CN102802709A - 真空和正压换气系统以及用于胸内压调节的方法 - Google Patents

真空和正压换气系统以及用于胸内压调节的方法 Download PDF

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基思·卢里
安雅·梅茨格
克特·克鲁格
格雷格·沃斯
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Advanced Circulatory Systems Inc
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Abstract

医疗技术包括用于将正压换气、呼气末正压以及真空施行于人的系统和方法。方法还包括：利用胸内压调节器治疗人以调节或上调人的自主系统，并且利用胸内压调节治疗和主动脉内球囊泵治疗的组合来治疗人。

Description

真空和正压换气系统以及用于胸内压调节的方法
相关申请的交叉引用
本申请是2009年6月19日提交的美国临时专利申请No.61/218,763(代理案卷No.016354-006800US)的非临时专利申请，并且要求其申请日的权益。本申请还涉及2005年1月12日提交的美国专利申请No.11/034,996(代理案卷No.016354-005214US)，该美国专利申请No.11/034,99是2004年3月8日提交的美国专利申请No.10/796,875(代理案卷No.016354-005213US)的部分继续，并且是2003年9月1日提交的美国专利申请No.10/660,462(美国专利No.7,082,945；代理案卷No.016354-005211US)的部分继续，该美国专利申请No.10/660,462是2003年6月11日提交的美国专利申请No.10/460,558(美国专利No.7,185,649；代理案卷No.016354-005210US)的部分继续，该美国专利申请No.10/460,558是2003年4月28日提交的美国专利申请No.10/426,161(美国专利No.7,195,012；代理案卷No.016354-005200US)的部分继续。本申请还涉及美国专利No.5,730,122(代理案卷No.016354-000300US)、美国专利No.6,029,667(代理案卷No.016354-000310US)以及美国专利No.7,195,013(代理案卷No.016354-005212US)。无论如何，将以上列出的提交文件中的每个的全部内容均以参引的方式并入到本文中。
背景技术
本发明的实施方式主要涉及体循环动脉压(systemic pressure)和颅内压的领域。更具体地，实施方式涉及装置和方法，该装置和该方法用于使颅内压降低，使体循环动脉压增高，并增加诸如由创伤性头部损伤、失血以及引起低血压和循环不良的其它损伤和疾病或干预(例如，外科手术和麻醉)所引起的那些体循环重要器官灌注之类的体循环重要器官灌注。实施方式提供了用于维持患者体内的适当的血压和换气的器件，该患者血压低并且不能独立地呼吸以维持重要器官灌注和充氧。
减少的器官灌注导致细胞死亡。低体循环动脉压或就脑部而言的高颅内压使重要器官灌注减少。因此，对于儿童和年轻人而言，头部创伤和休克在美国通常被认为是发病和死亡的主要原因。头部创伤通常导致脑部的肿胀。因为颅骨不可以膨胀，所以脑部内的增大的压力会引起死亡或严重的脑损伤。尽管为了使脑部肿胀减小已经评价过包括换气过度和类固醇的使用在内的多种疗法，但是用于治疗颅内压或改善脑灌注压的有效方法始终是重要的医学挑战。同样，低血压以及多器官损伤和疾病使重要器官灌注减少，并且在与头部创伤相关联时，存在脑部内的压力增大以及脑血流量的随即减少。这些患者具有极高的死亡率，并且同样是主要的医学挑战。
发明内容
本发明的实施方式涵盖了用于调节胸内压、气道压、气管内压以及肺内呼吸气体的容积的技术。有利地，某些步骤涉及使颅内压和眼压降低并在胸腔是完整的时使体循环动脉压增大。本发明的类似实施方式还可以使用在胸廓开放的患者体内。肺容量和压力可以改变，然而由于回路是开放的，因此胸内压可以保持不变。在一些情况下，可以在施加真空之前提供呼气末正压(PEEP)。在一些情况下，可以在施加真空之后提供PEEP。PEEP的添加可以为患病的或受损的肺提供附加氧合和保护，而不只是正压呼吸所做的。在一些情况下，胸内压调节(IPR)的使用可以调节自主神经系统并且改变大脑循环和系统循环。并且在一些情况下，IPR和主动脉内球囊泵(IABP)的组合可以比单独提供IPR和IABP中的任何一个在加强循环方面的效果提供更大的效果。在一些情况下，当例如在开心脏术期间已经打开胸腔时施加IPR疗法时，肺在正压(吸气)阶段期间充满呼吸气体，并且在呼气阶段期间从肺主动地抽取呼吸气体。这导致肺内的血液快速移位到左心房中，从而以血液来灌注左心。通过交替地以呼吸气体填充肺并为来自右心的血液同时提供空间，并且随后抽取呼吸气体并向前推动肺储存器内的血液，肺充当蠕动海绵以吸收来自右心和静脉循环的血液并且将其传送至左心。通过‘绞拧该海绵’，肺实质的扩张和收缩在低的或减弱的血液循环的背景下提供了用于向前推进血液的新手段。该‘绞拧’过程之前或之后添加PEEP提供了用于帮助保持氧合并且维持和保护肺功能的手段。在该过程期间，吸气阶段期间传送的潮气量可以改变，并且通过该方法或装置移除的呼吸气体的速率可以或直接或间接地随着传送的潮气量的变化而改变，从而提供用于获得所需目标气道压和/或胸内压的手段。甚至在例如在开心脏术期间或之后，胸腔对大气压开放时，提供IPR疗法的方法和装置因此可以用于增强循环并使血压升高。只要该方法和装置允许将呼吸气体移进和移出肺(两个肺)，就可以将其施加于两个肺或仅一个肺。
利用IPR疗法实现的肺内压力的变化是肺呼吸气体容积变化的直接结果。利用每次正压换气，气体容积增大，并且在主动抽取气体时，气体容积降低。在该过程中，从肺中挤出血液，并且血液由于心脏内的无损伤的单向阀(在该情况下，为肺动脉瓣和二尖瓣)而仅可以向前移动。由此，在抽气阶段期间，将血液从充当巨大储存器的肺中抽出，并且在肺扩张时，呼吸气体填充肺泡并且间接使动脉和静脉床结构恢复，以使肺一扩张，来自右心的血液就冲入到肺血液储存器中。呼吸气体通过IPR疗法的主动注入和移除提供了用于将血液泵送到左心中的新手段。注意到以下事实是很重要的，即，当胸廓对大气压开放时，随后由于胸腔中非肺结构内的压力不再随着气道或肺压的变化而改变，因此肺容量的变化不改变颅内压。
在一个实施方式中，本发明提供一种用于使颅内压或眼压降低并在胸腔是完整的时使系统血压和器官灌注增大的装置。该装置包括外壳，该外壳具有入口开口和适合于与人的气道接口连接的出口开口。该装置还包括阀系统，该阀系统能够操作成调节在自发或人工吸气期间流动穿过外壳并且流到人的肺中的呼吸气体流动。对于需要人工吸气的人，阀系统可以附接于真空源。该阀系统有助于在自发吸气期间并在不主动地传送呼吸时的不呼吸患者体内使气道压降低以继而使颅内压或眼压降低并使体循环灌注压增大。该阀系统还可以用于通过使胸腔内的压力降低而使头部中的压力连续地或间歇性地降低。另外，当不提供正压换气时，本发明使左心和右心内的压力降低。包括心脏的胸腔中的降低的压力将更多的血液抽回至心脏，从而有助于使心脏功能的效率和心输出量增大。本发明可以因此用于治疗包括但不限制于遭受颅内压升高、眼压升高、休克、低血压、循环性虚脱、心动停止、心力衰竭、术中低血压的患者以及透析患者的遭受多种疾病状况的患者。它还可以在诸如有关肝或肠的手术之类的外科手术期间使腹内静脉压降低，并且同时为诸如肾脏、脑部以及心脏之类的这些和其它重要器官提供更多的血流量。通过使静脉压降低，其会有助于在外科手术期间减少失血。通过前述机构，新方法和装置还可以治疗与败血症、多创伤性器官损伤、以及急性呼吸窘迫综合症(ARDS)相关联的低血压和循环不良。本发明还可以用于使‘间室综合症’中的静脉压降低并且因此有助于使更多的血液循环起来并维持组织活力和功能。本发明可以基于如下发现：即，胸内压的降低导致颅内压降低并增大流至心脏的血流量。在开胸患者体内，该装置可以使气道中和肺中的压力降低，从而将呼吸气体从肺中移除。这导致利用每次施加真空来‘绞拧’就像湿海绵一样的肺，并且由于肺动脉瓣防止反向的跨肺流动，因此这迫使肺中的血液进入到左心中。利用下一次吸气，呼吸气体填充肺，并且血液冲入到肺中。利用下一次施加低位真空挤出血液。同样，气道压的变化提供了肺泵以交替性地将血液从肺中挤出，并且利用每次正压呼吸在肺内提供空的血管储存器，该空的血管储存器利用来自右心内的血液进行快速地再充填。
当胸腔是完整的时，这种装置还可以用于促进脑脊液的运动。这样做，可以进一步降低颅内压。这种装置可以因此用于治疗遭受与升高的颅内压相关联的头部创伤的人以及遭受引起低系统血压的状况的人。
在一个方面中，阀系统构造成在胸内负压达到约-2cmH2O到约-20cmH2O的范围内的压力时打开以允许呼吸气体在自发呼吸期间随意流至人的肺，以使胸内压降低并由此使颅内压或眼压降低。这样，胸内负压被降低直到达到阈值压力，此时，阀打开。循环可以连续地或周期性地重复以使胸内压反复地降低。在另一个方面中，阀系统构造成产生约-2cmH2O到约-20cmH2O的范围内的压力，以使胸内压降低并由此使颅内压或眼压降低，并且增大至心脏的血流量。该装置可以包括用于反复按压胸廓的器件或与其一起使用以改善低血液循环或心动停止的患者体内的血液循环。可以利用自动胸廓按压装置、环绕背心、手动胸廓按压装置等来完成按压。这会增加至低血液循环的患者体内的心脏和脑部的血流量。当该装置按压胸廓时，血液被迫从心脏中流出以使重要器官的灌注增加。当释放按压器件时，血液流回到心脏中。在一些情况下，减压装置还可以用于使胸廓自动地提升或使胸廓自动地减压以增大返回至心脏的血流量。
该装置还可以包括用于使人通过阀系统进行人工吸气的器件。例如，该装置可以利用电极、铁肺胸甲装置、胸廓提升装置、呼吸器等。通过使胸廓内的压力降低，呼出气体流动到肺中并且提供氧气。通过连续按压胸廓并随后使胸廓减压，胸廓变成风箱，血液循环并且交换呼吸气体。可以诸如通过利用ECG之类的利用心脏的自然收缩来安排该动作的时间。在一个实施方式中，按压胸廓，并且随后，使胸廓能够弹回至其静止位置以使血液和呼吸气体循环。在每次胸壁弹回之后，一种装置用于使胸内压降低以产生胸内真空，从而增大返回至心脏的血流量。在另一实施方式中，胸廓受到按压并且随后自动地减压以使血液和呼吸气体循环，并且在每次胸廓减压之后，一种装置用于使胸内压降低以产生胸内真空，从而增大返回至心脏的血流量并同样使颅内压降低。可以用于使胸内压降低的装置包括任何类型的真空装置或真空源，其包括结合到呼吸器中的真空装置或真空源。在减压的至少一部分期间，可运行呼吸气体随意流动至肺以提供适当的换气。
在另一实施方式中，该装置可以包括通过在气道内施加真空而使胸内压降低的器件。可以在频率、幅度以及持续时间方面来调整真空。当胸腔是完整的时，这导致颅内压的与所施加的真空度成比例的降低。因此，可以仅通过操纵气道压以使胸内压降低来降低颅内压。另外，在胸腔内产生的真空增大了返回至心脏的血流量，从而同时增大了心输出量和系统重要器官灌注。这种真空可以从外部真空源通过气道或肋骨之间的胸管产生，或可以利用能够施加负压的呼吸器来产生这种真空。
该装置还可以包括用于改变阀系统的阻抗或阻力的水平的机构。它可以包括在按压胸廓时添加呼气正压。该装置可以与至少一个构造成监控人的至少一个生理参数的生理传感器组合使用。这样，用于改变胸内压的水平的机构可以构造成从传感器接收信号并基于该信号来改变阀系统的阻抗水平。可以使用的传感器的示例包括测量呼吸速率、胸内压、气管内压、血压、右心压力、心率、呼气末CO2、氧气水平、颅内灌注压、以及颅内压的传感器。当胸腔是不完整的时，该装置还可以包括用于改变阀系统的阻抗水平的机构。它可以包括添加呼气正压。该装置可以与至少一个构造成监测人的至少一个生理参数的生理传感器组合使用。这样，用于改变肺内的呼吸气体的压力和/或容积的机构可以构造成从该传感器接收信号并基于该信号来改变阀系统的阻抗水平。这又调节呼吸气体容积和/或压力的大小以及将气体主动地灌输到肺中和从肺中抽取出的速度。可以使用的传感器的示例包括测量气道压、气管内压、血压、右心压力、心率、呼气末CO2、氧气水平、以及左心压力的传感器。
在一个方面中，联接机构可以用于将阀系统联接于人的气道。联接机构的示例包括咬口、气管内导管、声门上导气管、以及面罩。
多种阀系统可以用于使人的胸内压或灌输到肺中并且随后从肺中抽取出的呼吸气体的容积减小。例如，可以使用的阀系统包括具有弹簧偏置装置的阀系统、具有自动系统、电子系统或机械系统以使阀腔封闭和打开的阀系统、鸭嘴阀、球阀、其它压力应动阀系统，该其它压力应动阀系统能够在经受由自发呼吸和/或用于操纵胸内压的外部器件(诸如呼吸器、膈神经刺激器、铁肺等)所引发的低压差时打开和关闭。
在另一实施方式中，本发明提供一种用于在胸腔是完整的时使颅内压或眼压降低的方法。系统和方法非常适合于使用在开胸的患者体内。肺容量和压力可以改变，然而由于回路是开放的，因此胸内压可以保持不变。当胸廓是开放的时，该步骤通常不使颅内压降低。根据该方法，阀系统联接于人的气道并且构造成使流动至人的肺的呼吸气体至少周期性地减少或防止呼吸气体流动至人的肺。利用联接于气道的阀系统，人的胸内负压被反复地降低以相继使得将血液从头部运输出去的静脉血管中的压力反复地降低。这样做，降低了颅内压和眼压。这种方法还促进脑脊液的运动。这样做，进一步降低了颅内压。同样，该方法还可以用于治疗遭受与升高的颅内压相关联的头部创伤的人、遭受诸如心房纤颤和心力衰竭之类的使颅内压升高的心脏病的人、以及遭受由心输出量的减小或心功能的降低随意部分或全部地引起的低血压的人。
随着人通过阀系统反复地吸气，人的胸内负压可以被反复地降低。这可以通过人的自身努力(被称之为自发呼吸)或通过人工地使人通过阀系统反复地吸气来实现。例如，通过反复地刺激膈神经、通过利用铁肺胸甲装置来操纵胸廓、通过利用呼吸器在胸腔内产生负压、通过将真空施加在可以通过阀系统调节的胸腔内、通过施加以每分钟约200次到每分钟约2000次的速率供应振动的高频呼吸器等，人的胸内压可以在胸腔是完整的时降低。使胸内压降低可以用于将呼吸气体抽到肺中，将更多的血液抽回至心脏，或二者。使胸内压降低还可以用于使颅内压和眼压降低。
在另一方面中，阀系统的阻抗水平可以是固定的或可变的。如果是可变的，则可以测量人的至少一个生理参数，并且该阻抗水平可以基于测量到的参数而变化。
为了将阀系统联接于气道，可以诸如通过利用咬口、气管内导管、面罩等利用多种技术。此外，可以防止呼吸气体通过阀系统进入肺直到实现约0cmH2O到约-25cmH2O的范围内的胸内负压，此时，阀系统允许呼吸气体流动至肺。
在另一实施方式中，本发明提供了一种用于治疗遭受与升高的颅内压相关联的头部创伤的人的方法。根据该方法，将正压呼吸传送至胸腔完整的人。通过附接于位于呼吸器与人的气道之间的装置以产生胸内真空的真空源从人的气道中抽取呼吸气体。继而，这使颅内压降低并且还可以使将血液从头部运输出去的静脉血管中的压力降低。在一些选择方案中，将正压呼吸传送至肺以提供呼吸气体。传送正压呼吸并且抽取呼吸气体的步骤被反复以使该治疗继续。此外，无需每次都在抽取气体之前提供正压呼吸，而是仅在需要提供适当的换气时提供正压呼吸即可。在一些情况下，可以在气体的抽取之前或之后施加PEEP。利用该步骤，该方法和装置提供了3阶段手段用于调节气道压和在胸腔是完整的时调节胸内压：使肺扩张，将气体从肺中移除，并且通过PEEP使肺部分扩张成使肺不张减少并帮助维持肺完整性。在一些情况下，血容量可以通过利用利尿剂或包括但不限制于故意失血或血容量衰竭的其它手段而减小，以增强通过使胸内压降低而使颅内压降低的效果。
