专利名称：利用负压支持的伺服通气的制作方法充血性心力衰竭(CHF)患者普遍患有呼吸紊乱,例如梗阻性睡眠呼吸暂停(OSA)或中枢性呼吸暂停。CHF患者在睡眠期间常常经历的另一这样的呼吸紊乱被称为陈-施呼吸。图I示出了典型的陈-施呼吸(CSR)模式30，其特征在于呼吸的有节律的逐渐增强(waxing)时间段32和逐渐减弱(waning)时间段34,具有高呼吸驱动(呼吸过度)36和低呼吸驱动(呼吸不足或呼吸暂停)38的规则复发时间段。通常在40处指示的典型的陈-施周期持续大约一分钟，并且特征在于渐强(箭头A)和渐弱(箭头B)，在渐强中，患者的峰值呼吸流量在几个呼吸周期上增大，在渐弱中，患者的峰值呼吸流量在几个呼吸周期上减小。典型的陈-施周期以渐弱阶段之后的中枢性呼吸暂停或呼吸不足来结束。呼吸暂停、呼吸过度以及呼吸的深度和速率的异常变化常常导致觉醒，并且因此降低睡眠质量。由CSR周期导致的该睡眠中断以及周期性的动脉氧减饱和，给心血管系统，尤其是心脏带来压力。最早对CSR的处置包括通过对患者施用茶碱、咖啡因或1-3%吸气二氧化碳来刺激呼吸驱动。尽管有时在减小CSR方面有效，但增大了呼吸率的这些处置的负面效应是呼吸率的增大成比例地增加了心脏和呼吸的工作负荷。在处置睡眠呼吸暂停和相关呼吸紊乱方面近来的工作包括双水平正气道治疗。在双水平治疗中，在患者气道之内以相对较高处方压力水平和较低处方压力水平交替地施加压力，从而以较大和较小幅度交替地施用治疗气压。较高和较低幅度正处方压力水平分别被称为吸气正气道压力(IPAP)和呼气正气道压力(EPAP)。吸气压力和呼气压力分别与患者的吸气周期和呼气周期同步。—些初步研究揭示，在使用双水平压力治疗来支持患者时，心输出量得到改善。还已经认识到，当CSR模式处于呼吸不足区域38中时，通过利用正压支持来增强呼吸努力，能够处置CSR。为实现该目的，已知使用通气机或压力支持系统在患者自身的呼吸驱动减小或不存在时，在呼吸不足间隔期间输送机器触发的呼吸。此外，在流量处于呼吸过度区域36中时，可以减小通气效率。或者，治疗CSR的另一种方法是在CSR周期的呼吸过度阶段期间有选择地再呼吸C02。不过，这种方法需要附加设备与典型的呼吸器系统一起使用
一方面提供了一种向患者气道提供呼吸气流的系统。该系统包括产生气流的气流发生器，以及耦合到气流发生器并适于向患者气道传送气流的患者回路。该系统还包括与气流发生器或患者回路相关联的传感器，该传感器适于测量与气流相关联的特性，例如流率。该系统还包括控制器，该控制器基于监测的特性确定第一特性并且通过如下方式来控制从气流发生器经患者回路向患者气道的气流输送1)如果第一特性低于第一目标，则向患者提供正压支持，并且2)果所述第一特性高于第二目标，则向患者提供负压支持。当向患者提供正压支持时，在吸气期间向患者提供的压力高于在呼气期间向患者提供的压力。当向患者提供负压支持时，在吸气期间向患者提供的压力低于在呼气期间向患者提供的压力。另一方面提供了一种使患者通气的方法。该方法包括如下步骤从呼吸气源经由患者回路向患者气道提供气流；测量与气流相关联的特性(例如流率)；以及，基于测量的特性来确定第一特性。该方法还包括通过如下方式来控制向所述患者输送气流的步骤1)如果第一特性低于第一目标，则向患者提供正压支持，并且2)如果所述第一特性高于第二目标，则向患者提供负压支持。当向患者提供正压支持时，在吸气期间向患者提供的压力高于在呼气期间向患者提供的压力。在向患者提供负压支持时，在吸气期间向患者提供的压力 低于在呼气期间向患者提供的压力。另一方面提供了一种使患者通气的系统。该系统包括用于从呼吸气源经由患者回路向患者气道提供气流、测量与所述气流相关联的特性(例如流率)以及基于所测量的特性来确定第一特性的模块。该系统还包括用于通过如下方式来控制向患者输送气流的模块I)如果第一特性低于第一目标，则向患者提供正压支持，并且2)如果所述第一特性高于负目标，则向所述患者提供负压支持。