相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用本申請(qǐng)要求2007年5月11日提交的申請(qǐng)?zhí)枮镹o.2007902561的澳大利亞臨時(shí)專利申請(qǐng)以及2007年8月17日提交的申請(qǐng)?zhí)枮镹o.60/965172的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)的優(yōu)先權(quán)，其公開內(nèi)容在此引用作為參考。
技術(shù)領(lǐng)域：
：本技術(shù)涉及針對(duì)如下呼吸情形的檢測(cè)、診斷和/或治療的方法和器械，所述呼吸情形諸如涉及睡眠呼吸暫停低通氣綜合癥(OSAHS)或阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)。
背景技術(shù)：
：：如在1993年4月6日公開的Sullivan&Lynch發(fā)明的美國(guó)專利No.5199424中所描述的，持續(xù)氣道正壓通氣(CPAP)的應(yīng)用已經(jīng)用作治療阻塞性睡眠呼吸暫停發(fā)生的裝置。通過(guò)鼻罩或鼻塞(nasalprong)將患者連至正壓氣源?；颊咚粑臍庠幢却髿鈮荷源笠恍Ｒ呀?jīng)發(fā)現(xiàn)持續(xù)氣道正壓通氣的應(yīng)用提供了所描述的“充氣夾板”，支撐并穩(wěn)定上氣道并且由此消除發(fā)生上氣道閉塞。這在消除打鼾和阻塞性睡眠呼吸暫停二者病癥上是有效的，并在許多情況下，在治療中樞性和混合性呼吸暫停癥上是有效的。在由Gruenke發(fā)明的、1996年8月27日公開的美國(guó)專利No.5549106中，公開了一種器械，在針對(duì)治療混合性和阻塞性睡眠呼吸暫停中，所述器械將用于使患者的呼吸便利。裝置僅在吸氣之前增加遞送給患者呼吸通道的鼻氣壓以及隨后減小氣壓以減弱呼氣效果。在Sullivan發(fā)明的美國(guó)專利No.5245995中討論了如何在睡眠中通過(guò)吸氣和呼氣壓力測(cè)量來(lái)檢測(cè)打鼾和異常呼吸模式，從而較早指示預(yù)阻塞事件或其他形式的呼吸紊亂。尤其是，監(jiān)測(cè)呼吸參數(shù)的模式，以及CPAP壓力在預(yù)定模式的檢測(cè)上升高以提供增加的氣道壓力，從而理想地?cái)噥y阻塞性事件的發(fā)生以及其他形式的呼吸紊亂。如在由Berthon-Jones發(fā)明的、1998年1月6日公開的美國(guó)專利No.5704345中所描述的，對(duì)于感應(yīng)和檢測(cè)指示阻塞性呼吸的異常呼吸模式來(lái)說(shuō)，各種技術(shù)都是已知的。Berthon-Jones描述了基于檢測(cè)事件的諸如呼吸暫停、打鼾和呼吸流量平坦的方法。治療壓力會(huì)根據(jù)檢測(cè)條件而自動(dòng)調(diào)整。如在由Wickham發(fā)明的國(guó)際專利申請(qǐng)PCT/AU01/01948(公開號(hào)為WO0218002)中所描述的，可以進(jìn)一步基于不同權(quán)重因子確定流量平坦。將權(quán)重因子應(yīng)用于部分氣流以改善對(duì)各種類型的呼吸阻塞的靈敏度。也已經(jīng)使用用于檢測(cè)阻塞的其他方法。例如，在美國(guó)專利No.5490502和No.5803066中，Rapport等人公開了如下方法和器械，所述方法和器械用于優(yōu)化控制正壓以便最小化來(lái)自流量生成器的氣流，同時(shí)嘗試確保在患者氣道中不會(huì)發(fā)生流量限制。通過(guò)根據(jù)吸氣流量波形的形狀而檢測(cè)流量限制來(lái)調(diào)整對(duì)患者氣道的控制正壓。根據(jù)是否已經(jīng)檢測(cè)到流量限制以及由系統(tǒng)所進(jìn)行的之前行為來(lái)升高、降低或維持壓力設(shè)定。在美國(guó)專利No.5645053中，Remmers描述了如下系統(tǒng)，所述系統(tǒng)用于在OSA(阻塞性睡眠呼吸暫停)治療過(guò)程中，自動(dòng)和持續(xù)調(diào)節(jié)鼻壓力相對(duì)最優(yōu)值的水平。確定與吸氣流量的時(shí)間曲線的形狀相關(guān)的參數(shù)，包括吸氣曲線的圓度和平坦度。然后通過(guò)自動(dòng)重新評(píng)價(jià)所施加的壓力以及持續(xù)搜索需要充分?jǐn)U張患者咽氣道的最小壓力來(lái)進(jìn)行OSA治療。盡管這種裝置對(duì)于治療OSA具有一定效果，但使用一些裝置仍舊不能治療一些睡眠阻塞事件。因此，期望獲得阻塞事件的自動(dòng)檢測(cè)及治療的新方法。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：在本技術(shù)的一方面，器械和方法具有改進(jìn)的睡眠呼吸紊亂或流量限制的自動(dòng)檢測(cè)和/或自動(dòng)治療。在本技術(shù)的另一方面，提供改進(jìn)的指示部分阻塞的流量波形的檢測(cè)和/或治療。在本技術(shù)的另一方面，器械和方法具有對(duì)部分阻塞或流量限制指示的更快速響應(yīng)。在本技術(shù)的另一方面，提供了用于通過(guò)氣道的測(cè)量或檢測(cè)的第二條件以更精確地檢測(cè)阻塞性事件來(lái)對(duì)流量限制或部分阻塞的測(cè)量值進(jìn)行量化的器械和方法，諸如流量限制的波形或其形狀指數(shù)(shapeindex)。本技術(shù)的方面包括用于檢測(cè)流量限制的方法，所述方法包括確定呼吸流量的測(cè)量值，根據(jù)呼吸流量測(cè)量值來(lái)確定指示流量限制模式的形狀指數(shù)，根據(jù)呼吸流量測(cè)量值來(lái)確定通氣測(cè)量值或呼吸占空比測(cè)量值，以及根據(jù)所確定的形狀指數(shù)函數(shù)導(dǎo)出流量限制測(cè)量值，以及所確定的通氣測(cè)量值和占空比測(cè)量值兩個(gè)中的任一個(gè)或兩個(gè)。在某些實(shí)施例中，形狀指數(shù)可以是平坦指數(shù)、“M”形指數(shù)以及椅形指數(shù)(“chairshaping”)和/或圓度指數(shù)等，或者可以指示部分阻塞的其他指數(shù)。通氣測(cè)量值可以是潮氣量測(cè)量值(諸如當(dāng)前潮氣量與之前潮氣量的比率)。呼吸占空比測(cè)量值可以是如下比率，諸如當(dāng)前呼吸的吸氣時(shí)間與呼吸循環(huán)時(shí)間的比率以及之前平均呼吸的吸氣時(shí)間與呼吸循環(huán)時(shí)間的比率?？梢酝ㄟ^(guò)流量限制檢測(cè)器和/或流量限制壓力治療裝置來(lái)執(zhí)行所述方法。例如，執(zhí)行方法以調(diào)整壓力治療裝置的治療壓力，諸如通過(guò)增加壓力滿足形狀指數(shù)的條件，所述形狀指數(shù)指示呼吸氣流中存在M形呼吸并且所述通氣測(cè)量值充分減少至指示小于正常通氣。任意地，可以基于如下情形調(diào)整或增加治療壓力值，即形狀指數(shù)指示呼吸氣流中存在M形呼吸以及占空比測(cè)量值的增加。在本技術(shù)的一個(gè)實(shí)施例中，檢測(cè)流量限制的器械可以包括運(yùn)送可呼吸氣體的患者接口，與患者接口耦接、以生成代表可呼吸氣體流經(jīng)患者接口的流量信號(hào)的流量傳感器，以及與流量傳感器耦接以處理流量信號(hào)的控制器，其中，將控制器構(gòu)造成控制檢測(cè)的方法以得出基于形狀指數(shù)的流量限制測(cè)量值，以及通氣測(cè)量值和呼吸占空比測(cè)量值的任一個(gè)或兩個(gè)。器械還包括與控制器和患者接口耦接的流量生成器，因此可以對(duì)控制器進(jìn)行構(gòu)造以根據(jù)流量限制測(cè)量值計(jì)算壓力需求，以及根據(jù)諸如在此描述的調(diào)整的壓力需求來(lái)設(shè)定流量生成器。在本技術(shù)的一個(gè)實(shí)施例中，用于流量限制檢測(cè)的系統(tǒng)可以包括運(yùn)送可呼吸氣體流的接口裝置，與接口裝置耦接、用以生成指示可呼吸氣體流通過(guò)接口裝置的流量信號(hào)的流量測(cè)量裝置，以及與流量測(cè)量裝置耦接、用以處理流量信號(hào)的處理裝置，其中，將處理裝置構(gòu)造成處理檢測(cè)方法以得出基于形狀指數(shù)的流量限制測(cè)量值以及通氣測(cè)量值或呼吸占空比測(cè)量值兩個(gè)中的任一個(gè)。系統(tǒng)還包括流量裝置，其與處理裝置和接口裝置耦接，用以生成通過(guò)接口裝置的可呼吸氣體的控制流量，從而將處理裝置構(gòu)造成根據(jù)流量限制測(cè)量值的函數(shù)計(jì)算壓力需求并根據(jù)壓力需求設(shè)定流量生成器。在另一實(shí)施例中，該技術(shù)可以是其上具有處理器-可讀信息的信息承載介質(zhì)，從而處理器-可讀信息能夠控制用于檢測(cè)呼吸流量限制的器械。處理器-可讀信息可以包括控制指令，所述控制指令用以確定呼吸流量測(cè)量值，根據(jù)呼吸流量的測(cè)量值來(lái)確定表示流量限制模式的形狀指數(shù)，根據(jù)呼吸流量的測(cè)量值來(lái)確定通氣測(cè)量值和/或呼吸占空比測(cè)量值，以及根據(jù)所確定的形狀指數(shù)導(dǎo)出流量限制測(cè)量值，以及所確定的通氣測(cè)量值和呼吸占空比測(cè)量值中的任一個(gè)或兩個(gè)。處理器-可讀信息還包括指令，所述指令用以根據(jù)流量限制測(cè)量值計(jì)算壓力需求以及基于在此描述的調(diào)整壓力。本技術(shù)的另一方面包括壓力的生成、流量控制信息、或信號(hào)，其根據(jù)流量限制的測(cè)量值的函數(shù)成比例地導(dǎo)。例如，將控制器或處理器構(gòu)造成針對(duì)呼吸治療裝置控制或確定壓力設(shè)定或流率設(shè)定?；诤粑髁康臏y(cè)量值，阻塞測(cè)量值或代表阻塞或流量限制度的形狀指數(shù)可以由器械來(lái)確定或計(jì)算得出。所述器械進(jìn)一步可選擇地確定代表來(lái)自呼吸流量測(cè)量值的通氣中變化度的通氣測(cè)量值。治療壓力設(shè)定或流率設(shè)定可以由器械根據(jù)(1)阻塞或流量限制度和(2)通氣中變化度的任一個(gè)或兩個(gè)的比例函數(shù)來(lái)導(dǎo)出。本技術(shù)的其他實(shí)施例通過(guò)下面公開的內(nèi)容將變得明顯。附圖說(shuō)明本技術(shù)以示例的形式進(jìn)行了舉例說(shuō)明，但并不限于此，在附圖中相同的附圖標(biāo)記表示相似的部件，包括：圖1示出了患者首先正常呼吸的氣流，然后經(jīng)受氣道塌陷且最終覺醒；圖2示出了關(guān)于經(jīng)受阻塞的患者的平坦指數(shù)，以“M”形呼吸模式表示患者經(jīng)受阻塞；圖3示出了關(guān)于經(jīng)受阻塞的患者的具有以及不具有多個(gè)呼吸平均的平坦指數(shù)，“M”形呼吸模式指示患者經(jīng)受阻塞，從而指示患者從睡眠中覺醒的呼吸模式；圖4示出了用于流量限制或部分阻塞的檢測(cè)和/或治療的器械的示例部件；圖5示出了用于在檢測(cè)流量限制或部分阻塞中檢測(cè)或治療裝置的合適步驟；圖6示出了針對(duì)基于單次呼吸平坦形狀指數(shù)的變量的示例模糊隸屬函數(shù)；圖7示出了針對(duì)基于m-形呼吸形狀指數(shù)的變量的示例模糊隸屬函數(shù)；圖8示出了針對(duì)基于通氣比指數(shù)的變量的示例模糊隸屬函數(shù)；圖9示出了針對(duì)基于呼吸占空比的變量的示例模糊隸屬函數(shù)；圖10示出了針對(duì)流量限制測(cè)量的示例輸出成員函數(shù)；圖11示出了在使用質(zhì)心方法進(jìn)行流量限制或部分阻塞測(cè)量值的確定中的示例去模糊化操作；圖12示出了用于修改流量限制的檢測(cè)性能或基于通氣測(cè)量值的部分阻塞測(cè)量值的示例函數(shù)；圖13是具有在此描述的由相同流量信號(hào)確定的本技術(shù)的計(jì)算流量限制測(cè)量值FFL的傳統(tǒng)平坦指數(shù)的圖形比較；圖14示出了源自鼻流量的流量信號(hào)以及量化呼吸覺醒可能性的持續(xù)RERA檢測(cè)器的輸出測(cè)量值；圖15示出了峰值與平均呼氣流量的比率，其可以是睡眠-醒著-覺醒檢測(