周期性呼吸的實時檢測的制作方法

本申請案請求于2014年2月13日提交的澳大利亞臨時申請案第2014900435號的權益，所述臨時申請案的全部公開內容通過引用的方式并入本文中。

關于聯邦資助的研究或開發的聲明

不適用

共同研究開發參與者的姓名

不適用

序列表

不適用

發明背景

發明領域

本發明技術涉及呼吸障礙的診斷、治療、預防和改善中的一或多個。確切地說，本發明技術涉及醫療裝置及其在治療和預防呼吸障礙中的用途。

相關技術的描述

人體的呼吸系統促使氣體交換。鼻和嘴形成患者的氣道入口。

氣道包括一系列分支氣管，當分支氣管穿透更深入肺部時，其變得較窄、較短且更多。肺部的主要功能是氣體交換，允許氧氣從空氣進入靜脈血并排出二氧化碳。氣管分成左右主支氣管，最后再分成末端細支氣管。支氣管構成了傳導氣道，但并不參與氣體交換。氣道的進一步分支通向呼吸細支氣管，并最終通向肺泡。肺部的肺泡區是發生氣體交換的區域，且稱為呼吸區。參見威斯特(West)出版的《呼吸生理學精要》。

多種呼吸障礙的存在。

阻塞性睡眠呼吸中止癥(OSA，Obstructive Sleep Apnea)為一種形式的睡眠呼吸障礙(SDB，Sleep Disordered Breathing)，其特征為，睡眠期間的上氣道的阻塞或閉塞。這是由睡眠期間異常小的上氣道與舌、軟腭以及后咽壁區域中的肌肉張力的正常損失之組合導致的。這種癥狀導致受影響的患者每晚停止呼吸一段時間，持續時間通常為30至120秒，有時為200至300次。其常引起過度白天嗜睡，并可能引起心血管疾病與腦損傷。并發癥是一種常見疾病，特別是中年超重男性的常見疾病，但受影響的人可能并未注意到有問題。參見美國專利第4,944,310號(Sullivan)。

潮式呼吸(CSR，Cheyne-Stokes Respiration)是由患者呼吸控制器紊亂導致的周期性呼吸形式，其在睡眠期間存在盛衰換氣的律動交替期，引起動脈血液的重復性缺氧和復氧。由于重復性氧不足，CRS是可能有害的。在一些患者中，CRS與重復性的睡眠覺醒相關聯，其會引起嚴重的睡眠中斷、交感神經系統活動的增加以及后負荷的增加。參見美國專利第6,532,959號(伯桑-瓊斯(Berthon-Jones)提出)。

在不存在換氣不足的的其它已知病因的情況下，肥胖換氣過度綜合征(OHS，Obesity Hyperventilation Syndrome)被定義為嚴重肥胖癥與清醒時慢性高碳酸血癥的組合。癥狀包括呼吸困難、晨起頭痛和過度日間嗜睡。

慢性阻塞性肺病(COPD，Chronic Obstructive Pulmonary Disease)包括具有某些共同特征的一組下氣道疾病中的任一種。這些包括空氣流動的阻力增加、呼吸呼氣相位的延長以及正常肺伸縮性損失。COPD的實例是肺氣腫和慢性支氣管炎。COPD由慢性吸煙(主要風險因素)、職業性暴露、空氣污染和基因因素所引起。癥狀包括：運動性呼吸困難、慢性咳嗽和痰液產生。

神經肌肉疾病(NMD，Neuromuscular Disease)是一個廣義術語，涵蓋直接經由本質肌肉病理或間接經由神經病理損害肌肉功能的許多疾病和失調。一些NMD患者的特征為進行性肌肉損傷，其會造成移動能力損失(需要坐輪椅)、吞咽困難、呼吸肌無力，最終因呼吸衰竭導致死亡。神經肌肉疾病可分為快速進行性和慢速進行性：(i)快速進行性障礙：其特征為，會在數月內惡化并在幾年內導致死亡的肌肉損傷(例如，青少年肌萎縮性側索硬化癥(ALS，Amyotrophic lateral sclerosis)和杜氏肌肉營養不良癥(DMD，Duchenne muscular dystrophy))；(ii)可變或慢進行性障礙：其特征為，會在數年內惡化且只輕微減少預期壽命的肌肉損傷(例如肢帶型、面肩臂型和強直性肌營養不良)。NMD的呼吸衰竭癥狀包括：漸增的全身虛弱、吞咽困難、運動時和靜息時呼吸困難、疲憊、困倦、晨起頭痛以及注意力不易集中和情緒變化。

胸壁障礙是一組胸廓畸形，其會導致呼吸肌與胸廓之間的無效率耦合。障礙的通常特征是限制性缺陷，并且都具有長期高碳酸血癥性呼吸衰竭的可能。脊柱側凸和/或脊柱后側凸可引起嚴重呼吸衰竭。呼吸衰竭的癥狀包括：運動時呼吸困難、外周水腫、端坐性呼吸、反復胸部感染、晨時頭疼、疲憊、不良睡眠質量以及食欲喪失。

在其它方面，健康的個體可利用系統與裝置來預防出現呼吸性障礙。

治療

鼻腔持續正壓換氣(CPAP，Nasal Continuous Positive Airway Pressure)治療已用來治療障礙性睡眠呼吸中止癥(OSA)。假設持續正壓起到充氣夾板的作用，并通過使軟腭與舌推向及推離后咽壁可避免上氣道閉塞。

非侵入式換氣(NIV，Non-invasive ventilation)通過上氣道而向患者提供呼吸機支持，來幫助患者做深呼吸和/或維持身體中適當的含氧量。呼吸機支持由鼻罩或鼻接口提供。NIV已用來治療CSR、OHS、COPD、MD以及胸壁障礙。

侵入式換氣(IV，Invasive ventilation)向本身不再能有效呼吸的患者提供換氣支持，并使用氣切管提供。

呼吸機還控制泵入患者的呼吸的時間和壓力，并監控患者的呼吸。控制和監控患者的方法通常包括容積周期方法和壓力周期方法。除其它以外，容積周期方法可包括壓力調節容積控制(PRVC)、容積式換氣(VV)以及容積控制型持續性強制換氣(VC-CMV)技術。除其它以外，壓力周期方法可包括輔助控制(AC)、同步間歇性強制換氣(SIMV)、控制型機械換氣(CMV)、壓力支持換氣(PSV)、持續正壓換氣(CPAP)，或呼氣末正壓(PEEP)技術。

系統

一種用于治療睡眠呼吸障礙的已知產品是由瑞思邁(ResMed)制造的S9睡眠治療系統。呼吸機(例如，ResMed Stellar^TM系列成人與兒童呼吸機)可以為眾多患者提供侵入式和非侵入式非依賴型換氣支持，用于治療多種癥狀，例如，但不限于NMD、OHS和COPD。

ResMed Elisée^TM 150呼吸機和ResMed VS III^TM呼吸機可以為成人或兒童提供侵入式或非侵入式依賴型換氣支持，用于治療多種癥狀。這些呼吸機利用單分支回路或雙分支回路提供容積與氣壓換氣模式。

患者界面

通過使用患者界面(例如鼻罩、全面罩或鼻枕)來促成將正壓空氣供應施加到患者的氣道入口。已知有眾多患者界面裝置，但是其很多都存在礙事、有礙美觀、不適合、難以使用以及特別是在長時間佩戴時或當患者不熟悉系統而不舒服的一或多種情況。作為個人保護設備部分的只針對飛行員或針對麻醉劑施用而設計的鼻罩可能可忍受其最初應用，然而，例如在睡覺時或整天的長時間配戴可能會很不舒服。

氣切管是用于侵入式換氣的另一種形式的患者界面。

PAP裝置

正壓空氣可通過如馬達驅動的鼓風機的PAP裝置供應到患者的氣道。鼓風機的出口經由彈性輸送管與如上所述的患者界面連接。

呼吸器通常包括氣流產生器或鼓風機、入口過濾器、患者界面、將氣流產生器連接到患者界面的空氣輸送導管、各種傳感器和基于微處理機的控制器。患者界面可包括鼻罩或如上所述的氣切管。氣流產生器可以包括伺服控制馬達、螺旋形殼體和形成鼓風機的葉輪。在一些情況下，馬達的制動器可實施以更快速地減小鼓風機的速度以便克服馬達和葉輪的慣性。制動器可允許鼓風機及時更快速地實現較低壓力狀況，以與呼氣同步而不管慣性。在一些情況下，氣流產生器還可包括閥，作為馬達速度控制的替代，所述閥能夠將產生的空氣排至大氣，如同用于改變傳遞給患者的壓力的構件。除其它以外，傳感器測量馬達速度、質量流率和出口壓力，如利用壓力轉換器或類似物。設備可任選地包括在空氣輸送回路的路徑中的加濕器和/或加熱器元件。控制器可包括數據存儲能力，具有或沒有綜合數據檢索和顯示功能。

監控系統

CSR的臨床意義巨大，因此知道睡眠期間CSR存在多少很重要。確切地說，因為存在著利用適應性伺服呼吸機(ASV)裝置改善治療的可能性，所以知道接收CPAP治療的患者是否呈現CSR是有用的。或者，可進一步監控患者以觀察CSR是否繼續或是否是所謂的CPAP突發中樞睡眠呼吸中止(CSA)的結果。

CSR的診斷通常包括進行睡眠研究及分析所得多導睡眠圖(“PSG”)數據。在完整診斷PSG研究中，監控眾多生理參數，其通常包括鼻流信號、呼吸努力測量、脈搏血氧飽和度、就眠位置，并可進一步包括：腦電圖(“EEG”)、心電圖(“ECG”)、肌電圖(“EMG”)和眼電圖(“EOG”)。呼吸特性可以從前述參數的視覺特征中識別，從而允許臨床醫生評估睡眠期間的呼吸功能和檢測并測量任何CSR事件。

盡管臨床醫生檢查是最綜合的方法，但其實成本較大的過程并且嚴重依賴臨床經驗和了解。為了有效篩選患者，已經開發出一種基于分類器的方法，所述方法通過基于鼻流信號計算CSR定期發生的概率以自動化計分過程。所述方法公開在于2007年3月28提交申請并于2006年6月29日日以WO2006066337A1公開的美國專利申請案第11/576,210號(美國專利申請公開案第20080177195號)中。所述方法包括基于流量的分類器，其中在給定一系列離散流量值的情況下計算CSR的概率。WO2006066337A1中所描述的方法使用多維特征空間且通過使用判別函數將特征分成群集來執行群集分析。這種方式為計算密集的，且因此通常是使用一批在完整治療或監控階段間記錄的數據在與治療裝置分離的計算裝置上執行。

在PCT專利申請案第PCT/AU2013/000063號與2013年8月1日公開為WO2013110136中所公開的另一種方法也基于在完整的監控或治療階段所記錄的數據進行。WO2013110136的方法基于例如呼吸中止和呼吸不足的SDB事件將流量數據劃分成數個間隔，并且構建間隔長度的直方圖以判定CSR是否出現在治療階段。也提取數據的形狀特征并用于將間隔標記為包含CSR。此外，這種方法最適合用于在治療階段結束時的“分批模式”分析。

需要一種更迅速的檢測CSR事件的方法，最好是在監控或治療階段期間僅僅基于最近數據“即時”操作的方法，即，與“分批模式”相對的“實時”。這將允許甚至在結束之前采取響應于CSR事件的立即行動，例如治療參數的改變或向臨床醫生發出警報。