当向患者提供正压支持时，在吸气期间向患者提供的压力高于在呼气期间向患者提供的压力。当向患者提供负压支持时，在吸气期间向患者提供的压力低于在呼气期间向患者提供的压力。在参考附图考虑以下描述和所附权利要求之后，本发明的这些和其他目的、特征和特性，以及相关结构元件的操作方法和功能，以及部分间的组合和制造的经济性，将变得更加清楚，所有附图形成本说明书的一部分，其中在各幅图中类似的附图标记指示对应部分。在本发明的一个实施例中，可以认为按比例绘制的在此例示的结构部件。反而，应当明确理解的是，附图仅仅为了例示和描述，并非意在作为对本发明的限制的界定。如说明书和权利要求中所用的那样，单数形式“一个” “一种”和“该”包括多个或多种指示物，除非上下文明确地另有指明。图I示出了由本发明的压力支持系统处置的典型陈-施呼吸周期；图2A和图2B分别示出了根据实施例的患者流量的波形和被输送给患者的压力的波形；图3是适于实施根据本发明原理的压力支持治疗的正气道压力支持系统的功能框图；图4A-4B示出了根据实施例由图3的压力支持系统输送的示例性压力波形；图5是流程图，该流程图示出了用于实施本发明的压力支持模式的过程的一部分；图6是最大平均吸气流量的数组的正态分布曲线的示例；图7是解释根据实施例的单目标选择过程的状态图；以及图8是解释根据实施例的双目标选择过程的状态图。图3所示的压力支持系统10是单支(single-limb)系统,这意味着患者回路仅包括将患者连接到压力支持设备的输送导管56。因此，在输送导管中设置排气孔57，来用于如箭头E所示的那样从系统排出呼气的气体。应当注意的是，可以除了输送导管以外的其他位置或取代输送导管的其他位置设置排气孔，例如在患者接口设备中。还应当理解的是，根据将要从压力支持系统10排出气体的期望方式，排气孔可以具有各种各样的构造。任选地，压力支持系统10可以是两支(two-limb)系统，该两支系统具有连接到患者的输送导管和排出导管。在本发明的例示实施例中，患者接口 58是鼻/ 口罩。然而，应当理解的是，患者接口 58可以包括鼻罩、鼻枕、气管内导管、气管插管(endotracheal tube)或提供气流传送功能的任何其他设备。而且，如本文使用的，短语“患者接口”可以包括输送导管56和将加压呼吸气体源连接到患者的任何其他结构。应当理解的是，可以在患者回路中设置各种部件或者将各种部件耦合到患者回 路。例如，可以将细菌过滤器、压力控制阀、流量控制阀、传感器、仪表、压滤器、增湿器和/或加热器设置于患者回路中或附着于患者回路。同样地，可以在气流/压力发生器52的入口处或阀60的出口处设置诸如消音器和过滤器之类的其他部件。在图示的实施例中，可变正气道压力支持系统10包括压力控制器。在一个实施例中，压力控制器能够采取设置于输送导管56中的控制阀60的形式。阀60控制从气流/压力发生器52输送给患者的呼吸气体流的压力。出于这些目的，将气流/压力发生器52和阀60统称为“压力产生系统”，因为它们协调一致地控制输送给患者的压力和/或气流。应当清楚的是，可以单独地或者与压力控制阀组合地使用用于控制由气流/压力发生器输送给患者的压力的其他技术(例如改变鼓风机速度)。因此，取决于用于控制输送给患者的呼吸气体流的压力的技术，阀60是可选的。如果去掉阀60，压力发生系统可以单独相对于气流/压力发生器52，并且例如通过控制气流/压力发生器52的马达转速来控制患者回路中的气体压力。压力支持系统10还包括传感器62,传感器62测量与输送导管56内的气流相关联的特性。在示例性实施例中，传感器62是测量输送导管内气体流率的流量传感器。传感器62可以是任何常规的流量传感器，例如基于压降的流量传感器、超声流量传感器或者能够监测或测量输送导管内气体流率的任何其他传感器。根据图2中所示的实施例，将流量传感器62插入输送导管56中，例如阀60的下游。流量传感器62产生流量信号Qsw,该流量信号Q3w被提供到控制器64并且由控制器用于确定患者处的气体流量Qs；&。