專利名稱：睡眠呼吸暫停和相關(guān)機(jī)能失調(diào)的診斷和/或治療的方法及裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及睡眠呼吸暫停和相關(guān)機(jī)能失調(diào)，例如打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒(Respiratory Effort Related Arousals)的診斷和治療的常用方法,其包括在呼吸循環(huán)的部分或者整個(gè)呼吸循環(huán)期間通過利用可充氣背心或套囊來向胸部和/或腹部的外表面施加正壓力，以便:a)在吸氣過程中使胸內(nèi)壓力負(fù)性減小，和/或b)在呼氣過程中使胸內(nèi)壓力更正性，和/或c)連續(xù)地略微升高背心壓力。在應(yīng)用a)和b)中，系統(tǒng)旨在對睡眠相關(guān)機(jī)能失調(diào)進(jìn)行治療。在應(yīng)用c)中，系統(tǒng)旨在僅監(jiān)測呼吸，以便輔助診斷這些機(jī)能失調(diào)?？梢愿鶕?jù)所旨在的用途來將所述診斷和治療模式體現(xiàn)在單個(gè)或獨(dú)立裝置中。
背景技術(shù)：
睡眠呼吸機(jī)能失調(diào)是在睡眠期間進(jìn)入肺部中的流速降低到比為保持正常的血?dú)鈴埩?PC02和P02)所需的水平更低的水平的機(jī)能失調(diào)。作為響應(yīng)，呼吸努力增加，導(dǎo)致了取決于呼吸控制機(jī)構(gòu)的機(jī)能失調(diào)和響應(yīng)特性的嚴(yán)重程度和機(jī)理而從睡眠中醒來或者打鼾。睡眠呼吸機(jī)能失調(diào)以不同的形式表現(xiàn):睡眠呼吸暫停、打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒(RERA)。在同一患者中經(jīng)常存在不同的形式。本發(fā)明將在所有的這些形式中都有益。睡眠相關(guān)呼吸機(jī)能失調(diào)的診斷: 這通常是在睡眠實(shí)驗(yàn)室中或者在家里通過向身上附著多個(gè)傳感器來經(jīng)過整夜來完成的。對于診斷這樣的呼吸機(jī)能失調(diào)必要的一種類型的傳感器是能夠感測移動進(jìn)出患者的空氣的速率的傳感器。正是這樣的信號中的變化模式使得識別不同類型的干擾的存在成為了可能。當(dāng)前存在被用于此目的的三種類型的傳感器。由于這些傳感器都無法免除嚴(yán)重的技術(shù)問題，因而習(xí)慣在同一研究中使用全部三種傳感器。這些傳感器是:a)鼻插管壓力。這里，將末端開口管插入在鼻孔中。利用管的頂端處的壓力上的改變來得到流量的半定量測量。盡管在條件有利時(shí)，信號提供了 “相對”流量的相當(dāng)良好的指示，但是條件經(jīng)常是不利的，例如在鼻孔堵塞或者在患者正通過口呼吸時(shí)。而且，在仍然存在一些流量時(shí)，所述信號經(jīng)常變?yōu)榱?即，信號指示無流量)，因而難以區(qū)分呼吸暫停和呼吸不足。b)熱敏電阻:這里，將溫度敏感傳感器放在鼻和/或口的前面。利用溫度上的變化來推斷流量的方向和大小。這一信號不能被定量，而且易于發(fā)生嚴(yán)重漂移和人為現(xiàn)象，因而將其用途限于僅在有流量和無流量之間進(jìn)行區(qū)分。c)胸帶和腹帶:通常將這些應(yīng)用到肋骨架和腹部。利用這些帶的阻抗或電感上的變化來推斷肺容量的變化。由于肋骨架和腹部尺寸上的變化往往并非是彼此同相的，因而有必要執(zhí)行復(fù)雜的校準(zhǔn)來獲得肺容量的凈變化。這些校準(zhǔn)還時(shí)而頻繁地變化，從而使得將這些信號用于呼吸的定量評估是不切實(shí)際的。結(jié)果，這些帶的使用當(dāng)前被限于確定是否存在呼吸努力，以及肋骨架和腹部是否同相移動。本發(fā)明提出了一種用于監(jiān)測呼吸的完全新式的方案。這里，受治療者(subject)佩戴具有柔順的內(nèi)襯和堅(jiān)硬的外襯的可充氣背心、套囊或衣服。對所述背心連續(xù)地略微加壓(僅2-3cmH20)，從而在不使肺容量有任何明顯降低的情況下使所述內(nèi)襯模合在受治療者的軀干周圍。在這些條件下，肺部的擴(kuò)張將導(dǎo)致空氣從背心中移出，反之亦然。能夠測量進(jìn)出背心的流量(背心流量)。這一信號反映了移動進(jìn)出肺部的空氣，而不管這樣的空氣移動是否導(dǎo)致了肋骨架、腹部或二者的擴(kuò)張，肋骨架和腹部是同相運(yùn)動還是異相運(yùn)動，以及患者是正通過鼻還是口呼吸。利用對背心流量信號的一些微小調(diào)整，甚至能夠使所述信號是完全定量的，而這一特征現(xiàn)在僅可通過對在面罩附著精確的流量計(jì)來實(shí)現(xiàn)。睡眠相關(guān)呼吸機(jī)能失調(diào)的治療:
睡眠呼吸暫停是進(jìn)入肺部中的空氣流顯著降低(呼吸不足)或者短期內(nèi)完全停止(呼吸暫停)的情況。在流量降低或者不存在流量(這里統(tǒng)稱為呼吸暫停)的這些時(shí)期之后是換氣過沖，在換氣過沖期間空氣流量高，從而導(dǎo)致血液中的二氧化碳(CO2)增多，且氧氣(O2)水平降低，其在對呼吸暫停進(jìn)行矯正或過矯期間發(fā)生。由于維持足夠的呼吸要求一定水平的血?dú)鈴埩?，因而在過沖期間對血?dú)鈴埩Φ某C正或過矯為呼吸暫停復(fù)發(fā)創(chuàng)造了條件。(YounesM.The Physiologic Basis of Central Apnea and Periodic Breathing.CurrentPulmonology, 10:265-326, 1989.Younes M.Role of arousals in the pathogenesisof obstructive sleep apnea.Amer J Respir Crit Care Med.169:623-633，2004;Younes M.Role of Control Mechanisms in the Pathogenesis of obstructive sleepdisorders.J Appl Physiol 105: 1389-1405，2008.)。呼吸暫?？赡苁钦系K性的或中樞性的。