在一些选择方案中，患者还可以利用外部胸正压源从外部操纵他或她的胸内压，同时提供正压呼吸并从气道中抽取气体。外部胸正压源的示例包括机械胸外背心、身体用胸甲、按压活塞、按压杯等。可以向这些装置供应来自诸如气动源、电源、燃烧源等之类的多种源的能量。此外，可以例如利用ECG活动之类的利用心搏来安排外部按压的时间。此外，外部按压和/或正压呼吸和真空的施加可以与侵入性器件组合使用以例如通过将血液从患者体内移除来保持血压。此外，在一些情况下，患者的胸廓还会需要被至少周期性地减压。在这种情况下，阀可以放置在患者的气道中以在至少一段时间内防止空气冲入到患者的肺中，而使产生的胸内负压的幅度增大。
在一个方面中，利用机械呼吸器执行正压呼吸的传送和气体的抽取。可以利用恒定抽取或脉冲抽取来抽取呼吸气体。
在又一个方面中，可以在约250毫秒到约2秒的范围内的一段时间内传送呼吸。此外，可以以约每秒0.1升到约每秒5升的范围内的速率传送呼吸。在另一方面中，真空可以保持在压力水平为约0mmHg到约-50mmHg。可以利用负流动或不利用任何流动来保持该真空。供应正压呼吸的时间相对于抽取呼吸气体的时间而言可以在约0.5到约0.1的范围内。可以在250毫秒到约10秒的范围内的持续时间内从肺中抽取呼吸气体。实现目标气道负压的时间可以根据所传送的潮气量的多少或预期临床效果而变化。这可以由操作者手动地调整或由IPR装置或方法以自动的方式调整。该过程可以包括反馈环路，使得在例如潮气量增大时，主动气体抽取过程加速，以使得以与更低潮气量的速率相同的速率实现目标气道负压。
多种设备可以用于抽取呼吸气体，该多种设备包括机械呼吸器、膈神经刺激器、呼吸器袋、附接于气道装置的真空装置、铁肺胸甲装置、胸管等。在一些情况下，阈值阀还可以联接于人的气道。该阈值阀可以构造成在成人的胸内负压超过约-3cmH2O时打开。对于儿科病例，该阀可以在压力超过约-2cmH2O到约-5cmH2O时打开。这样，在人吸气时，可以使胸内负压降低。当人利用机械呼吸器换气时，可实行IPR方法以使气道压周期性地降低，从而加强循环并在胸腔是完整的时使颅内压降低。在一些情况下，IPR方法和装置将被结合到用于提供正压换气的器件(例如复苏器袋、机械呼吸器、或麻醉机)中。在一些实施方式中，在利用机械呼吸器以不同的吸呼(I∶E)比治疗患者时，可实施IPR疗法。例如，可以以更高的I∶E比(2∶1至5∶1)来治疗患者，并且在每次吸气之后，IPR将在正压恢复之前在100毫秒变化至2秒的时间段内将气道压和/或胸内压降低到-1mmHg到-20mmHg。用这种方法，可以从患者的肺中快速地抽取呼吸气体，并且可以增强循环。
多种方案均可以用于传送和抽取呼吸气体。例如，呼吸气体可以抽取以获得约-5mmHg到约-10mmHg的压力，并且随后保持大致恒定直到下一次正压呼吸。作为另一示例，可以缓慢地传送该正压呼吸，并且可使胸内压快速地降低至约-10mmHg到约-20mmHg的压力，并且随后逐渐地朝向约0mmHg增大。作为又一示例，可使胸内压缓慢地降低至约-20mmHg的压力。
在又一个实施方式中，本发明提供了一种用于使胸内压降低的装置。该装置包括具有适合于将外壳联接于人的气道的接口的外壳。真空源与该外壳流体连通以用于从人的肺和气道中反复地抽取呼吸气体，从而产生胸内负压并周期性地保持该胸内负压。真空调节器用于调节呼吸气体从人的肺和气道中的抽取。此外，正压源与外壳流体连通以用于在需要时将正压呼吸间歇性地供应至人。这种装置可以用于治疗诸如与升高的颅内压相关联的头部创伤、低血压、低血液循环、低血容量、心动停止以及心力衰竭之类的多种疾病。
在一些情况下，切换机构可以用于停止呼吸气体的抽取或正压呼吸的传送。可以使用诸如机械装置、磁装置、以及电子装置之类的多种切换机构。此外，多种真空源可以用于抽取呼吸气体，该多种真空源包括机械呼吸器、带有真空调节器的真空装置、膈神经刺激器、胸外背心、呼吸器袋、和铁肺胸甲装置、抽吸管线、附接于氧气罐的文丘里装置等。
为了调节该真空，阈值阀可以放置成与人的气道流体连通。阈值阀可以构造成在人的胸内负压达到约-3cmH2O到约-20cmH2O时打开以允许呼吸气体流动到人的气道中。此外，可将诸如机械呼吸器、手持袋瓣式复苏器、口对口装置、或用于提供间歇性的正压换气的器件之类的多种压力源用于传送正压呼吸。多种计量器可以结合到联接于传感器的装置中以测量例如施加于患者的真空压力和诸如气管内压或颅内压之类的其它生理测量值。
在一个特定方面中，本发明提供使胸廓能够被按压和减压、类似于将胸廓转变成风箱的方法和装置。如在本文中所述，多种装置或系统可以用于按压胸廓并使胸廓减压。此外，阻抗阀和/或胸内真空调节器可以用于在不主动地按压胸廓或主动地使其减压时使胸廓内的胸内压降低，以增大返回至心脏的血流量并使颅内压降低。任选地，该装置可以具有提供周期性的正压换气的能力。在一个具体的选择方案中，可以诸如通过使用ECG之类的利用心搏来安排按压的时间。此外，与每次按压之后相比，减压会较少地发生。例如，胸廓可以每分钟减压约6次到约30次以提供适当的负压换气，即，真空在胸腔内的产生，以例如通过利用铁肺、膈神经刺激、粘附于胸廓的抽吸杯等自然地通过未受阻的气道吸入空气。这种装置由此提供一种通过负压换气和/或通过正压换气来人工地保持血压和换气的方式。该装置还增强了重要器官循环并且同样使能够或不能够呼吸的低血压的患者体内的颅内压降低。
在一个方面中，本发明的实施方式涵盖了用于治疗患者的医疗方法。示例性的方法可以包括将正压换气施行于人的气道，在施行正压换气之后将呼气末正压施行于人的气道，以及在施行呼气末正压之后将真空施行于人的气道。相关的示例性方法可以包括将正压换气施行于人的气道，在施行正压换气之后将真空施行于人的气道，以及在施行真空之后将呼气末正压施行于人的气道。
在另一方面中，本发明的实施方式涵盖了操作胸内压调节系统的方法。方法可以包括释放换气控制阀以传送正压换气，启动换气控制阀和真空传送阀，释放PEEP传送阀并且以调定压力将呼气末正压从内部气体混合器传送至患者，使PEEP阀通电并且使真空传送阀断电以为患者的气道产生调定真空，以及任选地重复前述方法步骤中的任何一步。
实施方式还涵盖了用于为个人提供胸内压调节治疗的系统。在一些情况下，系统可以包括混合气体压力源、PEEP传送机构、真空源、真空调节机构、真空传送机构、换气控制阀、过程控制器、呼吸器机构、以及患者连接件。
在一些方面中，本发明的实施方式涉及了用于治疗患者的方法，该方法包括利用胸内压调节器治疗患者以便调节人的自主系统。
在又一个方面中，实施方式涵盖了胸内压调节器系统，该胸内压调节器系统可以包括例如压力计、呼吸器端口、入口盖、本体、患者端口、真空杆、具有活塞和阀面的阀、以及膜片。
在一个方面中，本发明的实施方式包括将呼吸气体从患者体内移除的方法。示例性方法可以涉及将真空施加于患者的气道，以及以基于所传送的潮气量的大小的速率将呼吸气体从患者体内移除。
在又一个方面中，本发明的实施方式可以包括用于治疗人的医疗方法，该方法涉及利用胸内压调节治疗和主动脉内球囊泵治疗的组合来治疗人。
在另一个方面中，实施方式涵盖了用于在患者治疗期间使麻醉气体再循环的系统。这种系统可以包括例如气管内(ET)导管或面罩、胸内压调节器仪器(ITPR)、患者Y形管、ITPR真空管线、负压发生器、回路仪器、负压发生器仪器、真空恢复仪器、以及麻醉机。
根据一些方面，实施方式涵盖了用于在医疗程序期间使麻醉气体再循环的系统和方法。这种技术会涉及使气体在麻醉机内再循环至增加的流量，或在单独的室或洗涤器系统中捕获呼出气体。
本发明的实施方式还包括用于为个人提供胸内压调节治疗的系统。这种系统可以包括第一控制阀、第二控制阀、正吸气鼓风机机构、N-Exp鼓风机机构、呼吸器机构、以及麻醉机。
在又一个方面中，本发明的实施方式涉及用于利用自动呼吸器系统或麻醉机治疗患者的方法。方法可以包括例如将胸内压调节治疗施行于患者以增强患者体内的循环。方法还可以包括当患者的胸腔是完整的时使患者的颅内压降低。方法可以任选地包括在胸内压调节治疗之后将PEEP治疗施行于患者的气道。
在另一个方面中，示例性实施方式包括治疗患者的方法，该患者遭受败血症、休克、心力衰竭、心动停止、急性呼吸窘迫综合症、多发性损伤、头部疾病、肝或门静脉压升高、在腹部、头部以及颈部手术期间出血或开心手术期间循环不良，或处于发展以上状况的风险之中。实施方式还可以包括用于在用于低血液循环或低血压的治疗期间使患者体内的流体需求量减少的方法，或用于增强患者体内的微循环的方法、或用于增强患者体内的药物循环的方法。这种方法中的任何一种均可以任选地包括将胸内压调节治疗施行于患者。
在一个方面中，本发明的实施方式涵盖了用于为处于危急中的患者提供治疗的方法，该方法包括将胸内压调节治疗方案施加于该患者，并将CPR治疗方案施加于该患者。本发明的实施方式还可以包括确定是否将静脉内容量替代疗法施行于患者。这种方法可以包括将IPR治疗方案施行于患者，评估患者体内的血压，以及如果患者体内的评估血压快速地升高，则将静脉内容量替代疗法施行于该患者。在一些示例中，该静脉内容量替代疗法可以包括晶体制剂至患者的传送。在一些示例中，该静脉内容量替代疗法可以包括胶体制剂至患者的传送。
在另一方面中，根据本发明的实施方式的医疗治疗可以包括将叹息式呼吸间歇性地施行于患者。叹息式呼吸可以在机械换气程序的过程期间施行于患者，例如在技师或操作员正挤压呼吸器或机械上的袋，以便将一定量的扩张传送至患者的肺泡，由此为患者的肺系统提供保护作用。
本发明的实施方式涵盖了用于为个人提供胸内压调节治疗的系统和方法。示例性系统包括可调整的负压机构、正压换气机构、以及可调整的持续气道正压机构，其中，在系统处于循环辅助模式中时，该可调整的负压机构将可调整的负压治疗传送至患者，在系统处于换气模式中时，该正压换气机构将正压换气治疗传送至患者，在系统处于CPAP模式中时，该可调整的持续气道正压机构将可调整的持续气道正压治疗传送至患者。任选地，换气机构可以包括麻醉机。在一些情况下，系统包括低气压机构，在正压换气机构将正压换气治疗传送至患者之后，该低气压机构将低气压治疗传送至患者。相关地，系统可以包括用于接收操作者选定输入和操作者确定输入的控制机构或处理器，该操作者选定输入指明了从由循环辅助模式、换气模式、以及CPAP模式组成的组中选定的模式，该操作者确定输入启动与该操作者选定输入相关联的所指明的模式。在一些情况下，治疗系统包括将供氧治疗传送至该患者的供氧机构。系统还可以包括构造成用于与电池相关联的电力输入。在一些情况下，治疗系统包括与电力输入操作性地相关联的电池。任选地，治疗系统可以包括呼气末正压机构，在正压换气机构将正压换气治疗传送至患者之前，该呼气末正压机构将呼气末正压治疗传送至患者。在一些示例中，治疗系统包括诸如生理传感器或机械传感器之类的传感器机构。可以基于从传感器机构接收到的信息至少部分地控制治疗系统的操作。
在一些示例性系统中，正压换气机构使正压换气治疗至患者的传送与患者胸廓在心肺复苏(CPR)程序期间的按压和减压同步。系统还可以包括低气压机构以及用于接收操作者选定输入和操作者确定输入的控制机构或处理器，其中，在正压换气机构将正压换气治疗传送至患者之后，该低气压机构将低气压治疗传送至患者，该操作者选定输入指明循环辅助模式、换气模式、以及CPAP模式，该操作者确定输入启动与该操作者选定输入相关联的所指明的模式。相关地，系统可以包括将供氧治疗传送至患者的供氧机构。在一些情况下，治疗系统包括构造成用于与电池相关联的电力输入、以及与该电力输入操作性地相关联的电池。此外，治疗系统可以包括呼气末正压机构，在正压换气机构将正压换气治疗传送至患者之前，该呼气末正压机构将呼气末正压治疗传送至患者。该正压换气机构可以使正压换气治疗至患者的传送与患者胸廓在心肺复苏(CPR)程序期间的按压和减压同步。
在一些方面中，治疗系统包括具有压力计的传感器组件、以及反馈组件。该传感器组件可以检测CPR治疗期间胸廓按压和减压的次数和质量，并且该反馈组件可以为在患者身上执行手动按压的人提供实时反馈。该实时反馈可以包括与CPR治疗的质量相关的信息，并且该信息可以包括关于深度数据(例如胸廓按压的深度)、全胸壁弹回数据、以及暂停持续时间数据的数据。在一些情况下，传感器可以检测患者气道内的压力或胸廓按压的深度或力，并且这种信息可以发送穿过反馈组件，该反馈组件为向患者提供CPR或疗法的人提供反馈。任选地，治疗系统可以包括集成除纤颤器机构，该集成除纤颤器机构具有传感器电极、电容器、以及将除纤颤治疗传送至患者的高能除纤颤机构。除纤颤器机构可以提供包括单相电击、双相电击、多相电击、或其任何组合在内的治疗。在一些情况下，治疗系统可以包括调整机构，该调整机构基于来自患者的测量到的生理信号来调整可调整的负压机构、正压换气机构、持续气道正压机构、或其任何组合。测量到的患者的生理信号可以包括例如血压信号、呼气末CO2信号、或脑部O2信号。在一些情况下，治疗装置可以包括与外部医疗装置通信的通信模块。例如，通信模块可以包括蓝牙组件或射频组件。在一些示例中，该通信模块与诸如除纤颤器或自动胸廓按压机之类的外部医疗装置通信。
根据本发明的实施方式的治疗系统还可以包括正时机构，该正时机构使由可调整的负压机构、正压换气机构、或持续气道正压机构提供的胸内压的变化与诸如除纤颤电击程序或胸廓按压和减压程序之类的医疗装置治疗相协调。示例性治疗系统还可以包括用户界面。在一些情况下，用户界面包括圆形控制面板。在一些情况下，用户界面包括对称的控制面板。任选地，用户界面可以包括具有三个沿圆周布置的轮缘段。治疗系统还可以包括将双相气道正压治疗传送至患者的双相气道正压机构。
在又一方面中，本发明的实施方式包括一种用于在胸内压调节治疗期间使个人体内的心输出量、心搏量、以及脉压增大的系统。治疗系统可以包括将正压换气治疗传送至患者的正压换气机构，并且该正压换气治疗可以包括一系列重复的正压换气。治疗系统还可以包括在连续的正压换气之间从患者体内主动地抽取呼吸气体的呼吸抽取机构。任选地，该系统的重量可以小于12磅。在一些系统实施方式中，正压换气机构或呼吸抽取机构可以操作成基于测量到的患者参数利用反馈环路自动地调节气道负压的水平。在一些情况下，测量到的患者参数提供增强的循环的指示器。在一些情况下，测量到的患者参数可以包括呼气末二氧化碳、心输出量、经胸阻抗、肌肉氧合、肌肉pH值。
示例性系统可以包括处理器和与该处理器相联的存储器。该存储器可以包括正压换气代码模块和呼吸抽取代码模块，该正压换气代码模块包括用于操作正压换气机构的指令，该呼吸抽取代码模块包括用于操作呼吸抽取机构的指令。在一些情况下，治疗系统包括具有两个支路的回路、保持吸入气体与呼出气体之间的分开的歧管、以及抵抗冲击和湿气的可移除保护壳体。治疗系统还可以包括促进呼吸控制的传感器组件。更甚者，治疗系统可以包括有助于对呼气阻力进行控制的的鼓风机机构。任选地，系统可以构造成使得鼓风机机构基于反馈控制环路操作。
在另一方面中，本发明的实施方式包括胸内压调节系统的用户界面。示例性用户界面可以包括基本模式显示器，该基本模式显示器带有具有一组患者尺寸选定输入的循环辅助模式子界面、具有一组患者尺寸选定输入的换气模式子界面、以及具有一组压力选定输入的持续气道正压(CPAP)模式子界面。该界面还可以具有带有气道正压部分和气道负压部分的气道压显示器。界面还可以包括模式确认子界面和带有手动控制界面的高级模式显示器，该手动控制界面器具有呼吸速率选定输入、潮气量选定输入、呼气末正压选定输入、以及循环辅助选定输入。在一些情况下，用户界面可以包括能够锁定高级模式显示器的使用的锁定机构。任选地，循环辅助模式子界面、换气模式子界面、以及持续气道正压(CPAP)模式子界面可以布置为圆的三个沿圆周布置的轮缘段。