用于基于Q3 计算的技术是公知的，并且考虑了患者回路的压降、来自系统的已知泄漏(即如图2中箭头E所示的来自回路的故意排气)以及来自系统的未知泄漏(例如面罩/患者接口处的泄漏)。可以使用用于计算泄漏流量的任何常规技术，并且可以在基于Q3 计算时使用该计算。这样的技术的示例由美国专利No. 5148802 ；5313937 ；5433193 ；5632269 ；5803065 ；6029664 ；6539940 ;6626175 和 7011091 教导，通过引用将每个专利的内容并入本发明中。可以使用用于测量患者的患者流量的其他技术。例如，可以直接在患者处测量流量，在该情况下，所测量的流量直接对应于患者流量QsP而不需要流量估计。还预期到可以在沿输送导管56的其他位置处测量流量。此外，可以基于压力支持系统10的其他特性来确定所估计的患者流量Q.tj。例如，气流/压力发生器或流量/压力控制器(例如阀)的操作受到患者回路中的流量或试图维持系统中压力的系统的影响。作为结果，可以使用系统特性的监测，例如压力发生器的功率、转矩和/或转速或者阀的位置的监测作为直接测量患者流量的替代。还已知的是，利用气流/压力发生器上游的流量传感器来测量患者流量。也可以使用这样的流量测量技术的任意组合。在后面这些情况下，将需要基于测量的流量或其他参数来估计患者流量Q.gig·。设置输入/输出设备66用于设置由可变正气道压力支持系统10使用的各种参数，还用于向诸如临床医师或护理者之类的用户显示和输出信息和数据。可以任选地提供输入/输出终端，从而可以远程地监测和控制由压力支持系统10收集的操作信息和数据。控制器64可以是或包括微处理器，如下文详细讨论的，该微处理器能够实施和执行用于监测患者呼吸特性并且基于该呼吸特性来控制呼吸气体流量的例程。此外，在一个实施例中，控制器64包括用于存储和缓存实施在此讨论的技术所需的信息的存储器或存储器阵列65。应当理解的是，控制器64可以是单个处理部件，或者可以由协同工作以实施在此讨论的技术的多个部件(存储器、处理器、阵列、逻辑电路等)构成。
在实施例中，控制器64控制气流/压力发生器52、阀60或两者，以向患者54的气道输送压力波形。在实施例中，压力波形实质上是在IPAP水平和EPAP水平之间交替的双水平压力波形(参见图4A和图4B)。在一些实施例中，如下所述，IPAP水平是控制器64操纵下的变量。从用户经由输入设备66向控制器提供最大IPAP水平和最小IPAP水平(IPAPmax,IPAPminX替代地或附加地，EPAP水平是控制器64操纵下的变量(参见图4A和图4B)。在这样的实施例中，从用户经由输入设备66向控制器提供最大IPAP水平和最小IPAP水平(EPAPmax, EPAPminX应当理解的是，最大和最小IPAP/EPAP水平也可以是预先建立并且存储在控制器中作为默认参数或对来自系统操作者的输入参数的替代。图4A和图4B示出了可以由压力支持系统10提供以处置CSR的示例性压力波形78。如图4A和图4B所示，在为从呼气到吸气的触发点的时间F处，患者开始吸气并且触发压力支持系统10转变到IPAP水平80。从触发点F到IPAP水平的压力增大或升高82的形状和持续时间可以是固定的或可变的，例如在美国专利No. 5598838 ；5927274 ；6532960和6640806中教导的，在此通过引用将每个上述美国专利的内容并入本文。在图示的实施例中，压力增大的形状是指数式。应当理解的是，针对压力波形的吸气部分83的压力升高部分，预期了诸如阶跃函数或线性斜坡之类的其他形状。还应当理解的是，本发明预期了，压力波形78的吸气部分83和呼气部分P呼气可以具有各种构造。即，可以使用常规的压力支持或通气技术来控制吸气和/或呼气部分P呼气期间的压力波形，该常规的压力支持或通气技术例如是在美国专利No. 5044362和5107830中描述的比例辅助通气(PAV )或美国专利No. 