在上氣道(咽)狹窄或過度屈從并且在吸氣階段期間所生成的負(fù)壓的影響下而發(fā)生塌陷時(shí)將產(chǎn)生障礙性各類。通常，這樣的個(gè)體的上氣道在覺醒時(shí)由于被稱作咽部擴(kuò)張肌(擴(kuò)張肌)的咽部肌肉的活動而保持暢通。在睡眠開始時(shí)這些肌肉中的活動減少，留下咽部幾乎不具有機(jī)械支撐。呼吸暫停在睡眠開始時(shí)發(fā)展并持續(xù)，直到受治療者醒來，或者直到PCO2和PO2水平足夠劣化以激活擴(kuò)張肌。在擴(kuò)張肌因醒來或者因血液氣體變化而被激活時(shí)，氣道被打開。典型地，就患有障礙性呼吸暫停的患者而言，這與對血液氣體變化過矯的換氣過沖(過沖)相關(guān)聯(lián)，抑制了擴(kuò)張肌并導(dǎo)致了另一次呼吸暫停。因此，一種防 止這樣的復(fù)發(fā)的方案是限制循環(huán)的“開放”階段期間發(fā)生的血?dú)鈴埩ι系淖兓?。通過這樣的干預(yù)，沒有將換氣階段結(jié)束時(shí)的血?dú)鈴埩θ绱诵Ｕ灾劣谝种茢U(kuò)張肌。中樞呼吸暫停各類也是以流量降低繼之以流量上升的反復(fù)出現(xiàn)的循環(huán)為特征的，但是這一不穩(wěn)定性的機(jī)制不太取決于上氣道機(jī)械異常，而更加與調(diào)節(jié)血?dú)鈴埩Φ臋C(jī)制的不穩(wěn)定性有關(guān)。如在障礙性各類的情況下，可以通過限制過沖期間血?dú)鈴埩ι系淖兓难b置來緩解這種不穩(wěn)定性。通過這樣的干預(yù)，沒有將過沖結(jié)束時(shí)的血?dú)鈴埩θ绱诵Ｕ灾劣谝种坪粑袠?，由此緩和了另一次呼吸暫停的發(fā)生。一種已經(jīng)被用于緩和過沖期間的血?dú)鈴埩ψ兓姆桨甘峭ㄟ^重復(fù)呼吸或者在吸入氣體中注入CO2而提高吸入氣體中的CO2的濃度。這類干預(yù)要求將患者連接至通過面部接口改變吸入氣體的裝置。這樣是不好忍耐的。此外，以我的經(jīng)驗(yàn)而言，CO2吸入方案難以控制，且經(jīng)常導(dǎo)致睡眠中斷。一種緩和過沖期間血?dú)鈴埩Φ淖兓耐耆率降姆桨甘峭ㄟ^在吸氣過程中對抗肺部擴(kuò)張的裝置來對過沖本身進(jìn)行機(jī)械限制?？梢酝ㄟ^在吸氣過程中降低外氣道處的氣道壓力(負(fù)壓加載)或者通過在吸氣過程中向外胸壁(胸廓和/或腹部)施加正壓(正壓加載)來實(shí)現(xiàn)這一方案。負(fù)壓加載是不切實(shí)際的，因?yàn)槠洳粌H需要讓人難以忍受的面部接口，而且氣道中的增大的負(fù)壓還將促進(jìn)更多的上氣道塌陷，這將起相反的作用。然而，外部正壓加載能夠利用施加到肋骨架和/或腹部的可充氣背心或套囊來進(jìn)行施加。這樣的裝置將比旨在減少恢復(fù)呼吸時(shí)的過度換氣的其他方案(例如，CO2呼吸)或者當(dāng)前用于治療睡眠呼吸暫停的其他方案(例如，連續(xù)正氣道壓力(CPAP))更易于忍受。此夕卜，其具有可觀的優(yōu)點(diǎn)在于伴隨著降低了吸氣過程中胸內(nèi)壓力的負(fù)性，其將緩和易感個(gè)體中吸氣期間上氣道塌陷的趨勢。該后一特征(使吸氣過程中胸內(nèi)壓力負(fù)性減小)也致使這一方案(外部正壓加載)對(與呼吸暫停相比)不太嚴(yán)重的形式的上氣道機(jī)能障礙(例如，打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒(TERA))有效。打鼾:打鼾是由上 氣道壁在呼吸過程中的振動導(dǎo)致的。其發(fā)生在具有可塌陷氣道的受治療者中，在該受治療者中，異常沒有嚴(yán)重到足以導(dǎo)致呼吸不足或呼吸暫停，因?yàn)樯蠚獾赖慕Y(jié)構(gòu)沒有那么異常，或者因?yàn)閿U(kuò)張肌在避免更加嚴(yán)重的塌陷方面是更有效的。打鼾通常在吸氣階段中最為明顯，盡管在一些情況下在呼氣期間也能夠聽到呼吸噪聲。近年來，我已經(jīng)利用被我標(biāo)記為Dial-down的方案來執(zhí)行廣泛的研究。在這一方案中，將打鼾的患者(具有或者沒有呼吸暫停)置于CPAP上，從而使其上氣道正?；Ｔ贑PAP上，上氣道阻力和血?dú)鈴埩κ钦５?，并且因此其呼吸努?負(fù)胸內(nèi)壓力)不高。我們間歇性地將CPAP水平降低以誘發(fā)呼吸不足或呼吸暫停。采用這樣的干預(yù)(Dial-down)，呼吸驅(qū)動和努力在幾次呼吸內(nèi)保持較低，直到劣化的血?dú)鈴埩?dǎo)致了吸氣努力中的增加以及更負(fù)性的胸內(nèi)壓力。在我對于超過100名患者進(jìn)行的數(shù)千次這樣的Dial-down的經(jīng)驗(yàn)中，打鼻干決不會在Dial-down之后的前幾次呼吸中發(fā)生，并且僅在其后的某一時(shí)候產(chǎn)生。一種可能的解釋是，打鼾需要高能量來使氣道的軟組織振動，并且這一能量水平只有在呼吸努力響應(yīng)于劣化血?dú)鈴埩Χ岣邥r(shí)才產(chǎn)生。在這樣的情況下，通過利用吸氣過程中的正壓加載(根據(jù)我們提出的發(fā)明)，致使胸內(nèi)壓力的負(fù)性降低，其將導(dǎo)致更少的打鼾?？赡軤幾h的是，吸氣過程中更低的負(fù)胸內(nèi)壓力將導(dǎo)致更少的流量和換氣不足。然而，實(shí)際上在所有的情況下，打鼾都與上氣道處的流量限制相關(guān)聯(lián)。這一流量限制的標(biāo)志是流量與下游壓力(在這種情況下為胸內(nèi)壓力)無關(guān)，或者實(shí)際上隨著努力增大而降低(負(fù)努力相關(guān))。因而，通過降低吸氣過程中的胸內(nèi)壓力，不預(yù)計(jì)吸入流量降低，并且實(shí)際上吸入流量可能在存在負(fù)努力相關(guān)的情況下而增大，即，附帶的優(yōu)點(diǎn)。呼吸努力相關(guān)覺醒(RERA):這是一種在打鼾和明顯的障礙性呼吸暫停之間的中間現(xiàn)象。這里，上氣道處發(fā)生流量限制，但是流量水平不足以維持穩(wěn)定狀態(tài)。結(jié)果，血?dú)鈴埩徛饾u地劣化，從而導(dǎo)致逐漸增大呼吸努力，并且最終覺醒(在達(dá)到努力(胸內(nèi)壓力)的閾值水平時(shí)發(fā)生覺醒)。在事件的過程中流速經(jīng)常隨著努力的增大而降低。如果事件期間流速上的逐漸降低與負(fù)努力相關(guān)性有關(guān)，那么通過利用本發(fā)明在吸氣過程中施加外部正壓，將緩解流量上的與努力相關(guān)的降低。