在又一方面中，本发明的实施方式涵盖了一种用于治疗患者的胸内压调节器系统。示例性系统包括患者端口、呼吸器端口、真空端口、以及用于控制流体流动的阀，其中，该患者端口与患者流体连通，该呼吸器端口与用于促进经由患者端口施行于患者的正压换气程序的呼吸器机构流体连通，该真空端口与用于促进经由患者端口施行于患者的真空程序的真空机构流体连通。在正压换气程序的施行期间，该阀可以操作成允许呼吸器端口与患者端口之间的流体流动并且抑制真空端口与患者端口之间的流体流动。在真空程序的施行期间，该阀可以操作成抑制呼吸器端口与患者端口之间的流体流动并且允许真空端口与患者端口之间的流体流动。任选地，呼吸器机构可以包括麻醉机。在一些情况下，系统包括与阀操作性地相关联的呼气末正压机构。任选地，该阀可以操作成在呼气末正压治疗的施行期间允许呼气末正压机构与患者端口之间的流体流动，该呼气末正压治疗的施行在真空程序的施行之前或之后发生。在相关的实施方式中，系统包括与患者端口流体连通的压力传感器。压力传感器可以指示正压换气程序的施行期间的正压施加和真空程序的施行期间的负压施加。在一些示例中，在正压换气程序开始时，该阀操作以抑制呼吸器端口与患者端口之间的流体流动并抑制真空端口与患者端口之间的流体流动。
在相关的方面中，本发明的实施方式提供用于治疗患者的胸内压调节器系统。该系统可以包括处理器，该处理器接收指明循环辅助模式、换气模式、或持续气道正压模式的操作者选定输入。该系统还可以包括与该处理器操作性地相关联的歧管组件。该歧管组件可以具有与吸气平面流体连通的氧气入口端口。该氧气入口端口可以从氧气源接收氧气。该歧管组件还可以包括与吸气平面流体连通的空气进气口。该空气进气口可以从空气源接收空气。该歧管组件还可以包括与呼气平面流体连通的呼出气体排气口。该呼出气体排气口可以使呼出的气体能够朝向负压机构穿过该呼出气体排气口。该歧管组件还可以包括患者回路接口，该患者回路接口具有朝向患者传输空气和氧气的吸气腔和将呼出的气体远离患者传输的呼气腔。治疗系统还可以包括吸气控制阀组件、呼气控制阀组件、以及固定的或可调整的负压机构，该吸气控制阀组件控制吸气平面与吸气腔之间的流体流动，该呼气控制阀组件控制呼气平面与呼出气体排气口之间的流体流动，该固定的或可调整的负压机构在系统处于循环辅助模式中时将负压治疗经由呼气腔传送至患者。在一些情况下，该系统包括正压换气机构、或可调整的持续气道正压机构、或二者，在系统处于换气模式中时，该正压换气机构将正压换气治疗经由吸气腔传送至患者，在系统处于持续气道正压模式中时，该可调整的持续气道正压机构将可调整的持续气道正压治疗经由呼气腔传送至患者。任选地，呼吸器机构可以包括麻醉机。任选地，该系统可以包括将呼气末正压治疗传送至患者的呼气末正压机构。一些治疗系统包括用户显示器和诸如生理传感器或机械传感器之类的传感器机构。该处理器可以操作成基于从传感器机构接收到的患者信息将显示指令传输至用户显示器，以用于显示与CPR质量或循环相关的信息。在一些情况下，该处理器可以操作成基于从传感器机构接收到的患者反馈信息将显示指令传输至用户显示器。该显示指令可以与CPR治疗的施行期间的CPR质量相关。在一些情况下，该处理器可以基于从传感器机构接收到的患者反馈信息将显示指令传输至用户显示器。该显示指令可以与非CPR治疗的施行期间的循环相关。
在另一方面中，本发明的实施方式涵盖了为患者提供胸内压调节治疗的方法，该患者遭受败血症、休克、心力衰竭、心动停止、急性呼吸窘迫综合症、多发性损伤、头部疾病、肝或门静脉压升高、在腹部、头部以及颈部手术期间出血或开心手术期间循环不良，或处于发展以上状况的风险之中。方法可以包括：经由胸内压调节器系统的患者端口将由呼吸器机构产生的正压换气施行于人的气道，以及经由胸内压调节器系统的患者端口将由真空机构产生的真空施行于人的气道。在正压换气的施行期间，胸内压调节器系统的流体控制阀可以允许呼吸器机构与患者端口之间的流体流动并且抑制真空机构与患者端口之间的流体流动，并且在真空的施行期间，胸内压调节器系统的流体控制阀可以抑制呼吸器机构与患者端口之间的流体流动并且允许真空机构与患者端口之间的流体流动。治疗方法还可以包括在施行正压换气之后，将呼气末正压施行于人的气道。可以在施行呼气末正压之后，将真空施行于患者的气道。一些方法包括在施行真空之后，将呼气末正压施行于人的气道。可以在施行正压换气之后，将真空施行于患者的气道。任选地，方法可以包括显示在正压换气程序的施行期间的正压施加的指示和在真空程序的施行期间的负压施加的指示。
在又一个方面中，本发明的实施方式涵盖了为患者提供胸内压调节治疗的方法，该患者遭受败血症、休克、心力衰竭、心动停止、急性呼吸窘迫综合症、多发性损伤、头部疾病、肝或门静脉压升高、在腹部、头部以及颈部手术期间出血或开心手术期间循环不良，或处于发展以上状况的风险之中。示例性方法包括：在胸内压调节器系统处于循环辅助模式中时，经由胸内压调节器系统的呼气腔将固定的或可调整的负压治疗施行于患者，以及在系统处于换气模式中时，经由胸内压调节器系统的吸气腔将正压换气治疗施行于患者，或在系统处于持续气道正压模式中时，经由胸内压调节器系统的呼气腔将可调整的持续气道正压治疗施行于患者。在一些情况下，方法包括利用胸内压调节器系统的呼气末正压机构将呼气末正压治疗施行于患者。在一些情况下，方法包括：在系统处于换气模式中时，经由胸内压调节器系统的吸气腔将正压换气治疗施行于患者，并且在施行正压换气之后，将呼气末正压施行于人的气道。可以在施行呼气末正压之后，将负压治疗施行于患者的气道。在一些情况下，方法包括：在系统处于换气模式中时，经由胸内压调节器系统的吸气腔将正压换气治疗施行于患者，以及在施行负压治疗之后，将呼气末正压施行于人的气道。可以在施行正压换气之后，将负压治疗施行于患者的气道。在一些情况下，方法包括在CPR治疗的施行期间，将与CPR质量相关的信息显示在胸内压调节器系统的用户显示器上。在一些情况下，方法包括在非CPR治疗的施行期间，将与循环相关的信息显示在胸内压调节器系统的用户显示器上。
为了更全面地理解本发明的特性和优点，应当参照随后结合附图进行的详细说明。
附图说明
图1是示出了根据本发明的一种用于使颅内压和眼压降低的方法的流程图。
图2是根据本发明的可用于使颅内压和眼压降低的面罩和阀系统的一个实施方式的立体图。
图3是图2的阀系统的立体图。
图4是图3的阀系统的侧视横截面视图。
图5是图3的阀系统的分解图。
图6是根据本发明的用于使颅内压和眼压降低的系统的示意图。
图7是示出了动物研究中的颅内压的降低的一系列曲线图。
图8是示出了另一动物研究中的颅内压的降低的一系列曲线图。
图9A是正常状况下的人的脑部的示意图。
图9B示出了增加了肿胀之后的图9A的脑部。
图10示出了说明了降低的胸内压对颅内压和右房压的影响的三幅曲线图。
图11是示出了根据本发明的另一种用于使颅内压和眼压降低的方法的流程图。
图12A至图12C示出了说明根据本发明的用于传送正压呼吸和抽取呼吸气体的方式的三幅曲线图。
图13A和图13B示意性地示出了根据本发明的一个可以用于使没有呼吸的患者的胸内压降低的装置。
图14A和图14B示出了根据本发明的另一个可以用于使没有呼吸的患者的胸内压降低的装置。
图15A和图15B示出了可以与图14A和图14B的装置一起使用的阈值阀系统的一个实施方式。
图16A和图16B示出了根据本发明的实施方式的胸内压调节技术的几个方面。
图17示意性地示出了根据本发明的实施方式的一种用于对患者实施压力调节治疗的系统。
图18A、图18B和图18C示出了根据本发明的实施方式的胸内压调节技术的几个方面。
图19A-1、图19A-2、图19B、图19C、图19D、图19E、图19F和图19G示出了根据本发明的实施方式的胸内压调节装置的几个方面。
图20示出了根据本发明的实施方式的一种用于对患者实施压力调节治疗的系统。
图21示意性地示出了根据本发明的实施方式的一种用于对患者实施压力调节治疗的系统。
图22A、图22B、图22C、图22D、图22E、图22F和图22G示出了根据本发明的实施方式的一种胸内压调节系统的几个方面。
图23示出了根据本发明的实施方式的一种胸内压调节系统的几个方面。
图24示出了根据本发明的实施方式的一种胸内压调节系统的几个方面。
图25A和图25B示出了根据本发明的实施方式的一种胸内压调节系统的几个方面。
具体实施方式
本发明的实施方式包括用于调节胸内压、气道压或气管内压的技术。在一些情况下，可以在施加真空之前提供呼气末正压(PEEP)。在一些情况下，可以在施加真空之后提供PEEP。PEEP的添加可以为患病的或受损的肺提供附加氧合，而不只是正压呼吸所做的。在一些情况下，PEEP经由机械换气来提供，并且可以涉及比在呼气循环结束时存在于气道中的大气压大的压力。PEEP可以通过防止肺泡塌陷、使更多的肺单元恢复、使机能残气量增大、并重新分配肺泡中的流体来改善气体交换。在一些情况下，红外温度廓线辐射仪(ITPR)的使用可以上调自主神经系统。并且在一些情况下，胸内压调节(IPR)和主动脉内球囊泵(IABP)的组合可以比单独提供IPR和IABP中的任何一个在加强循环方面的效果提供更大的效果。
从广义上讲，本发明提供了用于使颅内压和眼压降低并使脑灌注压增大的装置和技术。这种装置和技术对已经遭受创伤性头部损伤的患者和具有低血流量状态和低血压的患者是特别有帮助的。可以治疗的状况的示例包括低血压、血容量不足所导致的继发性休克、败血症、心力衰竭等。使头部内的压力降低但是维持体循环动脉压或使体循环动脉压增大的一个方法是通过利用联接于人的气道并且用于使胸内压降低的阀系统。在这种情况下，该阀系统可以用于使来静脉血液从脑部中的移除加速，从而使颅内压和眼压降低。同时，由于返回至心脏的静脉血液的加强，因此体循环动脉压增大。也可以使用其它的技术，例如通过在胸腔内间歇地产生真空和/或通过利用外部胸正压源使患者的胸廓反复受到按压和/或减压。通过使颅内压降低，同样加强了脑脊液的运动。在这种情况下，颅内压进一步得到降低，从而为遭受头部创伤的人提供了进一步的治疗。在一些情况下，阀系统还可以用于治疗遭受导致颅内压升高的心脏状况(心房纤颤、心力衰竭、心脏压塞等)的人的脑功能。这种心脏状况可以包括例如心房纤颤或心力衰竭。通过使颅内压降低，提高了脑脊液运动和易位以有助于改善脑功能。
通过脑灌注压的大小来调节颅内压，该脑灌注压的大小由至头部的动脉血压、颅骨内压以及将血流从脑部中排出的静脉系统内的压力确定。本发明的装置和方法可以用于加强静脉血液从脑部中的流出，从而使颅内压降低。该装置和方法可以用在自发呼吸的患者和要求辅助换气的患者中。在这种情况下，该装置和方法可以用于每当患者吸气时就使增强胸内真空效应(或就不呼吸的患者而言，每次都将胸廓内的压力处理成降到低于大气压)，从而使胸腔中的压力和将血液从脑部中运输出去的静脉血管中的压力降低。真空效应转导回到脑部中，并且因此，颅内压随着每次吸气动作而降低。与否则可能会出现的情况相比，这又使更多的静脉血液从头部流出，从而导致使颅内压降低并使眼压降低。另外，至重要器官的循环随着静脉血液返回至心脏的增多而增强，每当产生胸内负压时，这导致心输出量的增大并改善了重要器官灌注。同样，本发明可以用于帮助遭受低心输出量状态和低血压的患者。
为了防止或阻止呼吸气体流至肺，可以使用多种阻止或防止机构，这多种阻止或防止机构包括美国专利No.5,551,420、美国专利No.5,692,498、美国专利No.6,062,219、美国专利No.5,730,122、美国专利No.6,155,257、美国专利No.6,234,916和美国专利No.6,224,562中所描述的机构以及2002年8月19日提交的美国专利申请No.10/224,263(“用于使血液循环加强的系统和方法(Systems and Methods for EnhancingBlood Circulation)”，代理案卷No.16354-000115)、2003年3月28日提交的美国专利申请No.10/401,493(“糖尿病治疗系统和方法(DiabetesTreatment Systems and Methods)”，代理案卷No.16354-000116)、2001年9月28日提交的美国专利申请No.09/966,945以及2001年9月28日提交的美国专利申请No.09/967,029中所描述的这些阻止或防止机构，将以上的专利和专利申请的全部公开内容以参引的方式并入本文中。阀系统可以构造成在患者吸气的同时完全防止呼吸气体流入到患者体内或者对该流入提供阻力。对于完全防止呼吸气体的流动的阀系统而言，这种阀可以构造为在已经达到阈值胸内负压之后打开的压力应动阀。
例如，对呼吸气体的流入的阻力可以设定在约0cmH2O到约-25cmH2O之间并且可以是可变的或固定的。更优选地，该阀系统可以构造成在胸内负压处于约-2cmH2O到约-20cmH2O的范围中时打开。另外，该阀系统可以连续地或在可变的基础上使用。例如，可以每隔一次自发呼吸使用一次该阀系统。
虽然不确定为是限制性的，但是可以用于使颅内压和眼压降低的特定类型的阻抗阀包括具有弹簧偏置装置的阻抗阀、具有自动/电子器件和机械器件以使阀腔封闭和打开的阻抗阀、鸭嘴阀、球阀、以及其它压力应动阀系统，该其它压力应动阀系统能够在经受由自发呼吸和/或用于操纵胸内压的外部器件(诸如呼吸器、膈神经刺激器、铁肺等)所引发的低压差时打开和关闭。
在过去，由于胸内真空对并发的心肌收缩的增强影响，因此这种阈值阀系统已经用于使心脏上的静脉前负荷增大并使心输出量、每搏量以及血压增大。与此相反，本发明的技术通过促进血液从脑部的静脉侧的移除而起作用。虽然在使用这种阀系统时，会存在从心脏流出至重要器官(包括至脑部)的血流量的增加，但是由于流至脑部的血流量的已知增加，因此阀系统对颅内压的降低的影响是相当出人意料的。然而，明显地是，在使用该阀系统时，来自脑部的静脉血压的降低保持成是相当大的。由此，尽管存在至脑部的血流量的增加，但是该阀系统的净效果是颅内压的降低。
利用联接于人的气道的该阀系统，胸内负压可以通过经由该阀系统吸气而得到加强。如果人自发地呼吸，则该人可以仅通过该阀系统呼吸。如果人不呼吸，则可以利用多种技术诱发人工吸气，这多种技术包括膜片的电刺激、诸如身体用胸甲或铁肺之类的负压呼吸器、或还能够在正压换气之间产生真空的正压呼吸器。
该阀系统可以具有固定的启动压力或可以是可变的以便在达到所需胸内负压时，可减少对流动的阻力。此外，本发明的阀可以构造成是手动或自动可变的。对流动的阻力的变化程度可以基于由与正在治疗的人相关联的一个或更多个传感器测量的生理参数。同样，对流动的阻力可以改变成使得人的生理参数处于可接受的范围内。如果使用自动化系统，则这种传感器可以联接于用于控制一个或更多个机构的控制器，如在已通过参引的方式并入的参考文件中主要描述的那样，该一个或多个机构改变入流阀的阻力或启动压力。
因此，本发明的阀系统还可以结合用于检测胸内压的变化或其它生理参数的变化的传感器或与其相关联。在一个方面中，传感器可以构造成将它们的测量信号无线地传输至与控制器通信的遥控接收器。反过来，控制器可以使用测量信号以改变所述或通过参引的方式并入本文中的阀系统的操作。例如，传感器可以用于检测血压、心内压、胸内压、呼气末正压、呼吸速率、颅内压、眼压、呼吸流量、氧气输送量、温度、血液pH值、呼气末CO2、组织CO2、血氧含量、心输出量等。来自这些传感器的信号可以无线地传输至接收器。如在通过参引的方式并入本文中的参考文献中所述的那样，该信息可以随后被控制器用于控制入流阀的启动压力或阻力。