5535738 ；5794615 ；6105575 ;以及6609517 (“PPAP专利”)中描述的比例正气道压力(PPAP)。根据PPAP专利，可以根据以下等式来确定呼吸周期的吸气阶段期间由压力支持系统10输出的吸气压力Pnsn的波形P吸气=IPAP+增 吸气*(>)患者等式I. I其中“增益”为增益系数，通常由护理者选择。“增益可以被设置为包括一(I)值的任意值。可以根据如下等式来确定呼吸周期的呼气阶段期间由压力支持系统10输出的呼气压力P呼气 P呼气=EPAP+增:JjfL呼气*Q患者，等式I. 2其中“增益們”为增益系数，通常由护理者选择。“增益吣”可以被设置为包括一
(I)值的任意值。应当注意的是,为该目的,进入患者内的流量被视为正流量,离开患者的流量被视为负流量。因此，在患者气道处采集患者流量Qm的值。由于例如从回路排出气体(这是通过泄漏估计技术分析出来的)，在远离患者的位置测量的流量Q3W可能具有正偏移。控制器64从流量传感器62接收流量Q3w并且实施等式I. 1、1.2或两者，来用于产生吸气压力波形P η和呼气压力波形P呼气。
控制器64实施算法以控制输送给患者的气流的压力。图5中示出的过程显示了每次呼吸期间由压力支持系统10执行的算法。如图5中所示，对该算法的主要输入是流量传感器62的输出(Q3ttX在诸如100样本/秒之类的采样率下对该输出进行采样，以每10个毫秒产生新的估计患者流量Q.fg的判定。可以利用已知的流量/泄漏估计技术来基于Q
计算Q tiP也可以在面罩处直接测量从而无需流量估计。可以任选地为本发明的计算直接使用所测量的流量Q| ，要认识到所测量的流量不是在患者气道处流量的精确表
/Jn ο在存储器中存储患者流量的历史或患者流量的度量以执行下面讨论的流量分析。控制器64包括存储阵列和缓存器，以实时计算参数并在滑动窗中存储结果。根据本发明的一个方面，控制器64检测患者流量以确定从吸气到呼气和从呼气到吸气的转变。可以使用任何适当技术，例如使用体积和波形两者来(a)触发设备以提供吸气压力P吸气并且(b)循环该设备以提供呼气压力P呼气，这在美国专利No. 5148802 ；5313937 ；5433193 ；5632269 ；6029664 ；6539940 ;和 6626175 中描述了。图5为流程图，该流程图示出了用于实施本发明的压力支持模式的过程的一部分。在步骤100中，在一些实施例中，控制器分析患者的瞬时流量QsP以产生流量的度量(即，所测量的特性的第一特性，其可以是流量)。在一个实施例中，使用Q.fj来计算在呼吸周期的吸气阶段期间连续计算的瞬时平均吸气流量(t))和最大瞬时平均吸气流量(Q平均(max))。瞬时平均吸气流量是一段时间的正(即吸气)患者流量之和除以该段时间期间采集的样本数量。最大平均吸气流量(max))是一次呼吸(即呼吸周期的吸气阶段期间)的瞬时平均吸气流量的最大值。因此能够认识到，在患者呼吸周期的一个给定吸气阶段期间，在整个吸气阶段上计算Q平均(t)的连续统(continuum),并且仅发现一个Q平均(max)。在另一实施例中，使用计算潮气量、每分钟通气量或流量的任何其他度量。如上所述，陈-施呼吸(CSR)模式30的特征在于呼吸有节律的逐渐增强时间段32和逐渐减弱时间段34，具有高呼吸驱动(呼吸过度)36和低呼吸驱动(呼吸不足或呼吸暂停)38的规则复发时间段。本发明监测CSR以确保施加给患者的压力治疗足以处置CSR。自然，存在CSR表示治疗无效。因此，重要的是精确检测并监测CSR事件。可以在压力支持系统10中的处理器运行的软件中实施检测CSR的步骤。本发明预期到并且本领域技术人员应当认识到，可以使用任何适当的CSR检测技术来监测提供给患者的CSR处置的有效性。例如，可以通过监测流量的度量并利用CSR Index (CSR指标)和流量比的值来检测CSR，如美国专利申请No. 