cè)的指數(shù)；圖16是在出現(xiàn)低頻率打鼾的情況下記錄一系列阻塞性呼吸的兩個(gè)重疊的過(guò)濾和非過(guò)濾流量信號(hào)；圖17示出了對(duì)過(guò)濾氣流信號(hào)有用的示例FIR濾波器的響應(yīng)；圖18繪制了示例函數(shù)充當(dāng)用于檢測(cè)M-形呼吸的基底向量B1&B2；圖19是針對(duì)典型M-形呼吸的流量信號(hào)的曲線圖；圖20是示出以簡(jiǎn)單椅形增大的M-形呼吸的流量信號(hào)的曲線圖；圖21是針對(duì)基于峰值與平均吸氣流量比率的變量的成員函數(shù)曲線圖，其對(duì)檢測(cè)具有椅形的M-形呼吸是有用的；圖22是針對(duì)基于吸氣峰值位置的變量的成員函數(shù)的曲線圖，其對(duì)檢測(cè)具有椅形的M-形呼吸是有用的；圖23示出了流量信號(hào)的曲線圖、確定的平坦測(cè)量值的曲線圖和確定的椅形測(cè)量值的曲線圖；圖24示出了在增加的呼吸努力在t＝420睡眠覺醒處終止的情況下經(jīng)受上氣道阻力的患者的流量信號(hào)的曲線圖以及單次呼吸平坦指數(shù)的相應(yīng)曲線圖；圖25示出了基于圖24的流量信號(hào)的示例流量限制測(cè)量值、通氣測(cè)量值和占空比測(cè)量值的曲線圖；圖26是基于圖24流量信號(hào)中所示的呼吸序列的持續(xù)阻塞測(cè)量值或持續(xù)平坦測(cè)量值的曲線圖；圖27示出了針對(duì)去權(quán)重因子的函數(shù)，其用于流量限制測(cè)量值的修改；圖28表示呼吸流量信號(hào)的曲線圖、瞬時(shí)打鼾信號(hào)的曲線圖和三個(gè)打鼾指數(shù)的曲線圖；圖29示出了用于基于各種打鼾指數(shù)治療打鼾的分類器；圖30是具有在其上指示的校正和非校正修整結(jié)果的M-形呼吸的曲線圖；圖31包括具有m-形呼吸的流量信號(hào)正比于時(shí)間的曲線圖和由兩個(gè)方法確定的吸氣時(shí)間的曲線圖；圖32示出了如下函數(shù)的曲線圖，所述函數(shù)根據(jù)漏氣情況對(duì)流量限制測(cè)量值進(jìn)行去權(quán)重是有用的；圖33是另一個(gè)函數(shù)，所述函數(shù)對(duì)基于漏氣情形的流量限制測(cè)量值或部分阻塞測(cè)量值(如FFL)去權(quán)重是有用的；圖34是適合于由面罩壓力水平來(lái)對(duì)流量限制或部分阻塞測(cè)量值去權(quán)重的函數(shù)的曲線圖；圖35是適合于通過(guò)干擾測(cè)量值來(lái)對(duì)流量限制或部分阻塞測(cè)量值去權(quán)重的函數(shù)的曲線圖；圖36是適合于根據(jù)治療壓力對(duì)打鼾測(cè)量值進(jìn)行去權(quán)重的函數(shù)曲線圖；圖37是適合于對(duì)基于指示大呼吸的通氣測(cè)量值的打鼾測(cè)量值進(jìn)行去權(quán)重的函數(shù)的曲線圖；圖38是對(duì)于各種群體患者的歸一化呼氣峰位置的直方圖；以及圖39是去權(quán)重因子的函數(shù)的曲線圖，其應(yīng)用于基于歸一化呼氣峰位置值的流量限制或部分阻塞測(cè)量值。具體實(shí)施方式患有OSA的患者在睡眠期間具有周期性的呼吸暫?；蚝粑蛔?，其只通過(guò)患者覺醒而終止。這些周期性事件使得睡眠分段以及交感神經(jīng)系統(tǒng)受到刺激。這對(duì)患者來(lái)說(shuō)具有嚴(yán)重的后果，包括白天打瞌睡(具有機(jī)動(dòng)車事故的附帶可能性)、缺乏精神、記憶問(wèn)題、消沉和過(guò)度緊張?；加蠴SA的患者還可能大聲打鼾，所以還會(huì)影響他們同伴的睡眠。對(duì)患有OSA的患者的最好形式的治療就是通過(guò)吹風(fēng)機(jī)(壓縮機(jī))經(jīng)由連接軟管和面罩來(lái)施加的持續(xù)氣道正壓通氣(CPAP)。在吸氣過(guò)程中，正壓阻止患者氣道的塌陷，因此，阻止周期性呼吸暫?；蚝粑蛔阋约八鼈兊暮筮z癥。通常，患者要經(jīng)受兩個(gè)睡眠研究，其中使用多個(gè)傳感器對(duì)他們進(jìn)行監(jiān)測(cè)，其記錄的是已知的多導(dǎo)睡眠圖。第一項(xiàng)研究(沒(méi)有治療)對(duì)OSA進(jìn)行確診，而第二項(xiàng)用于對(duì)患者進(jìn)行滴定法測(cè)量以修正治療壓力。由于位置、姿勢(shì)和睡眠狀態(tài)的變化，壓力需求在整個(gè)夜間都在變化。醫(yī)師將推薦可能覆蓋任何事件的壓力(滴定測(cè)量壓力)。對(duì)其的替代為根據(jù)患者需要而調(diào)整壓力的自動(dòng)機(jī)器；該治療被稱為自動(dòng)氣道正壓通氣或APAP。APAP治療的優(yōu)點(diǎn)在于對(duì)壓力需求來(lái)說(shuō)是可適應(yīng)的，所述壓力需求可以在多個(gè)時(shí)標(biāo)上變化。例如，壓力需求在下述情況下發(fā)生變化，即在具有姿勢(shì)和睡眠狀態(tài)的夜里，或許在飲用酒的周末，在由于治療自身的有益效果的數(shù)月里，以及在由于體重減小或增加的數(shù)年里。同樣，因?yàn)楫?dāng)需要時(shí)APAP機(jī)器典型地升高壓力，患者可以在遠(yuǎn)小于任何治療最大值的舒適壓力下進(jìn)入睡眠。最后，因?yàn)锳PAP機(jī)器可能在低壓力下工作，面罩泄漏的效果在某種程度上得以改善。用于在APAP機(jī)器中自動(dòng)設(shè)定患者壓力的已知算法被稱作ResMedAutoSet。總而言之，AutoSet裝置以及其算法對(duì)治療OSA患者來(lái)說(shuō)是很好的。ResMedAutoSet算法對(duì)應(yīng)三件事：流量限制、打鼾(聽得見的噪聲)和呼吸暫停。設(shè)定自動(dòng)壓力還在美國(guó)專利No.5704345中得以介紹，因此在此特別交叉引用其內(nèi)容。流量限制是所謂的輸送流體的“塌陷性管”的流體動(dòng)態(tài)特性。具有OSA的患者的咽部是塌陷性管的示例(是一個(gè)肌肉管而不是在臺(tái)面上研究的簡(jiǎn)單無(wú)源管)?；旧?，流體限制是在塌陷管中輸送流量的一種情形，其中(假定上流壓力保持恒定)通過(guò)降低下流壓力該流量不再增加(即流量驅(qū)動(dòng)差分壓力中的增加)。在具有上氣道塌陷的患者中，這等同于如下情形，在所述情形中患者不再接收充足的通氣而仍舊在呼吸努力中增加，但不再增加吸流量率。圖1示出了這樣一個(gè)患者的示例，通常首先在102呼吸，然后在104經(jīng)受氣道塌陷，即使在食管壓力(呼吸努力的測(cè)量)中更消極的偏移，仍不控制增加潮氣量或流率。最后，患者在106處覺醒，從而打開氣道并且進(jìn)行一些大呼吸以存儲(chǔ)血?dú)鈩?dòng)態(tài)平衡。ResMedAutoSet算法監(jiān)測(cè)患者流量以及在其檢測(cè)流量限制或打鼾時(shí)升高壓力。因?yàn)楹粑鼤和ＭǔＴ诹髁肯拗?也稱作部分阻塞)期或打鼾之前，所以很少遭遇到呼吸暫停。作為候補(bǔ)測(cè)量，如果檢測(cè)到呼吸暫停，也可以升高壓力。在缺少任何測(cè)量流量紊亂的情況下，允許壓力緩慢衰退并希望實(shí)現(xiàn)均衡壓力允許患者自然醒的睡眠。AutoSet算法成比例地響應(yīng)并且因此這樣一個(gè)度量(metric)用于其響應(yīng)的每個(gè)情形。所使用的度量為：用于流量限制的平坦指數(shù)、在針對(duì)打鼾的吸氣上的聲音平均的校正的RMS測(cè)量值以及所檢測(cè)的任何呼吸暫停的長(zhǎng)度。平坦指數(shù)是使用患者吸氣波形計(jì)算出的無(wú)量綱特征(如實(shí)數(shù))。其試圖從本質(zhì)上測(cè)量如何使波形具有平坦頂部。流量限制的特征即為當(dāng)下流壓力充分的低以保持管塌陷的時(shí)候，流率將或多或少的保持在恒定值，無(wú)論驅(qū)動(dòng)壓力發(fā)生變化。在具有流量限制呼吸的患者中，這等同于具有平坦頂部的吸氣波形(即恒定的吸流量率)。例如，根據(jù)指數(shù)的所選擇尺度，普通呼吸可以產(chǎn)生大約0.2的平坦指數(shù)，而嚴(yán)格的平坦波形可以產(chǎn)生大約0.1或更小的平坦指數(shù)。對(duì)于APAP治療來(lái)說(shuō)，典型地確定限制(如，在一些機(jī)器中為0.19)以及壓力按與平坦指數(shù)處于閾值以下多少成比例的升高。為了降低噪聲效果以及增加特異性，典型的壓力設(shè)定算法也可以使用五個(gè)呼吸點(diǎn)態(tài)移動(dòng)平均。五個(gè)呼吸平均的可能缺點(diǎn)就是其降低了流量限制檢測(cè)的速度，因?yàn)槲鍌€(gè)異常呼吸在平坦降落至其最低點(diǎn)之前需要得以平均化?？梢詫⑷齻€(gè)啟發(fā)式權(quán)重應(yīng)用到如下閾值，在所述閾值處平坦將引起壓力上升，從而需要在平坦中更大的減小：在泄漏增加時(shí)，治療壓力升高時(shí)以及類閥呼吸的跡象增加時(shí)。這些啟發(fā)用作防止?jié)撛趬毫υ诿鎸?duì)降級(jí)信息(流量信號(hào))時(shí)釋放掉。當(dāng)平坦指數(shù)是極好的流量限制測(cè)量值時(shí)，其被設(shè)計(jì)用來(lái)檢測(cè)某種情形。但是，在一些特殊的執(zhí)行中，已經(jīng)觀察到并沒(méi)有遇到某些罕見情形。下面列出了區(qū)域，其中我們已經(jīng)進(jìn)行了這種觀察。1.五個(gè)呼吸移動(dòng)平均降低了檢測(cè)流量限制的速度。這在圖2中示出。在圖2中，頂部跡線示出了傳統(tǒng)五個(gè)呼吸移動(dòng)平均平坦指數(shù)的曲線圖。底部跡線示出了呼吸流量的測(cè)量值?；颊唛_始適度地阻塞以及根據(jù)五個(gè)呼吸平均平坦跡線在202處成階梯狀下降。在圖的右邊，阻塞變得更加嚴(yán)重并且漸增地出現(xiàn)更多“M”形。如圖所示，平坦指數(shù)最終開始顛倒方向，且隨著阻塞的惡化增加而不是減小。2.因?yàn)椴煌奈鼩庑螤羁梢云骄越o定完全的新形狀，五個(gè)呼吸移動(dòng)平均可以具有結(jié)果。這在圖3中示出。圖3示出了在302處一系列所謂的M形阻塞呼吸，其在304處的覺醒終止，其后緊跟著位于306處的一些適當(dāng)?shù)仄胀ɑ謴?fù)呼吸。如在圖中所示，單次呼吸平坦和傳統(tǒng)平坦二者在一系列M-呼吸的末端是高的(前者達(dá)到最大值速度更快)以及在覺醒之后傳統(tǒng)平坦實(shí)際上落在0.1以下，并不是因?yàn)楹粑黄教够?，而是因?yàn)橛善胀ê粑骄腗-呼吸產(chǎn)生假的平坦形。3.并不是將平坦指數(shù)設(shè)計(jì)成能檢測(cè)M呼吸。事實(shí)上，平坦指數(shù)在M-形呼吸發(fā)生時(shí)變高。這在圖2和3中示出。4.平坦指數(shù)可以引起壓力增加，而不論當(dāng)前通氣或裝置的患者-使用者的睡眠狀態(tài)。5.應(yīng)用于去權(quán)重平坦的啟發(fā)還可以致使在一些患者中進(jìn)行治療。6.平坦指數(shù)易受正規(guī)隨機(jī)變量的影響，所述正規(guī)隨機(jī)變量具有針對(duì)任何算法敏感性和特異性的結(jié)果，所述任何算法使用其進(jìn)行檢測(cè)流量限制。雖然M-形呼吸是罕見的，仍期望進(jìn)一步發(fā)展方法和裝置，用以檢測(cè)流量限制和/或改善現(xiàn)有方法和裝置。參照?qǐng)D4，本技術(shù)包括壓力遞送和/或流量限制檢測(cè)裝置，所述檢測(cè)裝置可以包括流量生成器，諸如伺服控制的吹風(fēng)機(jī)402。裝置典型地還包括諸如面罩406的患者接口、和空氣遞送管道408以使得氣流或可呼吸氣體運(yùn)送至患者和/或來(lái)源于患者。吹風(fēng)機(jī)402可以與空氣遞送管道408和面罩406耦接。所排氣體經(jīng)由排氣裝置413排出。可選擇地，還可利用流量傳感器404f和/或壓力傳感器404p。例如，使用呼吸速度描記圖和差分壓力換能器或諸如應(yīng)用一束管或管道的一個(gè)的類似裝置來(lái)測(cè)量面罩流量以得到流量信號(hào)F(t)。同樣，可以使用壓力換能器在測(cè)壓頭(tap)處測(cè)量面罩壓力以得到壓力信號(hào)P面罩(t)。