技術實現要素：

本技術針對提供用于診斷、緩解、治療或預防呼吸障礙的醫療裝置，所述醫療裝置具有改善的舒適性、成本、功效、易用性和可制造性中的一或多個。

本技術的第一方面涉及用于診斷、改善、治療或預防呼吸障礙的裝置。

本技術的另一方面涉及用于診斷、改善、治療或預防呼吸障礙的方法。

本技術的一個形式包括裝置，所述裝置基于SDB事件(例如，呼吸中止和呼吸不足)的分析“實時”判定是否要發信號通知周期性呼吸事件(例如潮式呼吸)已經開始或結束。

本技術的一個形式的的另一方面是分析SDB事件(例如，呼吸中止和呼吸不足)以便判定周期性呼吸事件發生時或發生后不久的開始和結束時間的方法。

根據本技術的第一方面，提供了一種檢測患者周期性呼吸的方法，所述方法包括：利用處理器接收由在患者呼吸中檢測到的呼吸中止或呼吸不足事件界定的一系列事件間隔；在事件間隔結束時，處理所述事件間隔以判定事件間隔的特性，其中事件間隔的特性為以下其中之一：可能是周期性呼吸循環；可能不是周期性呼吸循環；及無可借鑒性；基于比周期性呼吸循環的典型長度長的事件間隔特性歷史，利用處理器判定是否改變指示周期性呼吸事件是否正在進行的當前周期性呼吸狀態。

根據本技術的另一方面，提供一種用于檢測患者周期性呼吸的裝置，所述裝置包括：傳感器，其配置為提供代表患者的呼吸氣流的信號；及處理器，其配置為執行一種方法，所述方法包括：利用處理器接收由在患者呼吸中檢測到的呼吸中止或呼吸不足事件所界定的一系列事件間隔；在事件間隔結束時，處理所述事件間隔以判定事件間隔的特性，其中事件間隔的特性為以下其中之一：可能是周期性呼吸循環；可能不是周期性呼吸循環；及無可借鑒性；及基于比周期性呼吸循環的典型長度長的事件間隔特性歷史，利用處理器判定是否改變指示周期性呼吸事件是否正在進行的當前周期性呼吸狀態。

根據本技術的又一個方面，提供一種存儲有程序代碼指令的計算機可讀存儲媒體，所述程序代碼指令配置為使處理器執行一種方法，所述方法包括：利用處理器接收由在患者呼吸中檢測到的呼吸中止或呼吸不足事件界定的一系列事件間隔；在事件間隔結束時，處理所述事件間隔以判定事件間隔的特性，其中事件間隔的特性為以下其中之一：可能是周期性呼吸循環；可能不是周期性呼吸循環；及無可借鑒性；及基于比周期性呼吸循環的典型長度長的事件間隔特性歷史，利用處理器判定是否改變指示周期性呼吸事件是否正在進行的當前周期性呼吸狀態。

本技術的某些版本可以包括一種例如利用一或多個處理器以檢測患者周期性呼吸的方法。所述方法可包括：利用處理器接收由在患者呼吸中檢測到的呼吸中止或呼吸不足事件所界定的一系列(例如，數據系列)事件間隔。所述方法可包括：在事件間隔結束時，利用處理器處理所述事件間隔以判定事件間隔的特性，其中事件間隔的特性為以下其中之一：可能是周期性呼吸循環；可能不是周期性呼吸循環；及無可借鑒性。所述方法還可包括：基于比周期性呼吸循環的典型長度長的事件間隔特性歷史，利用處理器判定是否改變指示周期性呼吸事件是否正在進行的當前周期性呼吸狀態。

在一些情況下，所述方法還可包括報告檢測到的周期性呼吸事件的參數。患者可能正在接受呼吸障礙的治療，以使得所述方法還可包括響應于檢測到的周期性呼吸事件而調整治療的一或多個參數。在所述方法的一些版本中，處理可以取決于與事件間隔相關聯的呼吸換氣測量序列。呼吸換氣測量是當前半呼吸幅度與先前半呼吸幅度的乘積。半呼吸幅度可以是半呼吸的潮氣量。任選地，處理可以包括：如果事件間隔的持續時間在典型周期性呼吸循環范圍之外，或呼吸換氣測量序列所包含的非零測量小于呼吸換氣非零測量的最小數量，則判定事件間隔可能不是周期性呼吸循環。任選地，處理可以進一步包括從呼吸換氣測量序列計算相對最大階段特征。

處理可以進一步包括，在事件間隔因呼吸不足事件結束的情況下：構造代表與導致周期性呼吸不足的事件間隔一致的呼吸換氣測量的預期序列的樣板；計算呼吸換氣測量序列與樣板之間的差異；以及基于相對最大階段特征和差異判定事件間隔的特性。在一些情況下，所述判定可包括：如果相對最大階段特征超過第一閾值，則判定事件間隔可能不是周期性呼吸循環；及如果所述差異小于第二閾值且事件間隔的持續時間大于第三閾值，則判定事件間隔可能是周期性呼吸循環。任選地，在事件間隔因呼吸中止事件結束的情況下，處理可包括：構造代表與導致阻塞性睡眠呼吸中止的事件間隔一致的呼吸換氣測量的預期序列的樣板；構造代表與導致周期性呼吸中止的事件間隔一致的呼吸換氣測量的預期序列的樣板；計算呼吸換氣測量序列與每一樣板之間的差異；從所述差異計算周期性呼吸相似度分值；以及基于相對最大階段特征和周期性呼吸相似度分值判定事件間隔的特性。

在一些情況下，所述判定可以包括：如果相對最大階段特征超過第一閾值，則判定事件間隔可能不是周期性呼吸循環；及如果周期性呼吸相似度分值大于第二閾值且事件間隔的持續時間大于第三閾值，則判定事件間隔可能是周期性呼吸循環。在一些情況下，所述判定還可以包括：計算在歷史中可能是周期性呼吸循環的事件間隔的計數、在歷史中可能不是周期性呼吸循環的事件間隔的計數和在歷史中的總事件間隔計數；如果所述計數滿足開始標準，則將周期性呼吸狀態改為真；以及如果所述計數滿足結束標準，則將周期性呼吸狀態改為假。所述判定可以包括：如果事件間隔因超時而結束，則將周期性呼吸狀態改為假。任選地，在一些情況下，所述方法還可以包括：例如，在將周期性呼吸狀態改為真時，調整剛開始的周期性呼吸事件的開始時間。在一些情況中，所述方法可以包括：例如，在將周期性呼吸狀態改為假時，調整剛結束的周期性呼吸事件的結束時間。

本技術的一些版本可以包括一種用于檢測患者周期性呼吸的裝置。所述裝置可包括配置為提供代表患者呼吸氣流的信號的傳感器。所述裝置可包括配置為檢測患者周期性呼吸的處理器。所述處理器可以配置為利用來自傳感器的信號接收由在患者呼吸中檢測到的呼吸中止或呼吸不足事件所界定的一系列事件間隔。所述處理器可配置為在事件間隔結束時，處理事件間隔以判定事件間隔的特性，其中事件間隔的特性為以下其中之一：可能是周期性呼吸循環；可能不是周期性呼吸循環；以及無可借鑒性。所述處理器可以配置為基于比周期性呼吸循環的典型長度長的事件間隔特性歷史來判定是否改變指示周期性呼吸事件是否正在進行的當前周期性呼吸狀態。

在一些情況中，所述裝置還可以包括治療裝置，其配置為向患者提供對呼吸障礙的治療，且舉例來說，所述處理器可以進一步配置為響應于檢測到的周期性呼吸事件調整所述治療的一或多個參數。任選地，所述裝置可以包括與處理器耦合的數據通信接口，并且處理器可以進一步配置為通過數據通信接口將檢測到的周期性呼吸事件的參數報告給外部裝置。

所述裝置可以進一步包括處理器，所述處理器配置為控制先前或貫穿本說明書所描述的方法的任何一或多個特征。

本技術的一些版本可以包括存儲有程序代碼指令的計算機可讀存儲媒體，所述程序代碼指令配置為引起處理器執行檢測患者周期性呼吸的方法。所述方法可以包括：提供接收由在患者呼吸中檢測到的呼吸中止或呼吸不足事件所界定的一系列事件間隔。所述方法可以包括：在事件間隔結束時，處理事件間隔以判定事件間隔的特性，其中事件間隔的特性為以下其中之一：可能是周期性呼吸循環；可能不是周期性呼吸循環；以及無可借鑒性。所述方法可以包括：基于比周期性呼吸循環的典型長度長的事件間隔特性歷史來判定是否改變指示周期性呼吸事件是否正在進行的當前周期性呼吸狀態。所述方法的任何一或多個附加的任選特征可以包括先前或貫穿本說明書所描述的方法的特征。

當然，所述方面的部分可以形成本技術的子方面。此外，子方面和/或方面中的各種方面可以各種方式組合且還可以構成本技術的附加方面或子方面。

本技術的其它特征從包含在以下具體實施方式、摘要、附圖和權利要求書中的信息的考慮將是顯而易見的。

附圖說明

本技術在附圖的圖式中通過實例而非限制進行說明，在附圖中，相同的參考編號指代相似的元件，包括：

治療系統

圖1示出了根據本技術的一個形式的系統。佩戴患者界面3000的患者1000接收來自PAP裝置4000的正壓空氣供應。來自PAP裝置的空氣在加濕器5000中被加濕，并沿空氣回路4170傳遞至患者1000。還示出了床伴1100。

呼吸系統

圖2示出了人類呼吸系統的概覽，包括鼻腔及口腔、喉頭、聲帶、食道、氣管、支氣管、肺、肺泡囊、心臟及膈。

患者界面

圖3示出了根據本技術的一個形式的患者界面3000。

PAP裝置

圖4A示出了根據本技術的一個形式的PAP裝置4000。

圖4B示出了根據本技術的一個形式的的PAP裝置4000的氣動回路的示意圖。指出上游和下游的方向。

圖4C示出了根據本技術的一個方面的PAP裝置4000的電氣組件的示意圖。

圖4D示出了根據本技術的方面的在PAP裝置4000中實施的算法4300的示意圖。

圖4E是說明根據本技術的一個方面的由圖4D的治療引擎模塊4320執行的方法4500的流程圖。

加濕器

圖5示出了根據本技術的一個方面的加濕器5000。

呼吸波形

圖6A示出了人睡眠時的典型呼吸波形模式。水平軸是時間，且垂直軸是呼吸流量。雖然參數值可以變化，但典型呼吸可以具有以下近似值：潮氣量(Vt)0.5L；吸入時間(Ti)1.6s；峰值吸氣流量(Qpeak)0.4L/s；呼氣時間(Te)2.4s；峰值呼氣流量(Qpeak)-0.5L/s。呼吸的總持續時間(Ttot)大約4s。通常人以每分鐘約15個呼吸(BPM，breaths per minute)的速率進行呼吸，其中換氣口(Vent)的換氣量約7.5升/分鐘。典型的工作周期(Ti與Ttot的比率)約40％。

圖6B示出了通常大約90秒時段內的非REM睡眠呼吸期間(約34個呼吸)來自患者的數據，其是利用自動PAP與鼻罩壓力約11cmH₂O之下進行治療。上信道示出了血氧飽和度(SpO₂)，比例在垂直方向的飽和度范圍是從90到99％的。患者在所示整個時段維持約95％的飽和度。第二信道示出了定量呼吸氣流，且在垂直方向上的比例范圍是從-1到+1L/s，同時為正壓吸氣。胸部與腹部運動展示在第三和第四信道。

圖6C示出了治療前的患者的多導睡眠圖。自上而下有11個信號信道，有6分鐘水平跨度。上兩個信道為來自不同頭皮位置的兩個腦電圖(EEG)。第二EEG的周期性尖峰代表腦皮質激活與相關活動。下部的第三信道是頦下肌電圖(EMG)。在覺醒時間期間增加的活動代表頦舌肌恢復健康。第四和第五信道是眼電圖(EOG)。第六信道是心電圖。第七信道示出了從約90％至低于70％的重復去飽和的脈搏血氧飽和度(SpO₂)。第八信道是使用連接至差動壓力轉換器的鼻套管的呼吸氣流。25至35秒的重復性呼吸中止與10至15秒恢復呼吸爆發相交替，所述呼吸恢復爆發符合EEG覺醒和增加的EMG活動。第九信道示出了胸部的運動，且第十信道示出了腹部的運動。腹部示出了在導致覺醒的呼吸中止長度內的運動漸強。由于在恢復呼吸增強期間的整個身體運動，兩者在覺醒期間變得不整齊。因此呼吸中止是阻塞性的，并且狀況嚴重。最低的信道是姿勢，且在此實例中，其未展示變化。