11/235520中所述的，在此将该美国专利申请的全部内容并入本文。也可以通过监测用户的氧饱和度来检测CSR，可以利用脉搏血氧计来监测氧饱和度。氧饱和度的增加可能与CSR模式的逐渐增强时间段一致，并且氧饱和度水平的减小可能与CSR周期末端的逐渐减弱时间段一致。因此，可以监测氧饱和度水平以识别指示了患者已经经历CSR周期的上升状态和下降状态。在一些实施例中，也可以通过比较当前呼吸的峰值流量(Qtt (k))与紧在前呼吸周期的峰值流量(Q*l (k-1))来检测CSR以确定CSR的存在，如美国专利No. 7267122中所述的，在此将该美国专利的全部内容并入本文。在这样的实施例中，系统10可以寻找包括向上趋势(渐强)、峰值流量峰(呼吸过度)、向下趋势(渐弱)和峰值流量谷(呼吸不足或呼吸暂停)的模式。可以使用任何常规技术来检测呼吸暂停和呼吸不足。在其最基本的形式中，呼吸暂停和呼吸不足的检测包括监测患者流量Q tiP来看在预定时间段内是否有低于阈值水平的流量减小。该阈值水平和预定时间段是被认为构成呼吸暂停或呼吸不足的水平，即，满足呼吸暂停或呼吸不足的定义。
在一个实施例中，如图5所示，在步骤110中使用公开的美国专利申请No. 10/268406 (公开号US-2003-0111079-A1) (“’079申请”)教导的呼吸暂停和呼吸不足检测技术。在此通过引用将’079申请的内容并入本文。在一些实施例中，在呼吸暂停和呼吸不足检测期间可以使用先前呼吸的加权峰值流量Qwpeak或峰-峰流量。也可以利用任何常规技术来检测周期性呼吸事件。在将最大平均吸气流量(max)用作流量度量的实施例中，如果认为患者的(max)具有过多不规则性，则宣告周期性呼吸事件。在美国专利申请No. 11/235520中描述了检测周期性呼吸事件的这种方法，在此将该美国专利申请的全文并入本文。返回到图5，该算法在步骤140中使用统计函数来确定最后几分钟呼吸中由患者已经表现出的通气水平。可以由控制器64在步骤140中来计算基于流量度量的以下统计度量或特性I)平均数，2)第60百分位数，3)平均数的95%，4)标准偏差，以及5)标准平均数例如，在使用Qto (max)作为流量度量的实施例中，图6示出了在标准偏差为4的情况下值为30的平均数142附近的(max)的值的示例性正态分布。在本示例中，平均数的95%是28. 51pm,并且由线144表示。数据的第60百分位数是33. 21pm,并且由线146表示。标准平均数是表示为百分数的标准偏差与平均数之比。可以任选地使用其它度量或特性来代替(max)值，该其它度量或特性例如是平均流量、峰值流量、潮气量、每分钟通气量或其他度量。再次参考图5，该算法在步骤150中确定用于确定将由压力支持系统10输送给患者的压力支持的目标值。该目标是将第一特性(例如当前流量度量)与其比较以确定是否需要改变或输送压力支持的值。可以任选地存在单个目标、双目标或多个目标。图7是状态图，该状态图详细示出了用于选择将用作目标的统计度量的过程。在致动压力支持系统10时，目标选择过程在步骤200开始，其中将目标设置到最小值并收集初始数据。因为在该实施例中使用单个目标来用于负压支持和正压支持，所以可以将单个目标认为既是负目标又是正目标。在实施例中，凭经验确定目标的最小值。在本实施例中，将该最小目标设置为151pm。然而，应当理解的是，本发明预期了可以由该系统基于患者的被监测生理特性(例如是否认为患者正经受睡眠呼吸紊乱、流量限制等)来设置目标。在步骤202中，将目标增大到(I)与因此收集的流量数据度量平均值的95%对应的值或(2)与流量度量的平均值减去固定流率对应的值中更小的一个。在实施例中，该固定流率为21pm。在实施例中，在跨越几个呼吸周期的时间段(例如30秒)内，以线性斜坡变化方式完成目标的增大。完成目标的该斜坡变化以避免快速压力波动被引入患者，由此优化患者的舒适感和对治疗的顺从性。可以以固定速率完成目标的变化(斜坡变化)的形状或模式，使得斜坡变化是线性的。