壓力傳感器404f和流量傳感器404p只在圖4中象征性地示出，因?yàn)榭梢詫⑵淅斫鉃榭梢詧?zhí)行測(cè)量流量和壓力的其他構(gòu)造和其他裝置。流量F(t)和壓力P面罩(t)信號(hào)可以經(jīng)由一個(gè)或多個(gè)模擬-數(shù)字(A/D)轉(zhuǎn)換器/取樣器(未示出)而被發(fā)送至控制器或微處理器415以得到壓力需求信號(hào)P需求(t)?？商娲?，針對(duì)吹風(fēng)機(jī)馬達(dá)，通過(guò)應(yīng)用至馬達(dá)的監(jiān)測(cè)電流(I)、速度(S)和/或在具有或不具有流量供應(yīng)和如上所述的壓力傳感器的馬達(dá)旋轉(zhuǎn)(w)，可以對(duì)流量信號(hào)f(t)和/或壓力信號(hào)P面罩(t)進(jìn)行估計(jì)或計(jì)算?？蛇x擇地，吹風(fēng)機(jī)馬達(dá)速度保持大致恒定并且通過(guò)控制伺服-閥的開啟來(lái)實(shí)現(xiàn)面罩中的壓力變化，伺服-閥可以不定地將氣流轉(zhuǎn)移/排出或遞送到面罩。此外，可以使用其他類型的患者接口來(lái)代替面罩，且流量和/或壓力傳感器可以在關(guān)于患者接口的可替代位置中測(cè)量流量和壓力?？刂破骰蛱幚砥?15被構(gòu)造成以及適于執(zhí)行在此更詳細(xì)描述的方法或算法，并且可以包括集成芯片、存儲(chǔ)器和/或其他控制指令、數(shù)據(jù)或信息存貯介質(zhì)。例如，可以在裝置的存儲(chǔ)器的集成芯片上對(duì)具有控制方法的編程指令進(jìn)行編碼或使用合適介質(zhì)將這種指令下載作為軟件或硬件。具有這樣一種控制器，可以通過(guò)調(diào)整壓力遞送公式來(lái)使用器械用以多種不同壓力的治療，所述壓力遞送公式用于設(shè)定吹風(fēng)機(jī)的速度或用釋放閥來(lái)操縱排氣，并且可以基于包括在如在此詳細(xì)描述的示例示例性實(shí)施例中所示的壓力遞送公式中的檢測(cè)方法。可替代地，它們可以在不具有壓力治療部件的裝置中得以執(zhí)行，從而將裝置用于診斷、檢測(cè)和/或量化流量限制的存在。在此提出的用以檢測(cè)和/或治療指示部分阻塞的呼吸模式的方法和算法可以由作為模糊邏輯控制系統(tǒng)的控制器來(lái)執(zhí)行。通常，模糊邏輯是用以將針對(duì)系統(tǒng)行為的意見轉(zhuǎn)換成計(jì)算機(jī)代碼的方式，所述計(jì)算機(jī)代碼是基于用于控制系統(tǒng)的參數(shù)的實(shí)數(shù)。但是，手邊的問(wèn)題基本上是統(tǒng)計(jì)模式識(shí)別的一個(gè)以及使用其他技術(shù)，諸如在此更詳細(xì)討論的替代技術(shù)得以執(zhí)行。因此，當(dāng)根據(jù)模糊邏輯控制系統(tǒng)提出下面技術(shù)時(shí)，應(yīng)理解的是存在其他執(zhí)行方式，基于所期望的控制輸入和示例示例性輸出函數(shù)將方法在控制系統(tǒng)中實(shí)現(xiàn)。為了這一目的，根據(jù)下面通常方法使用部分阻塞或流量限制測(cè)量，諸如模糊流量限制(FFL)測(cè)量來(lái)實(shí)現(xiàn)本技術(shù)的控制系統(tǒng)的實(shí)施例。使用這樣一種測(cè)量是如下方法，所述方法使用作為系統(tǒng)控制變量的傳統(tǒng)平坦指數(shù)來(lái)修正前面所述的一些觀察。流量限制測(cè)量FFL使用多種特征模式識(shí)別來(lái)改善算法對(duì)流量限制(或更多特性：部分上氣道阻塞)的靈敏度和特異性。在實(shí)施例中，具有流量限制測(cè)量FFL的普通方法包括下面步驟的一些或全部：1.監(jiān)測(cè)患者的呼吸流量。2.從流量信號(hào)中求出吸氣和呼氣波形。3.從波形的每個(gè)部分或，其中合適的，從組合的波形中計(jì)算特征?？梢钥紤]多種特征來(lái)構(gòu)造模式。4.根據(jù)原始變量來(lái)計(jì)算模糊輸入變量。該步驟構(gòu)造了輸入變量至新空間的映射。合適的患者群的數(shù)據(jù)挖掘使得參數(shù)空間得到好的估算。5.使用模糊邏輯將導(dǎo)出的模糊變量組合以產(chǎn)生模糊輸出。使用允許外行靠直覺理解的矩陣來(lái)對(duì)該步驟公式化。6.對(duì)模糊輸出進(jìn)行去模糊化以產(chǎn)生由壓力控制算法使用的明確(crisp)值(實(shí)數(shù))。7.從多個(gè)源組合模糊輸出。8.基于FFL結(jié)果調(diào)整治療壓力。根據(jù)本技術(shù)，示例系統(tǒng)映射輸入?yún)?shù)，所述參數(shù)在對(duì)如下變量的范圍內(nèi)廣泛地變化，所述變量是可以由模糊邏輯原理容易地解釋。例如，可以將諸如平坦指數(shù)的形狀指數(shù)映射成模糊變量，諸如高平坦(HIGH_FLATTENING)、正常平坦(NORMAL_FLATTENING)和低平坦(LOW_FLATTENING)等。這些變量的每一個(gè)在0和1之間取值，其是根據(jù)由與變量相關(guān)的數(shù)值函數(shù)來(lái)確定的平坦指數(shù)值，以及基于與諸如呼吸氣流的平坦確定相關(guān)的輸入數(shù)據(jù)。相似地，基于合適的數(shù)值函數(shù)和與確定通氣相關(guān)的輸入數(shù)據(jù)，其他模糊變量可以映射通氣測(cè)量值，諸如HIGH_FLATTENING、NORMAL_FLATTENING和LOW_FLATTENING等。盡管如此，其他模糊變量還可以映射呼吸占空比測(cè)量值(如吸氣時(shí)間(Ti)與呼吸周期的整體時(shí)間(Ttot)的比率)，諸如Ti-on-Ttot_LOW、Ti-on-Ttot_NORMAL或Ti-on-Ttot_HIGH等?？梢赃M(jìn)一步將這些變量映射為模糊輸出，所述模糊輸出依次可以用于生成控制變量。與流量限制測(cè)量值相關(guān)的模糊輸出可以是例如MILD(輕微)、MODERATE(適度)和SEVERE(嚴(yán)重)以及可以是基于其他模糊變量，諸如之前涉及的示例。例如，模糊邏輯控制器可以執(zhí)行由示例所述代表的情形，諸如：(a)IF(LOW_FLATTENING&LOW_VENTILATION)thenflow-limitationisSEVERE.(b)IF(HIGH_FLATTENING&Ti-on-Ttot_HIGH)thenflow-limitationisMILD.去模糊化的輸出，其可以用作流量限制測(cè)量值，可以在0(非流量限制)和1(嚴(yán)重)之間的范圍中得以執(zhí)行。由于這樣一種系統(tǒng)，在沒(méi)有任何實(shí)數(shù)精度缺失的情況下使用可靠的可說(shuō)明的規(guī)則在非線性感測(cè)中對(duì)輸入空間進(jìn)行分類。事實(shí)上，這樣一種流量限制測(cè)量值的精度，其代表在從0至1的連續(xù)范圍上的阻塞度，可以適當(dāng)?shù)貓?zhí)行這種測(cè)量以得出響應(yīng)壓力、或較好的適于治療由這種測(cè)量檢測(cè)的情形的流量控制設(shè)定。例如，在不需要利用閾值的情況下，將所述閾值另外與這樣一種測(cè)量值比較以確定是否應(yīng)該進(jìn)行壓力調(diào)整，在呼吸治療器械的設(shè)定或針對(duì)這樣一種裝置的治療設(shè)定的確定中更直接地完成測(cè)量。例如，阻塞測(cè)量值充當(dāng)比例函數(shù)，所述比例函數(shù)可以被直接應(yīng)用于壓力調(diào)整量或流率調(diào)整量(如測(cè)量*調(diào)整量)。然后可以將得到的調(diào)整量應(yīng)用于呼吸測(cè)量器械的治療設(shè)定。針對(duì)在此更詳細(xì)描述的技術(shù)所討論的，“FFL”測(cè)量值可以得以執(zhí)行以充當(dāng)這樣一種成比例的治療設(shè)定函數(shù)。如在圖5中進(jìn)一步所示，在這樣一種系統(tǒng)中，可以通過(guò)如下方法來(lái)檢測(cè)和/或量化流量限制，所述方法包括(a)如步驟502中所示，從呼吸流量的測(cè)量值來(lái)確定指示流量限制模式的形狀指數(shù)；(b)如步驟504中所示，從呼吸流量測(cè)量值確定通氣測(cè)量值或呼吸占空比測(cè)量值；以及(c)如步驟506中所示，導(dǎo)出流量限制測(cè)量值作為所確定的形狀指數(shù)的函數(shù)以及所確定的通氣測(cè)量值或所確定的呼吸循環(huán)測(cè)量值中的一個(gè)或兩個(gè)。用這樣的方法，可以做出對(duì)治療壓力的精細(xì)調(diào)整。例如，治療流量限制的增加可以基于如下情形，即在所述情形下如果確定同時(shí)滿足(a)形狀指數(shù)指示呼吸氣流中存在M形呼吸或在呼吸流量中存在平坦呼吸和(b)通氣測(cè)量值充分減少至指示小于正常通氣這二者條件，則發(fā)生壓力變化。治療流量限制的額外增加可以基于另一種情形，即在所述情形下如果確定同時(shí)滿足(a)形狀指數(shù)指示呼吸氣流中存在M形呼吸的壓力和(b)檢測(cè)到占空比測(cè)量值的增加二者，則發(fā)生壓力變化。在這樣的情形下，則在無(wú)需非必要治療變化的情況下可以提供合適的治療響應(yīng)，當(dāng)形狀指數(shù)、通氣測(cè)量值或單獨(dú)進(jìn)行的呼吸占空比測(cè)量值不能精確地預(yù)知流量限制水平時(shí)，則所述非必要治療變化即可發(fā)生。相應(yīng)地，在一個(gè)實(shí)施例中，系統(tǒng)的特征是用于導(dǎo)出流量限制測(cè)量值FFL的多個(gè)輸入特征(如，4個(gè))的使用。輸入特征可以包括(1)單次呼吸平坦(SBF)形狀指數(shù)，(2)M形指數(shù)(MS)，(3)諸如通氣比(VR)的通氣測(cè)量值和/或(4)諸如吸氣時(shí)間與整個(gè)呼吸時(shí)間(Ti-on-Ttot)比的呼吸占空比測(cè)量值。除了在沒(méi)有使用五個(gè)呼吸移動(dòng)平均的情況下優(yōu)選進(jìn)行之外，以類似于在美國(guó)專利No.5704345中公開的方法，對(duì)執(zhí)行作為單次呼吸平坦指數(shù)SBF的形狀指數(shù)的實(shí)施例進(jìn)行計(jì)算。在此，對(duì)單次呼吸平坦形狀指數(shù)確定的執(zhí)行的細(xì)節(jié)在部分A中進(jìn)行了公開。在此，在部分B中對(duì)M形形狀指數(shù)的確定的示例示例性執(zhí)行進(jìn)行描述。所示意的M形特征的計(jì)算可以在從0(即吸氣流量波形不是M形的)至1(即吸氣流量波形確定是M形的)的范圍內(nèi)變化。M形指數(shù)可選擇地由諸如簡(jiǎn)單的“椅形”指數(shù)的另一個(gè)形狀指數(shù)來(lái)擴(kuò)增。椅形指數(shù)(如，模糊椅度(“FuzzyChairness”))的示例性確定也在部分B中進(jìn)行了詳細(xì)描述。合適通氣測(cè)量值的確定的實(shí)施例可以基于潮氣量計(jì)算。例如，通氣測(cè)量值可以是比率，該比率包括當(dāng)前潮氣量和之前潮氣量，從而測(cè)量值可以指示通氣中或潮氣量中的變化。在一個(gè)合適的實(shí)施例中，測(cè)量值可以是通氣比VR，其可由下面計(jì)算出：1.取呼吸流量的絕對(duì)值并且用單次低通濾波器對(duì)其進(jìn)行濾波(時(shí)間-持續(xù)＝3分鐘)。2.將濾波器輸出除以2以產(chǎn)生“3分鐘通氣”。3.計(jì)算呼吸的潮氣量(基本上為吸氣和呼氣容積的平均)。4.將潮氣量除以呼吸的長(zhǎng)度，給定平均呼吸流率，然后將這個(gè)值除以3分鐘通氣，給定該呼吸如何與新近通氣比較的測(cè)量值。通常，VR將在大約為1的小范圍上振蕩。在嚴(yán)重的上氣道阻塞事件中，其將下降至遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于1的值并且對(duì)于整個(gè)阻塞來(lái)說(shuō)可以下降至零。大的呼吸(在覺醒上恢復(fù)呼吸)將具有遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于1(如1.5-2)的VR。針對(duì)特殊通氣比VR的計(jì)算的其他細(xì)節(jié)在此包括在部分G中。如前所述的，系統(tǒng)可選擇地利用在流量限制測(cè)量值FFL中得到的呼吸占空比測(cè)量值。