圖6D示出了患者正經歷一系列全阻塞性呼吸中止的患者流量數據。記錄的持續時間為約160秒。流量范圍為約+1L/s至約-1.5L/s。每個呼吸中止持續約10至15秒。

圖6E示出了來自潮式呼吸患者的數據。有以下三個信道：氧飽和度(SpO₂)、指示流量的信號以及運動。數據的時間跨度為6分鐘。使用連接至鼻套管的壓力傳感器測量指示流量的信號。患者呈現約22秒的呼吸中止和約38秒的呼吸增強。呼吸中止期間的較高頻率低振幅是心源性的。

圖6F示出了來自另一潮式呼吸實例患者的數據，其使用與圖6E相同的三個信道。數據的時間跨度為10分鐘。患者呈現約30秒的呼吸中止和約30秒的呼吸增強。

監控系統

圖7示出了根據本技術的另一個形式的監控系統。通過附近的非接觸式運動傳感器7000對患者1000進行監控。

圖8包含說明在本技術的一個形式中用于實施圖4D的潮式呼吸檢測算法的方法的流程圖。

圖9是在本技術的一個形式中可用于實施圖8的方法的事件處理程序的分層狀態機的圖。

圖10包含說明在本技術的一個形式中可用于實施圖8的方法的事件間隔處理步驟的方法的流程圖。

圖11包含說明在本技術的一個形式中可用于在事件間隔因呼吸不足事件結束的情況下實施圖10的方法的特性判定步驟的方法的流程圖。

圖12包含了說明在本技術的一個形式中可用于在事件間隔因呼吸中止事件結束的情況下實施圖10的方法的特性判定步驟的方法的流程圖。

圖13說明在環形緩沖器中采用38個存儲塊(bin)的實施中記錄事件間隔統計的環形緩沖器的內容演變的實例。

圖14包含說明在本技術的一個形式中可用于實施圖8的方法的CSR狀態判定步驟的方法的流程圖。

圖15Aa和圖15B包含說明針對呼吸流量實例的圖4D的CSR檢測算法的操作的曲線圖。

圖16包含說明針對與圖15B相同的呼吸流量實例的先前CSR檢測算法的操作的曲線圖。

具體實施方式

對本技術進行進一步詳細描述之前，應當理解的是，本技術并不受限于本文描述的特定實例，所述特定實例是可變化的。還應當理解的是，本發明所用的術語只是為了描述本文所論述的特定實例的目的，而不是意在進行限制。

治療

一個形式中，本技術包括一種用于治療呼吸障礙的方法，其包括向患者1000的氣道入口施加正壓的步驟。

治療系統

在一個形式中，本技術包括一種用于治療呼吸障礙的設備。所述設備可包括PAP裝置4000，其用于經由通向患者界面3000的輸氣管向患者1000的氣道入口供應加壓呼吸氣體，例如空氣。

患者界面

根據本技術的一個方面的非侵入式患者界面3000包括以下功能方面：密封形成結構3100、充氣室3200、定位和穩定結構3300、換氣口3400、用于連接到空氣回路4170的一種形式的連接端口3600，以及前額支架3700。在一些形式中，可由一或多個物理組件提供功能方面。在一些形式中，一個物理組件可提供一或多個功能方面。在使用中，密封形成結構3100布置為圍繞患者的氣道入口，以便于將正壓空氣供應到氣道。

PAP裝置

根據本技術的一個方面的優選PAP裝置4000包括機械與氣動組件4100和電氣組件4200，并被編程以執行一或多個算法4300。PAP裝置4000優選地具有外部殼體4010，其優選地以兩部分形成：外部殼體4010的上部4012及外部殼體4010的下部4014。在替代形式中，外部殼體4010可包括一或多個面板4015。優選地，PAP裝置4000包括支撐PAP裝置4000的一或多個內部組件的底盤4016。在一個形式中，氣動塊4020由底盤4016支撐或形成為底盤4016的一部分。PAP裝置4000可包括手柄4018。

PAP裝置4000的氣動路徑優選地包括入口空氣過濾器4112、入口消聲器4122、能夠供應正壓空氣的可控壓力裝置4140(優選地為鼓風機4142)以及出口消聲器4124。氣動路徑內包括一或多個傳感器或轉換器4270。

優選的氣動塊4020包括位于外部殼體4010內的一部分氣動路徑。

PAP裝置4000優選地具有電源供應器4210、一或多個輸入裝置4220、處理器4230、治療裝置控制器4240、治療裝置4245、一或多個保護電路4250、存儲器4260、轉換器4270、數據通信接口4280以及一或多個輸出裝置4290。電氣組件4200可安裝在單個印刷電路板總成(PCBA)4202上。在替代形式中，PAP裝置4000可包括多于一個PCBA 4202。

PAP裝置機械與氣動組件4100

(多個)空氣過濾器4110

根據本技術的一個形式的PAP裝置可包括一個空氣過濾器4110或多個空氣過濾器4110。

在一個形式中，入口空氣過濾器4112位于壓力裝置4140上游的氣動路徑的起點。

在一個形式中，出口空氣過濾器4114(例如抗菌過濾器)位于氣動塊4020的出口與患者界面3000之間。

(多個)消聲器4120

在本技術的一個形式中，入口消聲器4122位于壓力裝置4140上游的氣動路徑內。

在本技術的一個形式中，出口消聲器4124位于壓力裝置4140與患者界面3000之間的氣動路徑內。

壓力裝置4140

在本技術的優選形式中，用于產生正壓空氣流的壓力裝置4140為可控鼓風機4142。例如，鼓風機可包括具有收容在螺旋形殼體中的一或多個葉輪的無刷直流(DC)馬達4144。優選地，鼓風機可能夠輸送空氣供應(例如，約120升/分鐘)，其正壓范圍約4cmH₂O至約20cmH₂O，或在其它形式中高達約30cmH₂O。

壓力裝置4140在治療裝置控制器4240的控制之下。

(多個)轉換器4270

在本技術的一個形式中，一或多個轉換器4270位于壓力裝置4140的上游。所述一或多個轉換器4270構造和布置為測量在氣動路徑中的所述點處的空氣的性質。

在本技術的一個形式中，一或多個轉換器4270位于壓力裝置4140的下游及空氣回路4170的上游。所述一或多個轉換器4270構造和布置為測量在氣動路徑中所述點處的空氣的性質。

在本技術的一個形式中，一個或多個轉換器4270位于患者界面3000附近。

防溢回閥4160

在本技術的一個形式中，防溢回閥位于加濕器5000與氣動塊4020之間。防溢回閥構造并布置為減少水從加濕器5000的上游(例如)流到馬達4144的風險。

空氣回路4170

根據本技術的一個方面的空氣回路4170構造并布置為允許空氣或可呼吸氣體在氣動塊4020與患者界面3000之間流動。

補充氧4180

在本技術的一個形式中，將補充氧4180輸送到氣動路徑中的一點。

在本技術的一個形式中，將補充氧4180輸送到氣動塊4020的上游。

在本技術的一個形式中，將補充氧4180輸送到空氣回路4170。

在本技術的一個形式中，將補充氧4180輸送到患者界面3000。

PAP裝置電氣組件4200

電源供應器4210

在本技術的一個形式中，電源供應器4210位于PAP裝置4000的外部殼體4010的內部。在本技術的另一形式中，電源供應器4210位于PAP裝置4000的外部殼體4010的外部。

在本技術的一個形式中，電源供應器4210僅向PAP裝置4000提供電力。在本技術的另一形式中，電源供應器4210向PAP裝置4000和加濕器5000兩者提供電力。

輸入裝置4220

在本技術的一個形式中，PAP裝置4000包括呈按鈕、開關或轉盤形式的一或多個輸入裝置4220，以允許人與所述裝置互動。按鈕、開關或轉盤可以是能夠通過觸摸屏使用的物理裝置或軟件裝置。在一個形式中，按鈕、開關或轉盤可物理連接到外部殼體4010，或在另一形式中，可與電連接到處理器4230的接收器進行無線通信。

在一個形式中，輸入裝置4220可構造和布置成允許人選擇一值和/或菜單選項。

處理器4230

在本技術的一個形式中，處理器4230是適用于控制PAP裝置4000的處理器，比如x86INTEL處理器。

根據本技術的另一個形式的適用于控制PAP裝置4000的處理器4230包括基于來自ARM Holdings的ARM Cortex-M處理器的處理器。例如，可使用來自ST MICROELECTRONICS的STM32系列微控制器。

根據本技術的另一替代形式的適用于控制PAP裝置4000的另一處理器4230包括選自基于ARM9系列的32位RISC CPU的部件。例如，可使用來自ST MICROELECTRONICS的STR9系列微控制器。

在本技術的某些替代形式中，可將16位RISC CPU用作PAP裝置4000的處理器4230。例如，可使用來自由德州儀器公司(TEXAS INSTRUMENTS)制造的MSP430系列微控制器的處理器。

處理器4230配置為接收來自一或多個轉換器4270及一或多個輸入裝置4220的(多個)輸入信號。

處理器4230配置為將(多個)輸出信號提供到輸出裝置4290、治療裝置控制器4240、數據通信接口4280和加濕器控制器5250中的一或多個。

在本技術的一些形式中，處理器4230或多個這種處理器配置為實施本文所描述的一或多個方法，例如一或多個算法4300，其表示為存儲在非暫時計算機可讀存儲媒體(例如，存儲器4260)中的計算機程序。在一些情況下，如先前所論述，這種處理器可與PAP裝置4000集成。然而，在本技術的一些形式中，例如，為了執行本文所描述的任一方法而不是直接控制呼吸治療的輸送，處理器可與PAP裝置4000的流量產生組件有區別地實施。例如，為了通過分析如來自本文所描述的任一傳感器的存儲數據來判定呼吸機或其它呼吸相關事件的控制設定，這種處理器可執行本文所描述的任一種方法。

將PAP裝置4000的處理器4230編程為執行一或多個算法4300，優選地包括預處理模塊4310、治療引擎模塊4320、治療控制模塊4330、報告模塊4335以及故障狀況檢測模塊4340。

時鐘4232

優選地，PAP裝置4000包括連接至處理器4230的時鐘4232。

治療裝置控制器4240

在本技術的一個形式中，治療裝置控制器4240為形成由處理器4230執行的算法4300的一部分的治療控制模塊4330。

在本技術的另一形式中，治療裝置控制器4240為專用馬達控制集成電路。例如，在一個形式中，使用由ONSEMI制造的MC33035無刷DC馬達控制器。

保護電路4250

優選地，根據本技術的PAP裝置4000包括一或多個保護電路4250。

根據本技術的保護電路4250的一種形式為電氣保護電路。

根據本技術的保護電路4250的一種形式為溫度或壓力安全電路。

存儲器4260

根據本技術的一個形式，PAP裝置4000包括存儲器4260，優選為非易失性存儲器。在一些形式中，存儲器4260可包括電池供電的靜態RAM。在一些形式中，存儲器4260可包括易失性RAM。

優選地，存儲器4260位于PCBA 4202上。存儲器4260可以為EEPROM或NAND閃存的形式。

此外或替代地，PAP裝置4000包括可卸除形式的存儲器4260，例如根據安全數字(SD)標準制造的存儲卡。

在本技術的一個形式中，存儲器4260充當非暫時計算機可讀存儲媒體，其上存儲有編碼本文所描述的一或多個方法(例如，一或多個算法4300)的計算機程序指令。處理器4230配置為執行存儲在非暫時計算機可讀存儲媒體上的這些指令。

轉換器4270

轉換器可位于PAP裝置4000的內部或PAP裝置4000的外部。外部轉換器可位于空氣回路4170上或形式其一部分，例如在患者界面3000處。外部轉換器可以為非接觸式傳感器的形式，例如，傳輸或傳送數據到PAP裝置4000的多普勒雷達運動傳感器。

流量轉換器4274

根據本技術的流量轉換器4274可基于差動壓力轉換器，例如來自SENSIRION的SDP600系列差動壓力轉換器。差動壓力轉換器與氣動回路流體連通，其中每一個壓力轉換器連接至限流元件中的相應的第一和第二點。