這可能推遲覺醒，在一些患者中有可能達(dá)到穩(wěn)定狀態(tài)。流速上的逐漸降低:如上所指示的，流速經(jīng)常在呼吸不足、打鼾或RERA的過程中逐呼吸降低。(Younes M.Contributions of upper airway mechanics and controlmechanisms to severity of obstructive apnea.Amer J Respir Crit Care Med.168:645—658， 2003; Schwartz AR et al.The hypotonic upper airway in obstructivesleep apnea: role of structures and neuromuscular activity.Am J Respir CritCare Med 157: 1051-1056，1998)。而且如上所指示的，吸入流量上的這一逐漸降低可能與吸氣努力上的逐漸增大有關(guān)(負(fù)努力相關(guān))。然而，某些觀察似乎表明其他因素對吸入流速上的這一逐漸降低有貢獻(xiàn)。這些觀察中最重要的是吸入流量上的最大逐呼吸降低發(fā)生在呼吸不足的第一次和第二次呼吸之間，在所述呼吸中努力上的差異可忽略(Younes M.Contributions of upper airway mechanics and control mechanisms to severity ofobstructive apnea.Amer J Respir Crit Care Med.168:645-658,2003)。這一暫時(shí)模式表明所述逐呼吸降低至少部分地與氣道尺寸的逐漸收窄有關(guān)，即使在呼氣過程中(即與瞬時(shí)吸氣努力無關(guān))。有幾種機(jī)制能夠說明呼氣過程中的這種逐漸收窄:首先如Schwartz等人所提出的(Am J Respir Crit Care Med 157: 1051-1056，1998),逐漸收窄與事件過程中肺容量的逐漸降低有關(guān)。其次，如John Remmers提出的(personal communication),其可能是在咽部組織在呼氣階段期間未能完全縮回的同時(shí)，在相繼的吸氣努力期間被吸吮的結(jié)果。第三，如我們所提出的(Younes M.Contributions of upper airway mechanicsand control mechanisms to severity of obstructive apnea.Amer J Respir CritCare Med.168:645-658, 2003)，逐漸收窄可能與開放氣道階段之后的應(yīng)力恢復(fù)有關(guān)。因而，當(dāng)在換氣階段(或者在CPAP上)使上氣道拓寬時(shí)，將發(fā)生應(yīng)力弛豫，從而引起氣道尺寸作為時(shí)間的函數(shù)而逐漸增大。當(dāng)在呼吸不足開始時(shí)去除了擴(kuò)張力時(shí)，將發(fā)生應(yīng)力恢復(fù)，從而引起氣道尺寸作為時(shí)間的函數(shù)而逐漸降低。第二和第三機(jī)制兩者都是上氣道粘彈性能的彰顯(壓力一面積關(guān)系上的滯后作用)，其中二者之間的唯一差別在于Remmers的解釋需要相繼的吸氣努力以便使收窄發(fā)生，而我們的解釋的情況下，即使沒有在先的吸氣努力也會發(fā)生逐漸收窄。有可能/很可能的是，第二種和第三種這兩種機(jī)制都起作用。我們強(qiáng)烈地支持粘彈性能(第二種和/或第三種機(jī)制)比肺容量的降低(第一種機(jī)制)更適合作為障礙性呼吸不足和RERA的過程中氣道的逐漸收窄的原因(Younes M.Contributions of upperairway mechanics and control mechanisms to severity of obstructive apnea.AmerJ Respir Crit Care Med.168:645-658，2003)。通過利用本發(fā)明的裝置在呼氣過程中向胸部/腹部施加正壓力脈沖能夠逆轉(zhuǎn)由于粘彈性能引起的呼氣階段中的逐漸收窄。這些呼氣脈沖將在呼氣過程中迫使氣道打開，從而使得擴(kuò)張肌更易于在吸氣過程中保持氣道通暢。

從上述討論顯然可見，在吸氣階段期間外部施加的正壓可以對某些睡眠呼吸異常帶來好處，而在呼氣階段期間外部施加的正壓則可以對其他異常帶來好處。而且清楚的是，這些不同類型的異?？赡茉谕幻颊咧泄泊?。因而，在兩階段中都施加正壓也可以帶來好處。這可以采取兩個(gè)獨(dú)立的脈沖的形式，一個(gè)處于吸氣期間，以及一個(gè)處于呼氣期間。替代地，可以貫穿呼吸循環(huán)來施加正壓。后一種連續(xù)類型的壓力施加具有的潛在缺點(diǎn)在于引起了肺容量中的降低，其被認(rèn)為由于對上氣道的軸向牽引中的減少(作為較高的橫膈膜位置的結(jié)果)而導(dǎo)致上氣道的收窄。通過僅在不會降低肺容量的障礙性事件期間施加連續(xù)的壓力或者通過僅壓縮肋骨架，能夠緩解這種復(fù)雜情況。盡管單獨(dú)壓縮肋骨架在提高胸內(nèi)壓力方面比共同壓縮肋骨架和腹部效率更低，但是其具有的優(yōu)點(diǎn)在于迫使橫膈膜向下，從而提高了對上氣道的軸向牽引。

發(fā)明內(nèi)容
文中的基本方案是向軀干的外表面施加可充氣背心、套囊或其他可充氣或可加壓器具，這里將其統(tǒng)稱為背心，持續(xù)保持所述背心中的低壓水平(保持壓力)，從而實(shí)現(xiàn)背心的內(nèi)層和軀干之間的緊密接觸，監(jiān)測進(jìn)出背心的流量，并且任選在呼吸循環(huán)期間的指定時(shí)間對所述背心加壓，使得當(dāng)在吸氣期間施加正壓力時(shí)將對抗擴(kuò)張，而當(dāng)作呼氣階段期間施加壓力時(shí)促進(jìn)呼氣。也可以在障礙性事件期間使用所述保持壓力以上的連續(xù)壓力施加。由于可能需要在呼吸循環(huán)的特定階段期間施加外壓力，因而這樣的裝置應(yīng)當(dāng)優(yōu)選配備有手段來識別呼吸的呼吸階段，并且優(yōu)選提供對軀干體積上的變化的定量測量以及軀干體積增大的速率(即患者流速)。這可以由以下實(shí)現(xiàn):通過將傳感器放到軀干上或者放到軀干周圍的材料中，該傳感器檢測外部軀干尺寸，通過對進(jìn)出背心的氣體的流量的適當(dāng)校準(zhǔn)(參見優(yōu)選實(shí)施 例)或者通過其他手段，例如，通過鼻插管或者通過附著到面部接口(面罩或鼻罩)的流量計(jì)來估計(jì)流速。吸氣階段或呼氣階段期間的壓力上的增大模式將根據(jù)應(yīng)用而發(fā)生變化:
I)對于打鼾和RERA而言，如果機(jī)制為過度負(fù)吸入壓力，那么所施加的外壓力可以采取斜坡的形式，所述斜坡在自吸氣開始的可調(diào)整延遲之后開始，并發(fā)展到最大可調(diào)整水平，在可調(diào)整持續(xù)時(shí)間內(nèi)保持在該水平或者保持該水平直到吸氣階段結(jié)束。替代地，如果打鼾和流量上的逐漸降低不與吸入負(fù)壓力的幅度有關(guān)，而是由于嚴(yán)重收窄的氣道引起的，那么可以在呼氣階段期間施加正脈沖，從而使氣道瞬時(shí)拓寬，由此引起在幾次呼吸內(nèi)持續(xù)的一定的應(yīng)力弛豫(擴(kuò)張)?？梢栽谒邔?shí)驗(yàn)室內(nèi)或者在家里由陪同人員在受治療者睡著時(shí)嘗試不同模式從而通過校準(zhǔn)研究來建立對需要哪一模式的確定。在任一種情況下，所述延遲、可調(diào)整最高水平、壓力上增長的速率、施加壓力的持續(xù)時(shí)間和/或施加脈沖的頻率，可以在了解需要什么模式來消除特定患者中的打鼾的基礎(chǔ)上(在滴定過程期間)來進(jìn)行預(yù)設(shè)，或者可以通過對打鼾聲音或流量限制的幅度進(jìn)行檢測并且對這些變量進(jìn)行動態(tài)調(diào)整以消除矯正所述問題的電路來進(jìn)行自動調(diào)整?？梢允褂脤?shí)現(xiàn)減少或消除打鼾的目的的其他模式。2)為了治療睡眠呼吸暫停(障礙性或中樞性)，主要目標(biāo)在于減少呼吸暫停末尾處的過沖。因而，優(yōu)選使外部壓力與吸入容積或流速成比例，從而使對抗力在過沖過程中增大，并且在呼吸不足/呼吸暫停階段期間降低。在呼吸不足階段期間存在流速上的逐漸降低的患者中，可以在呼吸不足階段期間應(yīng)用吸氣和/或呼氣過程中的外力上的預(yù)設(shè)的斜坡增大，以在過沖階段期間由在力上的容積相關(guān)或者流量相關(guān)的增大來對該外力上的預(yù)設(shè)的斜坡增大進(jìn)行替代。因此，在本發(fā)明的一個(gè)方面中，提供了一種用于診斷和/或治療睡眠呼吸暫停和相關(guān)機(jī)能失調(diào)(例如，打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒)的方法，其包括:向患者的胸部和/或腹部的外表面施加可充氣器具(背心)，所述器具能夠向所述患者的所述胸部和/或腹部施加正壓力，從而使所述背心內(nèi)的壓力連續(xù)上升至設(shè)定的正值(連續(xù)壓力)，以及監(jiān)測流入和/或流出所述背心的氣流的速率(背心流量)，其中，對所述背心流量進(jìn)行顯示或者處理，以獲得有關(guān)所述患者的呼吸特征的信息。在本發(fā)明的另一方面中，提供了一種用于診斷和/或治療睡眠呼吸暫停和相關(guān)機(jī)能失調(diào)(例如，打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒)的裝置，其包括:
能夠施加到患者的胸部和/或腹部的外表面的可充氣器具(背心)，所述器具能夠向所述患者的所述胸部和/或腹部施加正壓力，
正壓力源，
將所述正壓力源連接至所述背心的管道，
控制所述壓力源并且能夠使所述背心內(nèi)的壓力連續(xù)上升至設(shè)定的正值(連續(xù)壓力)的電氣和/或數(shù)字電路，以及
監(jiān)測流入和/或流出所述背心的氣流的速率(背心流量)的電路，其中，對所述背心流量進(jìn)行顯示或處理，以獲得有關(guān)所述患者的呼吸特征的信息。


圖1是本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例的系統(tǒng)概覽；
圖2說明了施加到受治療者的附著有管道的背心；
圖3是信號調(diào)節(jié)和控制電路的方框 圖4是圖1中所示的本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例中的風(fēng)機(jī)的典型性能的圖形表示；
圖5示出了生成驅(qū)動信號的電路的細(xì)節(jié)，所述驅(qū)動信號用于根據(jù)與呼吸的呼吸階段相聯(lián)系的指定功能來增大背心壓力；
圖6示出了用于控制風(fēng)機(jī)速度的各種驅(qū)動信號和PID控制器的處理；
圖7是示出了各種外部控制旋 鈕的控制器箱的正面立視 圖8是示出了額外的外部控制旋鈕的控制器箱的側(cè)面立視 圖9是示出了額外的外部控制旋鈕以及輸入/輸出模擬端口的控制器箱的背面立視
圖10是本發(fā)明的數(shù)字實(shí)現(xiàn)的方框圖。右側(cè)框中不同功能內(nèi)的數(shù)字表示含有針對指定功能的流程圖的圖號；
圖11到20是描述圖10中指定的不同功能的實(shí)現(xiàn)的流程 圖21示出了說明本發(fā)明在診斷模式中的操作的描圖。注意，背心壓力在低水平下是恒定的；
圖22示出了說明本發(fā)明當(dāng)被配置為在呼吸暫停之后的呼吸機(jī)階段中的相繼的吸氣階段期間輸送斜坡壓力增大以便減弱呼吸機(jī)過沖時(shí)的操作的描圖。在這一例子中，通過外部流量輸入(鼻插管)來觸發(fā)壓力斜坡；以及
圖23示出了說明本發(fā)明當(dāng)在呼吸暫停過程中在選定的呼氣階段中輸送單個(gè)斜坡壓力脈沖時(shí)的操作的描圖。注意，在兩種情況下都在脈沖之后的吸氣過程中打開了氣道。
具體實(shí)施例方式設(shè)計(jì):圖1中示出了優(yōu)選實(shí)施例的概覽。其由可充氣背心、控制器箱(2)以及將背心(I)的內(nèi)腔連接至位于控制器箱(2)內(nèi)側(cè)的風(fēng)機(jī)(5)的輸出(4)的柔性管道(3)構(gòu)成。在靠近箱(2)的管道(3)中插入適當(dāng)?shù)牧髁坑?jì)(6)。盡管可以采用任何類型的流量計(jì)，但是我們采用了 Fleisch呼吸速度描記儀，并將其兩個(gè)端口連接至所述箱內(nèi)側(cè)的差動壓力換能器