測(cè)量值可以基于當(dāng)前和之前占空比的比率，因此其可以指示呼吸占空比中的變化。針對(duì)呼吸占空比比率TTR的計(jì)算的示例性細(xì)節(jié)在此進(jìn)一步在部分G中描述。例如，合適的呼吸占空比測(cè)量值可以基于Ti-on-Ttot變量的計(jì)算。所選擇的變量具有零(非吸氣)和一(非呼氣)的限制(難以置信的)。因?yàn)榛鶖?shù)Ti-on-Ttot在患者之間是可以變化的，Ti-on-Ttot與其新近的平均值的比是可以計(jì)算的，其在此已經(jīng)被設(shè)計(jì)成Ti-on-Ttot比。Ti-on-Ttot的新近平均值可以通將每個(gè)計(jì)算的Ti-on-Ttot值送入簡(jiǎn)單低通濾波器來(lái)計(jì)算。當(dāng)Ti-on-Ttot相對(duì)新近歷史增加時(shí)，TTR將超過(guò)1。Ti-on-Ttot具有大約為0.4的值，而同時(shí)TTR將是一個(gè)普通值并且大于1，當(dāng)患者試圖“補(bǔ)償”時(shí)，即面對(duì)阻塞的上氣道增加它們的潮氣量。如前所述的，這些輸入特征由數(shù)值函數(shù)映射成多個(gè)變量。因此，可以將形狀指數(shù)SBF映射成，例如六個(gè)模糊變量：B_低_平坦(B_LOW_FLATTENING)、特別_低_平坦(EXTRA_LOW_FLATTENING)、非常_低_平坦(VERY_LOW_FLATTENING)、低_平坦(LOW_FLATTENING)、正常_平坦(NORMAL_FLATTENING)和高_(dá)平坦(HIGH_FLATTENING)。這些模糊隸屬由樣本函數(shù)示出，所述樣本函數(shù)已經(jīng)在圖6中繪制出并且表示為以從左到右的順序分別與上面列出的每個(gè)變量接合。作為隸屬函數(shù)的示例應(yīng)用，如果形狀指數(shù)SBF得以計(jì)算并且產(chǎn)生的值為0.05，當(dāng)被應(yīng)用于每個(gè)隸屬函數(shù)時(shí)，變量B_低_平坦(B_LOW_FLATTENING)產(chǎn)生的值為1.0，并且對(duì)于圖6中所有其他的模糊變量來(lái)說(shuō)為零。其他合適的函數(shù)和變量可以根據(jù)所需加以選擇。相似地，示例性隸屬函數(shù)和基于M形形狀指數(shù)計(jì)算的變量在圖7中示出。該曲線圖表示對(duì)于低_M-形(LOW_M-SHAPE)、正常_M-形(NORMAL_M-SHAPE)、高_(dá)M-形(HIGH_M-SHAPE)、非常_高_(dá)M-形(VERY_HIGH_M-SHAPE)和B_高_(dá)M-形(B_HIGH_M-SHAPE)的合適函數(shù)。示例性隸屬函數(shù)和基于通氣比指數(shù)計(jì)算的變量在圖8中示出。該圖表示對(duì)于非常_低_通氣(VERY_LOW_VENTILATION)、低_通氣(LOW_VENTILATION)、正常_通氣(NORMAL_VENTILATION)、高_(dá)通氣(HIGH_VENTILATION)、非常_高_(dá)通氣(VERY_HIGH_VENTILATION)的合適函數(shù)。最后，示例的隸屬函數(shù)和基于呼吸占空比比計(jì)算的變量在圖9中示出。該曲線圖表示對(duì)于Ti-on-Ttot低(Ti-on-Ttot_LOW)、Ti-on-Ttot正常(Ti-on-Ttot_NORMAL)或Ti-on-Ttot_高(Ti-on-Ttot_HIGH)和Ti-on-Ttot_非常_高(Ti-on-Ttot_VERY_HIGH)和Ti-on-Ttot特別_高(TTi-on-Ttot_EXTRA_HIGH)的合適函數(shù)?；谶@些映射變量的一些或全部，之后系統(tǒng)應(yīng)用或估算基于流量限制測(cè)量值FFL導(dǎo)出中變量組合的規(guī)則。例如，基于之前識(shí)別的模糊變量，模糊規(guī)則已經(jīng)在下面的表中示出。這些矩陣也表達(dá)了如下一種觀點(diǎn)，即在自然語(yǔ)言中什么可以構(gòu)成部分阻塞。表A平坦和通氣測(cè)量值表A概括了一組模糊規(guī)則，所述一組模糊規(guī)則由與單次呼吸平坦形狀指數(shù)和通氣比測(cè)量值相關(guān)的模糊變量加以應(yīng)用。例如，在關(guān)于平坦形狀指數(shù)的模糊變量的“非常高”列里以及在關(guān)于通氣比測(cè)量值的模糊變量的“低”行里粗體(“M至M”，即輕微至適度)所示的規(guī)則代表模糊規(guī)則：if(VERY_HIGH_FLATTENINGANDLOW_VENTILATION)thenFFLis“Mild-to-Moderate”.可以對(duì)這個(gè)和其他在表中代表的規(guī)則進(jìn)行估算，其中“AND”是模糊-與。對(duì)于每個(gè)輸出響應(yīng)(如，“輕微至適度”)的通常輸出結(jié)果之后可以是一起被模糊-或操作。例如，具有“適度”輸出的兩個(gè)規(guī)則(如，適度流量限制的測(cè)量值)可以進(jìn)行模糊-或操作以給定最終的“適度”輸出。這與下面的公式是等價(jià)的：moderate＝(VERY_HIGH_FLATTENINGANDVERY_LOW_VENTILATION)OR(EXTRA_HIGH_FLATTENINGANDLOW_VENTILATION)基于這些規(guī)則在流量限制測(cè)量值的導(dǎo)出中的應(yīng)用，至少三件事在其執(zhí)行中是顯然的：1)當(dāng)平坦強(qiáng)度增加時(shí)(如，形狀指數(shù)減小)，F(xiàn)FL測(cè)量值增加，2)在平坦正發(fā)生以及通氣減小的地方，F(xiàn)FL測(cè)量值更加嚴(yán)重，以及3)在通氣高的地方(如，恢復(fù)(大)呼吸等正發(fā)生)，調(diào)和對(duì)平坦形狀指數(shù)的響應(yīng)。具有如下情形，其中，流量限制(至少初始)不包括在潮氣量中的減少(如，通氣比)。在這些情形中，患者通過(guò)增加占空比來(lái)保持他的或她的潮氣量，即通過(guò)延長(zhǎng)吸氣時(shí)間作為整個(gè)吸氣-呼氣時(shí)間百分比。該趨勢(shì)可以使用占空比測(cè)量值(如TTR)加以測(cè)量或確定，所述占空比測(cè)量值在該實(shí)施例中將增加超過(guò)1作為吸氣時(shí)間長(zhǎng)度。系統(tǒng)進(jìn)一步將平坦形狀指數(shù)信息與呼吸占空比測(cè)量值(如，TTR)以類似于下面的方式組合，即使用由下面的表B中代表的規(guī)則將平坦形狀指數(shù)與通氣測(cè)量值(如VR)組合。表B平坦和呼吸占空比測(cè)量值像表A一樣，表B代表模糊規(guī)則以及基于呼吸占空比測(cè)量值和平坦形狀指數(shù)的流量阻塞的對(duì)應(yīng)自然語(yǔ)言描述。例如，在“極高”列和“非常高”行中粗體(“M至S”，即適度至嚴(yán)重)示出的規(guī)則是模糊規(guī)則：if(EXTRA_HIGH_FLATTENINGANDTi-on-Ttot_VERY_HIGH)thenFFLisModerate-to-Severe.該規(guī)則代表如下考慮，即如果吸氣呼吸模式的波形趨于嚴(yán)重平坦以及通過(guò)占空比測(cè)量值考慮將吸氣適度延長(zhǎng)時(shí)，則流量限制測(cè)量值FFL即為適度至嚴(yán)重。對(duì)于表A所涉及的，針對(duì)該表的通常輸出函數(shù)的規(guī)則結(jié)果可以使用模糊-或操作加以組合。以類似于如下方法的方式，即使用平坦形狀指數(shù)信息和通氣測(cè)量值與呼吸占空比測(cè)量值中的一個(gè)或兩個(gè)來(lái)導(dǎo)出流量限制測(cè)量值，流量限制還可以通過(guò)同時(shí)使用M形和/或增大的M形檢測(cè)指數(shù)二者以及通氣測(cè)量值或呼吸占空比測(cè)量值中的一個(gè)或兩個(gè)來(lái)導(dǎo)出。該導(dǎo)出方面在表C和D中進(jìn)行了示意。表CM形或增大的M形及通氣測(cè)量值表C代表類似于前面的圖表規(guī)則的規(guī)則，除了其涉及基于M形形狀指數(shù)和/或椅形指數(shù)的模糊變量之外。隨著表中輸出函數(shù)選擇的本質(zhì)明顯，部分規(guī)則將阻止對(duì)所檢測(cè)的M形呼吸模式的響應(yīng)，其中患者具有正常通氣或在平均通氣之上。因此，導(dǎo)出流量限制測(cè)量值，這樣系統(tǒng)將不響應(yīng)某種類型的覺醒呼吸以及“行為(behavioral)”M形呼吸模式，諸如那些會(huì)在REM睡眠中發(fā)生但并不指示當(dāng)前流量限制的。例如，由表C最后一列頂部一行中的入口所代表的規(guī)則指示了輸出函數(shù)對(duì)于壞的“極高”M形指數(shù)相關(guān)測(cè)量值來(lái)說(shuō)為“零”，此時(shí)具有好的通氣測(cè)量值(如，“非常高”)。此外，大多數(shù)M形呼吸代表適度至嚴(yán)重阻塞并且將顯示通氣降低。因此，表C的其他規(guī)則允許針對(duì)系統(tǒng)壓力改變的流量限制檢測(cè)進(jìn)而查詢所檢測(cè)M形呼吸以及諸如通氣中降低的低通氣測(cè)量值的該位置。對(duì)于表A中所涉及的，針對(duì)該表通常輸出函數(shù)的規(guī)則結(jié)果可以使用模糊-或的操作加以組合。表D表示包括呼吸占空比測(cè)量值的規(guī)則。表DM形或增大的M形和占空比測(cè)量值表D代表特殊模糊規(guī)則以及流量阻塞的對(duì)應(yīng)自然語(yǔ)言的描述或源自呼吸占空比測(cè)量值以及M形和/或增大的M形確定的流量限制的測(cè)量值。在該示例中，矩陣“組合”M形信息和Ti-on-Ttot(而不是通氣比)。在呼吸占空比出現(xiàn)增加趨勢(shì)的情況下，矩陣可以被認(rèn)為涉及如下呼吸，所述呼吸展示了M族，或M形模式存在角度。該組合識(shí)別呼吸中的流量限制，其中患者的通氣是大致“正常的”并且患者通過(guò)采取更長(zhǎng)的吸氣而加以“補(bǔ)償”。對(duì)于表A中所涉及的，針對(duì)該表通常輸出函數(shù)的規(guī)則結(jié)果可以使用模糊-或的操作加以組合。基于表A、B、C和D所應(yīng)用的規(guī)則結(jié)果之后，可以將結(jié)果應(yīng)用于輸出函數(shù)。圖10示出了由結(jié)果所應(yīng)用的合適模糊輸出隸屬函數(shù)。輸出隸屬函數(shù)包括負(fù)(NEGATIVE)、零(ZERO)、輕微(MILD)、輕微至適度(MILD_TO_MODERATE)、適度(MODERATE)、適度至嚴(yán)重(MODERATE_TO_SEVERE)和嚴(yán)重(SEVERE)。作為示例，考慮表D。一旦對(duì)表中單個(gè)模糊規(guī)則進(jìn)行計(jì)算(如，if(EXTRA_HIGH_MSHAPEANDTi-on-Ttot_VERY_HIGH)thenFFLisModerate-to-Severe)，收集輸出并將其一起進(jìn)行模糊-或操作。例如，表D中具有三個(gè)適度至嚴(yán)重(Moderate-to-Severe)輸出，其需要進(jìn)行模糊-或操作。一旦對(duì)所有輸出完成了這種操作，則將它們提供給圖10中的去模糊化函數(shù)以及按照?qǐng)D11質(zhì)心方法可以用于提供明確輸出。這樣產(chǎn)生在0和1.25之間的實(shí)數(shù)。一旦來(lái)自所有表的單個(gè)輸出是可獲得的，則最大輸出可被用于FFL值。在剛提及的去模糊化步驟里的確定單次“明確”測(cè)量值中，可以進(jìn)行質(zhì)心方法或其他這種去模糊化操作。在質(zhì)心方法中，輸出變量的明確值是通過(guò)找出與針對(duì)輸出函數(shù)的值的重心相關(guān)的值來(lái)確定。這種方法的示例在圖11中示出。圖11示出了計(jì)算用于模糊輸入的質(zhì)心方法的應(yīng)用，其中MILD＝0.1，MILD_TO_MODERATE＝0.5，MODERATE＝0.8。計(jì)算結(jié)果為0.61064?？紤]到本描述，本領(lǐng)域的那些技術(shù)人員將理解其他方式可以計(jì)算明確測(cè)量值。