在一個實例中，由處理器4230接收代表來自流量轉換器4274的總流量Qt的信號。

壓力轉換器4272

根據本技術的壓力轉換器4272定位為與氣動路徑流體連通。合適的壓力轉換器4272的實例是來自Honeywell的ASDX系列的傳感器。替代的合適壓力轉換器是來自通用電氣公司(General Electric)的NPA系列的傳感器。

在使用中，由處理器4230接收來自壓力轉換器4272的信號。在一個形式中，在由處理器4230接收之前，對來自壓力轉換器4272的信號進行濾波。

馬達速度信號4276

在本技術的一個形式中，產生馬達速度信號4276。馬達速度信號4276優選地由治療裝置控制器4240提供。馬達速度可，例如，由速度傳感器，例如霍爾效應傳感器產生。

數據通信接口4280

在本技術的一個優選形式中，提供數據通信接口4280，其連接到處理器4230。優選地，數據通信接口4280可連接到遠程外部通信網絡4282。優選地，數據通信接口4280可連接到本地外部通信網絡4284。優選地，遠程外部通信網絡4282可連接到遠程外部裝置4286。優選地，本地外部通信網絡4284可連接到本地外部裝置4288。

在一個形式中，數據通信接口4280是處理器4230的一部分。在另一形式中，數據通信接口4280是與處理器4230分離的集成電路。

在一個形式中，遠程外部通信網絡4282是因特網。數據通信接口4280可使用有線通信(例如，經由以太網或光纖)或無線協議以連接到因特網。

在一個形式中，本地外部通信網絡4284利用一或多個通信標準，例如藍牙或消費者紅外線協議。

在一個形式中，遠程外部裝置4286為一或多個計算機，例如聯網計算機群集。在一個形式中，遠程外部裝置4286可為虛擬計算機而非物理計算機。在任一情況中，這種遠程外部裝置4286可由如臨床醫生等適當授權人員使用。

優選地，本地外部裝置4288為個人計算機、手機、平板或遙控裝置。

包括任選顯示器、警報的輸出裝置4290

根據本技術的輸出裝置4290可采用視覺、音頻以及觸覺單元中的一或多者的形式。視覺顯示器可為液晶顯示器(LCD)或發光二極管(LED)顯示器。

顯示器驅動器4292

顯示器驅動器4292接收預期用于在顯示器4294上顯示的字符、符號或圖像作為輸入，并將其轉換成使顯示器4294顯示這些字符、符號或圖像的命令。

顯示器4294

顯示器4294配置為響應于從顯示器驅動器4292接收的命令而視覺顯示字符、符號或圖像。例如，顯示器4294可為八段顯示器，在這種情況下，顯示器驅動器4292將每個字符或符號(例如數字“0”)轉換成八個邏輯信號，其指示是否激活的八個相應段以顯示特定字符或符號。

PAP裝置算法4300

預處理模塊4310

根據本技術的預處理模塊4310從轉換器(例如，流量或壓力轉換器)接收原始數據作為輸入，并且優選地執行一或多個處理步驟以計算一或多個輸出值，所述一或多個輸出值將用作對另一模塊(例如，治療引擎模塊4320)的輸入。

在本技術的一個形式中，輸出值包括接口或鼻罩壓力Pm、呼吸流量Qr以及漏流量Ql。

在本技術的各種形式中，預處理模塊4310包括下列算法中的一或多種：壓力補償4312、換氣口流量4314、漏流量4316、呼吸流量4318以及呼吸成幀器4319。

壓力補償4312

在本技術的一個形式中，壓力補償算法4312接收指示接近氣動塊4020的出口的氣動路徑中的壓力的信號作為輸入。壓力補償算法4312估計空氣回路4170中的壓降并提供患者界面3000中的估計壓力Pm作為輸出。

換氣口流量4314

在本技術的一個形式中，換氣口流量估計算法4312接收患者界面3000中的估計壓力Pm作為輸入，并估計患者界面3000中來自換氣口3400的換氣口空氣流量Qv。

漏流量4316

在本技術的一個形式中，漏流量算法4316接收總流量Qt和換氣口流量Qv作為輸入，并通過在包括數個呼吸循環的足夠長的時段(例如約10秒)內計算Qt-Qv平均值以提供漏流量Ql作為輸出。

在一個形式中，漏流量算法4316接收患者界面3000中的總流量Qt、換氣口流量Qv以及估計壓力Pm作為輸入，并通過計算漏電導以及判定漏流量Ql(其為漏電導的函數)與壓力Pm，來提供漏流量Ql作為輸出。優選地，漏電導是以低通濾波非換氣口流量Qt-Qv的商數及壓力Pm的低通濾波平方根來計算的，其中低通濾波時間常數的值足夠大以包括數個呼吸循環，例如約10秒。

呼吸流量4318

在本技術的一個形式中，呼吸流量算法4318接收總流量Qt、換氣口流量Qv以及漏流量Ql作為輸入，并通過從總流量Qt減去換氣口流量Qv和漏流量Ql來估計患者的空氣呼吸流量Qr。

呼吸成幀器4319

在本技術的一個形式中，呼吸成幀器4319接收患者的空氣呼吸流量Qr作為輸入，并提供一系列“半呼吸標記”作為輸出，其指示每個半呼吸結束(即，每個呼吸的吸氣部分的結束以及呼氣部分的結束)。

呼吸成幀器4319還在每個半呼吸結束時提供一系列的每個半呼吸幅度的測量。在本技術的一個形式中，呼吸成幀器4319將每個半呼吸幅度計算為潮氣量，即每個連續對的半呼吸標記之間的間隔內的呼吸流率Qr的絕對值的積分。在其它形式中，半呼吸幅度是在所述間隔內的呼吸流率Qr的絕對值的峰值流率、其平均流率、吸氣/呼氣時間、呼吸率或一些其它半呼吸幅度測量。

治療引擎模塊4320

在本技術的一個形式中，治療引擎模塊4320接收患者界面3000中的壓力Pm和患者的空氣呼吸流量Qr中的一個或多個作為輸入，并提供一或多個治療參數作為輸出。

在本技術的一個形式中，治療參數為CPAP治療壓力Pt。

在本技術的一個形式中，治療參數為壓力支持水平和目標換氣量中的一或多個。

相位判定4321

在本技術的一個形式中，相位判定算法4321接收指示呼吸流量Qr的信號作為輸入，并提供患者1000的呼吸循環的相位作為輸出。

在一個形式中，相位輸出是具有吸氣或呼氣值的離散變量。

在一個形式中，相位輸出是具有吸氣、呼吸中停頓和呼氣中之一者的值的離散變量。

在一個形式中，相位輸出為連續變量，例如從0到1或從0到2π變化。

在一個形式中，當呼吸流量Qr具有超過正閾值的正值時，將相位輸出判定為具有離散吸氣值。在一個形式中，當呼吸流量Qr具有負值(更低于負閾值的負值)時，將相位判定為具有離散呼氣值。

換氣判定4323

在本技術的一個形式中，換氣判定算法4323接收呼吸流量Qr作為輸入，并判定指示患者換氣Vent的測量。

在一個形式中，換氣判定算法4323將患者換氣Vent的當前值判定為呼吸流量Qr的低通濾波絕對值的一半。

波形判定4322

在本技術的一個形式中，控制模塊4330控制治療裝置4245，以根據作為相位函數的預定壓力波形提供氣道正壓。在一個形式中，對于所有的相位值，將波形維持在大致恒定的水平上。在一個形式中，波形是方波，其對于一些相位值具有較高的水平，且對于其它相位值具有較低的水平。

在本技術的一個形式中，波形判定算法4322接收指示當前患者換氣Vent的值作為輸入，并提供作為相位函數的壓力波形作為輸出。

吸氣流量限制的判定4324

在本技術的一個形式中，處理器執行用于檢測吸氣流量限制的一或多個算法4324。

在一個形式中，算法4324接收呼吸流量信號Qr作為輸入，并提供呼吸的吸氣部分呈現吸氣流量限制的程度的度量作為輸出。

在本技術的一個形式中，每個呼吸的吸氣部分是由零交點檢測器識別。代表時間點的大量均勻隔開的點(例如65個點)是由內插器沿著每個呼吸的吸氣流量時間曲線插入。這些點所描述的曲線然后通過定標器標定為具有單位長度(持續時間/時期)和單位面積，以去除改變呼吸速率和深度的影響。接著，利用比較器將標定的呼吸與代表正常無障礙呼吸的預存儲樣板進行比較，其類似于圖6A所示的呼吸的吸氣部分。在來自此樣板的呼吸期間的任何時間偏離超過指定閾值(通常為1標度單位)的呼吸(例如，由于咳嗽、嘆息、吞咽與打嗝的呼吸，如測試元件所判定)會被拒絕。對于未拒絕的數據，通過處理器4230計算用于前述數個吸氣事件的第一個這樣的定標點的移動平均值。這會在第二個此類點的相同吸氣事件上重復，以此類推。因此，通過處理器4230產生例如65個定標數據點，且所述定標數據點代表前述數個吸氣事件(例如，三個事件)的移動平均值。所述(例如，65個)點的連續更新值的移動平均值在下文被稱為“比例流量”，其表示為Qs(t)。或者，可使用單個吸氣事件而不是移動平均值。

根據比例流量，可以計算有關判定部分阻塞的兩個形狀因素。

形狀因素1是中間(例如，32個)比例流量點的平均值與全部(例如，65個)比例流量點的平均值的比率。在所述比率超過一，呼吸則視為正常。在所述比率為一或更小的情況下，呼吸將被視為被阻塞。約1.17的比率將被視為部分阻塞和未阻塞呼吸之間的閾值，并等同于將在典型用戶上允許維持適當氧合的阻塞程度。

形狀因素2是計算為R與在中間(例如，32個)點取值的單位比例流量的RMS偏移。約0.2單位的RMS偏移被視為正常。RMS偏移為零被視為流量完全受限呼吸。所述RMS偏移越接近零，呼吸將被視為更加流量受限的。

形狀因素1和2可替代或組合使用。在本技術的其它形式中，采樣點、呼吸和中間點的數量可與以上描述不同。此外，閾值可為除了所描述閾值以外的閾值。

呼吸中止和呼吸不足的判定4325

在本技術的一個形式中，處理器4230執行用于判定呼吸中止和/或呼吸不足的存在的一或多個算法4325。

優選地，所述一或多個算法4325接收呼吸流量信號Qr作為輸入，并提供指示呼吸中止或呼吸不足終止的事件作為輸出。

在一個形式中，當呼吸流量Qr的函數在預定時間段下降至低于流量閾值時，呼吸中止將視為已被檢測到。所述函數可判定峰值流量、相對短期平均流量，或相對短期平均流量和峰值流量的流量中間值，例如RMS流量。流量閾值可為相對長期的流量測量。

在一個形式中，當呼吸流量Qr的函數在預定時間段下降至低于第二流量閾值時，呼吸不足將視為已被檢測到。所述函數可判定峰值流量、相對短期平均流量、或相對短期平均流量和峰值流量的流量中間值，例如RMS流量。第二流量閾值可為相對長期的流量測量。第二流量閾值大于用于檢測呼吸中止的流量閾值。

鼾聲判定4326

在本技術的一個形式中，處理器4230執行用于判定鼾聲的一或多個鼾聲算法4326。

在一個形式中，鼾聲算法4326接收呼吸流量信號Qr作為輸入，并提供出現鼾聲的程度的度量作為輸出。

優選地，算法4326包括判定在30至300Hz的范圍內的流量信號強度的步驟。進一步優選地，算法4326包括對呼吸流量信號Qr進行濾波以減少背景噪音(例如系統中來自鼓風機的氣流聲音)的步驟。

氣道通暢的判定4327

在本技術的一個形式中，處理器4230執行用于判定氣道通暢的一或多個算法4327。

在一個形式中，氣道通暢算法4327接收呼吸流量信號Qr作為輸入，并判定在約0.75Hz至約3Hz的頻率范圍內的信號功率。在此頻率范圍內存在峰值被視為指示氣道通暢。峰值不存在被視為指示氣道堵塞。