可以在多种背景下使用用于使颅内压降低的技术。例如，这些技术可以用于自发呼吸的人、不呼吸但其心脏跳动的人、以及心动停止的人。在后一种情况下，这些技术可以使用在实施心肺复苏(CPR)期间用于在胸腔内间歇地产生真空的一些器件。这可以通过使用阀系统或一些其它类型的压力操纵系统来实现。此外，也可以在其它背景下使用该系统，该其它背景包括在人在呼吸时。
图1是示出了一种用于使颅内压或眼压降低的方法的流程图。如步骤10中所示，该方法通过将阀系统联接于人的气道而发生。可以诸如通过咬口、气管内导管、面罩等使用任何类型的联接机构。此外，可以使用所述或以参引的方式并入本文中的阀系统中的任何一种。在步骤20中，人的胸内负压被(人工地或通过自发呼吸)反复降低。用于人工地使胸内负压降低的技术的示例包括使用铁肺胸甲装置、能够产生负压的呼吸器、能够提供速率为每分钟约200次至约2000次的高频振动的呼吸器、膈神经剌激器等。在将阀系统联接于气道时，随着人的胸内负压被反复降低，将血液从头部运输出去的静脉血管中的压力也降低。在这种情况下，降低了颅内压和眼压。
如步骤30中所示，可以任选地测量人的各种生理参数。这种参数的示例包括呼吸速率、胸内压、气管内压、颅内压、颅内血流量、眼压、血压、心率、呼气末CO2、氧饱和度等。此外，如步骤40中所示，阀系统的启动阈值水平可以基于测量到的生理参数随意变化。这样做使从脑部中抽出的血量最大化或仅监控患者的状况以确保该患者保持稳定。
图2示出了阀系统200联接其上的面罩100的一个实施方式。面罩100构造成紧固于患者的脸以便覆盖嘴和鼻。面罩100和阀系统200是可以用于使胸内压降低并且由此使颅内压和眼压降低的一类设备的示例。然而，将会理解的是，可以使用包括例如先前参引的阀系统和联接装置在内的其它阀系统和其它联接装置。同样，本发明不旨在限制于以下描述的具体阀系统和面罩。
还参照图3至5，将更为详细地描述阀系统200。该阀系统200包括带有凹窝204的阀壳202，换气管208的球206容纳到该凹窝204中。这样，换气管208可以围绕水平轴线旋转并且相对于竖直轴线枢转。诸如换气袋之类的呼吸源可以联接于管208以帮助换气。放置在换气管208中的是在鸭嘴阀212之上间隔开的过滤器210。保持膜片216的膜片架214保持在外壳202内。阀系统200还包括通过第二外壳220保持在适当位置中的患者端口218。外壳220方便地包括突出部222以促进阀系统200与面罩100的联接。同样保持在外壳220内的是包括弹簧224a、环状构件224b以及O形环224c的止回阀224。弹簧224a将环状构件224b置靠在患者端口218上。患者端口218包括旁路开口226，该旁路开口226被止回阀224的O形环224c所覆盖，直到患者端口218中的压力达到使弹簧224a压缩的阈值负压。
当患者主动换气时，呼吸气体被迫穿过换气管208。气体流动穿过过滤器210，穿过鸭嘴阀212，并且迫使膜片214上升以允许气体通过端口218离开。因此，在任何时候，患者都可以仅通过迫使呼吸气体穿过管208来换气。
在呼吸周期的呼气阶段期间，呼出的气体流动穿过端口218并且抬起膜片214。气体随后流动穿过换气管208中的通路227，在那里，它们通过开口229(见图3)离开系统。
在呼吸周期的吸气阶段期间，阀系统200防止呼吸气体流到肺中，直到超过阈值胸内负压水平。当超过该压力水平时，由于弹簧224a被压缩成允许呼吸气体通过首先经过管208和鸭嘴阀212而流过开口226并且至患者的肺，因此，向下拉止回阀224。阀224可以被设定成在胸内负压处于约0cmH2O到约-25cmH2O的范围内、更为优选地处于约-2cmH2O到约-20cmH2O的范围内时打开。因此，可以通过利用阀系统200在患者吸气期间增大胸内负压的大小和持续时间。在胸内压降到阈值以下时，复进弹簧224a再次关闭止回阀224。这样，同样使将血液从脑部中运输出去的静脉血管内的压力降低。在这种情况下，从脑部中抽出更多的血液以使颅内压和眼压降低。
如图6中所示，本文中所述的阀系统中的任何一种可以结合到治疗系统300中。系统300可以方便地包括面罩100和阀系统200，虽然可以使用本文中所述的阀系统或接口连接机构中的任何一种等，该阀系统200包括但不限于图14的阀系统。阀系统200可以方便地联接于控制器310。反过来，控制器310可以用于以与本文中所述或所结合的实施方式中的任何一个相似的方式控制阀系统200的阻抗大小。阻抗的大小可以基于生理参数的测量值或利用变化的程序化计划表进行改变。系统300可以包括多种传感器和/或测量装置以测量本文中所述的生理参数中的任何一个。这些传感器或测量装置可以集成在阀系统200或面罩内或联接于阀系统200或面罩，或者可以是单独的。
例如，阀系统200可以包括用于进行压力测量(诸如胸内压、颅内压、眼压)的压力变换器、用于测量进出肺的空气的流速的流速测量装置、或用于测量呼出的CO2的CO2传感器。
其它传感器或测量装置的示例包括心率传感器330、血压传感器340、以及温度传感器350。这些传感器还可以联接于控制器310以便可以记录测量值。此外，将会理解的是，其它类型的测量装置可以用于测量各种生理参数，诸如氧饱和度和/或O2的血液浓度、血乳酸、血液pH值、组织乳酸、组织pH值、血压、心内压、胸内压、呼气末正压、呼吸速率、颅内压、眼压、呼吸流量、氧气输送量、温度、呼气末CO2、组织CO2、心输出量等。
在一些情况下，控制器310可以用于控制阀系统200、控制任意传感器或测量装置、记录测量值、以及执行任何比较。作为选择，一组计算机和/或控制器可以结合使用以执行这种任务。该设备可以具有操作系统300所需的适当的处理器、显示屏、输入和输出装置、输入装置、存储器或数据库、软件等。
多种装置还可以联接于控制器310以使人进行人工吸气。例如，这种装置可以包括呼吸器360、铁肺胸甲装置370或膈神经剌激器380。呼吸器360可以构造成在人体内产生胸内负压，或可以是能够每分钟产生约200次至约2000次振动的高频呼吸器。
示例1
下文是示出了根据本发明如何可以使颅内压降低的非限制性示例。在该示例中，以异丙酚麻醉30kg的猪。利用插入在硬脑膜下方的微压计头电子米勒导管，在自发呼吸的猪体内连续测量颅内压。利用在脊的层面上放置在气管中的米勒导管记录胸内压(ITP)。在使猪的血压、心率以及换气率稳定之后，在吸气阻抗为0cmH2O的情况下并且随后在吸气阻抗为5、10、15以及20cmH2O的情况下，记录颅内压(ICP)和胸内压。利用如在图2至5中所述的阻抗阈值阀(ITV)获得吸气阻抗。
本质上，颅内压为约8/4mmHg。如图7中所示，随着使吸气阻抗的大小增大，颅内压成比例地降低。当猪通过20cmH2O的阻抗呼吸时，颅内压为6/-2mmHg。这些研究结果在多个猪研究中被观察到并且是可再现的。接下来，将米勒导管插入到猪的脑部中3cm。颅内压继发于与导管的插入相关联的创伤而增大。颅内压在新的基线处增大至25/22mmHg。接下来，以不同的阻力水平来评估该阻抗阈值阀(图8)。此外，存在颅内压与吸气阻抗的程度成比例的降低。
示例2
在该示例中，颅内压在从心动停止恢复的背景下增大。该示例使用在心室纤颤6分钟后、执行心肺复苏术6分钟、之后进行心脏除颤的猪模型。当动物利用与示例1相似的阀系统通过10cmH2O的吸气阻抗呼吸时，自发呼吸导致颅内压高达50％的降低。
在上述所有示例中，胸内压相对于身体的其余部分降低，这产生使排出脑部的血液在静脉血管中的压力降低的抽吸作用，从而使颅内压降低。
本发明还提供了用于通过促进脑脊液(CSF)的运动而使颅内压(ICP)降低的技术和装置。存在多个导致ICP升高的原因，包括：头部损伤、局部缺血、渗透失衡、脑水肿、肿瘤、透析并发症、感染、中风、高血压危象。每个都会导致ICP的缓慢升高并且在一些情况下，导致ICP的急性升高。脑容物的固态物质占据了被颅骨围住的物质的约80％至85％。脑血容量占3％至6％，并且CSF占5％至15％。参见编者为罗恩米勒(Ron Miller)的麻醉学(Anesthesia)第三版、章节作者为夏皮罗(Shapiro)和德拉蒙德(Drummond)的54章节(1990)，该章节的全部公开内容以参引的方式并入到本文中。CSF在正常的生理状态下以不受阻的方式在脑部中从其产成的位置移动至其再吸收的位置。由于脑容物实际上是不可压缩的，所以三种主要成分(脑质、血容量、CSF容量)中的任何一种的容量的变化导致其它脑部成分中的一个或两个的彼此相反的变化。当脑容量继发于非CSF成分的增大而扩大时，CSF中的一些被迫到达其它位置，包括穿过枕骨大孔(将颅骨连接于脊髓所在的空间的颅骨中的孔)和进入到环绕脊髓的CSF流体空间中。当非CSF成分在容量或尺寸上扩大时，颅内压升高。正常的ICP水平在仰卧时为10mmHg至15mmHg。在处于大于15mmHg至20mmHg的水平时，对脑部的损害会继发于压缩和作为结果而发生的组织局部缺血(缺乏足够的血流量)而发生。可以通过多个临床干预来实现ICP水平的降低，该多个临床干预包括限水、利尿剂、类固醇、强力呼吸、脑部静脉压的降低、降低体温、CSF排出、以及外科减压。
升高的ICP导致减少的CSF流体运动和易位。尽管ICP升高，但是CSF流体生成量通常保持恒定(约150ml/天)。CSF流体再吸收量可以通过升高的ICP而变慢。通过利用本文中所述的阀系统，可以使中心静脉压降低。反过来，这导致ICP的降低并且导致CSF流体运动或易位和再吸收量的增大。这导致ICP的进一步降低。
本发明的阀系统可以用在自发呼吸的个体、在负压换气的情况下换气的患者、或利用在呼吸周期的至少一部分中导致中心静脉压降低的呼吸器换气的患者。每当利用本发明的阀系统使胸内压降低时，就存在ICP的伴发降低和CSF的运动的增加。换而言之，当利用该阀系统时，ICP波形的波峰与波谷之间的差异增大。由于胸腔中的经由静脉血管传输至脑部的压力的变化，导致在自发呼吸的人体内发生正弦运动。通过阀系统改变正常波动的CSF压力(该压力随着每次吸气而升高和降低)。更具体地说，阀系统产生了更低的波谷值，从而随着每次吸气产生ICP的总的产生变化。在不呼吸的患者中，可以利用与多种呼吸器装置一起使用的阀系统来产生相似的效果，该多种呼吸器装置包括铁肺、膈神经刺激器(诸如以参引的方式并入本文中的美国专利No.6234985、美国专利No.6224562以及美国专利No.6312399中所述的膈神经刺激器)、胸廓上的用于使胸廓周期性地扩张的吸盘等。
增加的CSF流体运动导致用于脑部的全面改善的新陈代谢状态。这在图9A和9B中示意性地示出。在图9A中，示出了处于正常状态下的脑部400。脑部400被在位置404处产生的CSF402所环绕。CSF又被颅骨406环绕。血液通过动脉408进入脑部400并且通过静脉410离开。静脉410还包括CFS排出的位置412。在图9A中所示出的是箭头，该箭头示出了CSF流动在排出时的方向。从脑部400延伸的是被枕骨大孔416环绕的脊髓414。
在图9B中，脑部400是明显地肿胀的，这使CSF所在的空间402减小。如由箭头418所示，脑部400的肿胀会导致CSF至脊髓414的堵塞。此外，CSF至位置412的运动被减少以阻碍CSF从颅骨406流出的运动。
通过利用本文中所述的阀系统处理与上述所有状况相关联的升高的ICP，可以减少脑部肿胀。在这种情况下，CSF运动和流体易位在相同的状况下得到增加。由于CSF能够迁移，这导致颅内压的进一步降低。
现在参照图10，将描述使心脏的心房收缩对ICP的影响。如所示，心房的收缩导致ICP的阶段运动。这可以在心室纤颤期间最为清楚地得到证实。在该背景下，心房常常自发跳动，并且每个收缩和舒张波形的压力直接传输至脑部并且反映在ICP的几乎完全相同的波动中。本发明人已经发现，流体系统(静脉血管和CSF)如此紧密地联系以致于心律的微小变化导致CSF压力的即时变化。由此，在一些心律明显或心力衰竭明显的患者中，由于这些状况所导致的右心压力上升导致ICP的升高。由于脑灌注由进入脑部的血液的压力(平均动脉压)减去离开脑部的血液的压力(ICP和中心静脉压)确定，所以ICP的这种升高会导致脑灌注的减少。本文中所述的阀和胸内真空系统的使用将导致胸内压的降低。如图10中所示，向下指向的箭头表示通过阀系统的每次吸气的正时。在基线状态下，在心房纤颤发作之前，每次吸气(小箭头)导致ITP降低、右房压降低、中心静脉压降低，并且随后ICP即时降低。随着心房纤颤的发作，颅内压升高，并且ICP振幅变化的正弦波图像被抑制住。动物一开始通过-10cmH2O的吸气阻抗吸气，就存在胸内压(ITP)的即时降低、右房(RA)压的皆可降低，并伴随着ICP的正弦波动随着每次吸气的恢复，颅内压(ICP)即时降低。随着ICP升高，通过阻抗器件的吸气导致ICP降低、脑脊液流量增加，以及继发于脑灌注增大，脑缺血减少。同样，阀系统可以用于具有诸如心房纤颤之类的心律的患者或ICP升高的心力衰竭的患者，以使他们的ICP降低，使CSF流体运动和易位增大，并且最终帮助他们改善他们的脑功能。
因此，可以通过来自ICP、血压、呼吸速率、心输出量或其它生理参数的测量值的反馈来控制或调节吸气阻力的大小或胸内负压产生量(其可以利用多种技术产生)的大小。这种系统可以包括闭环反馈系统。
图11是示出了另一种用于治疗遭受与升高的颅内压相关联的头部创伤的人的方法的流程图。在这种情况下，将会理解的是，这种技术还可以用于治疗尤其是遭受低血压的人或心动停止的人。尽管这些技术在一些情况下还可以用于呼吸的患者，但是它们在人不呼吸的情况下是特别有用的。
从广义上讲，在治疗遭受头部创伤的人时，将人的胸内压降低以使颅内压降低。反过来，这有助于使继发的脑损伤降低。如步骤500中所示，设备可以联接于人以有助于使人的胸内压降低。多种设备和技术均可以用于使胸内压降低，包括使用诸如美国专利No.6,584,973中所述的机械呼吸器之类的能够抽取呼吸气体的机械呼吸器、诸如美国专利No.6,234,985、美国专利No.6,224,562、美国专利No.6,312,399以及美国专利No.6,463,327中所述的膈神经或其它肌肉剌激器之类的膈神经或其它肌肉剌激器(使用或不使用诸如美国专利No.5,551,420、美国专利No.5,692,498、美国专利No.6,062,219、美国专利No.5,730,122、美国专利No.6,155,257、美国专利No.6,234,916以及美国专利No.6,224,562中所述的阻抗机构之类的阻抗机构)、铁肺装置、能够向外继续拉胸壁以产生与铁肺的效果相似的胸内真空的胸廓背心、诸如在2003年9月11日提交的共同待决的美国专利申请No.10/660,366(代理案卷no.16354-005400)中所述的换气袋之类的换气袋等。所有的这些参考文献的全部公开内容以参引的方式并入本文中。对于呼吸的患者，如上所述并且设定成在吸气期间产生约5cmH2O时打开的阈值阀可以用于加强人的胸内负压。
如步骤502中所示，当人不呼吸时，将正压呼吸传送至该人。这可以利用机械呼吸器、换气袋、口对口装置等来实现。随后胸内压即时降低。如步骤504中所示，这可以通过从患者的肺抽取或排出呼吸气体来完成。上述技术中的任何一种均可以用于使胸内压降低。胸内压的这种降低同样使中心静脉压和颅内压降低。