在系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施例中，可以導(dǎo)出流量限制測(cè)量值從而避免其他可能檢測(cè)到的情形的治療。例如，對(duì)覺醒呼吸來(lái)說(shuō)在形狀上為平坦或M形上為平坦是可能的，因此根據(jù)由形狀指數(shù)的確定來(lái)潛在地指示流量限制，但是呼吸實(shí)際上是延長(zhǎng)的吸氣時(shí)間并且由此不會(huì)指示患者實(shí)際的流量限制。所以，可以導(dǎo)出流量限制測(cè)量值從而不去治療這種流量限制的呼吸。這樣做的一種方式就是從表A、B、C和D修改模糊規(guī)則的模糊輸出從而調(diào)整如下組合，所述組合使用具有圖12所示函數(shù)的呼吸占空比測(cè)量值TTR。本質(zhì)上，在去模糊化之前將基于占空比測(cè)量值TTR組合(如表B和D的規(guī)則)的規(guī)則產(chǎn)生的模糊輸出與圖12的函數(shù)輸出相乘。因此，如果通氣比近似為1或更小，則每個(gè)特殊規(guī)則的結(jié)果保持不變。當(dāng)通氣比測(cè)量值VR增加時(shí)，其指示覺醒呼吸增加的可能性，表B和D規(guī)則的輸出是根據(jù)圖12的示例函數(shù)逐漸地去權(quán)重，并且通過(guò)乘法運(yùn)算直到通氣比測(cè)量值VR達(dá)到1.5。在這一點(diǎn)上，乘法運(yùn)算的結(jié)果將致使受影響的規(guī)則的輸出為零?；谥皹?gòu)件的建立(如，形狀指數(shù)、模糊隸屬函數(shù)和變量、模糊規(guī)則等)，在流量限制檢測(cè)系統(tǒng)中流量限制測(cè)量FFL實(shí)施例的計(jì)算可以由下面示例性的步驟進(jìn)一步加以概括：1.呼吸可以一種典型方式由患者流量信號(hào)來(lái)形成框架從而從流量信號(hào)中區(qū)別以及提取代表吸氣和呼氣波形的數(shù)據(jù)。2.可以采用慮及特殊M形的調(diào)整方法將吸氣波形可選擇地調(diào)整成任何引導(dǎo)暫停。這種方法在此是在部分F中加以描述。3.可以基于部分B中示出的示例性計(jì)算來(lái)進(jìn)行M形和模糊-椅度確定。4.任選地地將增大的M形計(jì)算為M形形狀指數(shù)和椅形指數(shù)(如模糊椅度)的模糊-或。5.可以基于部分A示出的示例性計(jì)算來(lái)確定過(guò)濾的單次呼吸平坦(SBF)形狀指數(shù)。6.可以基于部分G示出的示例性計(jì)算來(lái)確定通氣比(VR)和Ti-on-Ttot比(TTR)。7.按照之前描述的示例性隸屬函數(shù)將SBF、VR、TTR及增大的M形模糊化成變量。8.然后根據(jù)之前描述的表A、B、C和/或D的矩陣，應(yīng)用模糊規(guī)則。9.可以通過(guò)關(guān)于圖12之前描述的“限制覺醒呼吸”來(lái)可選擇地修改來(lái)自表B和D的模糊規(guī)則，所述表B和D使用呼吸占空比測(cè)量值TTR。10.如上面分別詳細(xì)描述的，對(duì)每個(gè)模糊規(guī)則矩陣進(jìn)行采集和去模糊化。11.這樣產(chǎn)生下面的模糊輸出，所述模糊輸出被全部進(jìn)行模糊-或操作以便給定流量限制測(cè)量值FFL，諸如：FFL＝fuzzy-OR(SBF-VR,SBF-TTR,M-shape-VR,M-shape-TTR)Where:SBF-VRisthedeffuzzifiedresultbasedontherulesoftableA；SBF-TTRisthedeffuzzifiedresultbasedontherulesoftableB；M-shape-VRisthedeffuzzifiedresultbasedontherulesoftableC；andM-shape-TTRisthedeffuzzifiedresultbasedontherulesoftableD；12.接下來(lái)，模糊持續(xù)平坦測(cè)量值(FPF)通過(guò)下面的方程式由流量限制測(cè)量值FFL來(lái)任意加以計(jì)算和模糊-或操作。在此在部分C中對(duì)測(cè)量值FPF的示例性計(jì)算進(jìn)行了描述。FFL測(cè)量值的調(diào)整可以由下面方程式進(jìn)行：FFL＝fuzzy-OR(FFL,FPF)13.現(xiàn)在根據(jù)呼吸框架(如吸氣或呼氣波形的檢測(cè))可能是錯(cuò)誤的程度對(duì)FFL進(jìn)行修改，諸如利用在此在部分D中所描述的計(jì)算。因此引起非正確呼吸框架因素可以通過(guò)下面方程式與FFL相乘：FFL＝FFL*Bad-breath-framing-factor14.該最終FFL值可任意用于一定長(zhǎng)度的環(huán)形緩存區(qū)，諸如3，以及由壓力設(shè)定算法最后使用的FFL值是基于緩存器大多數(shù)當(dāng)前FFL值的連續(xù)平均。用于該運(yùn)算的合適方程式是：FFL=(Σi=13FFLi)/3]]>圖13提供了根據(jù)上面概要步驟的在傳統(tǒng)平坦指數(shù)和導(dǎo)出流量限制測(cè)量值FFL之間的圖形比較。指數(shù)和測(cè)量值是基于底部跡線所示的相同流量信號(hào)。底部跡線流量信號(hào)包括在覺醒終止的一系列阻塞呼吸，其后跟隨一定量的正?；謴?fù)呼吸，之后是更多的阻塞。呼吸初始是“平坦的”，然后逐漸是M形的。在頂部跡線中，傳統(tǒng)平坦指數(shù)初始是下降的，然后上升并且最終在恢復(fù)呼吸過(guò)程中急劇下降。由于呼吸的平坦和M族呼吸兩者，中間跡線的流量限制測(cè)量值FFL穩(wěn)定上升，然后當(dāng)流量信號(hào)中的呼吸變得更加正常時(shí)降低至零。流量限制測(cè)量值還可以在壓力治療裝置的控制中得以執(zhí)行。在一種這樣的實(shí)施例中，可以用如下步驟的任何一個(gè)或多個(gè)來(lái)實(shí)現(xiàn)測(cè)量值：1.在流量生成器(FG)處測(cè)量流率。2.在FG處測(cè)量壓力。3.使用步驟1中的流率計(jì)算FG和面罩之間的壓力落差。4.按照在步驟3中計(jì)算的FG處的壓力減去壓力落差計(jì)算面罩處的壓力。5.使用面罩處的壓力，計(jì)算穿過(guò)面罩出口的流量(有時(shí)稱作故意泄漏)。6.從FG處測(cè)量的流量中減去出口流量以給出加上任何非故意(面罩或嘴)泄漏的患者流量(呼吸流量)的總和。7.從步驟6過(guò)濾信號(hào)以提取DC(非故意泄漏)分量。8.從在步驟6計(jì)算的流量中減去在最后一步驟中計(jì)算的DC分量以給出患者流量(呼吸流量)。9.在此以諸如在部分H中示出的方法來(lái)輕松過(guò)濾患者流量以移除不希望的更高頻率。10.使用患者流量以通常方式來(lái)構(gòu)造呼吸。11.在此使用諸如部分F中示出的方法從吸氣之前來(lái)調(diào)整任何引導(dǎo)暫停。12.一旦已構(gòu)成了一個(gè)完整的呼吸(吸氣+呼氣)來(lái)計(jì)算下面特征：a.先于呼吸的任何呼吸暫停的長(zhǎng)度。b.吸氣打鼾指數(shù)(如在當(dāng)前分析的吸氣過(guò)程上打鼾信號(hào)的平均值)。c.在此諸如通過(guò)部分A中所示的方法，針對(duì)當(dāng)前分析呼吸的濾過(guò)單次呼吸平坦指數(shù)(SBF)的值。d.在此諸如通過(guò)部分B中所描述的方法，針對(duì)當(dāng)前吸氣的M形指數(shù)的值以及針對(duì)當(dāng)前吸氣的模糊椅度值。對(duì)M形和模糊椅度的值進(jìn)行模糊或處理以給定增大的M形特征。e.在此諸如通過(guò)部分G中所描述的方法，針對(duì)當(dāng)前分析呼吸的通氣比(VR)和Ti-on-Ttot比(TTR)的值。f.如上詳細(xì)描述的，使用SBF、VR、TTR及增大的M計(jì)算FFL。g.使用當(dāng)前分析的呼氣，計(jì)算類閥泄漏比。h.在當(dāng)前分析呼氣的末端測(cè)量非故意泄漏。i.查找針對(duì)面罩壓力的當(dāng)前設(shè)定(即EPAP)。j.在此諸如通過(guò)部分K中所描述的方法，使用當(dāng)前分析的呼氣，計(jì)算歸一化的呼氣峰位置NEPL。k.查找新近峰干擾值。13.按照下面的偽代碼來(lái)計(jì)算去權(quán)重因子。部分J描述了所利用的示例個(gè)體去權(quán)重函數(shù)。a.deweight＝1.0b.deweight*＝FFL_function_of_Leak(leak)c.valve-likeleak*＝valve_like_leak_function_of_leak(leak)d.deweight*＝FFL_function_of_valve_like_leak(valve-likeleak)e.deweight*＝FFL_function_of_pressure(EPAP)f.deweight*＝FFL_function_of_NEPL(NEPL)g.deweight*＝FFL_function_of_Jamming(jamming)14.然后使用下式對(duì)需要用于壓力升高的當(dāng)前閾值(current_crit_FFL)進(jìn)行計(jì)算：Current_crit_FFL＝1.0-deweight*(1.0-crit_FFL)；15.未修改的crit_FFL的標(biāo)準(zhǔn)值為0.05。因此，如果所有去權(quán)重被應(yīng)用之后，deweight＝1.0而current_crit_FFL＝0.05?？商娲兀绻鹍eweight＝0.0，則current_crit_FFL＝1.0。16.現(xiàn)在可以對(duì)與FFL(FFL“模塊”)相關(guān)的壓力升高值進(jìn)行計(jì)算并且“規(guī)定”：a.dp＝1.0*(FFL-current_crit_FFL)b.if(dp>0.0)then最后一步在呼吸時(shí)間上呈指數(shù)地簡(jiǎn)單衰減壓力，所述呼吸優(yōu)選具有大約20分鐘的持續(xù)時(shí)間。17.現(xiàn)在可以對(duì)取決于打鼾的壓力升高進(jìn)行計(jì)算和“規(guī)定”以及利用如在此部分J中所示的個(gè)體去權(quán)重函數(shù)：a.Current_crit_Snore＝Snore_function_of_Pressure(EPAP)b.Insp_snore*＝Snore_function_of_VR(VR)c.if(Insp_snore>Current_crit_snore)then18.現(xiàn)在可以對(duì)取決于呼吸暫停的壓力升高進(jìn)行計(jì)算：19.然后可以對(duì)新的EPAP設(shè)定進(jìn)行計(jì)算：a.EPAP＝EPAP_range_min+apnoea_prescription+snore_prescription+FFL-prescriptionb.然后通過(guò)以如下這樣一種方式來(lái)升高FG壓力完成新的EPAP設(shè)定，即面罩壓力在最大流率1.0cmH2O每秒處接近新的EPAP值。同樣，優(yōu)選地治療壓力只有在患者進(jìn)行吸氣時(shí)才被升高。在本技術(shù)的另一實(shí)施例中，作為呼吸努力相關(guān)覺醒(RERA)檢測(cè)器的一部分，可以任意地執(zhí)行流量限制測(cè)量值FFL。在1999年，AASMTaskForce將RERAs定義為：“通過(guò)增加導(dǎo)致從睡眠中覺醒的呼吸努力來(lái)表征一系列呼吸，但是其未滿足對(duì)于呼吸暫?；蚝粑蛔愕臉?biāo)準(zhǔn)。這些事件必須同時(shí)滿足下面二者標(biāo)準(zhǔn)：1.逐漸增大的食道負(fù)壓模式，通過(guò)在對(duì)較小負(fù)水平和覺醒的壓力中的突變來(lái)終止2.事件持續(xù)10秒或更長(zhǎng)。”在2000年，在美國(guó)紐約大學(xué)醫(yī)學(xué)院(NYUSchoolofMedicine)所做的并且發(fā)表在Sleep,vol.23,No.6,p/763-771上的研究“Non-InvasiveDetectionofRespiratoryEffort-RelatedArousals(RERAs)byaNasalCannula/PressureTransducerSystem”(“通過(guò)鼻插管/壓力傳感器系統(tǒng)對(duì)呼吸努力相關(guān)微覺醒的無(wú)創(chuàng)檢測(cè)”)證明了NasalCannula/PressureTransducerSystem(鼻插管/壓力傳感器系統(tǒng))在RERAs檢測(cè)中是適當(dāng)?shù)牟⑶沂强煽康?。