其也可以以非线性速率完成，使得斜坡变化的形状不是线性的。在实施例中，以每次呼吸O. 51pm的速率进行目标的斜坡变化。在步骤204中，将目标值维持在(I)与流量度量平均值的95%对应的值，或(2)与流量度量的平均值减去固定流率对应的值中更小的一个。在实施例中，该固定流率为21pm， 从而将目标维持在流量度量的95%或(流量度量-21pm)的平均值中更小一个。在该步骤中，禁用负通气。然而，如果检测到睡眠呼吸紊乱事件(例如呼吸暂停或呼吸不足)，则该过程进行到步骤206，其中将目标改变为第60百分位数。目标的这一增大提供了比起目标未改变系统时，系统将增大压力支持的更大似然性，并且因此处置睡眠呼吸紊乱事件。在该步骤，仍然禁用负压支持。在一段时间，例如一分钟，将目标维持在该水平。之后，该过程进行到步骤208。在步骤208中，将目标变回I)当前收集的流量数据度量平均值的95%或2)流量度量平均值减去固定流率(例如21pm)中较小一个。在实施例中，在跨越几个呼吸周期的时间段内，例如2分钟，以每次呼吸O. 51pm的速率，以线性斜坡变化方式进行这一变化。也可以以非线性速率完成目标的该变化。该系统在步骤210中在保持状态中将目标维持在其当如值。这样做以允许患者在目标的新值下稳定。这防止了本发明的系统过度补偿或在其对所监测的患者状况的反应中过于积极。在实施例中，该保持状态持续I. 5分钟。可以任选地使用其他时间段，并且可以由系统动态地选择该时间段。在I. 5分钟保持之后，该过程返回到步骤202。如果在步骤204期间检测到CSR事件或周期性呼吸，该过程进行到步骤212，其中将目标变为第60百分位数。在该步骤中，使能负压支持。如在此使用的，“使能”意味着系统能够向患者输送负压支持，而并不表示必须要向患者输送负压支持。即，系统可以向患者输送负压支持。此外，如本文使用的，“输送”或“输送的”意味着向患者实际提供负压支持。在该步骤204，如果流量度量超过负目标，则向患者输送负压支持。在相对较短时间段，例如30秒内将目标维持在该水平。如果在该30秒窗期间未检测到CSR事件，则该过程进行到步骤208。如果仍然检测到CSR，则重置计时器。当不再检测到周期性呼吸或CSR并且已过去30秒时，该过程进行到步骤208。图8是状态图，该状态图详细示出了用于选择将用作双目标(负目标和正目标)的统计度量的过程。当致动压力支持系统10时，负目标和正目标选择过程在步骤300开始，其中将正目标设置到最小值，将负目标设置到最大值并且收集初始数据。在实施例中，凭经验确定用于负目标和正目标的最小值和最大值。在一些实施例中，将该最小目标设置为151pm。在一些实施例中，将最大目标设置为501pm。然而，应当理解的是，本发明预期了可以由该系统基于患者的被监测生理特性(例如患者是否被认为正经受睡眠呼吸紊乱、流量限制等)来设置负目标和正目标。在步骤302中，将正目标增大到与因此收集的流量数据度量平均值的95%对应的值。在实施例中，在跨越几个呼吸周期的时间段，例如30秒，以线性斜坡变化方式完成目标的增大。完成目标的这一斜坡变化以避免快速压力波动被引入患者，由此优化患者的舒适感和对治疗的顺从性。可以以固定速率完成目标变化(斜坡变化)的形状或模式，从而斜坡变化是线性的。其也可以以非线性速率完成，从而斜坡变化形状不是线性的。在实施例中，以每次呼吸O. 51pm的速率进行目标斜坡变化。将负目标维持在最大值。在一些实施例中，针对负目标的这一设置本质上禁用了负目标支持。如上所述，当流量度量超过目标时，向患者输送负压支持。在具有双目标的实施例中，在当流量度量超过负目标时向患者提供负压支持。因此，如果将负目标设置到大值，则对于将要输送的负压支持，流量度量可能不能超过负目标标准。
