接口，其中：
所述患者接口的所述至少一部分还包括用于监测、诊断和/或治疗所述患者的一个或多个电子部件，并且
所述一个或多个电子部件直接从所述电能存储装置接收电能。
34.根据权利要求27至31中任一项所述的患者接口，其中所述患者接口的所述至少一部分还包括用于监测、诊断和/或治疗所述患者的一个或多个电子部件，所述一个或多个电子部件设置在所述充气室、所述密封形成结构以及所述定位和稳定结构中的一个或多个之中或之上。
35.根据权利要求34所述的患者接口，其中所述电力系统包括至少一个能量收集装置，其中所述至少一个能量收集装置包括涡轮发电机。
36.根据权利要求35所述的患者接口，其中所述涡轮发电机包括转子，所述转子包括多个涡轮叶片和围绕所述转子的周边设置的多个磁体。
37.根据权利要求36所述的患者接口，其中所述涡轮发电机包括容纳多个线圈的密封定子组件，所述密封定子组件围绕所述转子设置。
38.根据权利要求36或权利要求37所述的患者接口，其中所述密封定子组件还包括多个线轴，所述多个线圈缠绕在所述多个线轴周围。
39.根据权利要求38所述的患者接口，其中所述多个线轴中的线轴的数量等于所述多个磁体中的磁体的数量。
40.根据权利要求35至39中任一项所述的患者接口，其中所述涡轮发电机定位在所述患者接口的进气口中，在使用中位于所述患者的上游。
41.根据权利要求35至39中任一项所述的患者接口，其中所述涡轮发电机定位在所述患者接口的出气口中，在使用中位于所述患者的下游。
42.根据权利要求34至41中任一项所述的患者接口，其中所述至少一个能量收集装置包括至少一个压电薄膜。
43.根据权利要求42所述的患者接口，其中至少一个所述压电薄膜附着到所述充气室和/或所述密封形成结构和/或所述定位和稳定结构，或者设置在所述充气室和/或所述密封形成结构和/或所述定位和稳定结构内。
44.根据权利要求42或权利要求43所述的患者接口，其中所述压电薄膜是传感器，并且被配置为通过感测振动和/或噪声来测量患者打鼾。
45.根据权利要求42至44中任一项所述的患者接口，其中所述压电薄膜定位在所述患者接口的进气口中，在使用中位于所述患者的上游。
46.根据权利要求42至44中任一项所述的患者接口，其中所述压电薄膜定位在所述患者接口的出气口中，在使用中位于所述患者的下游。
47.根据权利要求42至46中任一项所述的患者接口，其中所述至少一个压电薄膜被夹在所述定位和稳定结构的层之间，所述至少一个压电薄膜被配置为由于所述定位和稳定结构中的移动而弯曲。
48.根据权利要求34至47中任一项所述的患者接口，其中至少一个能量收集系统包括至少一个热电发电机(TEG)模块。
49.根据权利要求48所述的患者接口，其中至少一个TEG模块至少部分地暴露并且被布置为接触所述患者的皮肤。
50.根据权利要求49所述的患者接口，其中至少一个TEG模块设置在所述定位和稳定结构内。
51.根据权利要求48至50中任一项所述的患者接口，其中至少一个TEG模块被布置为使得所述TEG模块的第一表面暴露于所述充气室的内部，并且与所述第一表面相对的第二表面暴露于周围环境。
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