在一個形式中，在頻率范圍內找到的峰值為在治療壓力Pt下的小受迫振蕩頻率。在一個實施方案中，受迫振蕩的頻率為2Hz，其具有約1cmH₂0的振幅。

在一個形式中，氣道通常算法4327接收呼吸流量信號Qr作為輸入，并判定心源性信號是否存在。心源性信號不存在被視為指示了氣道堵塞。

治療參數判定4328

在本技術的一個形式中，處理器4230執行用于判定治療參數(例如，目標治療壓力Pt)的一或多個算法4328。在一個實施方案中，治療參數判定算法4328接收下列各項中的一或多個作為輸入：

i.當前時間t的呼吸相位的測量Π(t)(可為離散的，可為連續的)；

ii.波形函數Φ(Π)(可為方形波，可為其它波形)，如相位函數；

iii.換氣Vent的測量；

iv.吸氣流量限制的測量；

v.呼吸中止和/或呼吸不足的存在的測量；

vi.鼾聲存在的測量；以及

vii.氣道通暢的測量。

在本技術的一個形式中，治療參數判定算法4328根據積分控制方程計算振幅A：

A＝G∫(Vent-Vtgt)dt (1)，

其中，Vtgt為目標換氣。在其它形式中，其它控制模式可用于計算振幅A，例如，比例，比例微分，比例積分微分。

接著，治療參數判定算法4328計算治療參數(治療壓力Pt)如下：

Pt(t)＝A*Φ(Π(t))+P₀ (2)

其中P₀為壓力的“DC”分量，其可為常數或可為流量限制、呼吸中止、呼吸不足、通暢和鼾聲中的一或多個的指數或測量的函數。(附注：在CPAP或APAP治療中，A可為零，在這種情況下治療壓力方程(2)簡化為Pt＝P₀)。

在本技術的另一形式中，算法4328將治療壓力Pt判定為流量限制、呼吸中止、呼吸不足、通暢和鼾聲中的一或多個的指數或測量的函數。在一個實施方案中，這些測量是在單次呼吸而非數個先前呼吸的集合的基礎上判定的。

圖4e為說明在本技術的此形式中將由處理器4230執行的方法4500說明為算法4328的一種實施的流程圖。方法4500從步驟4520開始，在此步驟處，處理器4230將呼吸中止/呼吸不足的存在的測量與第一閾值進行比較，并判定呼吸中止/呼吸不足的存在的測量是否在預定時間段已超過第一閾值，指示正在發生呼吸中止/呼吸不足。若如此，方法4500進行到步驟4540；否則，方法4500進行到步驟4530。在步驟4540處，處理器4230將氣道通暢的測量與第二閾值進行比較。若氣道通暢的測量超過第二閾值，則指示氣道是通暢的，檢測到的呼吸中止/呼吸不足則視為中樞性的，且方法4500進行到步驟4560；否則，呼吸中止/呼吸不足則被視為是阻塞性的，且方法4500進行到步驟4550。

在步驟4530處，處理器4230將流量限制的測量與第三閾值進行比較。若流量限制的測量超過第三閾值，則指示吸氣流量受限，方法4500進行到步驟4550；否則，方法4500進行到步驟4560。

在步驟4550處，處理器4230使治療壓力Pt增加預定壓力增量ΔP，假設增加的治療壓力Pt不會超過上限Pmax。在一個實施方案中，預定壓力增量ΔP和上限Pmax分別為1cmH₂0和20cmH₂0。方法4500然后返回到步驟4520。

在步驟4560處，處理器4230使治療壓力Pt減少一減量，假設減少的治療壓力Pt不會降低到下限Pmin以下。方法4500然后返回到步驟4520。在一個實施方案中，減量與Pt-Pmin值成正比，使得在沒有任何檢測到的事件的情況下，下限Pmin的減量Pt是指數型的。或者，可預先判定減量Pt，因此，在沒有任何檢測到的事件的情況下，下限Pmin的減量Pt是線性的。

潮式呼吸的檢測4329

在本技術的一個形式中，一或多個處理器可以實施本文所描述的用于檢測潮式呼吸(CSR)的一或多個方法。例如，處理器4230可以執行算法4329來檢測潮式呼吸(CSR)。一或多個處理器可以例如在可提供呼吸治療的PAP裝置中、在可分析輸入到計算機的先前記錄的流量數據的計算機中或具有測量并分析指示患者流量的信號的傳感器的監控/檢測裝置(例如侵入式或非侵入式裝置)中實施，其可以或可以不提供呼吸或其它治療。

在一個形式中，算法4329接收呼吸流量Qr、由呼吸中止和/或呼吸不足判定算法4325提供的一系列呼吸中止和/或呼吸不足事件以及由呼吸成幀器4319提供的一系列半呼吸標記和對應的半呼吸幅度以作為輸入。CSR檢測算法4329“即時”處理這些輸入，并且在每個CSR事件的參數發生之后盡可能快地或者很快地將其返回。在這方面，CSR檢測算法4329可以視為“實時”操作。在一個實施方案中，CSR事件參數是CSR事件的開始和結束時間。

圖6E示出了來自潮式呼吸患者的數據。標記了連續性呼吸中止事件6010、6020、6030。

圖6F示出了來自較不嚴重潮式呼吸患者的數據。標記了連續性呼吸不足事件6110、6120、6130。

由連續性呼吸中止或呼吸不足事件所界定的時段稱為“事件間隔”。圖6E中說明由兩個呼吸中止事件6110、6120所界定的一個這樣的事件間隔6040。在經過沒有任何呼吸中止或呼吸不足事件的預定時段(“超時狀況”)之后也可結束事件間隔。CSR檢測算法4329判定包含CSR的事件間隔稱為“CSR循環”。CSR檢測算法4329的初期工作是判定哪些事件間隔可以歸類為CSR循環，其它事件間隔歸類為上氣道阻塞(如圖6D中所說明)且因此與CSR無關。一旦已經判定一系列連續事件間隔為CSR循環，則第一CSR循環的開始和最后CSR循環的結束用以區別“CSR事件”的開始和結束。每個CSR事件的開始時間和結束時間是由CSR檢測算法4329返回。

圖8包含說明在本技術的一個形式中可由CSR檢測算法4329實施的方法8000的流程圖。方法8000開始于步驟8010，其為事件處理程序，所述事件處理程序不斷地運行以處理由呼吸中止/呼吸不足判定算法4325提供的每個呼吸中止或呼吸不足事件。下文參考圖9詳細描述事件處理程序8010。事件處理程序8010的輸出是一系列事件間隔。

在從事件處理程序8010接收事件間隔時，步驟8020處理事件間隔以判定其特性：肯定提示(可能是CSR循環)、否定提示(可能不是CSR循環)或者無可借鑒性。下文參考圖10、圖11和圖12更詳細描述步驟8020。下一步驟8030基于在步驟8020中判定的特性更新事件間隔統計。下文參考圖13更詳細描述步驟8030。最終，步驟8040分析當前事件間隔統計以判定是否改變CSR狀態。可以為布林變量或其它合適數據結構的CSR狀態指示出當前是否發生CSR事件。下文參考圖13和圖14更詳細描述步驟8040。

步驟8040應用管理當前事件間隔統計的解釋的一組規則。步驟8040考慮一群最近連續事件間隔，使得如果肯定提示該組的平衡，則將該組視為CSR事件的一部分，并且如果否定提示所述平衡，則將該組視為不是CSR事件的一部分。如果該組同樣保持平衡，則步驟8040不會改變當前CSR狀態。該組的大小由事件間隔的數量定義的，相較于CSR循環的典型長度，所述事件間隔可在較長的歷史中累積。

用以檢測CSR的先前方式共同地或整體地分析多個最近候選CSR循環，以判定總CSR指數分值。這與基于最近事件間隔特性的計數而獨立地將連續事件間隔特征化并檢測CSR的當前方式有所不同。由于當前方式不太可能由單一事件間隔支配，因此其可提供較少的錯誤CSR檢測，特別是類似CSR的或非類似CSR的。相較于在先前方式中的情況，對較長歷史的最近事件間隔的分析突出了這種優勢。

圖9是在本發明的一個形式中可由圖8的方法8000的事件處理程序8010實施的分層狀態機(HSM)9000的圖式。HSM 9000開始于狀態9010，其等待“第一”呼吸中止或呼吸不足事件。這種“第一”事件在監控階段中并不一定確實是第一事件；其可為由于超時狀況導致的先前事件間隔結束之后的第一事件。到達的“第一”呼吸中止或呼吸不足事件開啟事件間隔并將HSM 9000轉變到狀態9020。一般來說，在“第一”事件之后發生的每個事件會結束當前事件間隔以及開啟新的事件間隔。結束的事件間隔傳遞至方法8000的步驟8020以便進行處理。一般規則的例外在于呼吸中止事件引起在第一預定時段(相當于典型呼吸不足可被忽略的長度)內檢測到的任何隨后呼吸不足事件，其目的不是要對單一“低流量”事件進行“雙重處理”。在HSM 9000的一種實施方案中，第一預定時段小于1分鐘，例如，約半分鐘(25秒長)。也就是說，例如在呼吸中止事件的25秒內發生的呼吸不足事件不會結束當前事件間隔或開啟新的事件間隔。為此，如果“第一”事件為呼吸中止事件，則狀態9010重新設定“呼吸中止計時器”。

根據超時狀況，如果自處理先前事件之后已經過去第二較長的預定時段，則當前事件間隔結束，并且HSM 9000返回至狀態9010，等待新的“第一”事件。為了實施超時狀況，一旦“第一”事件到達，狀態9010重新設定“長計時器”。在一種實施方案中，第二預定時段長于第一預定周期，并且可以為數分鐘，例如，第二預定時段可以為180秒或約三分鐘。

處理后續事件的狀態9020本身包括狀態機，其具有子狀態9030和9040。然而，當在狀態9020時，如果長計時器超時，即發生了超時狀況，則HSM 9000結束當前事件間隔并且返回到狀態9010以等待“第一”事件。

在子狀態9030(其是進入狀態)中，如果第一事件是呼吸不足，新/后續的呼吸不足事件檢測結束當前事件間隔、開啟新的事件間隔、重新設定長計時器并且使狀態9020保持在子狀態9030。在子狀態9030中的新/后續的呼吸中止事件檢測結束當前事件間隔、開啟新的事件間隔、重新設定長計時器和呼吸中止計時器并且使狀態9020轉變成子狀態9040。

在子狀態9040(其是進入狀態)中，如果第一事件是呼吸中止，則忽略呼吸不足事件。在子狀態9040中的呼吸中止事件結束當前事件間隔、開啟新的事件間隔、重新設定長計時器和呼吸中止計時器并且使狀態9020保持在子狀態9040。子狀態9040中的呼吸中止計時器超時使狀態9020返回到子狀態9030，其中可以處理呼吸不足事件。

一旦開啟了事件間隔，半呼吸標記信號的隨后出現(用信號通知半呼吸已經完成)以及半呼吸的幅度是由用于CSR檢測算法4329的呼吸成幀器4329進行計算。當呼吸成幀器4329將每個半呼吸用信號通知為完成的且返回其幅度時，CSR檢測算法4329計算呼吸換氣的測量，并且將所述測量記錄在與當前開啟事件間隔相關連的順序緩沖器中。在一種實施方案中，呼吸換氣測量是當前半呼吸幅度與先前半呼吸的幅度的乘積。在其它實施方案中，呼吸換氣的測量值可以是當前半呼吸幅度與先前半呼吸幅度的總和、當前半呼吸幅度自身、前兩個或多個半呼吸幅度的算數或幾何平均值、或者最近半呼吸幅度的一些其它低通濾波。在下文中，將潮氣量用作半呼吸幅度，并且將潮氣量乘積(“TVP”)(可以例如以平方公升為單位進行測量)用作呼吸換氣的測量。然而，所描述的方法可以實施半呼吸幅度和呼吸換氣的其它測量。