通過(guò)利用在此描述的技術(shù)，RERA檢測(cè)器可以基于源自流量生成器的真實(shí)流量信號(hào)。例如，可以基于流量信號(hào)確定通過(guò)之前描述的任一方法的流量限制測(cè)量值。然后將覺醒測(cè)量值導(dǎo)出作為流量限制測(cè)量值的函數(shù)以及在通氣中增加的測(cè)量值的另一函數(shù)。所以，在一個(gè)實(shí)施例中，RERA檢測(cè)器可以基于下面的技術(shù)：如果已存在最近的流量限制(如FFL大于(>)0)其后跟隨通氣步驟改變(如，大呼吸)，然后檢測(cè)RERA。優(yōu)選地，作為一個(gè)連續(xù)變量來(lái)執(zhí)行測(cè)量，因此基于實(shí)驗(yàn)性數(shù)據(jù)對(duì)閾值進(jìn)行調(diào)整。這對(duì)每個(gè)輸入?yún)?shù)上的布爾(Boolean)閾值來(lái)說(shuō)是可替代的，所述每個(gè)輸入?yún)?shù)引起丟失信息?？梢允褂孟旅娴乃惴ǎ?.跟蹤轉(zhuǎn)動(dòng)緩存器中三個(gè)最近的FFL值。2.跟蹤三個(gè)最近的通氣比(VR是平均潮氣量與當(dāng)前三分鐘通氣的比率)。3.將三個(gè)最近FFL值求和并且將結(jié)果限制在范圍[0.0：1.0]內(nèi)。4.計(jì)算兩個(gè)最近VR差(即VRn-VRn-1和VRn-VRn-2)。5.提取步驟4的最大值同時(shí)對(duì)其進(jìn)行限制以達(dá)到大于或等于零的值。6.將步驟3的結(jié)果乘上步驟5的結(jié)果以給出RERA結(jié)果。7.通過(guò)提取結(jié)果的平方根來(lái)步驟6的結(jié)果歸一化。8.可以設(shè)定閾值，其中如果步驟7的結(jié)果超過(guò)閾值，則對(duì)RERA進(jìn)行計(jì)數(shù)。9.在呼吸之間，應(yīng)該是具有低于閾值的具有RERA計(jì)數(shù)的(一個(gè)或多個(gè))呼吸，對(duì)所述呼吸計(jì)數(shù)作為RERAs。10.將緩存器的尺寸選擇為三，因?yàn)樵赨ARS的極端情況下在覺醒之間只有三個(gè)可檢測(cè)的呼吸。如圖14所示，底部信號(hào)代表了基于該方法的持續(xù)RERA檢測(cè)器測(cè)量值。底部跡線示出了呼吸努力相關(guān)微覺醒的檢測(cè)，所述呼吸努力相關(guān)微覺醒基于表示流量信號(hào)的頂部跡線的覺醒。作為呼吸紊亂指數(shù)的一部分，進(jìn)一步執(zhí)行RERA檢測(cè)器。RERA檢測(cè)器在診斷模式中進(jìn)一步用于計(jì)算RDI(呼吸紊亂指數(shù))，諸如通過(guò)方程式：RDI＝RERAs+Apnoeas+Hypopnoeasperhour可替代的，作為治療有效性的指示，可以通過(guò)治療裝置來(lái)報(bào)道RERAs。最后，在此描述的RERA指數(shù)可以用作到治療算法中的輸入。例如，可以在某時(shí)間幀上，諸如每小時(shí)，來(lái)確定RERA指數(shù)以及結(jié)果可被用在“外部循環(huán)控制器”中以設(shè)定針對(duì)流量限制指數(shù)升高壓力的閾值(或增益)。外部循環(huán)控制器的示例在ResMedLtd.申請(qǐng)的WO2005/051470(PCT/AU2004/001652)中得以描述，在此引用其公開內(nèi)容作為參考。峰值與平均呼氣流量的比率可以被用作另一種類型的睡眠-醒著-覺醒檢測(cè)指數(shù)。呼氣流量峰值與平均呼氣流量的比率可以是睡眠-醒著/覺醒檢測(cè)的一部分。圖15包括將醒著常態(tài)與兩個(gè)睡眠數(shù)據(jù)組相比的直方圖。醒著呼吸趨向于“更平坦”，即峰值更靠近于平均值。通過(guò)將諸如0.5的閾值與比進(jìn)行比較，可以考慮對(duì)RERA進(jìn)行檢測(cè)。部分A－單次呼吸平坦可以通過(guò)下面的方法對(duì)單次呼吸平坦指數(shù)的一個(gè)實(shí)施例進(jìn)行計(jì)算，如下：1.對(duì)呼吸進(jìn)行構(gòu)架。2.提取呼吸的吸氣部分。3.調(diào)整所需要的任何跟蹤或引導(dǎo)暫停。4.將因此發(fā)生的吸氣內(nèi)插到N點(diǎn)(通常N＝65)標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格。5.由因子來(lái)分割點(diǎn)y值，從而將呼吸區(qū)域歸一化為具有單位基線長(zhǎng)的1。6.計(jì)算從1開始的中間一半的點(diǎn)的差的rms(均方根)值。用于計(jì)算平坦的流量信號(hào)可被稱作(在其他事中間)“患者流量”。該流量信號(hào)可以是用如下濾波器，諸如“10Hz”濾波器，對(duì)原始流量信號(hào)過(guò)濾的結(jié)果，然而濾波器類型可以變化。優(yōu)選地濾波器減少了不希望的信號(hào)內(nèi)含物，諸如由渦流和打鼾引起的。濾波器可輕微削弱心臟性的內(nèi)含物。一方面濾波器是精確檢測(cè)零交叉點(diǎn)之間的交替，而另一方面排斥不希望的信號(hào)。例如，如果濾波器更加積極地排斥所有心臟性振動(dòng)，則呼吸檢測(cè)將丟棄不準(zhǔn)確的。然而，一旦完成呼吸檢測(cè)，如所期望地可發(fā)生進(jìn)一步過(guò)濾。任意地，過(guò)濾的單次呼吸平坦可以通過(guò)以下來(lái)確定：1.以普通方式來(lái)過(guò)濾原始流量以給定患者流量。2.患者流量用于構(gòu)成通常的呼吸。3.患者流量持續(xù)供給FIR濾波器，進(jìn)一步削減不希望的信號(hào)成分。4.因?yàn)镕IR濾波器具有恒定的相位延遲與頻率，我們可以通過(guò)對(duì)濾波器延遲簡(jiǎn)單計(jì)數(shù)來(lái)挑選平坦計(jì)算所需的點(diǎn)。5.以普通方式來(lái)計(jì)算平坦。圖16示出了記錄一系列阻塞性呼吸的兩個(gè)重疊的流量信號(hào)，其中平坦的常用計(jì)算可由(在該情況)低頻打鼾來(lái)破壞。已經(jīng)對(duì)一個(gè)信號(hào)進(jìn)行了過(guò)濾(以及延遲補(bǔ)償)，從而打鼾是不明顯的。過(guò)濾后的信號(hào)給定在信號(hào)呼吸基礎(chǔ)上計(jì)算的適當(dāng)較低的平坦值，當(dāng)與基于其他信號(hào)的計(jì)算比較時(shí)，在其中打鼾是明顯的。在圖16所示意的信號(hào)中，最后的呼吸具有如下計(jì)算的傳統(tǒng)平坦值：0.21(基于非過(guò)濾信號(hào))和0.13(基于過(guò)濾信號(hào))。后一個(gè)值指示所需要的壓力升高，而前面的不指示壓力升高。作為該過(guò)濾的替代，傳統(tǒng)的五個(gè)呼吸點(diǎn)態(tài)平均也可以實(shí)現(xiàn)這種過(guò)濾結(jié)果，但是以主要響應(yīng)延遲為代價(jià)。所使用的典型(和非計(jì)算集約式)濾波器是boxcarFIR濾波器。長(zhǎng)度12的boxcar濾波器在50Hz采樣頻率處具有圖17所示的響應(yīng)。如果主要涉及每個(gè)吸氣中間一半的信號(hào)的話，濾波器的脈沖響應(yīng)并非臨界的。部分B－M-形指數(shù)和增大的M-形用于確定諸如M-形指數(shù)的阻塞測(cè)量值的合適方法可以用下面算法來(lái)完成。指數(shù)檢測(cè)“M”形呼吸模式的存在。這樣的指數(shù)還通常被認(rèn)為是“u”形呼吸模式的指標(biāo)。通過(guò)附加的阻塞測(cè)量值還可以增大或修改阻塞測(cè)量值。例如，如在此更詳細(xì)的描述，將阻塞的指數(shù)導(dǎo)出為第一阻塞測(cè)量值的函數(shù)，諸如“M”形指數(shù)，以及導(dǎo)出為第二阻塞測(cè)量值的函數(shù)，諸如“h”形指數(shù)或椅形指數(shù)。例如，在一些實(shí)施例中，每個(gè)吸氣可以內(nèi)插在N點(diǎn)網(wǎng)格上，諸如N＝65。在該實(shí)施例中，兩個(gè)基底函數(shù)計(jì)算如下：t＝i/(N-1)其中i從0至N-1取值。B1＝sin(πt)B2＝sin(3πt)然后可以對(duì)這些基底函數(shù)進(jìn)行存儲(chǔ)，用于M-形指數(shù)所有接下來(lái)的計(jì)算。然后提取每個(gè)吸氣并且內(nèi)插在N點(diǎn)網(wǎng)格上。然后計(jì)算兩個(gè)因子如下：F1＝sum(B1·fs)F2＝sum(B2·fs)其中fs代表內(nèi)插吸氣點(diǎn)以及·是點(diǎn)積運(yùn)算。通過(guò)如下歸一化獲得最終的形狀值：shapeindex=F2F12+F22]]>然后將該形狀因子限定在0(純粹的正弦曲線)至1(完全M-形)之間變化。圖18繪制了合適的函數(shù)充當(dāng)基底向量B1&B2。在圖19中繪制了用于典型M-形呼吸的流量信號(hào)。基于上面方法，用于標(biāo)繪的呼吸的計(jì)算如下：F1＝4.6082F2＝2.6538shapeindex＝0.50典型的非流量限制呼吸具有只有大約0.2的M-形指數(shù)。如前所述，可以用簡(jiǎn)單的椅形來(lái)增加M-形呼吸。這在圖20中進(jìn)行了示意，其繪制了具有流量限制的流量信號(hào)，所述流量限制產(chǎn)生增大的形狀。在圖20中所示的流量限制吸氣(從t＝0至大約t＝2秒)具有典型的“椅”形。這種吸氣可由兩個(gè)特征進(jìn)行表征：1)峰值與平均吸氣流量的高比率和2)靠近0(如圖20中所示意的左靠背椅)或1(右靠背椅未示出)的歸一化峰位置。在一個(gè)實(shí)施例中，這些指數(shù)可通過(guò)下面來(lái)計(jì)算：歸一化吸氣峰位置(NormPeakLoc)：NormPeakLoc=(tpeak-t0)(tend-t0)]]>其中：t0是吸氣開始時(shí)的時(shí)間；tend是吸氣結(jié)束時(shí)的時(shí)間；tpeak是峰吸流量率處的時(shí)間；峰值與平均吸氣流量的比率(RPMIF)：RPMIF＝Qpeak/Q’其中：Qpeak是吸氣過(guò)程中最大流率；以及Q’是吸氣中的平均流率。在安靜的睡眠中，正常吸氣具有近似0.5的歸一化峰位置以及1.35的峰值與平均吸氣流量的比率。為了測(cè)量“椅度”，基于圖21和22的曲線圖而利用這些特征的模糊版本。上面方程式的結(jié)果用于各自曲線圖的數(shù)學(xué)函數(shù)。一旦對(duì)這些模糊變量進(jìn)行了計(jì)算，對(duì)最終的模糊椅度指數(shù)計(jì)算是模糊的以及如下結(jié)果：Fuzzy_Chairness＝Fuzzy-AND(Fuzzy_Peak_to_Mean,Fuzzy_Peak_Loc)?；谠摯_定，圖20的吸氣具有0.82的模糊椅度。模糊椅度特征的縮放比例是這樣的，即針對(duì)組合的形狀指數(shù)其直接與M-形特征進(jìn)行模糊-或操作。近似大于0.3的模糊椅度暗示流量限制。模糊椅度在英語(yǔ)中描述為：“如果吸氣峰值與平均吸氣的比率是高的并且吸氣流量峰的位置接近吸氣的開始或結(jié)束，則吸氣是椅狀成形”。在圖23中，示出了典型的流量序列，其中吸氣形狀是初始平坦的，因此SBF指數(shù)近似小于0.2。然而，形狀變成椅形，這樣SBF指數(shù)(SB平坦)近似大于0.2，但是模糊椅度或椅形指數(shù)近似大于0.3。部分C－持續(xù)平坦當(dāng)將上面略述的示例流量限制測(cè)量FFL設(shè)計(jì)成以實(shí)時(shí)方式與具有高敏感性和特異性二者的流量限制反應(yīng)時(shí)，具有如下情形，即在所述情形中由于增加的上氣道阻力，其可能不能阻止覺醒?？紤]如下患者的圖24所示的跡線，即所述患者經(jīng)受上氣道阻力以及增加呼吸努力終止于在從t＝420處睡眠中覺醒(上面板中的大呼吸)。圖24的下面板示出了單次呼吸平坦指數(shù)。圖25示出了為什么FFL流量限制測(cè)量值沒(méi)有引起壓力在該序列中升高。患者保持他們的潮氣量(如VR近似1)，而沒(méi)有延長(zhǎng)他們的吸氣時(shí)間作為整個(gè)呼吸時(shí)間的函數(shù)(如TTR近似1)。