(7)的兩個(gè)端口。將管道(3)中的小端口(8)連接至所述箱(2)內(nèi)側(cè)的另一壓力換能器(9)的端口，以測量管道壓力。盡管在這一實(shí)施例中流量計(jì)(6)、壓力端口(8)及其連接位于箱
(2)之外，但是它們可以任選位于所述箱(2)之內(nèi)。多個(gè)控制旋鈕(11)位于所述箱的正面、側(cè)面和背面(圖7到9)。此外，模擬輸入/輸出插座(12)可用于引入輔助輸入信號以及輸出預(yù)期信號，以用于顯示目的或者控制其他裝置。背心(I)是定制的可充氣衣服，其從肩膀到髖骨的上輪緣包覆著軀干(圖2)。內(nèi)壁由高度柔順的材料(乳膠片，0.4mm厚)制成，其能夠使其自身容易地圍繞軀干進(jìn)行模合。相形之下，外壁由對抗拉伸的堅(jiān)硬布料制成。為了使外部膨脹最小化，向背心(I)的外表面施加多個(gè)不可拉伸的帶(13)?？梢园凑詹煌某叽缰圃毂承模赃m合不同身材的受治療者。顯然可以采用其他背心模型。為了向軀干連續(xù)施加正壓(與壓力脈沖相對)，僅包覆肋骨架的背心是優(yōu)選的(參見0017段)。圖3中示出了控制器箱(2)的內(nèi)部的圖示。風(fēng)機(jī)(例如，Ametek Microjammer119349-01) (5)位于控制箱(2)的后部，其用于將空氣泵送到背心中，以便提高背心內(nèi)的壓力。由于外背心壁的勁度和高度順應(yīng)的內(nèi)背心壁，背心壓力幾乎被完全傳送到身體表面。在這一原型中采用的風(fēng)機(jī)(5)能夠生成25cmH20的靜壓，并且能夠在零壓力下生成8.0升/秒的最大流量(圖4)，但是顯然可以使用具有不同壓力和流量范圍的其他模型。通過來自壓力控制器板(15)的電壓輸出(14)來控制風(fēng)機(jī)速度。所使用的流量換能器(7)是Honeywell壓力換能器(DC005NDC4)。所述壓力換能器(9)也是Honeywell換能器(Honeywell DC030NDC4)?？梢允褂闷渌m當(dāng)?shù)膿Q能器。通過生成電信號的標(biāo)準(zhǔn)電子電 路(16)對兩個(gè)換能器的輸出進(jìn)行處理，可以對所述電信號進(jìn)行校準(zhǔn)，以提供管道內(nèi)的流量(17)和壓力(18)的估計(jì)。流量信號的校準(zhǔn)通常為IV/L/s，以及對于壓力而言其通常為IV/10cmH20。外部旋鈕(19)位于所述箱的背部處，以調(diào)整兩個(gè)信號的偏移和增益。從壓力控制器板(15)對含有換能器(7，9)和相關(guān)聯(lián)電路(16)的信號調(diào)節(jié)板(20)供電。通過18伏DC適配器對所述壓力控制器板(15)供電，所述適配器通過電源連接器
(21)連接至所述箱。所述板(15)含有執(zhí)行各種功能的電路，如圖5中所示，并且如下文所述:
對管道阻力(22)的補(bǔ)償:為了估計(jì)背心中的壓力，有必要減去壓力測量部位和背心之間的阻性壓力損失。這是由背心流量*管道阻力所給出的。增益電路(23)接收背心流量信號(17)。對所述增益進(jìn)行調(diào)整，從而與已知的管道阻力匹配。使用加法電路(24)來從壓力信號(18)中減去增益電路的輸出。任選通過模擬輸出端口(12b)來輸出所述加法電路的輸出(Pcomp (25))。監(jiān)測肺部擴(kuò)張速率(患者流量)的電路:可以使用獨(dú)立的裝置(例如，鼻插管、CPAP機(jī)或者經(jīng)處理的呼吸帶(band)信號)來估計(jì)患者流量，并使用模擬輸入連接器(12)來將其直接輸入到壓力控制器板中。替代地，可以在對泄漏和氣體壓縮效應(yīng)進(jìn)行了補(bǔ)償之后從背心流量(17)估計(jì)患者流量。通過管道的流速(背心流量(17))結(jié)合了兩個(gè)分量，有時(shí)包含三個(gè)分量。首先，背心壓力上的變化與進(jìn)出背心的空氣移動相關(guān)聯(lián)，獨(dú)立于軀干體積上的變化。因而，在恒定的軀干(肺)體積下，背心壓力上的增大與流入到背心中的空氣相關(guān)聯(lián)(正背心流量)，反之亦然。與背心壓力上的變化相關(guān)聯(lián)的流量(稱為壓縮流量)是壓力上增大的速率(dP/dt)、背心的順應(yīng)性(C)以及壓力測量部位和背心之間的管道阻力(R)的函數(shù)。后兩種因數(shù)的乘積(RC)是管道/背心系統(tǒng)的時(shí)間常數(shù)。其次，在給定的背心壓力下，如在軀干體積中所反映的肺容量上的變化導(dǎo)致空氣流入和流出背心。在軀干擴(kuò)張時(shí)，空氣必須從背心流出，反之亦然。由肺部擴(kuò)張導(dǎo)致的進(jìn)出背心的流速與患者流量成反比。第三，在存在背心中的泄漏的情況下，空氣流入到背心中以保持壓力。泄漏速率(泄漏流量)是背心壓力(P)的函數(shù)。因而:
背心流量=/dP/dt+/P-患者流量 重新整理:
患者流量(吸入負(fù)流量)=背心流量-#dP/dt-/P
用于從背心流量(26)估計(jì)患者流量的電路結(jié)合了估計(jì)壓縮流量的電路(27)和估計(jì)泄漏流量的另一電路(28)。壓縮流量電路(27)包括與外部可調(diào)整增益電路(0-12.4) (31)串聯(lián)的外部可調(diào)整(例如，0.0127Hz到0.63Hz) (29)高通濾波器(30)。高通濾波器(30)接收經(jīng)補(bǔ)償?shù)膲毫π盘?25)。泄漏流量電路(28)也接收所述經(jīng)補(bǔ)償?shù)膲毫π盘?25)。這一電路(28)僅由將被施加到所述壓力信號的外部可調(diào)整(32)增益因數(shù)構(gòu)成。我們發(fā)現(xiàn)從這一背心系統(tǒng)向外的泄漏幾乎與壓力線性相關(guān)。然后，使用加法電路(33)從背心流量(17)中減去兩個(gè)電路(27，28)的輸出，其中該結(jié)果是患者流量(34)。在圖5的底部區(qū)域(35)中示出了用于在呼吸循環(huán)的選定部分期間輸送壓力脈沖的電路。從背心流量信號(17)生成的患者流量信號(34)只是用于控制在呼吸循環(huán)的選定部分期間輸送的額外壓力脈沖的輸送的定時(shí)的一種可能的輸入。有時(shí)希望使用其他信號用于這樣的觸發(fā)。這尤其是在氣道被完全堵塞時(shí)的情況。