在步骤304中，将正目标的值维持在与流量数据度量平均值的95%对应的值。将负目标维持在最大值。然而，如果检测到睡眠呼吸紊乱事件(例如呼吸暂停或呼吸不足)，则该过程进行到步骤306，其中将目标改变为第60百分位数。目标的这一增大提供了比起目标未改变时，系统将增大压力支持的更大似然性，并且因此处置睡眠呼吸紊乱事件。在该步骤，仍然将负目标维持在最大水平。如上所述，在一些实施例中，负目标的这一设置本质上禁用了负压支持。在一段时间，例如一分钟，将正目标和负目标维持在该水平。之后，该过程进行到步骤308。在步骤308，将正目标改变回当前收集的流量数据度量平均值的95%。在实施例中，在跨越几个呼吸周期的时间段，例如2分钟，以每次呼吸O. 51pm的速率，以线性斜坡变化方式进行该改变。也可以以非线性速率完成正目标的该改变。将负目标维持在最大值。该系统在步骤310中在保持状态中将正目标和负目标维持在其当如值。如上所述，这样做以允许患者在正负目标的新值下稳定。这防止了本发明的系统过度补偿或在其对所监测的患者状况的反应中过于积极。在实施例中，该保持状态持续I. 5分钟。可以任选地使用其他时间段，并且可以由系统动态地选择该时间段。在I. 5分钟保持之后，该过程返回到步骤302。如果在步骤304期间检测到CSR事件或周期性呼吸，则该过程进行到步骤312，其中将正目标变为第60百分位数。将负目标变为第65百分位数。在该步骤312，如果流量度量超过负目标，则向患者输送负压支持。在相对较短时间，例如30秒内，将正负目标维持在该水平。如果在该30秒窗期间未检测到CSR事件，则该过程进行到步骤308。然而，如果继续检测到CSR事件，则系统将继续将计时器保持在重置，并且该过程将停留在步骤312。当不再检测到周期性呼吸或CSR并且已过去30秒时，该过程进行到步骤308。应当认识到，不是在检测到CSR时或除检测到CSR时之外，可以在其他步骤期间启用负压支持。例如，可以在整个处置期间使能负压支持，并可以在流量度量超过负目标时输送负压支持。在一些实施例中，当识别到反复的呼吸暂停或呼吸不足时可以使能负压支持。
也可以仅在特定阶段期间使能负压支持。例如，在一些实施例中，仅在CSR的呼吸过度阶段或反复呼吸暂停/呼吸不足期间使能负压支持。在这样的实施例中，系统10可以监测流量度量以确定患者何时进入呼吸过度阶段。一旦判定患者处于呼吸过度阶段中，则使能负压支持。如上所述，当流量度量高于目标时，可以向患者输送负压支持。还预期到，可以在预定时间段之后或事件发生之后禁用负压支持。例如，可以在停止发生呼吸暂停或呼吸不足之后，或如果检测到从睡眠中醒来之后，禁用负压支持。应当理解的是，实施例不限于上文提到的具体时间段、百分数和常数。相反，只要维持本发明的基本原理，可以使用这些量的其他值。此外，这些量不需要被固定。相反，可以由控制器基于所监测的患者状况来动态地改变它们。例如，如果他们对当前的处置方案没有反应，则可以这么做，以更积极地处置患者，并且反之亦然。控制器64确定必须要提供给患者以消除或减小CSR的压力量。如上所述，在一些实施例中，可以由控制器改变IPAP水平和EPAP水平之一或两者。在一些实施例中，可以手动设置或预先确定IPAP或EPAP之一，并且可以由控制器64改变IPAP水平或EPAP水平之
另一个。再次参考图5，在一些实施例中，可以基于I)当前的流量度量，例如在一些实施例中的Qto (max)，2)先前呼吸期间输送的压力支持，3)步骤150中确定的目标值，以及4)增益因子，来确定在步骤250中将输送给患者的IPAP/EPAP压力。如上所述，压力支持是IPAP水平与EPAP水平之间的差异。在一些实施例中，可以使用以下算法来确定当前呼吸(k+Ι)期间输送给患者的压力支持PS (k+1) =PS (k) + 增益 * (目标-Q平均(max) (k)) 等式 I. 3其中k是上个呼吸的索引，PS(k)是先前呼吸期间输送的压力支持，“增益”是将流量转换成压力的因子，“目标”是如上所述确定的，Qto (max) (k)是来自先前呼吸的最大平均吸气流率(max)。在一些实施例中，增益因子可以是压力支持(PS)与最大平均吸气流量之比的30次呼吸平均值，如美国专利申请No. 