因此，即使單次呼吸平坦指數(shù)獲得低值，F(xiàn)FL流量限制測(cè)量值不能達(dá)到充分升高壓力需要的水平。為了處理該情形，系統(tǒng)可以任意地執(zhí)行另一個(gè)阻塞測(cè)量值。例如，第一阻塞測(cè)量值源自對(duì)諸如平坦指數(shù)的第二阻塞測(cè)量值的過(guò)濾。這樣可以提供具有與之前阻塞相關(guān)的一些歷史值的儀器。任意地，如果完成普通呼吸(如沒(méi)有阻塞)則可以重置歷史值，從而歷史阻塞測(cè)量值或過(guò)濾后的阻塞測(cè)量值成為連續(xù)或持續(xù)過(guò)去阻塞的指標(biāo)。例如，可以執(zhí)行“模糊持續(xù)平坦”。如名字所暗示的，該模糊持續(xù)平坦測(cè)量本質(zhì)上響應(yīng)平坦指數(shù)的一貫地低值。還可以執(zhí)行該測(cè)量以相對(duì)于FFL流量限制測(cè)量緩慢地作出響應(yīng)，這樣其不會(huì)干涉流量限制測(cè)量FFL并且不會(huì)對(duì)患者進(jìn)行過(guò)治療。因此，優(yōu)選地系統(tǒng)以下面方式對(duì)單次呼吸平坦指數(shù)進(jìn)行過(guò)濾：簡(jiǎn)單的第一階自回歸數(shù)字濾波器可以用作下面一種形式：Yn＝y(tǒng)n-1+G(xn-yn-1)其中：G是濾波器的增益?？梢越⒃陂L(zhǎng)度上快于五個(gè)呼吸兩倍的時(shí)間常量(TimeConstant)。因此，例如，初始如果呼吸考慮為4秒長(zhǎng)：TimeConstant=τ=5×42=10]]>考慮到如下事實(shí)，即呼吸可以不是四秒長(zhǎng)，呼吸檢測(cè)算法可以用于取得當(dāng)前呼吸率(RR，每分鐘呼吸)，其可以確定為所檢測(cè)的五個(gè)最近呼吸的平均值。這可以作為下面給定的適應(yīng)時(shí)間常量來(lái)執(zhí)行：τ=5×602RR]]>因此，如果RR為每分鐘15次呼吸，其可以是普通的RR，像之前一樣時(shí)間常量可以計(jì)算為10。下面簡(jiǎn)單給定濾波器的合適增益：G=1τ]]>待過(guò)濾的值是(過(guò)濾后的)單次呼吸平坦指數(shù)。為了防止虛假值打斷過(guò)濾進(jìn)程，系統(tǒng)可以任意地“首先限制(head-limit)”引入值。因此，可以按如下將值確定為首先限制的平坦(HLF)指數(shù)：if(SBFindex>0.3)thenHLF＝0.3elseHLF＝SBFindex。濾波器的輸出是持續(xù)平坦指數(shù)(PF)，可以將其初始化為任意地高值，從而初始時(shí)其不具有治療效果諸如：PF＝1濾波器的另一特征是將不同的增益用于比當(dāng)前PF值更小的輸入，而非用于比當(dāng)前PF值更大的值，如下：ifHLF<PFthenPF＝PF+G(HLF－PF)elsePF＝PF+3*G(HLF－PF)該非對(duì)稱意味著濾波器將緩慢降低至任何持續(xù)低輸入，但是將相對(duì)快速重置。這有助于改善噪聲閾值，因此只有平坦的持續(xù)低值在短于流量限制測(cè)量值FFL的時(shí)間幀內(nèi)得以響應(yīng)。接下來(lái)防止PF值偏離合理值，如下：if(PF>0.2)thenPF＝0.2elsePF＝PF最后，諸如使用下面方程式可以將PF映射成模糊變量-模糊持續(xù)平坦(FPF)：FPF=(PF>0.19then0.0else0.19-PF0.19-0.05)]]>圖26示意了FPF對(duì)圖24中所示的相同序列呼吸的響應(yīng)。部分D－壞的呼吸構(gòu)架有時(shí)候，呼吸檢測(cè)算法可以非準(zhǔn)確地構(gòu)架呼吸或者患者將咳嗽或吞咽引起提供關(guān)于氣道當(dāng)前狀態(tài)的少量信息的呼吸。任選的啟發(fā)可以用于對(duì)呼吸去權(quán)重，基于吸氣時(shí)間所述呼吸不太可能相關(guān)。所以，如果檢測(cè)到對(duì)指示非準(zhǔn)確地構(gòu)架的呼吸的呼吸模式，則可以調(diào)整導(dǎo)出的阻塞測(cè)量值。例如，圖27示意了針對(duì)去權(quán)重因子的函數(shù)，所述去權(quán)重因子可以乘上流量限制測(cè)量值(如FFL)。對(duì)確定為不切實(shí)際地長(zhǎng)(Ti>2.5秒)或短(Ti<0.7秒)的呼吸進(jìn)行漸進(jìn)式去權(quán)重操作。部分E－打鼾熵傳統(tǒng)上，已采用校正的吸氣打鼾指數(shù)對(duì)打鼾進(jìn)行了測(cè)量，其可以被認(rèn)為是阻塞的測(cè)量。圖28示出了在患者睡著時(shí)捕捉的典型的打鼾序列。上面板示出了呼吸流率，中間面板示出了瞬間打鼾(如感興趣頻率范圍內(nèi)的聲功率測(cè)量值)以及下面板示出了三個(gè)打鼾指數(shù)。按如下方式對(duì)校正的吸氣打鼾指數(shù)(在圖28中標(biāo)注“打鼾指數(shù)”)進(jìn)行計(jì)算：·使用呼吸流量信號(hào)構(gòu)架吸氣·由于當(dāng)前情形(如設(shè)定壓力、渦輪速度等)考慮到背景噪聲來(lái)調(diào)整瞬間打鼾信號(hào)?！び?jì)算打鼾指數(shù)作為瞬間打鼾信號(hào)在每個(gè)吸氣上的平均值(即近似于每個(gè)吸氣的平均聲功率)。當(dāng)通過(guò)按與測(cè)量的打鼾指數(shù)成比例地升高面罩壓力來(lái)用于治療打鼾時(shí)，該技術(shù)是可靠的。但是，技術(shù)需要針對(duì)每個(gè)流量生成器面罩組合來(lái)測(cè)量校準(zhǔn)常量并且存儲(chǔ)在器械的永久存儲(chǔ)器中。這種校準(zhǔn)是費(fèi)時(shí)的由此也是昂貴的，并且易受時(shí)間變化的影響。MatthewAlder等人在申請(qǐng)?zhí)枮镻CT/AU2007/000002的PCT申請(qǐng)中教授了一種圖28中所示的替代的、標(biāo)注的delta打鼾。Delta打鼾計(jì)算為吸氣過(guò)程中瞬間打鼾信號(hào)的平均值減去呼氣過(guò)程中瞬間打鼾信號(hào)的平均值的差。這實(shí)際上是自校準(zhǔn)測(cè)量值，其假定背景噪聲源在吸氣和呼氣之間變化較小。但是，這通常不是真實(shí)的。在另一個(gè)可替代方法中，執(zhí)行吸氣性打鼾熵方法。在一個(gè)示例中，該阻塞測(cè)量值是通過(guò)在與打鼾相關(guān)的頻率范圍內(nèi)(如30至300Hz)過(guò)濾呼吸流量測(cè)量值得以確定。然后檢查頻率范圍內(nèi)過(guò)濾信號(hào)的功率或能量大小作為時(shí)間函數(shù)來(lái)評(píng)定功率信號(hào)是否表示某些吸氣形狀或者是否為簡(jiǎn)單的隨機(jī)噪聲。例如，可以使用Shannon熵函數(shù)。如果函數(shù)指示熵信號(hào)僅僅是隨機(jī)信息或噪聲，然后對(duì)打鼾指數(shù)進(jìn)行調(diào)整或去權(quán)重，這是由于真實(shí)的打鼾不會(huì)發(fā)生。這樣的方法使用包含在吸氣過(guò)程中瞬間打鼾信號(hào)中的信息。這樣的指數(shù)也不需要校準(zhǔn)。例如，按如下計(jì)算阻塞測(cè)量值：·收集長(zhǎng)度n的向量S，其包含了針對(duì)正被討論的吸氣的瞬間打鼾值·如果n<2或n>任意大的值，放棄并且歸零·減去打鼾向量的基底(floor)并且增加1：S＝S-min(S)+1·計(jì)算區(qū)域AA=Σi=1nSin]]>·如果A<任意非常小的值，則放棄并且歸零·歸一化打鼾向量S=SA]]>·計(jì)算歸一化打鼾向量的Shannon熵(se)：se=1ln(2)Σi=1nSiln(Si)n,Si>0]]>·任意地，對(duì)結(jié)果進(jìn)行標(biāo)度以將吸氣性打鼾指數(shù)近似為：吸氣性打鼾熵＝10.0*se在圖28的下面板中對(duì)delta打鼾和打鼾熵二者進(jìn)行繪制。如所示意的，“打鼾熵”跡線趨向于獲得具有低平均打鼾值(t＝100)的尖銳打鼾。發(fā)現(xiàn)delta打鼾和打鼾熵二者的明智組合以在幾乎所有情形中正確地對(duì)打鼾進(jìn)行分類。圖29的曲線圖示出了一個(gè)這樣的安排?？梢詫?duì)由繪制線表示的分類器規(guī)定為：“如果delta打鼾是正的，則進(jìn)行治療，另外如果delta打鼾是負(fù)的，則需要伴隨負(fù)的delta打鼾逐漸高的打鼾熵來(lái)治療”。部分F－改善的調(diào)整引導(dǎo)暫停一些壓力治療裝置包含已知的“trim_leading_pause”函數(shù)。該函數(shù)被設(shè)計(jì)成在當(dāng)前已構(gòu)架的吸氣的前面修整，以便通過(guò)檢測(cè)峰和向后推斷合適的零交叉從之前呼氣移除任何搖擺的呼氣性暫停，所述零交叉表示吸氣的開始。如圖30所示意的，該函數(shù)在M-形呼吸上是失效的。圖30示出了非正確的修整(第二個(gè)峰上)以及正確的修整(在引導(dǎo)峰上)?？梢詫?duì)方法進(jìn)行修改使得發(fā)現(xiàn)的吸氣峰之上設(shè)定邊界，其有助于M-形呼吸。所以，在M形呼吸的情形下，基于吸氣內(nèi)的邊界，通過(guò)從呼吸的吸氣部分的第一峰而不是第二峰推斷來(lái)確定吸氣的開始。例如，該邊界計(jì)算如下：1.得到吸氣的和：vol=Σt0t1Q(t)dt]]>2.找到吸氣tlim中的點(diǎn)，如下：Σt0tlimQ(t)dt>0.4×vol]]>3.找到在[t0：tlim]吸氣內(nèi)的峰4.處理當(dāng)前trim_leading_pause算法圖31的繪制示出了流量信號(hào)中一序列流量限制呼吸，所述流量信號(hào)具有類似于圖30所示的大量呼吸。圖31的上面板示出了相對(duì)時(shí)間繪制的流率，下面板示出了trim_leading_pause應(yīng)用的已計(jì)算的吸氣時(shí)間(Ti)。示出了當(dāng)前算法和新算法(“修正的”Ti)二者的結(jié)果?？梢钥闯霎?dāng)前算法將一些呼吸切斷為一半，形成虛假和非正確的低Ti值。新算法以一致方式執(zhí)行“trim_leading_pause”。部分G－通氣測(cè)量值和占空比測(cè)量值(1)通氣比(VR)的計(jì)算通氣測(cè)量值，諸如通氣比(VR)，可以被確定為當(dāng)前呼吸方式通氣與新近中期通氣(V3)的比率。在該示例中，中期可以是使用具有三分鐘時(shí)間常量τ的濾波器過(guò)濾的通氣測(cè)量值。但是，其他時(shí)間常量也是合適的。所用的濾波器可以是簡(jiǎn)單的第一階自回歸濾波器。因?yàn)闉V波器的時(shí)間常量是適度大的，濾波器將需要一定的時(shí)間從零升高。由此在時(shí)間[t0：3×τ]中，測(cè)量值將在適度通氣值和濾波器輸出之間緩慢轉(zhuǎn)換。VR可以計(jì)算如下：1.設(shè)定濾波器的增益：G=1fsτ]]>其中：fs是采樣頻率；τ是濾波器很短時(shí)間內(nèi)的時(shí)間常量。例如，如果采樣頻率是50hz并且時(shí)間常量為3分鐘，則可以通過(guò)下式來(lái)計(jì)算G：G=150×180]]>2.初始化濾波器至適度的通氣值，諸如0.2升/秒。3.計(jì)算患者呼吸流量(Qp)，其是將整個(gè)流量減去通氣流量減去任何面罩泄漏，合適地過(guò)濾。4.計(jì)算中期通氣：V3＝V3+G(Qp-V3)5.在轉(zhuǎn)換期0<t≤3τ內(nèi)：V3=3τ-t3τ×0.2+t3τ×V3]]>6.以通常方式來(lái)構(gòu)架呼吸。7.一旦確定吸氣，計(jì)算如下：吸氣容積：Vi吸氣時(shí)間：Ti平均吸氣流率：Qi‾=Vi/Ti]]>通氣比的吸氣分量：VRi=Qi‾/V3]]>8.一旦確定呼氣，計(jì)算如下：呼氣容積：Ve呼氣時(shí)間：Te平均呼氣流率：Qe‾=Ve/Te]]>通氣比的呼氣分量：VRe=Qe‾/V3]]>9.計(jì)算VR如下：VR=VRiTi+VReTeTi+Te]]>(2)計(jì)算占空比測(cè)量值(如TTR)如前所述的，執(zhí)行占空比測(cè)量值用以導(dǎo)出阻塞測(cè)量值。例如，從呼吸流量測(cè)量值，呼吸循環(huán)的吸氣部分的持續(xù)時(shí)間與呼吸循環(huán)的持續(xù)時(shí)間的第二個(gè)比率，作為呼吸流量測(cè)量值的函數(shù)。