在這樣的情況下，來自胸帶之一的信號(例如，Respitrace)可以提供用于識別呼吸階段的更好的信號。而且，在從背心流量得到的信號質(zhì)量較差的某些情形下(由于脈沖施加過程中對壓縮流量的補(bǔ)償不完善)，獨(dú)立地獲得的其他流量信號(例如，來自鼻插管或CPAP機(jī)的)可以被用于觸發(fā)脈沖。出于這些原因，優(yōu)選實(shí)施例能夠接受一個(gè)外部模擬流量輸入(12a)和Respitrace輸入(12a)。外部旋鈕可用于調(diào)整外部流量輸入的偏移(36)和增益(37)。最初對Respitrace信號求微分(38)，以提供擴(kuò)張速率(即流量)。然后使用外部增益控制(39)來對所述信號進(jìn)行放大。外部旋轉(zhuǎn)開關(guān)(35)允許選擇將三個(gè)信號中的哪個(gè)用于脈沖觸發(fā)?？梢园凑赵瓨邮褂眠x定的流量信號或可以在反轉(zhuǎn)(41)之后使用該選定的流量信號。這確定了在吸氣階段還是在呼氣階段輸送脈沖。背心壓力增大的呼吸階段的確定。為了這一功能，使選定的流量信號(42)通過具有滯后作用的相位檢測器(43)。在流量信號超過閾值量(即0.04L/sec)時(shí)生成TTL脈沖
(44)，并且所述TTL脈沖一直持續(xù)到流量降至-0.04L/sec以下。如由逆變器(41)所選擇的流量信號的極性確定了在吸氣還是呼氣過程中將生成TTL脈沖。在TTL脈沖接通時(shí)，傳輸門(45，46)打開，積分器(47)對流量信號進(jìn)行積分，提供與吸入或呼出體積(48)成比例的信號。在一種類型的壓力施加中，壓力與吸入或呼出流量成比例升高。就這種類型的壓力施加而言，所要調(diào)整的是壓力和流量之間的比例關(guān)系。這通過使流量信號經(jīng)過外部可調(diào)整增益電路(49)來完成。然后，將適當(dāng)放大的流量信號傳輸至傳輸門(45)，所述傳輸門
(45)只有在呼吸的選定階段(44)期間是打開的。在另一類型的壓力施加中，壓力與吸入或呼出容積成比例升高。就這種類型的壓力施加而言，所要調(diào)整的是壓力和容積之間的比例關(guān)系。為了實(shí)現(xiàn)這一功能，使容積信號
(48)經(jīng)過外部可調(diào)整增益電路(50)，并然后到達(dá)僅在呼吸的選定階段(44)期間打開的傳輸門(46 )。在又一類型的壓力施加中，壓力根據(jù)指定的斜坡函數(shù)而升高。這里，使流量信號
(42)經(jīng)過具有可調(diào)整觸發(fā)靈敏度控制的觸發(fā)檢測電路(51)，所述控制確定將發(fā)起(52)和終止(53)所述斜坡函數(shù)的流量水平?？烧{(diào)整延遲電路(54)確定開啟切換(52)之后多久將啟動所述斜坡。所述斜坡的形狀和幅度可通過幾個(gè)外部旋鈕(55)進(jìn)行調(diào)整。因而，將所述斜坡的上升階段分解成兩個(gè)階段。通過兩個(gè)旋鈕指定階段I的壓力模式。階段I斜率調(diào)整(56，圖7)確定了壓力的增長速率，以及階段I最大值(57，圖7)確定了階段I期間將達(dá)到的最高水平。階段2開始于達(dá)到了階段I的最大壓力時(shí)。在階段2期間壓力以階段2斜率旋鈕(58)所確定的速率升高。階段2持續(xù)直到達(dá)到如由最大持續(xù)時(shí)間調(diào)整旋鈕(59)所確定的最大持續(xù)時(shí)間為止。斜坡結(jié)束時(shí)的壓力衰減速率也是外部可調(diào)整的(60)。呼吸階段相關(guān)壓力增大的三種可能的驅(qū)動輸入(與流量成比例的函數(shù)、與容積成比例的函數(shù)以及斜坡函·數(shù))會聚在外部旋轉(zhuǎn)開關(guān)選擇器(61)上，該外部旋轉(zhuǎn)開關(guān)選擇器
(61)具有四個(gè)位置，三個(gè)脈沖函數(shù)中的每個(gè)均對應(yīng)著一個(gè)位置，另外一個(gè)位置為“無脈沖”。這允許選擇在選定的呼吸階段期間將應(yīng)用哪一函數(shù)。然后將選定的呼吸相關(guān)驅(qū)動信號(62)傳遞至風(fēng)機(jī)驅(qū)動電路(圖6)。在“無脈沖”位置中，所述裝置僅輸送恒定壓力(PEEP)。到風(fēng)機(jī)電路的最終驅(qū)動輸入由三個(gè)分量構(gòu)成，通過加法放大器將其加到一起(63，圖6)。如早先所指示的，需要少量的恒定壓力來填充背心，并使其體積對軀干體積上的變化敏感。這一輸入(正呼氣終壓，PEEP)受到外部旋鈕(64)的控制。第二輸入是從圖5中描述的電路得到的呼吸相關(guān)驅(qū)動輸入(62)。第三輸入是能夠通過利用位于控制器箱背面上的外部撥動開關(guān)(65)在任意時(shí)間輸送的人工輸入。這一輸入是方波，其具有外部可調(diào)整的幅度
(66)，只要所述開關(guān)(65)接通，所述方波就一直持續(xù)。出于安全的原因，在所述開關(guān)不受人工激活時(shí)將退回到空檔。最終驅(qū)動輸入(67)受到外部調(diào)整旋鈕(68)的壓力限制。最終驅(qū)動輸入(67 )通過標(biāo)準(zhǔn)PID控制器(69，圖6 )來控制風(fēng)機(jī)速度，所述控制器包括計(jì)算誤差信號(71)(即預(yù)期壓力(67)和實(shí)際經(jīng)補(bǔ)償?shù)膲毫?25)之間的差)的加法放大器(70)、具有內(nèi)部可調(diào)整增益電路的微分器(72)、具有內(nèi)部可調(diào)整增益電路的積分器(73)以及被應(yīng)用于誤差信號本身以提供反饋的比例分量的內(nèi)部可調(diào)整增益電路(74)。通過加法放大器(75)來將所述微分(72)、積分(73)和比例(74)分量加起來。然后利用控制風(fēng)機(jī)