呼气阶段期间的真空效果可以是恒定的，随时间而变化的或脉动的。稍后就图12A至12C描述用于施加真空的不同方法的示例。可以在约250毫秒至约2秒、并且更为优选地为约0.75秒至约1.5秒的时间内供应初始正压呼吸。可以在正压呼吸的时间的约0.5至约0.1的时间内抽取呼吸气体。可以在流量为每秒约0.1升到每秒约5升的范围内、并且更为优选地为每秒约0.2升到每秒约2升的范围内的情况下传送正压呼吸。呼气流量(诸如在使用机械呼吸器时)可以在每秒约0.1升到每秒约5升的范围内，并且更为优选地在每秒约0.2升到每秒约2升的范围内。可以利用负压流动或不利用任何流动来保持该真空。真空可以处于约0mmHg到约-50mmHg的范围内，并且更为优选地处于约0mmHg到约-20mmHg的范围内。
如步骤506中所示，只要必须控制颅内压，就可以重复传送正压呼吸并且随后使胸内压即时降低这一过程。在完成时，该过程在步骤508处终止。
产生正压呼吸和真空的方式可以根据具体的应用而改变。这些方式可以以持续时间不同且斜度不同的多种波形施加。示例包括利用方波、两阶段(其中，真空以后面有正压的方式产生)、衰变(其中，产生真空，并且随后允许该真空衰变)等。尽管其它示例是可能的，但是在图12A至12C中示出了这一切可以如何发生的三个具体示例。为了便于讨论，期间正压呼吸发生的时间可以按照吸气阶段进行限定，并且期间使胸内压降低的时间可以按照呼气阶段进行限定。正压呼吸可以以每分钟约10次到约16次呼吸发生，并且吸气阶段持续约1.0秒到约1.5秒，并且呼气阶段持续约3秒到约5秒。如图12A中所示，快速地供应呼吸气体直到压力达到约22mmHg。该压力即时颠倒成约-10mmHg的负压。该压力保持相对恒定直到呼气阶段的末端，届时重复该周期。
在图12B中，更为缓慢地施加正压。当压力达到约10mmHg到约15mmHg时，将该压力快速地颠倒成约-20mmHg的负压。该负压在呼气阶段的末端逐渐下降至约0mmHg。随后重复该周期。因此，在图12B的周期中，与图12A中的周期相比，使正压降低，并且负压最初降低，但是允许逐渐地升高。该技术设计成用于帮助减少可能的气道塌陷。
在图12C中，正压升高至约20mmHg并且随后即时降低至约0mmHg。负压随后朝向呼气阶段的末端逐渐地增大至约-20mmHg。该周期被设计成用于帮助减少可能的气道塌陷。
图13A和13B示意性地示出了装置500的一个实施方式，该装置500可以用于使不呼吸患者体内的胸内压降低。装置500包括具有接口开口504的外壳502，该接口开口504可以利用任何类型的患者接口直接或间接地联接于患者的气道。外壳502还包括可以与能够产生真空的任何类型的装置或系统流体连通的真空源接口506。同样联接于外壳502的是诸如压力响应阀系统508之类的用于调节真空的器件。装置500还包括换气接口510，在不施加真空时，如果需要，该换气接口510可用于为患者提供呼吸。
在该实施方式中，可以由基本上任何类型的真空源提供真空，并且调节器可以包括诸如美国专利No.5,551,420、美国专利No.5,692,498、美国专利No.6,062,219、美国专利No.5,730,122、美国专利No.6,155,257、美国专利No.6,234,916、美国专利No.6,224,562、美国专利No.6,234,985、美国专利No.6,224,562、美国专利No.6,312,399以及美国专利No.6,463,327中所述的阻抗阀之类的阻抗阀以及本文中所述的其它阻抗阀。为了供应呼吸，可以使用联接于接口510的诸如袋瓣式复苏器之类的多种换气源。装置500还可以包括在将呼吸从袋瓣式复苏器传送至患者时用于抑制真空的机构512。在传送呼吸时，机构512操作以允许在胸腔内重新施加真空。如图13B中所示，用于打开和关闭真空源的机构512可以包括移动以封闭住外壳500中具有真空源的支路的滑动开关。然而，可以使用其它类型的开关或机构。在一些情况下，真空源可以具有控制器，该控制器构造成在实施呼吸时中断真空以无需该机构512。此外，控制器和适当的传感器可以用于检测何时传送和停止呼吸以便可以通过控制器适当地操作该机构512。在传送呼吸之后，机构512移回至图13A中所示的位置，从而可将真空供应至患者。当真空达到阈值大小时，调节器508操作以使真空的水平保持成约为阈值大小。
图14A和14B示出了装置530的另一实施方式，该装置530可以用于治疗患者。装置530利用与图13A和13B中所示的装置500的原理相似的原理操作。装置530包括外壳532，该外壳532具有可以联接于患者的气道的患者接口534和可以联接于真空源的真空接口536。外壳532还包括换气接口538，通过换气接口538可以供应正压呼吸。同样联接于外壳532的是调节供应至患者的真空的大小的真空调节器540。下面参照图15A和15B描述可以使用的流量调节器的一个示例。然而，将会理解的是，可以使用本文中所述的流量调节器中的任何一种。放置在外壳532内的是用于将气流结合起来穿过外壳532的流量控制装置542。流量控制装置542包括圆筒形构件544，该圆筒形构件544可以在外壳532内滑动，并且包括在该流量控制装置542处于图14A中所示的位置中时允许接口534与536之间的气流的流动路径546。方便地是，弹簧548或其它偏置机构用于将流量控制装置542保持在图14A中所示的原位置中。流量控制装置542还包括在图14A中由箭头示出的流动路径550以允许调节器540与接口536之间的气流。因此，在处于原位置中时，可以通过使人的胸内压降低的接口536供应真空。如果真空变得过大，则允许气流穿过调节器540以使真空的大小降低。
如图14B中所示，流量控制装置542还包括从接口538通到接口534的流动路径552。这允许将正压呼吸通过接口538供应至患者。更具体地说，随着将气体注射穿过接口538，它们流到流量控制装置542中，从而使其在外壳532内移动并且压缩弹簧548。在这种情况下，由于流动路径546被外壳532所阻塞，因此流动路径546关闭。流动路径550也关闭，从而仅留下被打开以允许呼吸气体流动至患者的流动路径552。当正压呼吸停止时，弹簧548迫使流量控制装置返回至原位置，在那里，将真空再次供应至患者。
因此，当从接口536施加真空时，将空气通过接口534从患者体内抽取出直到达到阻抗阀540的开启压力。在那时，空气从接口538处的换气源穿过阻抗阀540，从而设定在患者体内获得的真空的极限值。当从接口538处的换气源传送正压换气时，内部滑动开关圆筒542向下移动以封闭住该真空源，从而使正压容积的传送能够为患者提供呼吸。流量控制装置542可以包括有助于随同施加最小力而使装置542移动的杯形开口556。在已经传送呼吸，并且不存在从换气源传送至装置542的正向力时，弹簧548向上推，从而使患者再次暴露于该真空源。
装置530还可以包括任选的释压调节器560。在真空源过太的情况下，释压调节器560打开，从而使得能够在高于所需真空压力时减压。该释压调节器560可以构造成对于高于约20mmHg到约10mmHg的压力打开。
尽管图13和14中所述的装置示出有机械切换机构(以打开和关闭真空)，但是还可以使用诸如磁切换机构、电子切换机构、或电气切换机构之类的其它切换机构。其它类型的可能开关包括球阀、挡板阀、鱼嘴阀、或其它的机械器件以及包括螺线管在内的电动或电子阀门系统，以便在从换气源传送正压呼吸时，允许暂时抑制真空。附加的调节器还可以用在真空源上以限制真空的流量或力。例如，真空源可以构造成在已经达到阈值水平时提供恒定的真空。另外，真空调节器508和阻抗阀530可以是可变的或设定在固定的阻抗水平。该真空源还可以是抽吸管线或来自附接于可以为患者和真空源提供氧气的氧气罐的文氏管装置。此外，本发明不限于利用用于调节真空的如所示的阻抗阀。相反，可使用多个切换和调节器件。换气源同样是非限制性的，并且可以包括诸如口对口装置、袋瓣式复苏器、自动呼吸器等之类的源。
图15A和15B更为详细地示出了流量调节器540。调节器540包括具有患者端口572和换气端口574的外壳570。任选地，还可以设置供氧端口576。气体可以通过两个流动路径中的一个(在端口572与574之间)流过外壳570。第一流动路径被包括止回阀垫圈580和弹簧582在内的单向止回阀578阻塞住。第二流动路径被膜片584阻塞。
在操作中，随着真空源在端口536处抽真空(参见图14A)，在患者端口572处体验真空。当该真空达到阈值水平时，弹簧582压缩以使垫圈580向下移动，从而产生如图15B中所示的流动路径。在呈现真空时，膜片584关闭以防止空气流过另一流动路径。只要该真空处于阈值水平，垫圈580就保持与该开口间隔开。这样，调节器540就能够将真空维持在恒定水平。
当准备好为患者换气时，停止真空，并且将呼吸气体注入到端口574和/或端口576中。这些气体将膜片584提升以允许气体流至患者。
示例3
示例3是示出了根据本发明的一个方面，如何可使颅内压和胸内压降低并且如何使动脉收缩压升高的另一非限制性示例。在该示例中，以异丙酚麻醉30kg的猪。利用插入在硬脑膜下方2cm的微压计头电子米勒导管，在不呼吸的猪体内测量颅内压。利用在脊的层面处放置在气管中的米勒导管记录胸内压(ITP)。利用米勒导管在主动脉中测量收缩主动脉血压(SBP)。为了调节胸内压，在存在吸气阻抗(在流速为30L/min的情况下，其为-8cmH2O)的情况下利用与图14A、14B、15A和15B中所示的系统相似的系统。利用1.0秒内的潮气量为约400ml的自动运送用呼吸器以约400ml以每分钟10次呼吸的速率提供正压换气。下面对描述这些新型心肺-颅交互作用的目的、方法、结果以及结论进行总结。
该示例的目的是评估新型吸气阻抗阈值装置(ITD)的紧急使用，在心动停止并且固定失血创伤失血性休克的按序损害的呼吸暂停的猪模型中，该新型吸气阻抗阈值装置(ITD)附接于受控但持续的真空(CV)源以使胸内压(ITP)和颅内压(ICP)降低但同时使平均动脉压(MAP)、冠状动脉灌注压(CPP)以及脑灌注压(CerPP)升高。该动物模型与心动停止后的升高的ICP以及出血后的显著低血压相关联。
该示例使用了6只雌性农场猪(28kg-30kg)，利用异丙酚麻醉这6只雌性农场猪，对其插管并且使其换气以维持血碳酸正常，并将O2饱和度维持在＞90％。引起心室纤颤，并且随后不进行任何治疗6分钟、进行标准CPR6分钟，随后除颤。在恢复自主循环后并且在以每分钟10次呼吸进行机械换气时，以60cc/min的速率移除35％的血容量。五分钟后，连同速率为10bpm、100％氧气的正压换气一起，施加ITD-CV 5分钟。随后移除ITD-CV，并且以每分钟10次呼吸的速率重新施加正压换气。在施加ITD-CV之前、期间以及之后评估血液动力学参数和动脉血气。以配对t-检验和方差分析(ANOVA)来执行统计分析以比较+/-ITD-CV使用。
结果总结在下表中。如所示，通过调节胸内压，ITD-CV的使用引起ITP和ICP的瞬时降低以及MAP的快速上升和CerPP的显著升高。因此，ITD-CV可以用于治疗低血压、休克以及脑部高血压。
表
  ITD-CV之前   ITD-CV期间   ITD-CV之后   P值
  ITP   0.5±0.1   -12.0±1.1   0.1±0.2   0.001
  MAP   46.7±5.2   54.7±7.7   38.3±4.1   0.03
  ICP   14.1±3.9   6.1±4.5   15.4±3.9   0.001
  CerPP   32.7±4.2   48.6±5.9   23.0±4.5   0.01
  CPP   40.1±4.5   58.4±7.7   31.1±3.4   0.008
在一个具体实施方式中，人可以单独地或组合地利用多种技术来操纵他或她的胸内压。例如，某种外部胸正压源可以用于使人的胸内压升高并随后使其降低以反复使血液移出并随后移入心肺。这种外部胸正压源的示例包括机械胸外背心、身体用胸甲、按压活塞、按压杯等。这种装置可以用作用于低血压患者体内的升高的血压和循环的保持的非侵入性血液动力支承装置。
尽管从外部操纵人的胸内压(例如，使其升高和降低)，但是人还可以通过利用本文中所述的技术中的任一种施加正压呼吸和真空来操纵他和她的胸内压。此外，还可以结合使用本文中所述的阀系统中的任何一种。因此，在人的胸廓被按压和放松时，可以同时施加正压呼吸，随后施加真空。这样，提供非侵入性技术用于在无限期的时间段内改善提供至重要器官的血流量，并且可以在患者休克、血压非常低、心动停止等情况下使用这些非侵入性技术。此外，这种技术可以用于使等同于心脏停搏剂的保养液循环，直到更为确定性的护理是可行的。
这些步骤中的每个步骤的正时可以受到控制以使其以任一方式相互关联，例如，在松懈患者胸廓上的力的同时施加真空。此外，胸廓按压的正时可以与其它的变量相关联，诸如以固有心律(即，ECG活动)安排按压和/或减压的时间。此外，正压呼吸可以仅根据需要来实施并且不与每次胸廓按压相关联。此外，可以仅在一定次数的胸廓按压后使胸廓减压。
与其它实施方式一样，还可以向患者供应周期性的正压换气或体外氧合器以提供适当的呼吸。负压换气还可以用于提供适当的换气。例如，可以利用不受阻的气道使胸廓减压以提供负压换气。此外，刚刚描述的技术还可以单独地使用或与同样用于维持血压的非侵入性方式结合使用。例如，如果从患者的体内移除一部分血液，则会对颅内压产生更大的影响。
在图6(先前描述)中提出了可以与这种技术一起使用的系统的一个具体结构，其中，元件370(铁肺胸甲装置)还可以示意性地表示本文中所述的外部胸正压源中的任何一种。此外，控制器310还可以包括用于操作正压源的某种能量源，诸如气动能量源、电子能量源、燃烧能量源等。这样，多种能量源可以用于以交替的方式按压胸廓并且随后放松该按压。呼吸器360可以用于利用本文中所述的技术中的任何一种施加正压呼吸随后施加真空以及提供适当的换气。此外，尽管示出阀系统200，但是将会理解的是，还可以使用本文中所述的其它阀系统。此外，将会理解的是，温度传感器350可以被其它类型的传感器和/或诸如ECG监控器之类的监控器代替，以便可以利用ECG活动来安排胸廓按压和/或放松的时间。
胸内压调节和呼气末正压
在包括PEEP在内的胸内压调节(IPR)技术中，在换气期间，在呼吸暂停的人或需要辅助换气的人的吸气/呼气周期中，提供正压呼吸或换气(PPV)，随后提供呼气末正压(PEEP)，并且随后抽取真空是可能的。在图16A中示出了这种技术的多个方面。作为选择，首先提供正压呼吸或换气，随后抽取真空，并且随后供应PEEP是可能的。在图16B中示出了这种技术的多个方面。根据一些实施方式，通过使用推/拉式呼吸器，这些治疗可以至少部分得以实施。在一些情况下，可以与心肺复苏(CPR)过程或用于治疗低血压或低循环的其它步骤组合实施这些治疗。PPV和PEEP的持续时间以及真空在胸腔内的产生可以根据患者的生理需要进行改变。在图16A和16B中提供的曲线图中，针对该新型胸内压调节技术示出了压力对时间曲线。以单位为cmH2O在胸内压(ITP)、气道压或气管内压方面说明了压力。正时可以取决于通气机呼吸器上设定的吸呼(I∶E)比和用于呼吸速率的设定值。在此处所述的示例中，I∶E比为1∶3或三分之一，其中，呼吸速率为每分钟10次呼吸。在一些情况下，I∶E比可以在约1∶1到约1∶4的范围内。在一些情况下，呼吸速率可以在每分钟6次呼吸到每分钟30次呼吸的范围内。PEEP的添加可以为患病的或受损的肺提供附加氧合，而不只是正压呼吸所做的。在一些情况下，经由机械换气提供PEEP，并且PEEP的程度和持续时间可以是可变的或固定的，并且可以利用闭环控制系统进行调节。在一些情况下，PEEP可以指的是比在呼气周期期间或在呼气周期结束时存在于气道中的大气压大的压力。可以利用机械呼吸器或麻醉机执行正压呼吸的传送。例如，对应于PEEP施行的持续时间的时间t的值可以在约0.1秒到约1.5秒的范围内。在一些情况下，正压呼吸可以传送至患者，持续在约250毫秒到约2秒的范围内的时间段。在一些情况下，正压呼吸可以以约每秒0.1升到约每秒5升的范围内的速率传送至患者。供应正压呼吸的时间相对于PEEP和/或真空的时间而言可以在约0.5到约0.1的范围内。当人不呼吸时，可将正压呼吸传送至人。这可以利用机械呼吸器、换气袋、口对口装置等完成。可以与该方法结合使用由本申请所包含的吸气阻抗阈值装置(ITD)技术中的任何一种。同样理解的是，可以结合诸如2003年3月28日提交的美国专利申请No.10/401,493和2007年4月13日提交的美国专利申请No.11/735,320中所述的糖尿病治疗方式之类的糖尿病治疗方式来使用由本申请所包含的步骤，以上申请的内容以参引的方式并入本文中。可以结合诸如美国专利No.5,551,420、美国专利No.5,692,498、美国专利No.6,062,219、美国专利No.6,526,973、美国专利No.6,604,523、美国专利No.7,210,480以及美国专利No.6,986,349中所述的用于心力衰竭和其它状况的治疗方式之类的用于心力衰竭和其它状况的治疗方式来使用由本申请所包含的步骤，以上专利的内容以参引的方式并入本文中。在一些情况下，可以通过结合呼吸器或麻醉机的使用来获得图16A和16B中所示的压力曲线。与此相关地，在一些情况下，可以在不利用呼吸器的情况下来获得这种曲线。多种机构或过程中的任何一种均可以用于使ITP降低或获得负的ITP，包括但不限制于真空源、抽吸装置、推/拉式呼吸器或主动按压/减压装置。