對于這種針對呼吸換氣采用當前半呼吸潮氣量與先前半呼吸潮氣量的乘積的一般模式，存在有例外。第一例外是當“第一”呼吸不足事件發生時，將HSM 9000從等待狀態9010轉變成處理狀態9020。CSR檢測算法4329可以不記錄先前半呼吸潮氣量，并且因此，發生在“第一”呼吸不足之后的第一半呼吸的潮氣量可被忽略。第二例外是，在任何呼吸中止之后的第一半呼吸也可被忽略，是因為所呈現的潮氣量是指呼吸中止之前的呼吸并且因此沒有關系。“第一”事件之后的呼吸不足事件不是以例外的方式進行處理，在某種意義上來說，從第一半呼吸可得到的潮氣量是乘以先前值并且存儲在順序緩沖器中。其理由在于，相對于潮氣量的最低點，極大地延遲了呼吸不足事件，且因此所記錄的值可能與最近開啟的事件間隔相關聯。

在一種實施方案中，與當前開啟事件間隔相關聯的順序緩沖器可以具有有限的空間(例如，只有125半呼吸潮氣量乘積(TVP)的數據空間)。通常，在大多數真正的CSR事件中，事件間隔中的半呼吸不會多于此限制。一旦事件間隔結束，則順序緩沖器的內容會轉發到步驟8020作為與事件間隔相關聯的一系列TVP，并且順序緩沖器開始由與最近開啟的事件間隔(如果存在)相關聯的TVP進行重寫。

圖10包含說明在本技術的一種形式中可用于實施圖8的方法8000的事件間隔處理步驟8020的方法1000的流程圖。

方法10000從步驟10010開始，其檢查事件間隔是否因超時狀況結束。如果是(“Y”)，則步驟10020標示事件間隔，使得如果有一個在進行處理，則步驟8040處的后續處理終止當前CSR事件，并且方法10000結束。否則(“Y”)，方法10000進行到步驟10030以檢查：(a)與事件間隔相關聯的TVP序列中的非零TVP的數量以及(b)間隔的持續時間。例如，如果少于非零TVP的最小數量或事件間隔持續時間是在典型CSR循環的持續時間范圍之外(“Y”)，則在步驟10040處，將事件間隔特征化為否定提示，且方法10000結束。在一種實施方案中，持續時間范圍是約30秒至125秒，并且非零TVP的最小數量為3。否則(“N”)，在步驟10050處，找到并記錄序列中的TVP的最小值TVPmin和最大值TVPmax。

步驟10060然后計算稱為“相對最大階段”(視為“跳躍”或突然上升)特征的值。相對最大階段特征是以序列中的連續TVP之間的差異的最大值來計算，正常表示為TVPmax。第一差異在序列中簡單地設定成第一TVP。相對最大階段特征的意義在于，在事件間隔的TVP序列中存在相對突然且較大的上升表明了事件間隔在本質上為障礙性的，而不是由于CSR導致。

步驟10070判定事件間隔的特性(肯定提示、否定提示或無可借鑒性)。在步驟10070處的處理的本質取決于事件間隔是否因呼吸中止事件或呼吸不足事件結束，即，是在其“結束事件”時。下文將參考圖11和圖12來更詳細地描述步驟10070。方法10000隨后結束。

圖11包含流程圖，其說明在本技術的一個形式中可以在事件間隔因呼吸不足事件結束的情況下實施為事件間隔特征化步驟10070的方法11000。方法11000開始于步驟11010，其根據代表與導致CSR呼吸不足的事件間隔相一致的TVP值的預期序列的正常化樣板來構成比例TVP樣板(見圖6F)。正常化樣板定義為范圍是在域[0,1]的0和1之間。正常化樣板中的值的數量是設定為等于TVP序列中的TVP的數量。正常化樣板的零值略微在域結束之前發生，使得其符合結束事件間隔的呼吸不足的實際位置，這略微是在呼吸不足事件之前，是因為在算法4325的呼吸不足檢測部分中的延遲。

在步驟11010的一個實施方案中，正常化樣板采用下列函數形式來構造：

步驟11010通過如下將正常化樣板y(x)按比例調整在區間[TVPmin,TVPmax]來構造比例TVP樣板：

ScaledTemplate(x)＝y(x)(TVPmax-TVPmin)+TVPmin (4)

步驟11020隨后計算在TVP序列與比例TVP樣板之間的差異。低差異值指示事件間隔具有導致CSR呼吸不足的特性。在一個實施方案中，差異是來自比例TVP樣板的TVP序列的均方根(RMS)偏差。

方法11000的其余步驟11030至11070應用用于評估跳躍上升特征值、差異以及事件間隔的持續時間以判定其特性的規則。在步驟11030處，將跳躍特征值與閾值J₁進行比較。如果跳躍特征值大于閾值J₁(“Y”)，則在步驟11040處將事件間隔特征化為否定提示。否則(“N”)，如果事件間隔持續時間大于閾值D₁且來自比例TVP樣板的TVP序列的差異小于閾值R₁(在步驟11050處為“Y”)，則在步驟11060處將事件間隔特征化為肯定提示。否則(“N”)，在步驟11070處將事件間隔標示為無可借鑒性。在一個實施方案中，規則閾值為J₁＝0.6，D₁＝35秒且R₁＝0.2平方公升。

圖12包含流程圖，其說明在本技術的一個形式中可以在事件間隔因呼吸中止事件結束的情況下實施為事件間隔特征化步驟10070的方法12000。方法12000開始于步驟12010，其根據相應的正常化樣板構件兩個比例TVP樣板，其中一個樣板代表與導致OSA事件的事件間隔相一致的TVP值的預期序列(見圖6D)，而另一個樣板代表與導致CSR呼吸中止的事件間隔相一致的TVP值的預期序列(見圖6E)。正常化樣板定義為范圍是在域[0,1]的0和1之間。每個正常化樣板中的值的數量是設定為等于TVP序列中的TVP的數量。在步驟12010的一個實施方案中，正常化OSA樣板采用下列函數形式構造：

在步驟12010的一個實施方案中，將正常化CSR樣板構造為上升半波余弦函數與由0和1的比例參數的平均值所參數化的對數正態分布這兩者的乘積，其正常化使得所述正常化的CSR樣板的峰值達到1的幅度。即，正常化CSR樣板可以采用下列函數形式構造

步驟12010通過根據方程(4)將每個正常化樣板y(x)按比例調整至區間[TVPmin,TVPmax]來構造兩個比例TVP樣板(比例OSA樣板和比例CSR樣板)。

步驟12020隨后根據比例OSA樣板和比例CSR樣板計算TVP序列的差異，從而產生兩個可以分別認為是“不像OSA分值”和“不像CSR分值”的數值。將其稱為“不像”分值的理由在于，分值越小，所記錄的TVP值越接近相關聯的樣板，并且相反地，分值越大，所記錄的TVP值越不類似樣板。只有當記錄的TVP完全匹配對應的樣板時，可達成零差值。在一個實施方案中，所述差異是作為RMS偏差計算的。

在步驟12025處，從不像OSA分值和不像CSR分值中計算稱為“CSR相似性分值”的組合式正常化分值。CSR相似性分值是完全匹配比例OSA樣板的所記錄TVP的最小值以及是完全匹配比例CSR樣板的所記錄TVP的最大值。在一個實施方案中，步驟12025通過取不像OSA分值和不像CSR分值的差并且將結果除以兩個分值中的較大者來計算出CSR相似性分值。所得CSR相似性分值是在-1(針對完全匹配比例OSA樣板的所記錄TVP)至+1(針對完全匹配比例CSR樣板的所記錄TVP)的范圍內。

方法12000的其余步驟12030至12070應用用于評估跳躍特征值、CSR相似性分值以及事件間隔的持續時間以判定其特性的規則。在步驟12030處，將跳躍特征值與閾值J₂進行比較。如果跳躍特征值大于閾值J₂(“Y”)，則在步驟12040處將事件間隔特征化為否定提示。否則(“N”)，如果事件間隔持續時間大于閾值D₂且CSR相似性大于閾值R₂(在步驟12050處為“Y”)，則在步驟12060處將事件間隔特征化為肯定提示。否則(“N”)，在步驟12070處將事件間隔標示為無可借鑒性。在一個實施方案中，規則閾值為J₂＝0.6、D₂＝40秒且R₂＝-0.15。

如前所述，在步驟8040處的關于當前是否出現CSR事件的判定可以通過考慮附加的事件間隔來進一步進行，所述附加的事件間隔例如是已經在長于CSR循環的典型長度的歷史中進行處理的所有事件間隔。在步驟8040處，不考慮長于歷史持續時間的事件間隔。在一個實施方案中，此歷史可為數分鐘或數小時，例如19分鐘的持續時間。然而，可選擇其它這樣的歷史持續時間，以便提供合適的歷史性評估。

步驟8040基于在歷史中的事件間隔的總計數、歷史中為肯定提示的事件間隔的數量以及歷史中為否定提示的事件間隔的數量中的任何一或多個(例如全部)來判定是否要設定或改變CSR狀態。(也可應用/評估其它標準，例如事件間隔是否因超時狀況或治療結束而結束)。

步驟8040利用已經在步驟8030處根據最近結束的事件更新的事件間隔統計。步驟8030可以任選地實施，以維持包含N_b存儲塊的環形緩沖器中的統計，N_b存儲塊中的每一個對應于其中將歷史概念性分割的一系列持續時間相等的窗口中的一個。每個存儲塊配置為包含記錄，所述記錄包括來自事件間隔的計數，例如，在對應的窗口中已經結束的事件間隔的三個不同類型的計數。例如，不同類型的計數可以包括下列中的一個或多個：具有肯定提示特性的事件間隔的數量、具有否定提示特性的事件間隔的數量以及對應窗口的事件間隔的總數量，其包括無可借鑒性事件間隔和因超時狀況結束的那些事件間隔。因為下述理由，每個窗口的持續時間是CSR檢測算法4329的時間分辨率，因此，將窗口持續時間選擇為大致相當于CSR循環的長度。在一個形式中，每個窗口的持續時間為30秒。環形緩沖器中的存儲塊的數量N_b是歷史除以窗口持續時間的長度。在一個實施方案中，當歷史的持續時間為19秒且每個窗口的持續時間為30秒時，在環形緩沖器中有N_b＝38個存儲塊(19分鐘/30秒)。雖然在實例中描述了環形緩沖器，但是，其它數據結構可以在用于CSR狀態判定的計數的統計收集/評估中實施。

當HSM 9000處于等待狀態9010時，當前存儲塊的指數保持在1。一旦HSM 9000已進入“處理后續事件”狀態9020，則在每個連續窗口過去之后，步驟8030將指數指向加1(計算N_b的模數)的“當前”存儲塊，直到HSM 9000返回等待狀態9010。步驟8030只增量當前存儲塊中的相關計數(在所有情況下為總計數，且隨后可能為肯定提示計數或否定提示計數)，這取決于步驟8020剛結束及處理的事件間隔的特性。

圖13說明在環形緩沖器中采用N_b＝38個存儲塊的實施方案中的實例環形緩沖器的內容演變的實例13000。存儲塊從右至左編號為1到38。當前存儲塊是白色，其中用逐漸較深色填充的方式表示較早的存儲塊。存儲塊的編號代表每個存儲塊的計數；從上至下分別是：肯定提示的數量、否定提示的數量以及事件間隔的總數量。行13010描繪了在第一事件間隔結束之后不久的環形緩沖器的狀況，其中，除了當前存儲塊(編號為1)之外，所有存儲塊具有全部零計數，當步驟8020判定事件間隔為否定提示時，當前存儲塊具有1的正計數。行13020描繪了在過去19分鐘之前不久的環形緩沖器的狀況。當前存儲塊現在編號為37，并且所有說明的存儲塊具有在其中記錄的至少一個事件間隔。行13030描繪了在過去20.5分鐘之后不久的環形緩沖器的狀況。當前存儲塊編號為3，并且先前存儲在存儲塊1、2和3中的計數已經使用與最近結束的事件間隔有關的新技術予以重寫。