11/235520中所述的，在此将该美国专利申请全文并入本文。重要的是注意，在等式I. 3中使用Qto (max)作为流量度量并非意在限制。可以利用流量的其他度量，仅仅作为示例，如潮气量、每分钟通气量或平均流量。因此，可以相对于目标平均流量、目标潮气量或目标每分钟通气量来比较平均流量、潮气量或每分钟通气量。图5中示出的过程显示了每次呼吸期间由压力支持系统10执行的计算。控制器64确定是提供正压支持还是负压支持。即，如果流量度量低于目标或正目标，则提供正压支持，其中IPAP水平比EPAP水平高。如果流量度量高于目标或负目标，则提供负压支持，其中EPAP水平比IPAP水平高。压力支持系统10可以利用美国专利申请No. 11/235520和美国专利No. 7267122中描述的方法来输送压力支持，在此将该美国专利的全文并入本文。控制器64可以确定其是否处于呼吸周期的吸气阶段。可以利用用于在吸气和呼气之间区分的任何常规技术实现这个目的。在实施例中，只要患者处于吸气中的时候就设置标记。只要患者处于呼气中的任何时候也可以设置标记。在吸气期间设置标记的实施例中，如果患者处于呼吸周期的吸气阶段，则控制器64基于在图5的步骤250(参见等式I. 3)中计算的压力支持来使气流/压力发生器开始向患者输送吸气压力在一些实施例中，当患者处于呼吸周期的呼气阶段中时，控制器64可以基于该压力支持使流/压力发生器开始向患者输送呼气压力。然后，控制器64可以在呼吸周期期间或之内控制被输送给患者的压力。控制器确定输送给患者的压力支持是否足够。在一些实施例中，如果在当前幅度和增长率下在吸气阶段期间由系统提供的正压支持将导致QTtt(t)达到或超过目标或正目标，则认为迄今为止输送的正压支持是足够的。在一些实施例中，如果在当前幅度和减小率下由系统输送的负压支持将导致(t)达到或稍低于目标或负目标，则认为迄今为止输送的负压支持是足够的。在一些实施例中，控制器64可以输送压力支持并且确定输送的压力支持是否足够，如美国专利申请No. 11/235520和/或美国专利No. 7267122中所述的，在此通过引用将该美国专利的全文并入本文。除了如本文公开的实施CSR处置模式的压力支持之外，控制器64可以实施压力支持设备的任何标准功能，即提供如在美国专利No. 5203343 ; 5458137和6087747 (在此通过引用将其内容并入本文)中所教导的CPAP、双水平压力支持BiPAP、PPAP压力支持、智能CPAP，或者如在美国专利No. 5645053(在此也通过引用将其内容并入本文)中所教导的自动滴定CPAP。在一个实施例中,压力支持系统10包括模式选择输入设备,该模式选择输入设 备允许用户或经授权的护理者选择压力支持装置所工作的通气模式(CSR处置技术、CPAP、双水平、自动滴定CPAP、PAV、PPAP等)。此外，可以在后台执行CSR检测技术，同时实施常规模式的压力支持并且然后一旦检测到CSR就切换到CSR处置模式的压力支持。尽管出于例示的目的基于当前认为是最实际的实施例详细描述了本发明，但应当理解的是，这样的细节仅仅是为了该目的，并且本发明不限于公开的实施例，而是相反，本发明旨在涵盖在所附权利要求的精神和范围之内的修改和等同布置。例如，所预期的是，在可能的程度上，可以将任何实施例的一个或多个特征与任何其他实施例的一个或多个特征进行组合。


一种用于向患者的气道输送呼吸气体流的系统包括气流发生器以及向患者气道传送气体流的患者回路。传感器测量与气体流相关联的特性，例如流率、最大平均吸气流量、潮气量或每分钟通气量。控制器基于所测量的特性来确定第一特性，并且如果第一特性低于第一目标，则向患者提供正压支持，并且如果第一特性高于第二目标，则提供负压支持。当提供正压支持时，在吸气期间提供的压力高于在呼气期间提供的压力。在提供负压支持时，在吸气期间提供的压力低于在呼气期间提供的压力。