類似地，可以確定第二個(gè)這種測(cè)量值，所述第二個(gè)這種測(cè)量值的確定緊隨第一個(gè)測(cè)量值之后。然后導(dǎo)出阻塞測(cè)量值作為第一個(gè)比率和第二個(gè)比率的函數(shù)?？梢詫⒅T如Ti-on-Ttot比(TTR)的合適的占空比測(cè)量值確定為當(dāng)前(呼吸)Ti-on-Ttot值與新近中期Ti-on-Ttot值的比率?？梢酝ㄟ^(guò)在五分鐘時(shí)間常量或其他合適的時(shí)間常量下的過(guò)濾來(lái)確定中期。濾波器可以是簡(jiǎn)單的第一階自回歸濾波器。TTR可以計(jì)算如下：1.設(shè)定濾波器的增益為：G=1fsτ]]>其中：fs是采樣頻率；τ是濾波器很短時(shí)間內(nèi)的時(shí)間常量。例如，如果采樣頻率是0.25hz(合適的呼吸頻率)并且時(shí)間常量為5分鐘，則可以通過(guò)下式來(lái)計(jì)算G：G=114×300]]>2.初始化濾波器至適度的值諸如0.4。3.計(jì)算患者的呼吸流量(Qp)，其是將整個(gè)流量減去通氣流量減去任何面罩泄漏，合適地過(guò)濾。4.計(jì)算中期Ti-on-Ttot如下：TiTtot(5)＝TiTtot(5)+G(TiTtot－TiTtot(5))5.計(jì)算TTR如下：TTR=TiTtotTiTtot5]]>部分H－去權(quán)重函數(shù)圖32和33中繪制的函數(shù)可以用于對(duì)流量限制(如FFL)測(cè)量值或打鼾測(cè)量值的效果進(jìn)行去權(quán)重?？梢詫⒑瘮?shù)應(yīng)用于增大測(cè)量值(如FFL或打鼾)的閾值，其需要針對(duì)要發(fā)生的壓力升高被超出。例如，去權(quán)重函數(shù)可以包括類閥泄漏比?？梢詰T用方式來(lái)計(jì)算類閥泄漏測(cè)量值，從而其值在0和5之間變化。為了防止在事實(shí)上并沒(méi)有泄漏發(fā)生時(shí)，虛假類閥泄漏阻止壓力升高，可以執(zhí)行系統(tǒng)對(duì)類閥泄漏值進(jìn)行去權(quán)重至絕對(duì)沒(méi)有泄漏發(fā)生的程度。因此根據(jù)類閥泄漏用于確定去權(quán)重的算法如下所示：1.從最近的吸氣中計(jì)算類閥泄漏。2.確定泄漏的絕對(duì)值(末端呼氣的值)。3.將類閥泄漏的值乘上諸如圖32左側(cè)曲線圖中所示意的函數(shù)的絕對(duì)泄漏函數(shù)的輸出。例如，如果絕對(duì)泄漏小于(<)0.025，則類閥泄漏設(shè)定為零。可替代地，如果絕對(duì)泄漏大于(>)0.05，則類閥泄漏的值保持不變并且在0.025和0.05之間，類閥泄漏的值呈線性減小。4.使用具有泄漏函數(shù)的類閥泄漏的值輸出去權(quán)重因子，所述泄漏函數(shù)諸如圖32右側(cè)圖所示的函數(shù)。例如，對(duì)于小于(<)4的值，輸出為1，以及對(duì)于大于(>)5的值，輸出為0。在4和5之間，輸出從1線性減小至0?；谛孤?如L/s)的流量限制測(cè)量值(如FFL)的去權(quán)重可以使用圖33的曲線圖中所示的函數(shù)實(shí)現(xiàn)。對(duì)于泄漏值小于(<)0.5，則沒(méi)有去權(quán)重并且輸出為1。對(duì)于泄漏值大于(>)0.7，則具有完全去權(quán)重并且輸出為0。對(duì)于在0.5和0.6之間的泄漏值，輸出從1線性減小至0。流量限制測(cè)量對(duì)壓力的去權(quán)重，壓力諸如為cmH2O柱中面罩CPAP的水平，也可以通過(guò)使用圖34的示例曲線所示的函數(shù)得以完成。在示例中，對(duì)于壓力水平小于10cmH2O柱，沒(méi)有去權(quán)重，以及對(duì)于壓力大于15cmH2O柱，存在部分去權(quán)重并且輸出為0.8。對(duì)于10和15之間的壓力，輸出從1線性減小至0.8。然后將輸出乘以流量限制測(cè)量值。最后，可以對(duì)流量限制或阻塞測(cè)量值的效果進(jìn)行去權(quán)重，其具有增加的干擾。干擾是諸如當(dāng)前吸氣或呼氣已經(jīng)持續(xù)很長(zhǎng)時(shí)間的模糊程度的測(cè)量值。例如，可以通過(guò)美國(guó)專利No.6484719中描述的方法來(lái)確定干擾，其公開內(nèi)容在此引用作為參考。高干擾表示泄漏中的短暫改變，例如，當(dāng)患者張開他們的嘴或當(dāng)他們?cè)诖采弦苿?dòng)以及改變他們的面罩在臉上的位置時(shí)。處于高水平的干擾，如下情況是可能的，即流量估算不精確以及減小泄漏常量以幫助改善流量估算。但是如下情況將發(fā)生，即謹(jǐn)慎防止壓力升高直到事情已經(jīng)平息下來(lái)。這可以通過(guò)圖35的示例函數(shù)得以完成。當(dāng)干擾達(dá)到0.25時(shí)，系統(tǒng)開始去權(quán)重，直到測(cè)量值在0.5干擾水平完全得以去權(quán)重?？梢詫⒑瘮?shù)的輸出乘以流量限制的測(cè)量值以完成去權(quán)重。相似地，基于系統(tǒng)的各種情形對(duì)打鼾測(cè)量值進(jìn)行去權(quán)重處理。例如，可以通過(guò)圖36所示意的壓力函數(shù)來(lái)對(duì)打鼾值進(jìn)行去權(quán)重處理。這使得系統(tǒng)對(duì)打鼾測(cè)量值更加不敏感用以生成壓力升高。所以，對(duì)治療壓力中升高所需的打鼾值隨著壓力增加而增加。吸氣性打鼾指數(shù)還可以通過(guò)諸如“大呼吸”測(cè)量值的通氣測(cè)量值來(lái)實(shí)現(xiàn)去權(quán)重處理。由于所完成的高峰值流量，大呼吸通常只會(huì)引起噪聲。利用圖37的示例函數(shù)，根據(jù)通氣測(cè)量值是否被認(rèn)為是大呼吸，可以利用通氣來(lái)生成去權(quán)重輸出因子。例如，諸如通氣比(VR)的通氣測(cè)量值可以用作大呼吸測(cè)量值。大于(>)1的VR值可以被認(rèn)為指示呼吸，其與中期通氣進(jìn)行廣泛比較。對(duì)于小于(<)1.2的VR值，系統(tǒng)可以制止對(duì)任何打鼾測(cè)量值進(jìn)行去權(quán)重處理，以及對(duì)于大于(>)0.5的VR值，系統(tǒng)可以對(duì)打鼾效果進(jìn)行完全去權(quán)重。對(duì)于在1.2和1.5之間的VR值，輸出去權(quán)重因子可以從1線性減小至0?；谛孤┲?、壓力、干擾和/或通氣測(cè)量值，還可以利用其他計(jì)算來(lái)修正流量限制或打鼾的效果。部分－I歸一化呼氣峰位置歸一化呼氣峰位置(NEPL)是從睡眠或阻塞睡眠流量波形轉(zhuǎn)換至表示醒著、覺醒或其他非自然、不同尋?；蛭醋R(shí)別事件的較好指標(biāo)，所述未識(shí)別事件諸如嚴(yán)重的嘴泄漏。因此，本技術(shù)的器械可以基于呼氣流量峰執(zhí)行覺醒的測(cè)量。例如，根據(jù)呼吸循環(huán)中呼氣部分內(nèi)的呼氣流量峰值或歸一化呼氣流量峰的位置，來(lái)估算覺醒。在這樣一個(gè)實(shí)施例中，呼氣部分的時(shí)間可以由范圍限定以及所限定范圍內(nèi)的峰值的發(fā)生定義了表示覺醒的指數(shù)。如果呼氣峰發(fā)生在較后時(shí)間部分或呼吸循環(huán)的呼氣部分范圍內(nèi)，指數(shù)表示覺醒。這樣的指數(shù)可以計(jì)算如下：1.構(gòu)架呼吸。2.分離每個(gè)呼吸的呼氣部分。3.定位呼氣流量峰發(fā)生的時(shí)間。4.用從呼氣開始到峰的時(shí)間除以整個(gè)呼氣時(shí)間，如指數(shù)處于范圍[0.0：1.0]。通常，當(dāng)患者入睡時(shí)，NEPL處于0至0.3的范圍內(nèi)。例如，考慮圖38的直方圖，其示出了對(duì)應(yīng)NEPL的三個(gè)數(shù)據(jù)組的比較結(jié)果：(1)Essen－治療中的OSA患者(2)協(xié)調(diào)－患者進(jìn)行滴定法測(cè)量，以及(3)醒著－人們從ResMed獲得的AutoSetSpirit氣道壓力裝置上呼吸。圖38右手側(cè)的曲線圖示出了醒著的呼吸者比睡著的患者具有更多的值大于(>)0.5的呼吸，所述睡著的患者具有較少的所述呼吸。因此，可以用去權(quán)重函數(shù)來(lái)實(shí)施系統(tǒng)以用于基于流量限制測(cè)量值的與睡眠有關(guān)的出乎尋常、非自然或非期待的事件。在圖39的曲線圖中示意了基于所計(jì)算的或所確定的歸一化吸氣峰位置值的合適函數(shù)。函數(shù)被用于增加流量限制測(cè)量值的強(qiáng)度，隨著呼吸變得更加非自然、出乎尋?；蛭幢蛔R(shí)別(如怪異的)，需要所述流量限制測(cè)量值的強(qiáng)度以引起治療壓力的升高。在之前描述和所附附圖中，提出具體術(shù)語(yǔ)和圖標(biāo)記用以提供本技術(shù)的徹底理解。在一些例子中，術(shù)語(yǔ)和標(biāo)記暗示具體細(xì)節(jié)，其不需要實(shí)踐技術(shù)。然而，盡管在此技術(shù)已經(jīng)參照具體實(shí)施例得以描述，但是可以理解那些實(shí)施例僅僅示出了本技術(shù)原理和應(yīng)用。因此應(yīng)理解應(yīng)該對(duì)示意性實(shí)施例進(jìn)行大量修改，并且在不超出本技術(shù)的精神和范圍的情況下可以作出其他的安排。例如，所期望的流量限制檢測(cè)和/或治療系統(tǒng)可以基于用以模式識(shí)別的其他技術(shù)，諸如采集每次吸氣以及將其內(nèi)插在所需要保持重要頻率信息的多個(gè)點(diǎn)的網(wǎng)格上。例如，可以將每次吸氣內(nèi)插在65點(diǎn)的網(wǎng)格上?？梢杂貌煌愋偷淖枞ㄐ蝸?lái)發(fā)展一大組訓(xùn)練數(shù)據(jù)，其可以基于臨床評(píng)估而得以記錄下來(lái)。可以將波形預(yù)分類為如下類型，諸如輕微、適度、嚴(yán)重或所期望的其他那種類型。然后將每個(gè)波形的65點(diǎn)輸入至分類器中用以訓(xùn)練(諸如神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)、支持向量機(jī)械或其他)以及采用合適的算法，諸如基于遺傳算法的一個(gè)，可以將任意邊界限定在各種阻塞類型之間的65維空間中。然后，這樣的系統(tǒng)就能夠?qū)θ魏挝鼩獠ㄐ芜M(jìn)行分類，所述吸氣波形靠分類器度量在患者中得以測(cè)量并且用于治療患者的控制系統(tǒng)中。考慮到方法的一些潛在問(wèn)題如下：1.“維數(shù)災(zāi)難”指超體積作為維數(shù)的函數(shù)指數(shù)增長(zhǎng)。換言之，隨著我們輸入空間的維數(shù)的數(shù)量的增長(zhǎng)，使得需要“覆蓋”該空間的訓(xùn)練向量的數(shù)量指數(shù)增長(zhǎng)。對(duì)于本技術(shù)的速度，覆蓋65維度才會(huì)出現(xiàn)問(wèn)題。2.將波形預(yù)分類為阻塞性(以及到什么程度)是很難的，并且可能具有較高的觀察者之間的可變性。在缺乏升高CPAP壓力以觀察諸如“集攏”的波形改變的情況下，難以確定阻塞是否真的存在?？煽康呐y(cè)量值，諸如食管壓力，可以幫助檢測(cè)問(wèn)題，但是在確定對(duì)這種數(shù)據(jù)分類的問(wèn)題仍舊是難以處理的。例如，REM睡眠可以產(chǎn)生不同的并且不可預(yù)期的波形。3.訓(xùn)練相位需要“有效的”數(shù)字源以及大量處理器循環(huán)。4.對(duì)任何人來(lái)說(shuō)生成分類器將難以解釋且數(shù)字密集以便在嵌入式系統(tǒng)上運(yùn)行(取決于，例如，如果使用神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)我們以多少神經(jīng)元終結(jié))。5.為了測(cè)試生成分類器，我們將需要向其饋送地球人上任何一個(gè)人的睡眠研究。然而，一種減小系統(tǒng)復(fù)雜性的方式是將饋送入該系統(tǒng)的信息僅限制為“感興趣”的信息。對(duì)諸如平坦指數(shù)的特定特征的計(jì)算就是這樣；其作為信號(hào)壓縮的形式。當(dāng)前第1頁(yè)1 2 3 當(dāng)前第1頁(yè)1 2 3