(5)的速度的功率放大器(76)來對加法放大器(75)的輸出進(jìn)行適當(dāng)放大。由于這一優(yōu)選實(shí)施例中結(jié)合的所有功能都能夠由使用非?；镜臄?shù)字技術(shù)的軟件所容易地執(zhí)行，因而使用數(shù)字實(shí)施例的本發(fā)明的實(shí)施不需要任何創(chuàng)造性的步驟，并且其被現(xiàn)有的文獻(xiàn)所覆蓋。在圖10中提供了這一實(shí)施例的高層次的數(shù)字實(shí)現(xiàn)的示例。該圖中的各種功能內(nèi)的數(shù)字是指描述指定功能的數(shù)字實(shí)現(xiàn)的圖。數(shù)字實(shí)施例也可以結(jié)合記憶功能，其能夠在居家研究結(jié)束時(shí)被下載，從而建立對治療的診斷或者響應(yīng)。這一優(yōu)選實(shí)施例開發(fā)出了多種多樣的功能。考慮到睡眠相關(guān)呼吸機(jī)能失調(diào)的異質(zhì)性以及對不同的機(jī)能失調(diào)將需要不同的壓力施加模式的期待，這一點(diǎn)是慎重的。具有寬廣的潛能的這種類型的裝置尤其適于個(gè)人無法先驗(yàn)了解什么功能將在特定的患者中起作用的情形。這樣的多樣裝置將適用于探索研究或者用在睡眠實(shí)驗(yàn)室中，以確定哪一功能最佳地適合特定的患者。然而，一旦確定了對于給定患者所需的模式，這樣的復(fù)雜系統(tǒng)就將沒有必要在家徹夜使用(即，用于維持治療)。因而預(yù)想到的是，將制造出只具有有限的功能的裝置來適合不同類型的患者，其中可以去除或者解除不必要的功能。這樣的簡化的實(shí)施例顯然應(yīng)當(dāng)落入本發(fā)明的范圍內(nèi)。這一優(yōu)選實(shí)施例中的大部分控制是人工調(diào)整的。這一點(diǎn)也是慎重的，以便在設(shè)置被改變時(shí)，利用來自呼吸信號的響應(yīng)的視覺反饋來促進(jìn)具有不同的設(shè)置的試驗(yàn)。最后，在商業(yè)產(chǎn)品中，能夠通過邏輯電路自動實(shí)現(xiàn)在這一原型中人工實(shí)現(xiàn)的很多或所有調(diào)整。例如，在用于治療打鼾時(shí)，能夠使用來自聲音探測器的反饋來自動調(diào)整壓力施加的幅度和定時(shí)。對于RERA而言，可以使用反映流量限制等等的適當(dāng)信號來調(diào)整所施加的壓力的幅度。這樣的修改處于本發(fā)明的范圍內(nèi)。所述優(yōu)選實(shí)施例能夠充當(dāng)呼吸監(jiān)測器，其出于診斷目的以及用于治療的輸送。對于診斷功能而言，僅施加小的恒定壓力(PEEP)(即沒有呼吸相關(guān)的進(jìn)一步的增大)。對于這樣的應(yīng)用而言，可以去除或者解除很多功能，并且可以通過小得多的風(fēng)機(jī)(例如，SunonGB1205PHVX-8AY)來輸送所需的壓力(例如2到3cmH20)，可以通過電池對所述風(fēng)機(jī)供電以用于整晚的研究。有利的是，在同一裝置中具備兩種功能，因?yàn)樽畛蹩梢允褂靡环N功能以用于診斷，但是一旦裝置通過內(nèi)置算法確立了存在特定的異常，就可以在當(dāng)晚發(fā)起治療。然而，可以預(yù)見一些制造商可能提供僅用于診斷目的的裝置。這樣的拆分裝置處于本發(fā)明的范圍內(nèi)。操作:理想地，首先在睡眠實(shí)驗(yàn)室中對所述裝置進(jìn)行測試，以確定對校正患者異常所需的壓力施加的類型和幅度。其后可以對治療裝置施加預(yù)期的設(shè)置，以由患者在家所使用。1.將具有適當(dāng)?shù)某叽绲谋承氖┘拥交颊卟⒖圩?。調(diào)整帶(13)，以得到適度適貼的配合(不太緊)。通過管道(3)將背心連接至風(fēng)機(jī)。利用模擬輸出端口(12b)將壓力(18)和加法電路(34)的輸 出顯示在監(jiān)視器上。2.做出泄漏和壓縮調(diào)整:要求患者屏住其呼吸(使聲門閉合)，以便使肺容量在壓力斜坡施加過程中保持恒定。使回路壓力增大到適當(dāng)?shù)乃?例如，20cmH20)。保持壓力，直到背心流量穩(wěn)定為止，其通常在幾秒鐘內(nèi)。之后調(diào)整針對泄漏流量電路(32)的外部增益控制，從而使加法放大器輸出(34)返回到零。在這一點(diǎn)上加法放大器輸出已經(jīng)被泄漏補(bǔ)償。接下來，再次要求受治療者屏住其呼吸，并使回路內(nèi)的壓力增大到適當(dāng)?shù)乃?例如，20cmH20)。對高通濾波器(29)的外部控制以及壓縮補(bǔ)償電路(27)的增益電路(31)的外部控制進(jìn)行調(diào)整，使得加法電路(34)的輸出在壓力的升高階段期間保持接近零。這一過程可能初始需要進(jìn)行幾次嘗試，但是由于這些常數(shù)(背心/管道的RC以及背心的順應(yīng)性)不發(fā)生太大變化，因而此后只需要進(jìn)行微小調(diào)整。此外，可以根據(jù)單次試驗(yàn)在數(shù)學(xué)上計(jì)算出補(bǔ)償設(shè)置，并對其進(jìn)行自動調(diào)整。顯然，能夠在提供這種治療方法的商業(yè)設(shè)備中使這一步驟自動化。3.之后，患者能夠自由地入睡。將呼出壓力設(shè)為(例如)2到3cmH20，并且不施加呼吸相關(guān)的額外壓力(即將旋轉(zhuǎn)開關(guān)(61)被設(shè)為“無脈沖”)。在這種配置中，加法電路輸出
(34)簡單地提供患者流量(例如，圖21)。在患者入睡時(shí)，能夠使用加法電路輸出(34)作為呼吸幅度的原始信號，其允許以極大的精確度識別呼吸不足和呼吸暫停(圖21)。一旦確定了呼吸異常的類型(如果有的話)，那么操作人員利用外部控制來選擇對于緩解異常所需的呼吸相關(guān)壓力的類型和幅度。之后，能夠在治療裝置中使用這些設(shè)置。
在圖22和23中不出了在患者睡著時(shí)對患者的呼吸相關(guān)壓力施加的兩個(gè)例子。在圖22中，在連續(xù)的呼吸中的吸氣階段期間施加壓力斜坡。在圖23中，在呼氣階段期間施加壓力斜坡。本公開的總結(jié)
總結(jié)本公開，提供了用于治療睡眠呼吸暫停和相關(guān)機(jī)能失調(diào)(例如打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒)的方法和裝置，其包括:
-向患者的胸部和/或腹部的外表面施加可充氣器具，所述器具能夠向所述患者的所述胸部和/或腹部施加正壓力，
-使所述背心內(nèi)的壓力連續(xù)上升到設(shè)定的正值(連續(xù)壓力)，以及-監(jiān)測流入和/或流出所述背心的氣流的速率(背心流量)，其中，對所述背心流量進(jìn)行顯示或處理，以獲得有關(guān)所述患者的呼吸特征的信息。
-任選地，根據(jù)與吸氣階段、呼氣階段或者這兩個(gè)呼吸階段相聯(lián)系的指定功能使背心壓力瞬時(shí)增大到所述連續(xù)壓力之上。