图17提供了一种用于对患者施行治疗的示例性系统的简图。如于此所示，系统1700包括与真空传送仪器1720、换气控制阀仪器1730以及PEEP传送仪器1740操作性地相关联的过程控制器1710。真空传送仪器1720任选地经由真空调节仪器1724与真空源仪器1722操作性地相关联。PEEP传送仪器1740任选地经由压力调节仪器1744与气体压力源混合仪器1742操作性地相关联。换气控制阀仪器1730任选地经由具有呼气支路仪器1752和吸气支路仪器1754的呼吸回路仪器1751与呼吸器仪器1750操作性地相关联。PEEP传送仪器1740可以构造成随意传送可调数量的PEEP。如于此所示，系统1700还可以包括压力变换器1731。系统1760还包括患者连接仪器1760，该患者连接仪器1760可以例如经由气管内导管或其它患者气道装置联接于患者。
根据一些实施方式，治疗方法可以包括涉及打开换气控制阀仪器1730以传送正压换气在内的第一步骤。该治疗方法还可以包括涉及在正压呼吸的末端，启动该换气控制阀仪器1730和真空传送仪器或阀1720的第二步骤。PEEP传送仪器或阀1740可以被打开，从而以受控压力将呼气末正压从内部气体混合器仪器1742传送至患者。该治疗方法还可以包括涉及为PEEP阀1740通电并在PEEP阶段的末端使该真空传送阀1720断电，以为患者的气道产生受控真空的第三步骤。该治疗方法还可以包括重复上述第一步骤、第二步骤以及第三步骤。在一些情况下，呼吸器1750可以用于将正压换气或呼吸、真空或其二者传送至患者。根据一些实施方式，人工复苏器可以用于将正压呼吸传送至患者。例如结合图19A至19F在本文中的其它地方讨论呼吸器的其它操作方面。
对交感紧张施加的胸内压调节作用
胸内压调节器(ITPR)可以将吸气阻抗阈值装置(ITD)与真空源相结合，该真空源用于在允许正压换气的同时例如在心肺复苏(CPR)期间在气管中产生真空。ITPR的使用可以调节自主系统。在吸气期间，阀系统可以用于在胸腔内产生真空以使胸内压瞬时降低并且由此调节人的自主功能。更具体地说，通过使胸内压降低，人经历了血液至心脏的静脉血回流加强，并且这引起心输出量的增大、血压升高、至心脏的血流量增大、颅内压降低以及导致外周动脉阻力降低的交感紧张的自主神经系统调节降低。返回右心并且随后进入到肺中的静脉血流量的作为结果而得到的增大使心脏前负荷增大并且促进心脏的右心室和左心室的重充填。随继而来的心脏收缩导致每搏心输出量和心输出量增大。这导致诸如颈部中的颈动脉压力感受器之类的身体感受器检测血压和循环的增大并且改变自主神经系统平衡。这可以通过来自由皮肤电极记录的心电图的低频功率谱的转变表明，利用标准心率变异性分析法来分析该皮肤电极。可以结合诸如美国专利No.7,195,013中所述的治疗方式之类的治疗方式来使用由本申请所包含的步骤，该专利的内容以参引的方式并入本文中。
因此，胸内压调节(IPR)的使用可以调节自主神经系统。在一些情况下，当例如在开心脏术期间已经打开胸腔时施加IPR疗法时，肺在正压(吸气)阶段期间充满呼吸气体，并且在呼气阶段期间从肺主动地抽取呼吸气体。这导致肺内的血液快速移位到左心房中，从而以血液来灌注左心。通过交替地以呼吸气体填充肺并为来自右心的血液同时提供空间，并且随后抽取呼吸气体并向前推动肺储存器内的血液，肺充当蠕动海绵以吸收来自右心的血液并且将其传送至左心。通过‘绞拧该海绵’，肺实质的扩张和收缩在低的或减弱的血液循环的背景下提供了用于向前推进血液的新手段。该‘绞拧’过程之前或之后添加PEEP提供了用于帮助保持氧合并且维持和保护肺功能的手段。在该过程期间，吸气阶段期间传送的潮气量可以改变，并且通过该方法或装置移除的呼吸气体的速率可以或直接或间接地随着传送的潮气量的变化而改变，从而提供用于获得所需目标气道压和/或胸内压的手段。甚至在例如在开心脏术期间或之后，胸腔对大气压开放时，诸如提供IPR疗法的方法和装置之类的方法和装置因此可以用于增强循环并使血压升高。只要该方法和装置允许将呼吸气体移进和移出肺(两个肺)，就可以将其施加于两个肺或仅一个肺。
利用IPR疗法实现的肺内压力的变化是肺呼吸气体容积变化的直接结果。利用每次正压换气，气体容积增大，并且在主动抽取气体时，气体容积降低。在该过程中，从肺中挤出血液，并且血液由于心脏内的无损伤的单向阀(在该情况下，为肺动脉瓣和二尖瓣)而仅可以向前移动。由此，在抽气阶段期间，将血液从充当巨大储存器的肺中抽出，并且在肺扩张时，呼吸气体填充肺泡并且间接使动脉和静脉床结构恢复，以使肺一扩张，来自右心的血液就冲入到肺血液储存器中。呼吸气体通过IPR疗法的主动注入和移除提供了用于将血液泵送到左心中的新手段。当胸廓对大气压开放时，随后由于胸腔中非肺结构内的压力不再随着气道或肺压的变化而改变，因此肺容量的变化不改变颅内压。
本发明的实施方式因此可以用于治疗包括但不限制于遭受颅内压升高、眼压升高、休克、低血压、循环性虚脱、心动停止、心力衰竭、术中低血压的患者以及透析患者的遭受多种疾病状况的患者。它还可以在诸如有关肝或肠的手术之类的外科手术期间使腹内静脉压降低，并且同时为诸如肾脏、脑部以及心脏之类的这些和其它重要器官提供更大的血流量。通过使静脉压降低，其会有助于在外科手术期间减少失血。通过前述机构，新方法和装置还可以治疗与败血症、多创伤性器官损伤、以及急性呼吸疾病综合症(ARDS)相关联的低血压和循环不良。本发明的实施方式还可以用于使‘间室综合症’中的静脉压降低并且因此有助于使更多的血液循环起来并维持组织活力和功能。本发明的实施方式可以基于如下发现：即，胸内压的降低导致颅内压降低并增大流至心脏的血流量。在开胸患者体内，该装置实施方式可以使气道中和肺中的压力降低，从而将呼吸气体从肺中移除。这导致利用每次施加真空来‘绞拧’就像湿海绵一样的肺，并且由于肺动脉瓣防止反向的跨肺流动，因此这迫使肺中的血液进入到左心中。利用下一次吸气，呼吸气体填充肺，并且血液冲入到肺中。利用下一次施加低位真空挤出血液。同样，气道压的变化提供了肺泵以将血液从肺中挤出，并且利用每次正压呼吸在肺内提供空的血管储存器，该空的血管储存器利用来自右心内的血液进行快速地再充填。
当胸腔是不完整的时，装置实施方式还可以包括用于改变阀系统的阻力水平的机构。例如，实施方式可以包括添加呼气正压。该装置可以与构造成监控人的至少一个生理参数的至少一个生理传感器组合使用。这样，用于改变肺内呼吸气体的压力和/或容积的机构可以构造成接收来自传感器的信号并且基于这些信号改变阀系统的阻抗水平。这又调节呼吸气体容积和/或压力的大小以及将气体主动注入到肺中并且从肺中抽取气体的速度。可以使用的传感器的示例包括测量气道压、气管内压、血压、右心压力、心率、呼气末CO2、含氧量以及左心压力的传感器。
如在本文中的其它地方提到的那样，本发明的实施方式非常适合于在患者的胸腔是完整的时，用于使颅内压或眼压降低。可以与开胸一起使用该方法。由于回路是开放的，因此肺容量和压力可以改变，而不会出现胸内压的变化。当胸廓是开放的时，该步骤通常不使颅内压降低。
在一些情况下，可以在抽气之前或之后施加PEEP。利用该步骤，本方法和装置提供了3阶段手段用于调节气道压并在胸腔是完整的时调节胸内压：使肺扩张，将气体从肺中移除，并且通过PEEP使肺部分扩张成使肺不张减少并帮助维持肺完整性。
如在本文中的其它地方讨论的那样，可以利用机械呼吸器执行正压呼吸的传送和气体的抽取，并且可以利用恒定抽取或脉冲抽取来抽取呼吸气体。气体注入和抽取的速度、容积以及压力可以根据患者的状况和需要改变。例如，在潮气量增大时，可以改变抽取较大气体容积的速度。这会是重要的，以使胸内负压(当胸腔是完整的时)以及气道压和肺压(当胸腔是开放的时)的持续时间最大化。图18A至18C示出了潮气量和气道压变化的多个方面。
图18A至18C的上图示出了作为时间的函数的以mmHg为单位的胸内压(ITP)。IPR疗法被传送成产生-7.0mmHg的胸内真空，并且正压呼吸提供14mmHg的最大胸内压。图18A至18C的中图示出了作为时间的函数的以mL/min为单位的颈动脉中的血流量(例如，颈总动脉血流量)。在图18A中，下图提供三条记录曲线(上记录曲线、中记录曲线以及下记录曲线)。下图的上记录曲线对应于作为时间的函数的血压，下图的中记录曲线对应于作为时间的函数的颅内压，并且下图的下记录曲线对应于作为时间的函数的右房压。图18B来自当潮气量为10ml/kg时，由图18A表示的实验中的约第138分钟的图段，并且图18C来自由图18A表示的同一实验中的约第140分钟的图段。图18B描绘了吸气潮气量(TV)为约276ml，并且目标为约27.2kg×10ml/kg。图18C描绘了吸气潮气量(TV)为约192ml，并且目标为约27.2kg×7.5ml/kg。当与图18B中所示结果相比时，在降低潮气量，但是移除呼吸气体的速度不变(如图18C中所示)时，随后气道压处于-7.0mmHg的目标水平处的时长较大，从而提高了所传送疗法的总效力。
在以开胸的27.6kg麻醉猪进行的该IPR疗法试验中，最初，猪利用每分钟14次呼吸(bpm)且吸呼比(I∶E)为1∶3的正压换气进行换气。如由图18A和18B(上图)中示出的气道压的降低所示传送IPR疗法。根据这些图表记录曲线，胸内压(ITP)在每次换气呼吸时从14.0mmHg降低到-7.0mmHg。使气道压降低到-7.0mmHg的目标值所需的时间为0.84秒。
如由图18A中的箭头A(下图中的第139.4分钟附近)所示，通过使潮气量(TV)在该28kg的麻醉猪体内从276ml(10ml/kg)(例如，图18B)降低到192ml(～7ml/kg)(例如，图18C)，使气道压降低到-7.0mmHg的目标值所需的时间降低到0.64秒。在图18C(上图)中示出了该降低的时间间隔。利用气道负压的更长的持续时间，血压从约75/42mmHg(例如，图18B，下图，上记录曲线)增大到约95/55mmHg(例如，图18C，下图，上记录曲线)。同样增大了颈动脉中的血流量。
根据一些实施方式，图18A至18C用曲线图示出了呼吸气体的取决于所传送的潮气量的大小(例如，潮气量越大，就可以越为缓慢地移除气体)的移除(例如，施加真空)。
如上所述，在图19A至19F中描述了一种非常适合于与这种方法一起使用的IPR装置。示例性的IPR装置提供了一种可以调节真空的阈值阀。如从一幅立体图中所示，图19A-1描绘了具有压力计或压力传感器1910、呼吸器端口1920、入口盖1930、本体1940、患者端口1950、真空杆1960、以及阀(未示出)的IPR系统1900。如从另一立体图所示，图19A-2描绘了具有压力计或压力传感器1910、呼吸器端口1920、入口盖1930、本体1940、患者端口1950、真空杆1960、以及阀(未示出)的IPR系统1900。如在横截面视图中所示，图19B至19F描绘了处于多种操作构造中的系统1900。如在图19B中所示，完全插入或推入真空杆1960。真空杆1960可以包括真空端口或内腔1961。阀1970包括活塞1971、阀面1972、以及滚动膜片1973。真空杆1960的第一部分1962推动阀面1972远离滚动膜片1973，由此在阀1970中提供开口1975，如由箭头A所示，空气、气体、或流体可以流过该开口1975。如于此所示，吸入气体可以从呼吸器(未示出)流过呼吸器端口1920，流过阀1970的开口1975，流过膜片孔或开口1976并且经由患者端口1950流入到患者(未示出)体内或朝向患者(未示出)流动。任选地，真空杆弹簧1963可以将真空杆1960推靠在阀面1972上，由此密封真空杆1960，从而使得在打开阀1970时，没有空气经由真空端口1961流至通气孔。在一些实施方式中，阀杆的第一部分1962和阀面1972在真空接合点处形成开/关式开关，使得在阀杆的第一部分1962与阀面1972相互接触时，由于形成在第一部分1962与阀面1972之间的通气孔密封件而隔离该真空。在图19B中所示的操作构造中，真空杆1960可以被锁定或保持在适当位置中，由此密封住该真空并且保持呼吸器与患者之间的开口连接。真空杆可以被密封住，同时将通气孔密封件保持开放，从而使吸入气体和呼出气体能够在两个方向上通过。
图19C描绘了真空杆1960处于部分抽出构造中的IPR系统1900。随着抽出真空杆1960，允许阀面1972同时封靠在滚动膜片1973的边缘和真空杆1960上，由此密封膜片和杆。当密封住膜片1973时，防止空气流过阀1970。如于此所示，因为阀面1972封靠在膜片1973上，所以流体不还能流过膜片孔或开口1976。当密封住杆1960的第一部分1962时，防止空气或流体流过杆1960的真空端口1961。根据一些实施方式，系统1700呈现具有2个位置的三通阀。因此，阀1970可以是开放的，因此提供患者与呼吸器之间的流体连通(例如，如图19B中所示)或者提供患者与真空之间的流体连通(例如，如图19D中所示)。如图19C中所示，在形成或建立患者与真空之间的连接或通路之前，可以破坏或中断患者与呼吸器之间的连接或通路。根据一些实施方式，当用户使真空杆1960选择性地移动至真空疗法位置时，发生这一系列事件。当通过呼吸器端口1920施行正压呼吸，而同时通过真空杆1960施行真空疗法时，会发生相同或相似序列的事件。在后一种情况下，正压而不是真空杆迫使阀面1972抵靠在真空杆1960的端部或第一部分1962上，从而在开放患者与呼吸器之间的途径之前隔离该真空。因此，在真空杆1960移动至使真空疗法能够例如被如在图19D中描绘的CirQlator或相似的装置施行的位置时，会例如在一瞬间发生阀和杆的该双重密封。
如图19D中所示，膜片可以处于完全闭合位置中，从而密封住呼吸器端口，真空杆通向患者端口。真空可以向下拉动压力计活塞，从而向医生或操作者指示出将真空施加于患者。压力计与装置的主体之间的开口使压力能够启动压力计。医生或操作者可以拉动真空杆，从而将其锁定在治疗位置中，这使得阀机构能够施行治疗。