在步驟8020處處理事件間隔并且在步驟8030處更新事件間隔統計之后，步驟8040分析事件間隔統計。

圖14包含說明在本技術的一個形式中可用于實施步驟8040的方法14000的流程圖。

方法14000從步驟14010開始，其檢查事件間隔是否由于超時狀況而結束(如步驟10020所標示)。如果是(“Y”)，則步驟14015判定當前CSR事件(如果一個正在進行中)已經結束，并且將CSR狀態設定為假。剛剛結束的CSR事件的結束時間是當前時間。任選步驟14020然后以下述方式調整剛剛結束的CSR事件的結束時間。在下一步驟14070處，清除可以存在于環形緩沖器中的任何計數，并且方法14000在步驟14090處結束。

否則(在步驟14010處為“N”)，步驟14025檢查環形緩沖器中記錄的統計歷史是否長于略微小于歷史的最大可能長度的閾值。此步驟包括使用非零總事件間隔計數來檢查歷史中最早的存儲塊。在歷史的持續時間為19分鐘的一個實施方案中，此閾值為15分鐘。如果不是(“N”)，方法14000在步驟14030處結束，因為沒有足夠的信息來改變CSR狀態。

否則(在步驟14025處為“Y”)，方法14000進行到步驟14035，其根據在環形緩沖器中記錄的統計來計算三個計數。

·C⁺＝歷史中的肯定提示事件間隔的數量

·C^-＝歷史中的否定提示事件間隔的數量

·C^T＝歷史中的事件間隔的總數量

步驟14040隨后判定三個計數是否滿足指出CSR事件已經開始的標準。“開始”標準確保在歷史中已經有足夠的事件間隔來形成可靠的判斷，并且肯定提示事件間隔的數量是相當于事件間隔的總數量并且大于否定提示事件間隔的數量。在一個實施方案中，三個開始標準如下：

·

·

·

其中是底限運算符且H為歷史長度(以分鐘為單位)。如果均滿足開始標準(在步驟14040處為“Y”)，步驟14045判定CSR事件已經開始，并且將CSR狀態設定為真(True)。剛剛開始的CSR事件的開始時間是當前時間。任選步驟14050然后以下述方式調整CSR事件的開始時間。然后，方法14000進行到步驟14070以清除環形緩沖器，如上所述。

如果未滿足開始標準(在步驟14040處為“N”)，步驟14055判定三個計數是否滿足指示CSR事件已經結束的標準。結束標準確保在歷史中已經有足夠事件間隔以形成可靠判定，并且否定提示的事件間隔的數量相當于事件間隔的總數量。在一個實施方案中，兩個“結束”標準如下：

·

·

如果均滿足結束標準(在步驟14055處為“Y”)，步驟14060判定當前CSR事件已經結束，并且將CSR狀態設定為假(False)。剛剛結束的CSR事件的結束時間是當前時間。任選步驟14065然后以下述方式調整剛剛結束的CSR事件的結束時間。方法14000然后進行到步驟14070以清除環形緩沖器，如上所述。

如果未滿足結束標準(在步驟14055處為“N”)，方法14000在步驟14090處結束。

現將描述在任選步驟14020、14050和14065處的開始時間和結束時間的調整。由于在CSR檢測算法4329的慎重考慮，判定的CSR事件的開始或結束的時刻可以(且可能是)在CSR發生真正開始或者結束之后很長時間。由于CSR檢測算法4329返回每個CSR事件的開始和結束時間，步驟14020、14050和14065執行一些反向跟蹤以便找到最適當的時間以返回那些開始和結束時間。

一旦步驟14015判定CSR事件由于超時狀況而已經結束，步驟14020通過減去HSM 9000的“長計時器”的持續時間來調整CSR事件的結束時間，在一個實施方案中持續時間等于3分鐘。

一旦步驟14045判定CSR事件已經開始，步驟14050通過減去CSR事件的已經經過的持續時間來調整CSR事件的開始時間。在判定已經開始的事件中CSR事件的經過持續時間是環形緩沖器中的最早記錄(從記錄開始)，所述環形緩沖器包含非零肯定暗示的事件間隔計數。

一旦步驟14060判定CSR事件已由于事件間隔統計而結束，步驟14065將CSR事件的結束時間調整為完成環形緩沖器中的最近記錄的時間，所述環形緩沖器包含非零肯定暗示的事件間隔計數。

由于歷史中記錄的使用期的分辨率是對應于存儲塊的窗口的持續時間，經過的持續時間也具有等于窗口的持續時間的分辨率(在上述的實施方案中是30秒)。因此，調整的開始和結束時間具有等于窗口持續時間的分辨率。

在PAP裝置中實施的情況下，在判定過程中可以提出一種額外情形。在一些情況中，PAP裝置4000可由用戶設定為指示“治療結束”的待機模式(例如，因為銷售人員正執行產品展示)在此情形下，存在兩種可能性，其取決于并未特征化為無可借鑒性的最近事件間隔是肯定還是否定提示的。如果是肯定提示，那么CSR事件的結束時間設定為PAP裝置4000設定成待機模式的時間。如果是否定提示，那么CSR事件的結束時間設定為否定提示的事件間隔的開始時間。因此，時間可基于PAP裝置的模式(例如待機模式)來設定。

在所有情況下，經過的持續時間是從開始時間(經過調整)到結束時間(經過調整)來計算以指示CSR事件的持續時間。

明確選擇以上定義的閾值和樣板以區別CSR循環和OSA事件循環，這是算法4329被描述為“CSR檢測”算法的原因。然而，通過使用閾值和樣板的其它值，算法4329可應用于區別由呼吸中止或呼吸不足(例如，錯綜睡眠呼吸中止)所中斷的其它形式的周期性呼吸和OSA循環。為此理由，算法4329可以更通常被描述為“周期性呼吸檢測”算法。

圖15A包含說明CSR檢測算法4329的操作的曲線圖。上跡線(跡線15000)代表約8分鐘時間的呼吸流量Qt。下跡線15030代表基于呼吸流量跡線15000采用CSR檢測算法4329計算的CSR狀態。呼吸流量跡線15000從正常呼吸開始，接著是一系列CSR循環(例如15020)，每個都包含完整的呼吸中止(例如15010)。CSR狀態跡線15030顯示CSR狀態并未通過正常呼吸而設定為真，但是在第一CSR循環的呼吸中止15010結束后不久的時間15040處上升為真，且當CSR事件繼續時，對于其余的跡線15030保持為真。

圖15B包含進一步說明CSR檢測算法4329的操作的曲線圖。上跡線(跡線15050)代表約7分鐘內的呼吸流量Qt。下跡線15090代表基于呼吸流量跡線15050采用CSR檢測算法4329計算的CSR狀態。呼吸流量跡線15050從正常呼吸開始，接著是一系列CSR循環(例如15070)，每個都包含完整的障礙性呼吸中止(例如15060)，然后是快速恢復(例如15080)。CSR狀態跡線15090顯示出CSR狀態在任何階段并未通過呼吸流量跡線15050中的正常呼吸或OSA循環而設定為真。

圖16包含曲線圖，其說明基于與圖15B中使用相同的流量信號，在當前市場裝置(Respironics REMStar Pro 2)上執行的CSR檢測算法(EncorePro 2)的操作中的假陽性CSR識別。在圖16中，跡線16000代表約12分鐘內的呼吸流量Qt。呼吸流量跡線16000表示一系列OSA循環(例如16010)，每個都包含完整的障礙性呼吸中止(例如16020)，然后是快速恢復(例如16030)。灰色陰影區域16040指示CSR檢測算法不正確地檢測CSR的存在，其在8分鐘左右開始并且繼續到呼吸流量跡線16000的結束。

控制模塊4330

在本技術的一個形式中，根據本技術的一方面的控制模塊4330接收一或多個治療參數作為輸入，并根據所述治療參數控制治療裝置4245輸送治療。

在本技術的一個形式中，治療參數是目標治療壓力Pt。

在本技術的另一個形式中，根據本技術的一方面的控制模塊4330接收EPAP壓力和IPAP壓力作為輸入，并分別與呼吸循環的呼氣和吸氣相位同步以控制治療裝置4245輸送這些相應的壓力。

在本技術的一個形式中，控制模塊4330響應由CSR檢測算法4329提供的任一個CSR事件參數，以調整由治療參數判定算法4328提供的治療參數以便減輕CSR。

報告模塊4335

報告模塊4335將數據從預處理和治療引擎處理模塊4310和4320的一或多個模塊發送到數據通信接口4280。在本技術的一個形式中，報告模塊4335向數據通信接口4280報告由CSR檢測算法4329提供的任何CSR事件參數。所報告的數據可保存在PAP裝置4000的存儲器4260中和/或經由數據通信接口4280轉發到本地或遠程外部通信網絡4284和4282。在本技術的一些形式中，處理器4230可在輸出裝置4290上顯示檢測到的CSR事件的詳情。

故障狀況的檢測4340

在本技術的一個形式中，處理器4230執行用于檢測故障狀況的一或多個方法。優選地，由一或多個方法檢測到的故障狀況包括下列各項中的至少一個：

電力故障(無電，或電力不足)

轉換器故障檢測

無法檢測組件的存在

操作參數超過建議的范圍(例如壓力、流量、溫度、PaO₂)

測試警報無法產生可檢測的警報信號

在檢測到故障狀況之后，對應的算法通過下列各項中的一或多個來發信號通知故障的存在：

開始可聽、視覺和/或動態性(例如振動)警報

向外部裝置發送消息

事件的記錄

治療裝置4245

在本技術的優選形式中，治療裝置4245是在控制模塊4330的控制下對患者1000輸送治療。

優選地，治療裝置4245為如上所述的壓力裝置4140。

監控系統

本技術的另一形式包括用于監控呼吸障礙患者1000的設備。所述設備可以包括監控裝置7000，其配置成監控患者1000的呼吸運動。

在一個實施方案中，監控裝置7000包括類似于PAP裝置4000的下列組件的組件：處理器4230、時鐘4232、電源供應器4210、存儲器4260和數據通信接口4280。

監控裝置7000還包含產生代表患者1000的呼吸運動的信號的非接觸式傳感器。在一個實施方案中，非接觸式傳感器通過對著患者1000輸RF脈沖或系列脈沖及分析患者1000的胸部的反應來產生呼吸運動信號。監控裝置7000的處理器4230(通常為處理器)配置為將由非接觸式傳感器提供的呼吸運動信號用作呼吸空氣流量Qr來執行上述算法4330(除了治療參數判定算法4328和控制模塊4330之外)。

在本技術的其它形式中，用于監控呼吸障礙患者1000的設備包括利用傳感器的不同監控裝置，其配置為根據不同模式提供呼吸運動信號，例如胸帶(體積描記器)。

在其它形式中，監控裝置可為可植入裝置，例如心臟再同步治療(CRT)裝置和/或除顫器，例如使用一或多個植入電極來測量呼吸運動或指示呼吸的其它信號的除顫器。

術語表

出于本技術公開內容的目的，在本技術的某些形式中，以下定義中的一或多個可適用。在本技術的其它形式中，替代定義可適用。

總則

空氣(Air)：在本技術的某些形式中，供應給患者的空氣可為大氣空氣、并且在本技術的其它形式中，大氣空氣可以補充氧氣。

連續氣道正壓換氣(CPAP)：采取CPAP治療意指通過患者的呼吸循環在相對于大氣的連續正壓下且優選地在恒定的壓力下將空氣或可呼吸氣體供應施加到氣道入口。在一些形式中，氣道入口處的壓力在單個呼吸循環中會以數厘米的水發生變化，例如，在吸氣期間較高且在呼氣期間較低。在一些形式中，氣道入口處的壓力在呼氣期間略高且在吸氣期間略低。在一些形式中，壓力將在患者的不同呼吸循環之間發生變化，例如，響應于檢測到局部上氣道阻塞的指示而增加，并在沒有局部上氣道阻塞的指示時降低。

PAP裝置的各方面

空氣回路(Air circuit)：在使用時構造且布置為在PAP裝置與患者界面之間輸送空氣或可呼吸氣體供應的導管或管。確切地說，空氣回路可與氣動塊和患者界面的出口流體連接。空氣回路可稱為輸氣管。在一些情況下，可以存在有用于吸氣和呼氣的回路的單獨分支。在其它情況下，使用單一分支。