-在本發(fā)明的范圍內(nèi)修改是可能的。 ·
權(quán)利要求
1.一種用于診斷和/或治療睡眠相關(guān)機(jī)能失調(diào)的方法，所述睡眠相關(guān)機(jī)能失調(diào)例如是睡眠呼吸暫停、打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒，所述方法包括: 向患者的胸部和/或腹部的外表面施加可充氣器具(背心)，所述器具能夠向所述患者的所述胸部和/或腹部施加正壓力， 使所述背心內(nèi)的壓力上升到設(shè)定的正值(連續(xù)壓力)，以及 監(jiān)測流入和/或流出所述背心的氣流的速率(背心流量)，其中，對所述背心流量進(jìn)行顯示或處理，以獲得有關(guān)所述患者的呼吸特征的信息。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其包括根據(jù)與吸氣階段、呼氣階段或者這兩個(gè)呼吸階段相聯(lián)系的指定功能來使背心壓力瞬時(shí)增大到所述連續(xù)壓力以上。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中，使用反映患者呼吸的外部信號替代背心流量來識別呼吸的階段。
4.根據(jù)權(quán)利要求1到3中的任何一項(xiàng)所述的方法，其中，所述器具是可充氣背心或套囊，并且通過對所述背心或套囊進(jìn)行充氣來施加所述正壓力。
5.根據(jù)權(quán)利要求1到4中的任何一項(xiàng)所述的方法，其中，所述可充氣器具僅對患者軀干的上部進(jìn)行壓縮。
6.根據(jù)權(quán)利要求1到5中的任何一項(xiàng)所述的方法，其包括識別呼吸的吸氣和/或呼氣階段。
7.根據(jù)權(quán)利要求 1到6中的任何一項(xiàng)所述的方法，其包括測量流量和容積變化或者從獨(dú)立源接收流量和容積信息。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其包括與吸入容積成比例改變所述器具內(nèi)的壓力。
9.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其包括與吸入流量成比例改變所述器具內(nèi)的壓力。
10.根據(jù)權(quán)利要求1到7中的任何一項(xiàng)所述的方法，其包括與預(yù)定模式成比例改變所述器具內(nèi)的壓力，其中，在吸氣階段、呼氣階段或者兩階段期間應(yīng)用所述模式。
11.根據(jù)權(quán)利要求1到10中的任何一項(xiàng)所述的方法，其中，僅間歇性地基于從傳感器獲得的反饋來施加所述壓力中變化，所述傳感器例如是打鼾或流量測量傳感器。
12.一種用于診斷和/或治療睡眠相關(guān)機(jī)能失調(diào)的裝置，所述睡眠相關(guān)機(jī)能失調(diào)例如是睡眠呼吸暫停、打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒，所述裝置包括: 可充氣器具(背心)，其能夠被施加到患者的胸部和/或腹部的外表面，所述器具能夠向所述患者的所述胸部和/或腹部施加正壓力， 正壓力源， 管道，其將所述正壓力源連接至所述背心， 電氣和/或數(shù)字電路，其控制所述壓力源并且能夠使所述背心內(nèi)的壓力上升至設(shè)定的正值(連續(xù)壓力)，以及 電路，用于監(jiān)測流入和/或流出所述背心的氣流的速率(背心流量)，其中，對所述背心流量進(jìn)行顯示或處理，以獲得有關(guān)所述患者的呼吸特征的信息。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的裝置，其包括用于根據(jù)與吸氣階段、呼氣階段或者這兩個(gè)呼吸階段相聯(lián)系的指定功能來使背心壓力瞬時(shí)增大到所述連續(xù)壓力之上的電路。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的裝置，其中，使用反映患者呼吸的外部信號替代背心流量來識別呼吸的階段。
15.根據(jù)權(quán)利要求12到14中的任何一項(xiàng)所述的裝置，其中，所述器具是可充氣背心或套囊，并且通過對所述背心或套囊進(jìn)行充氣來施加所述正壓力。
16.根據(jù)權(quán)利要求12到15中的任何一項(xiàng)所述的裝置，其中，所述可充氣器具僅對患者軀干的上部進(jìn)行壓縮。
17.根據(jù)權(quán)利要求12到16中的任何一項(xiàng)所述的裝置，其包括用于識別呼吸的吸氣和/或呼氣階段的裝置。
18.根據(jù)權(quán)利要求12到17中的任何一項(xiàng)所述的裝置，其包括測量流量和容積變化或者從獨(dú)立源接收流量和容積信息的電路。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的裝置，其包括使所述器具內(nèi)的壓力與吸入容積成比例變化的電路。
20.根據(jù)權(quán)利要求18所述的裝置，其包括使所述器具內(nèi)的壓力與吸入流量成比例變化的電路。
21.根據(jù)權(quán)利要求12到18中的任何一項(xiàng)所述的裝置，其包括使所述器具內(nèi)的壓力與預(yù)定部分成比例變化的電路，其中在吸氣階段、呼氣階段或兩階段期間應(yīng)用所述模式。
22.根據(jù)權(quán)利要求12到21中的任何一項(xiàng)所述的裝置，其中，僅間歇性地基于從傳感器獲得的反饋來施加所述壓力中變化，所述傳感器例如是打鼾或流量測量傳感器。
全文摘要
用于診斷和/或治療睡眠呼吸暫停和相關(guān)睡眠機(jī)能失調(diào)(例如打鼾和呼吸努力相關(guān)覺醒)的方法和裝置，包括施加到胸部和/或腹部的外表面的可充氣器具(背心)。使壓力上升到預(yù)定正值。監(jiān)測流入和/或流出所述背心的氣流的速率，其中，對背心流量進(jìn)行顯示或處理，以獲得有關(guān)所述患者的呼吸特征的信息。
文檔編號A61M16/00GK103167849SQ201180039296
公開日2013年6月19日 申請日期2011年6月8日 優(yōu)先權(quán)日2010年6月9日
發(fā)明者M.揚(yáng)斯 申請人:Yrt有限公司