图19D示出了完全或基本上被抽出并且任选地锁定在适当位置中的真空杆1960。例如，医生或操作者可以拉动该真空杆，将其锁定到真空疗法位置中，这使得系统1900能够有助于真空疗法。于此，如由箭头A所示，真空杆的第一部分1962不再封靠在阀面1972上，由此使得能够施行真空疗法。如于此所描绘的那样，将气体从患者体内经过患者端口1950、在第一部分1962与阀座1972之间、经过阀杆内腔1961并且朝向真空源或机构(未示出)抽出。滚动膜片1973处于闭合位置中，从而密封住呼吸器端口1920。因此，没有流体流过膜片孔或开口1976。真空杆1960通向患者端口1950。当被施行时，真空可以向下拉动压力计1910的压力计活塞1911，或将其拉到压力计本体1942中，或将其拉向压力计本体1942。当活塞1911处于该位置中时，它可以向医生或操作者提供指示正将真空施加于患者。例如，压力计可以为医生提供机械信号。压力计1910与主体1940之间的开口1912使压力或真空能够启动压力计1910。
图19B至19D中描绘的滚动膜片1973示出为处于延伸位置中，从IPR系统1900的本体1940延伸或远离其延伸。滚动膜片1973由弹簧1974保持在该延伸位置中或朝向该延伸位置推动，直到如图19E中所示，经由换气端口1920提供的来自呼吸器的正压克服弹簧1974，从而使膜片1973在由箭头A所示的方向上向下移动到本体1940中或朝向本体1940移动。在一些情况下，该作用可以得到上部弹簧的帮助。因此，由于正压呼吸的开始，如由箭头B所示，来自呼吸器的流体进入呼吸器端口1920，并且正压朝向本体1940推动膜片1973和阀面1972。在图19E中示出了半行程构造，使得通向真空和呼吸器的通路在一瞬间被关闭。如于此所示，膜片孔或开口1976被关闭。不管膜片的位置如何，压力计均可以显示患者所处的压力状况。
如图19E中所示，在开始正压呼吸时，正压可以向下推动膜片和通气孔密封件直到该密封件接触真空杆。该装置示出为处于半行程处，并且在一瞬间将真空和呼吸器二者均关闭。
图19F示出了正压呼吸的效果。具体地说，正压呼吸迫使活塞1971、阀面1972、以及膜片1973朝向本体1940推动或将它们推到本体1940中，直到阀面1972密封真空杆1960的第一部分1962。由于阀面1972与第一部分1962之间的密封而密封住该真空。图19F示出了膜片1973朝向本体1940或进入本体1940中，如由箭头B所示，从而由此相对于真空杆1960移动的继续平移的效果。然而，当阀面1972接触真空杆1960时，活塞1971与阀面1972不再沿着真空杆1960的长度平移。因此，正压呼吸继续将膜片向下或朝向本体1940推动，由此打开气体流动路径以使呼吸能够被传送至患者，同时阀面1972保持座置在阀杆的第一部分1962上，从而将真空与患者隔离开。如由箭头A所示，正压呼吸或气体穿过换气端口1920、在阀面1972与膜片1973之间、穿过膜片孔或开口1976、并且朝向患者从患者端口1950出去。因此，使正压呼吸能够穿过、横穿或经过膜片1973到达患者的通路是开放的，而作为阀面1972与阀杆1960的第一部分1962之间的密封的结果，将真空密封住。如于此所描绘的那样，如由箭头C所示，来自呼吸的正压将压力计1910向上或远离压力计本体1942推动，这可以向医生或操作者提供指示正将真空施加于患者。在释放、停止或充分降低该正压时，膜片返回弹簧1974就迫使膜片1973返回到其静止位置中，在该静止位置中，如在图19B至19E中所描绘的那样，膜片1973远离本体1940延伸或被推动成远离本体1940，从而在使该通路通向该真空之前，将该通路与呼吸器隔离开。
如图19F中所示，呼吸器密封件可以保持座置在真空杆上，从而将真空与患者隔离开。正压呼吸可以继续向下推动膜片，从而打开气体流动路径以使呼吸能够被传送至患者。来自呼吸的正压可以向上推动压力计，从而指示出将正压施加于患者。
如图19G中所示，当在传送呼吸的末端释放正压时，阀在反向运动中移动。正压的停止可以使阀能够恢复到图19D中所示的位置。患者与呼吸器之间的连接被密封住，并且真空以与图19E中所示的方式相同的方式然而以相反顺序打开。根据一些实施方式，施行呼吸的目标开放压力为8cmH2O。真空可以限制于12cmH2O并且可以不足以将阀打开。可使克服二级阀(就像患者将会自发呼气一样)所需的压力最小化。诸如图19A至19G中所述的IPR装置实施方式之类的IPR装置实施方式可以由PEEP机构来补充或与PEEP机构组合，由此提供诸如图17中所示的治疗系统之类的治疗系统。在一些情况下，可以在不添加PEEP程序的情况下，使用诸如图19A至19G中所描绘的IPR装置实施方式之类的IPR装置实施方式。
胸内压调节和主动脉内球囊泵
与单独地采取任何一种步骤相比，胸内压调节(IPR)与主动脉内球囊泵(IABP)或其它辅助装置的组合使用可以对增强通向心脏、脑部以及其它重要器官的循环产生更大的影响。在一些情况下，该组合技术可以结合诸如美国专利No.6,234,985、美国专利No.6,224,562、美国专利No.6,312,399、美国专利No.6,463,327以及美国专利No.6,587,726以及2008年6月30日提交的美国专利申请No.12/165,366和2008年5月12日提交的美国专利申请No.12/119,374中描述的套囊治疗之类的套囊治疗的多个方面，以上专利和专利申请的内容以参引的方式并入本文中。在一些实施方式中，IABP装置可以使心肌耗氧量降低并且使心输出量增大。IABP装置可以包括安置在主动脉中，在心脏收缩时主动收缩并且在心脏舒张时主动膨胀的反搏可扩张的球囊。该可扩张的元件或球囊可以由计算机控制、任选地与ECG或压力变换器相联。
再循环麻醉
本发明的实施方式包括用于在胸内压调节器仪器(ITPR)与麻醉机一起使用时使麻醉气体再循环的技术。例如，如在图20中所描绘的那样，使麻醉气体在麻醉机内再循环是可能的。因此，可以使用IPR而不会过度地消耗麻醉剂。在单独的腔室/洗涤器系统中捕获呼出气体同样是可能的。有利地，这种步骤可以有助于使麻醉气体的总消耗量降低。图20示出了根据本发明的实施方式的用于利用麻醉机产生气道负压的系统和方法的多个方面。治疗系统2000包括可以与胸内压调节器仪器(ITPR)2020相联的气管内(ET)导管或面罩2010。根据一些实施方式，ITPR 2020可以结合诸如图19A至19G中所描绘的IPR装置之类的IPR装置的一个或更多个元件。如图20中所示，将患者Y形管2030与ITPR仪器2020相联。ITPR真空管线2040将ITPR仪器2020与负压发生器2050相联。真空恢复至回路仪器2060经由导管或通道2065与负压发生器仪器2050相联。真空恢复仪器2060同样与麻醉机2090以及回路的呼气支路2070相联。在一些情况下，麻醉机2090可以结合呼吸器或用呼吸器代替。麻醉机2090同样与吸气支路2080相联。患者Y形管2030与呼气支路2070和吸气支路2080相联。如于此所示，整体流动力学可以用于在麻醉机的呼气支路2070中产生负压。相关地，使新鲜的补充气体在使用ITPR疗法时的使用量降低。负压发生器2050在ITPR真空管线2040上抽出真空以提供ITPR疗法，并通过回路的呼气支路2070上的回路三通管将所有或大多数呼出气体推回到麻醉机2090中。通过经负压发生器2050发送呼出气体并且随后使其返回到麻醉回路中，与相应的低流量的补充气体和麻醉剂一起维持半闭合回路。出于多种原因，麻醉回路可以被认为是半闭合的。例如，患者呼出的气体通常需要从气流中移除呼出的二氧化碳。此外，通过患者使其产生代谢变化的氧气和麻醉剂不被呼出并且需要被替换掉。通过将低流量的气体或补充气体添加到回路中来实现对于产生代谢变化的氧气的替换。在一些情况下，低流量是优选的，以节省麻醉剂。
呼吸器和利用ITPR进行的麻醉
图21示出了根据本发明的实施方式的IPR系统2100的多个方面。在一些情况下，系统2100可以具体体现为推/拉式呼吸器的多个方面。当患者正利用机械呼吸器换气时，可实施IPR方法以使气道压周期性地降低，从而增强循环，并在胸腔是完整的时使颅内压降低。在一些情况下，IPR方法和装置可以结合到提供正压换气的机构(例如，复苏器袋、机械呼吸器、麻醉机、或用于提供正压换气的其它器件)中。在一些实施方式中，在利用机械呼吸器以不同的吸呼(I∶E)比治疗患者时，可实施IPR疗法。例如，可以以更高的I∶E比(1∶2至1∶5)来治疗患者，并且在每次吸气之后，IPR将在正压恢复之前在100毫秒变化至2秒的时间段内将气道压和/或胸内压降低到-1mmHg到-20mmHg。用这种方法，可以从患者的肺中快速地抽取呼吸气体，并且可以增强循环。
如图21的气动图中所示，IPR系统2100包括具有过滤器2104的用于环境空气的输入2102和具有过滤器2108的用于氧气的输入2106。环境空气输入2102可以与具有吸气正压(PIP)机构或鼓风机2112的排气歧管2110流体连通。排气歧管2110与流量计2114相联，流量计2114又与第一吸气止回阀2116相联。氧气输入2106可以与第一压敏孔板(VSO)氧气阀2120和第二VSO氧气阀2122流体连通。VSO阀2120、2122又可以与流量计2124相联。止回阀2116和流量计2124与第一控制阀2126相联，第一控制阀2126又与PS2或第二压力传感器2128和正压传送机构2129相联。如于此所示，PS2与控制阀2126和正压传送机构2129操作性地相联。
系统2100还包括与第二控制阀2132相联的N-Exp压力机构、真空源、或鼓风机2130以及与第二控制阀2132和呼气止回阀2136操作性地相关联的连续气道正压(CPAP)控制机构2134。控制阀2132与止回阀2136相联，该止回阀2136又与PS1或第一压力传感器2138相联。在一些情况下，鼓风机2130的操作可以基于由第一压力传感器2138检测到的压力状况。呼气止回阀2136和PS12138与真空管线2140操作性地相关联，该真空管线2140又与呕吐过滤器2142相联。正压传送机构2129还与呕吐过滤器2142相联。如于此所示，呕吐过滤器2142与诸如气管内导管或面罩之类的连接器机构2144相联。连接器机构2144又可以与患者或个人操作性地相关联。
在吸气构造中，第二控制阀2132被关闭或打开，并且第一控制阀2126被打开或关闭。PIP鼓风机2112被打开，并且可以提前启动。例如，该鼓风机可以具有一些惰性，并且在经由控制阀开始呼吸之前开始使鼓风机运行以使在打开控制阀时，流动可以即刻开始是可能的。N-Exp鼓风机机构2130被关闭。根据一些实施方式，闭合或者一个控制阀或另一个控制阀会是有用的，这可以促进装置的a)传送呼吸或b)传送ITPR疗法的能力。关闭鼓风机的顺序可以在一些示例中改变。此外，在一些情况下，吸气构造事件可以例如在小于20mSec的时段内相当紧密地一起发生。
在根据一些实施方式的呼气构造中，第一控制阀2132被打开或关闭，并且第一控制阀2126被关闭或打开。PIP鼓风机2112被关闭。N-Exp鼓风机机构2130被打开，并且可以提前启动。在一些情况下，呼气构造事件可以例如在小于20mSec的时段内相当紧密地一起发生。图21可以包括或涉及与呼吸器或呼吸器操作相关的特征。例如，在一些情况下，除了N-Exp鼓风机机构2130之外的所有物品均可以是相关的呼吸器。图21的多个方面可以与图17中所示的呼吸器相关。根据一些实施方式，从气动的角度来看，除了N-Exp鼓风机机构2130之外，图17上的呼吸器仪器1750可以与图21在内部相似。因此，除了N-Exp鼓风机机构2130之外，以图21的特征代替呼吸器仪器1750会是可能的。
医疗状况和替代疗法
本发明的实施方式非常适合于用于治疗这样的患者，该患者遭受诸如败血症、休克、心力衰竭、急性呼吸窘迫综合症、多发性损伤、头部疾病、高肝或门静脉压、在腹部、头部以及颈部手术期间的出血、或开心脏术期间的循环不充分之类的状况或处于发展该状况的风险之中。更甚者，示例性技术可以用于在用于低血液循环或低血压的治疗期间使患者体内的流体需要量减少。在一些情况下，系统和方法可以用于使患者体内的微循环增强或用于治疗具有低微循环的患者。任选地，系统和方法可以用于使患者体内的药物循环增强。可以结合药物疗法来使用示例性技术。根据一些步骤，与实施IPR治疗方案相结合或除了实施IPR治疗方案之外，对患者实施CPR治疗方案。
本发明的实施方式还包括评估患者体内的体液状况的方法，该方法涉及向患者施加IPR治疗方案和评估对血压的影响。如果血压快速升高，则患者可以从静脉内容量替代疗法中受益。在一些情况下，这种替代疗法包括晶体的传送。在一些情况下，替代疗法包括胶质的传送。
根据一些实施方式，IPR可以使循环增强并且由此提供使更多血液和低流动状态期间服用的药物更为有效且安全地循环的手段。由于利用IPR疗法在低血液状态下提供的循环增强，因此药物更快地循环，并且可以在多种情况下给出更低的剂量。因此，IPR疗法与药物疗法的结合在临床上会是特别有用的。例如，在IPR疗法的用于使循环增强的CPR使用期间，由示例提供了一种传送诸如硝普酸钠之类的通常会使血压降低至危险水平的药物的手段。在经历休克状态的患者体内，诸如加压素或肾上腺素之类的药物可以以更低的剂量施加以进一步增强循环。较高剂量的加压素和肾上腺素会具有相当大的不良反应。在另一个示例中，低血压的治疗期间的雌性激素和孕酮素服用的功效通过IPR疗法增大。尤其是对脑部而言，更大的循环导致更大的功效。
压力传感器位置和鼓风机
本发明的实施方式提供了用于呼吸控制的独特的压力传感器位置和用于真空模式的独特的鼓风机构造，该真空模式通过打开鼓风机以用于灌注而允许任选地使用反馈控制环对呼气阻力进行控制。
继续参照图21，胸内压调节(IPR)系统2100可以包括用于呼吸控制的多个位置处的压力传感器。任选地，压力传感器可以为系统提供一定水平的冗余。IPR系统2100可以构造成提供对于吸气支路压力和呼气支路压力进行的压力监控以及对于呼气末压力在处于循环辅助模式中时至低于大气水平进行的主动控制。IPR系统2100可以结合压力传感器冗余的使用以保护患者使其免受会由故障传感器所引起的损伤。通过将压力变换器小心地放置在装置中来实现安全冗余和监控患者回路2141的呼气支路2141E和吸气支路1241I的监控的目标。如图21中所示，第一压力传感器2138可以操作成监控呼气管线2141E中的压力，并且第二压力传感器2128可以操作成监控吸气管线2141I中的压力。在一些情况下，放置在呼气支路2141E上或与该呼气支路2141E通信的压力传感器2138可以用于监控和控制循环辅助模式或程序中的主动呼气功能。为了始终保持对于患者气道进行的冗余安全监控，压力传感器放置成使得在呼吸回路2141连接于歧管或装置时，每个压力传感器或变换器正在监控呼吸回路的特定侧(例如，呼气侧2141E或吸气侧2141I)以使一个变换器可以用于反馈控制环，并且另一个变换器可以用作冗余安全监控结构元件。变换器的该放置允许利用用于控制和安全冗余的两个变换器，而不是例如包括四个变换器的系统，在该系统中，两个变换器位于该回路的吸气侧上，并且两个变换器位于该回路的呼气侧上。本文中描述的两个变换器系统允许压力变换器位置与呼吸回路的连接点直接通信。相比之下，如果变换器放置成不允许压力变换器位置与呼吸回路的连接点直接通信，则会需要四个变换器。在图21中示出的气动示意图中详细地示出了压力传感器位置。传感器标注为PS1和PS2，其中，PS1监控呼气管线2141E，并且PS2监控吸气管线2141I。