APAP：自動調節氣道正壓換氣。氣道正壓換氣可在最小限值與最大限值之間持續地調整，這取決于存在或不存在SDB事件的指示。

鼓風機(blower)或氣流產生器(flow generator)：在高于環境壓力的壓力下輸送空氣流的裝置。

控制器(controller)：基于輸入調整輸出的裝置或者裝置的一部分。例如，控制器的一種形式具有處于控制下的變量，即控制變量，其構成裝置的輸入。裝置的輸出隨著控制變量的當前值和變量的設定點變化。

治療(Therapy)：本上下文中的治療可以是一或多個正壓治療、氧治療、二氧化碳治療、封閉空間的控制和藥物的施用。

氣道正壓換氣(PAP)裝置：用于向氣道提供正壓空氣供應的裝置。

轉換器(Transducer)：用于將一種形式的能量或信號轉換為另一種形式的裝置。轉換器可為用于將機械能量(例如運動)轉換為電信號的傳感器或檢測器。傳感器的實例包括壓力傳感器、流量傳感器、二氧化碳(CO₂)傳感器、氧氣(O₂)傳感器、應力傳感器、運動傳感器、噪音傳感器、體積描記器和相機。

呼吸循環的各方面

呼吸中止(Apnea)：優選地，呼吸中止將據說是當流量下降到預定閾值之下在例如10秒的持續時間發生。阻塞性呼吸中止將據說是在氣道的一些阻塞物不允許空氣流動時發生(盡管患者作出了努力)。中樞性呼吸中止將據說是在檢測到由于呼吸努力的減少或沒有呼吸努力而導致的呼吸中止時發生。

呼吸率(Breathing rate)：患者的自發呼吸率，通常是以每分鐘的呼吸來進行測量。

工作循環(Duty cycle)：吸氣時間Ti與總呼吸時間Ttot的比率。

(呼吸)用力：優選地，呼吸使力將會是自發呼吸者嘗試呼吸所完成的動作。

呼吸循環的呼氣部分(Expiratory portion of a breathing cycle)：從呼吸流動的開始到吸氣流動的開始的時段。

流量限制(Flow limitation)：優選地，流量限制將被視為患者呼吸的事態，其中，患者更加用力不會引起流量的對應增加。當流量限制在呼吸循環的吸氣部分期間發生的情況下，所述流量限制可以描述為吸氣流量限制。當流量限制在呼吸循環的呼氣部分期間發生的情況下，所述流量限制可以描述為呼氣流量限制。

半呼吸(Half-breath)：呼吸循環的吸氣或呼氣部分。

呼吸不足(Hypopnea)：優選地，呼吸不足將被視為流量的降低，但并不是流動的停止。在一個形式中，呼吸不足據說是在流量在持續時間內降低在閾值之下時發生。在一個形式中，在成人中，下列各項中的任一項可以視為是呼吸不足：

(i)患者呼吸減少30％至少10秒加上相關的4％去飽和作用；或者

(ii)患者呼吸減少(但小于50％)至少10秒，加上至少3％的相關去飽和作用或覺醒。

呼吸循環的吸氣部分(Inspiratory portion of a breathing cycle)：優選地，吸氣流動的開始到呼氣流動的開始的時段將被視為呼吸循環的吸氣部分。

通暢性(氣道)：氣道打開的程度，或者氣道打開的范圍。通暢的氣道是打開的。可以量化氣道通暢性，例如為一(1)的值為通暢，而為零(0)的值為閉合。

呼氣末正壓換氣(PEEP)：肺部中存在于呼氣結束時的高于大氣的壓力。

峰值流量(Qpeak)：在呼吸流量波形的吸氣部分期間的最大流量值。

呼吸流量、氣流、患者氣流、呼吸氣流(Qr)：這些同義術語可以理解為指代PAP裝置的呼吸氣流的估計，而不是“正確的呼吸流量”或“正確的呼吸氣流”，其為患者所經歷的實際呼吸流量，通常是以每分鐘公升來表示。

潮氣量(Vt)：未施加額外努力時的正常呼吸期間的吸氣量或呼氣量。

(吸氣)時間(Ti)：呼吸流量波形的吸氣部分的持續時間。

(呼氣)時間(Te)：呼吸流量波形的呼氣部分的持續時間。

(總)時間(Ttot)：一個呼吸流量波形的吸氣部分的開始與緊接著的呼吸流量波形的吸氣部分的開始之間的總持續時間。

典型最近換氣(Typical recent ventilation)：換氣值，一些預定時標內的最近值在所述換氣值附近傾向于聚集，即，最近換氣值的集中趨勢的測量。

上氣道阻塞(UAO)：包括局部和總上氣道阻塞兩者。這可與流量限制狀態相關，其中流量水平僅略微增加或甚至會隨著橫跨上氣道的壓力差增加(斯塔林電阻行為)而減少。

換氣量(換氣口)：由患者的呼吸系統交換的氣體總量的測量，包括每單位時間吸氣和呼氣流量。當以每分鐘體積表示時，此量通常被稱為“每分鐘換氣量”。每分鐘換氣量是有時僅作為體積給出的，理解成每分鐘體積。

PAP裝置參數

流率(Flow rate)：每單位時間輸送的空氣的瞬時體積(或質量)。當流率和換氣量每單位時間具有相同的體積或質量大小時，在很短的時間段內測量流率。流量對于患者的呼吸循環的吸氣部分可標稱地為正，因此對于患者的呼吸循環的呼氣部分為負。在一些情況下，對流率的參考將是對標量(即僅具有大小的量)的參考。在其它情況下，對流率的參照將是對矢量(即具有大小和方向兩者的量)的參考。將為流量給定符號Q。總流量Qt是離開PAP裝置的空氣的流量。換氣口流量Qv是離開換氣口以排出呼出的氣體的空氣的流量。漏流量Ql是從患者界面系統中非故意泄漏的流率。呼吸流量Qr是被接收到患者呼吸系統中的空氣的流量。

泄漏(Leak)：優選地，單詞“泄漏”可被視為空氣流動到環境。泄漏可能有意的，(例如)以排出呼出的CO₂。例如，由于鼻罩與患者臉部之間的不完全密封，所以泄漏是非故意的。

其它注釋

本專利文件的公開部分包含受版權保護的材料。版權所有者不反對任何人拓制在專利和商標局專利文件或記錄中的專利文件或專利公開內容，但在其它方面卻保留所有版權權利。

除非上下文另有明確規定并在提供各種值的情況下，應該理解，介于所述范圍的上下限間的的每一個居中值(為下限單位的十分之一)和在所述范圍內的任何其它所陳述的或居中值都涵蓋于本技術內。這些居中范圍的上限及下限(其可獨立地包括在居中范圍中)也涵蓋于本技術內，隸屬于在所陳述范圍內的任何特別排除的限制。當所陳述范圍包括一或兩個限制，不包括這些所包括的限制中的任一個或兩個的范圍也包括在本技術中。

此外，在一或多個值在本文中被陳述為作為本技術的一部分而實施的情況下，應理解，除非另有說明，否則這些值可為近似的，并且這些值在實際技術實施可允許或需要的程度可用于任何合適的有效數位。

除非另有定義，否則本文中所使用的全部技術和科學術語都具有由本技術所屬的領域的普通技術人員普遍理解的意義。盡管在本技術的實踐或測試中也能使用與本文所描述的類似和等同的任何方法和材料，但是在本文中描述了有限數量的示例性方法和材料。

當特定材料被識別為優選地用于構成組件時，很顯然，可使用具有類似性質的替代材料作為替代物。此外，除非相反地指定，否則本文中所描述的任何和全部組件應理解為能夠被制造，且同樣可一起或單獨地制造。

必須注意，在本文和所附屬權利要求書中所使用的，除非上下文另有清楚地說明，否則單數形式“一”、“一個”和“所述”包括其復數等效物。

本文中所提及的所有出版物都通過引用的方式并入以公開和描述屬于這些出版物的主題的方法和/或材料。本文中所論述的出版物只是為了其在本申請的申請日之前的公開內容而提供。本文中的任何內容都不能被理解為承認本技術無權使借助于在先前發明的這種出版物日期提前。另外，所提供的出版日期可不同于實際的出版日期，其可能需要獨立地進行確認。

而且，在解釋本公開案中，所有術語都應以與內容相一致的最廣泛合理的方式來解釋。確切地說，術語“包括”應解釋為以非排他性方式地指代元件、組件或步驟，表明所引用的元件、組件或步驟可存在、或利用或以與并未明確引用的其它元件、組件或步驟組合。

包括在詳細描述中使用的主題標題僅便于讀者參考，且不應該用來限制在整個公開內容或權利要求書中找到的主題。主題標題不應用來構成權利要求書或權利要求書限制的范圍。

盡管本文中已經參考特定實施例對本技術進行了描述，但應該理解，這些實施例僅說明本技術的原理和應用。在一些實例中，術語和符號可暗示了實踐本技術不需要的具體細節。例如，盡管術語“第一”和“第二”可使用，除非另有指定，否則其并不旨在指示任何次序，而是可用來區別不同的元件。此外，盡管在方法中的處理步驟可按一種次序來描述或說明，但是這種次序不是必需的。本領域的技術人員應認識到，這種次序可以修改和/或其方面可以同時或甚至同步地進行。

因此，應理解，可對說明性實施例進行許多修改，并可在不背離本技術的精神和范圍的情況下設計其它布置。

參考標記列表

患者 1000

床伴 1100

患者界面 3000

密封成形結構 3100

充氣室 3200

定位和穩定結構 3300

換氣口 3400

連接端口 3600

前額支架 3700

PAP裝置 4000

外部殼體 4010

上部 4012

下部 4014

面板 4015

底盤 4016

手柄 4018

氣動塊 4020

氣動組件 4100

空氣過濾器 4110

入口空氣過濾器 4112

出口空氣過濾器 4114

消聲器 4120

入口消聲器 4122

出口消聲器 4124

壓力裝置 4140

鼓風機 4142

馬達 4144

止回閥 4160

空氣回路 4170

補充氧 4180

電氣組件 4200

電路板總成PCBA 4202

電源供應器 4210

輸入裝置 4220

處理器 4230

時鐘 4232

治療裝置控制器 4240

治療裝置 4245

保護電路 4250

存儲器 4260

轉換器 4270

壓力轉換器 4272

流量轉換器 4274

馬達速度信號 4276

數據通信接口 4280

遠程外部通信網絡 4282

本地外部通信網絡 4284

遠程外部裝置 4286

本地外部裝置 4288

輸出裝置 4290

顯示器驅動器 4292

顯示器 4294

算法 4300

預處理模塊 4310

壓力補償算法 4312

換氣口流量計算算法 4314

漏流量計算算法 4316

呼吸流量算法 4318

呼吸成幀器 4319

治療引擎模塊 4320

相位判定算法 4321

波形判定算法 4322

形成換氣判定算法 4323

流量限制判定算法 4324

呼吸中止/呼吸不足判定算法 4325

鼾聲判定算法 4326

氣道通暢算法 4327

治療參數判定算法 4328

CSR檢測算法 4329

控制模塊 4330

報告模塊 4335

故障狀況檢測模塊 4340

方法 4500

加濕器 5000

加濕器控制器 5250

呼吸中止事件 6010

呼吸中止事件 6020

呼吸中止事件 6030

事件間隔 6040

呼吸不足事件 6110

呼吸不足事件 6120

呼吸不足事件 6130

監控裝置 7000

方法 8000

事件處理程序 8010

HSM 9000

方法 10000

方法 11000

方法 12000

實例 13000

行 13010

行 13020

行 13030

方法 14000

跡線 15000

呼吸中止 15010

CSR循環 15020

跡線 15030

時間 15040

跡線 15050

呼吸中止 15060

OSA循環 15070

恢復 15080

跡線 15090

跡線 16000

OSA循環 16010

呼吸中止 16020

恢復 16030

陰影區域 16040