换气周期的呼气阶段仅是机械换气的次要关注点。用于机械换气的主要关注点是空气至患者的肺的传送，而较少地关注是如何使空气能够从肺出来的。机械呼吸器的呼气支路可以设计成具有使气流阻力尽可能降低至使被动呼气流量能够消除吸气潮气量的目标。通常在机械呼吸器中发现的实现呼气流动的另一个特征是呼气末正压(PEEP)的添加。除了PEEP和低阻力通路的设计之外，已经在机械换气中很大程度地忽视呼气流动。当前，一些呼吸器具有有限的用于产生呼气负压以使传送的潮气量的自然释放增强的能力。根据本发明的实施方式的治疗系统通过利用用于产生负压以使呼气流动增强的鼓风机，提供了对呼气流动进行的更为充分的控制，在一些情况下，这可以与灌注程序相关。伺服受控呼气压源的使用允许对呼气流动进行大范围的控制。利用伺服受控呼气压，装置可以以多种水平的呼气末压力产生胸廓真空，并且使压力曲线从吸气末压力变化到呼气末压力。
本发明的实施方式提供了一种具有独特的双支路回路的治疗系统。如在图21中所描绘的那样，吸气流动路径和呼气流动路径通过双支路患者回路2141从治疗系统或歧管行进至患者。两个支路2141I、2141E可以是同心的。例如，导管组件可以包括提供吸气路径的内腔和提供呼气路径的外腔。患者端的连接件可以包括标准22mm凹圆锥形的ISO配件。治疗装置处的连接件可以直接附于容置在该装置内的歧管系统。治疗装置处的连接件可以包括同心地定向的一对圆锥形配件。该连接构造可以使护理者能够以单个运动同时进行吸气回路支路连接和呼气回路支路连接。另外，该布置可以防止护理者无意混淆吸气支路和呼气支路。如在本文中的其它地方进一步所述，可以经由安装在双平面歧管系统上的两个电磁阀(每个流动方向具有一个电磁阀)来控制吸气流动路径和呼气流动路径。通过该阀，流动路径可以通过开口的外环进入并且通过居中设置的腔离开阀。可以通过位于歧管的每个平面上的气动端口来监控吸气压和呼气压。如在本文中的其它地方进一步所述，吸气平面可以收集并且结合来自正压鼓风机的新鲜空气和来自控制氧气流速的单独的装阀歧管的氧气。止回阀可以位于新鲜空气和氧气入口位置处以防止反向流动。当阀打开时，流动路径使组合后的氧气和空气能够穿过至连接于患者回路的中心腔。因为患者回路通常位于同心方位上，并且吸入气体和呼出气体通常不混合，所以吸气路径在连接于患者回路之前行进穿过歧管的呼气平面。这通过滑动密封件来完成，在该滑动密封件位置处，一个部件叠缩到另一个部件中，从而压缩径向地位于它们之间的O形环。呼出气体通过患者回路的外腔进入歧管。止回阀位于呼气路径的入口处以防止呼出气体被患者再呼吸。以与吸气流动的方式相似的方式，阀打开和关闭以控制呼出气体的流动。气体通过开口的外环进入阀并且通过中心腔离开。当阀打开时，这使流动能够从歧管的呼气平面经过流至排放至大气的负压鼓风机。歧管的呼气平面与负压鼓风机之间的连接利用与针于吸入气体描述的O形环密封机构相似的O形环密封机构。
在一些实施方式中，治疗系统可以包括与外部医疗装置通信的通信模块。该通信模块可以包括蓝牙组件、射频组件、或以选定或期望的带宽通信的通信组件。外部医疗装置可以是除颤器或自动胸廓按压机等。这种通信可以用于记录正胸内压和胸内负压随着除颤休克和/或胸廓按压和释放而变化的传送的时间。
歧管系统和方法
图22A至22G示出了根据本发明的实施方式的歧管系统和方法的多个方面。示例性歧管系统可以提供将吸入气体与呼出气体隔离开的双平面歧管。如在图22A中所描绘的那样，歧管系统2200包括远侧界面2210、近侧界面2230、以及布置在远侧界面2210与近侧界面2230之间的中心界面2220。歧管系统2200还包括与远侧界面2210相联的吸气控制阀组件2240以及与近侧界面2230相联的呼气控制阀组件2250。吸气控制阀组件2240的启动操作成控制吸入气体到歧管系统2200中的流动。例如，吸气控制阀组件2240的打开促进吸入气体进入到歧管系统2200中，并且吸气控制阀组件2240的关闭抑制住吸入气体进入到歧管系统2200中。在一些情况下，吸气控制阀组件2240包括电磁阀。呼气控制阀组件2250的启动操作成控制呼出气体到歧管系统2200中的流动。例如，呼气控制阀组件2250的打开促进呼出气体进入到歧管系统2200中，并且呼气控制阀组件2250的关闭抑制呼出气体进入到歧管系统2200中。在一些情况下，呼气控制阀组件2250包括电磁阀。呼气控制阀组件2250可以以多种方式操作成例如结合真空机构或负压鼓风机来促进负压治疗的传送或促进PEEP治疗的传送。在一些示例中，如果呼气控制阀组件2250处于打开构造中，则真空机构可以抽出负压以使气道压降低。作为选择，呼气控制阀组件2250可以关闭，并且一定量的正压保留在气道中，由此提供PEEP治疗方案。因此，同一控制阀组件2250可以操作成提供两种不同的功能。
用于传送至患者的吸入气体可以以多种方式进入歧管系统2200。如图22A中所示，中心界面2220可以包括接收来自氧气源的氧气的氧气入口2222，并且远侧界面2210可以包括接收来自诸如正压鼓风机之类的空气源的空气的空气进气口2212。因此，空气进气口2212可以例如经由诸如导管之类的流体通路器件与空气源流体连通，并且氧气入口2222可以例如经由诸如导管之类的流体通路器件与氧气源流体连通。用于传送至患者的吸入气体可以例如经由近侧界面2230的患者回路接口2232朝向患者从歧管系统2200排放。来自患者的呼出气体可以在例如近侧界面2230的患者回路接口2232处进入歧管系统2200。呼出气体可以穿过歧管系统2200从例如中心界面2220的呼出气体排出口2224并且朝向负压鼓风机出去。呼出气体排气口2224可以例如经由诸如导管之类的流体通路器件与负压鼓风机流体连通。
歧管系统2200还可以包括用于评估整个歧管系统的多个位置处的压力的一个或更多个取样端口。如图22A中所示，中心界面2220包括用于在对呼气压进行取样中使用的呼气取样端口2226。同样，远侧界面2210包括用于在对吸气压进行取样中使用的吸气取样端口2214。
在一些情况下，歧管系统2200还可以包括持续气道正压(CPAP)组件2260。如图22A中所示，中心界面2220包括与CPAP组件2260相联的CPAP端口2228。CPAP组件2260的操作可以有助于将水平可调的持续气道正压施加至患者。
图22B示出了歧管系统2200的另一视图。如于此所描绘的那样，歧管系统2200包括远侧界面2210、近侧界面2230、以及布置在远侧界面2210与近侧界面2230之间的中心界面2220。歧管系统2200还包括与远侧界面2210相联的吸气控制阀组件2240以及与近侧界面2230相联的呼气控制阀组件2250。中心界面2220可以包括接收来自氧气源的氧气的氧气入口2222。用于传送至患者的吸入气体可以例如经由近侧界面2230的患者回路接口2232朝向患者从歧管系统2200排放。来自患者的呼出气体可以在例如近侧界面2230的患者回路接口2232处进入歧管系统2200。如图22B中所示，患者回路接口2232呈现出具有内或吸气腔2232a和外或呼气腔2232b的同心构造。内腔2232a操作成将吸入气体从歧管中并且朝向患者承载出去，并且外腔2232b操作成将呼出气体远离患者承载并且承载到歧管中。通常，这些吸入气体和呼出气体经由具有用于吸入气体的第一通路和用于呼出气体的第二通路的导管组件在患者与患者回路接口2232之间传输。例如，吸入气体和呼出气体可以经由同心的导管组件在患者与患者回路接口2232之间传输。同心的导管组件可以包括与内腔2232a流体连通的内通路和与外腔2232b流体连通的外通路。
图22C示出了根据本发明的实施方式的歧管系统2200的分解立体图。歧管系统2200包括远侧界面2210、近侧界面2230、以及布置在远侧界面2210与近侧界面2230之间的中心界面2220。歧管系统2200还包括与远侧界面2210相联的吸气控制阀组件2240和与近侧界面2230相联的呼气控制阀组件2250。吸气控制阀组件2240的启动操作成控制吸入气体到歧管系统2200中的流动。例如，吸气控制阀组件2240的打开促进吸入气体进入到歧管系统2200中，并且吸气控制阀组件2240的关闭抑制吸入气体进入到歧管系统2200中。在一些情况下，吸气控制阀组件2240包括电磁阀。呼气控制阀组件2250的启动操作成控制呼出气体到歧管系统2200中的流动。例如，呼气控制阀组件2250的打开促进呼出气体进入到歧管系统2200中，并且呼气控制阀组件2250的关闭抑制呼出气体进入到歧管系统2200中。在一些情况下，呼气控制阀组件2250包括电磁阀。
用于传送至患者的吸入气体可以以多种方式进入歧管系统2200。如图22C中所示，中心界面2220可以包括接收来自氧气源的氧气的氧气入口2222，并且远侧界面2210可以包括接收来自诸如正压鼓风机之类的空气源的空气的空气进气口2212。用于传送至患者的吸入气体可以例如经由近侧界面2230的患者回路接口2232朝向患者从歧管系统2200排放。来自患者的呼出气体可以在例如近侧界面2230的患者回路接口2232处进入歧管系统2200。呼出气体可以穿过歧管系统2200从例如中心界面2220的呼出气体排气口2224并且朝向负压鼓风机出去。呼出气体排气口2224可以例如经由诸如导管之类的流体通路器件与负压鼓风机相联。
歧管系统2200还可以包括用于评估整个歧管系统中的多个位置处的压力的一个或更多个取样端口。如图22C中所示，中心界面2220包括用于在对呼气压进行取样中使用的呼气取样端口2226。例如，呼气取样端口2226可以用于对存在于限定在近侧界面2230与中心界面2220之间的呼气平面或室2202内的呼气压取样。同样，远侧界面2210包括用于在对吸气压进行取样中使用的吸气取样端口2214。例如，吸气取样端口2214可以用于对存在于限定在远侧界面2210与中心界面2220之间的吸气平面或室2204内的吸气压取样。
根据一些实施方式，在吸气取样端口2214或呼气取样端口2226处检测到的压力或流速可以用于确定整个歧管内的流体流速。
歧管系统2200还可以包括用于调节或控制整个歧管系统内的多个位置处的流体流动的一个或更多个止回阀。如图22C中所示，歧管系统2200包括氧气止回阀2223，该氧气止回阀2223操作成防止或抑制穿过氧气入口2222的反向流动，使得氧气可以在由箭头2222A表示的方向上经由入口2222流动到歧管系统2200中，但是防止或抑制流体在由箭头2222B表示的相反方向上经由入口2222流出歧管系统2200。同样，歧管系统2200包括空气止回阀2213，该空气止回阀2213操作成防止或抑制穿过进气口2212的反向流动，使得空气可以在由箭头2212A表示的方向上经由入口2212流到歧管系统2200中，但是防止或抑制流体在由箭头2212B表示的相反方向上经由入口2212流出歧管系统2200。此外，歧管系统2200包括患者回路或呼气止回阀2233，该患者回路或呼气止回阀2233操作成防止或抑制穿过患者回路接口2232的反向流动，使得流体可以在由箭头2232b(i)表示的方向上经由外或呼气腔2232b流到歧管系统2200中，但是防止或抑制流体在由箭头2232b(ii)表示的相反方向上经由外或呼气腔2232b流出歧管系统2200。
在一些情况下，歧管系统2200还可以包括持续气道正压(CPAP)组件2260。如图22C中所示，中心界面2220包括与CPAP阀组件2260相联的CPAP端口2228。吸气平面或室2204可以操作成收集并且结合来自正压鼓风机的新鲜空气和来自控制氧气的流速的单独的装阀歧管的氧气。止回阀2213和2223分别位于新鲜空气入口位置和氧气入口位置处以防止或抑制反向流动。当控制阀2242打开时，如由箭头A所示，流动路径使组合后的氧气和空气能够穿过到达连接于患者回路的中心腔2221。根据一些实施方式，患者回路位于同心方位上，不允许吸入气体和呼出气体混合，并且吸气路径在连接于患者回路之前行进穿过歧管的呼气平面。这种目的可以通过滑动密封件的使用来实现，在该滑动密封件位置处，一个部件叠缩到另一个部件中，从而压缩径向地位于它们之间的O形环。如在图22C中所描绘的那样，O形环可以位于中心界面2220的中心腔2221与远侧界面2210的居中设置的腔2242之间。如在本文中的其它地方进一步说明的那样，呼出气体通过患者回路的外腔2232b进入歧管。止回阀2233位于呼气路径的入口处以防止呼出气体被患者再呼吸。以与吸气流动的方式相似的方式，阀2250打开和关闭以控制呼出气体的流动。气体通过开口2251的外环进入阀2250并且通过中心腔2252离开。当阀2250打开时，这使流动能够从歧管的呼气平面2202经过达到排放至大气的负压鼓风机。歧管的呼气平面2202与负压鼓风机之间的连接可利用与针于吸入气体描述的O形环密封机构相似的O形环密封机构。例如，O形环可以位于孔2252与法兰2224的孔内径之间。
除了由歧管系统提供的吸气流动路径2201的多个方面之外，图22D示出了根据本发明的实施方式的歧管系统2200的一部分的分解立体图。歧管系统2200包括远侧界面2210、近侧界面(未示出)、以及布置在远侧界面2210与近侧界面之间的中心界面2220。歧管系统2200还包括与远侧界面2210相联的吸气控制阀组件2240。吸气控制阀组件2240的启动操作成控制吸入气体从多种流体源流到歧管系统2200中。例如，吸气控制阀组件2240的打开促进如由箭头2212ii和2222ii表示的吸入气体从吸气平面或室2204的离开、如由箭头2212iii和2222iii表示的吸入气体朝向远侧界面2210的返回、以及如由箭头2212iv和2222iv表示的呼出气体进入到中心界面2220的吸气传送端口2221中。相反，吸气控制阀组件2240的关闭抑制吸入气体从例如氧气和空气源进入到歧管系统2200中。在一些情况下，吸气控制阀组件2240包括电磁阀。
用于传送至患者的吸入气体可以以多种方式进入歧管系统2200。如图22D中所示，中心界面2220可以包括接收来自氧气源的氧气的氧气入口2222，并且远侧界面2210可以包括接收来自诸如正压鼓风机之类的空气源的空气的空气进气口2212。歧管系统2200还可以包括用于调节或控制整个歧管系统内的多个位置处的流体流动的一个或更多个止回阀。例如，歧管系统2200包括氧气止回阀2223，该氧气止回阀2223操作成防止或抑制穿过氧气入口2222的反向流动，使得氧气可以在由箭头2222i和2222ii表示的方向上经由入口2222流到歧管系统2200中，但是防止或抑制流体在相反方向上经由入口2222流出歧管系统2200。相关地，控制阀2240操作成控制如由箭头2222ii和2212ii所示从吸气平面或室2204、如由箭头2222iii和2212iii所示穿过阀2240，并且如由箭头2222iv和2212iv所示经由近侧界面的患者回路接口的吸气或内腔朝向患者穿过中心界面2220的吸气传送端口2221流出。这样，吸气控制阀2240的选择性打开和关闭调节空气和氧气至患者的流动。如图22D中所示，通过阀2240，流动路径可以通过开口的外环2241进入并且通过居中设置的腔2242离开阀。歧管系统2200还包括空气止回阀2213，该空气止回阀2213操作成防止或抑制穿过进气口2212的反向流动，使得空气可以在由箭头2212i和2212ii表示的方向上经由入口2212流到歧管系统2200中，但是防止或抑制流体在相反方向上经由入口2212流出歧管系统2200。在操作期间，空气和氧气可以任选地以所需的空气氧气比在吸气室2204内混合，穿过吸气控制阀2240和吸气传送端口2221并且经由患者回路界面的内或吸气腔到达患者。在一些情况下，可以单独控制空气和氧气到歧管中的引入。系统可以包括在混合之前测量空气或氧气的流速、压力或二者的传感器。对于向患者施加的吸入空气的控制可以基于该流速或压力的任何组合进行。
除了由歧管系统提供的呼气流动路径2203的多个方面之外，图22E示出了根据本发明的实施方式的歧管系统2200的一部分的分解立体图。歧管系统2200包括远侧界面(未示出)、近侧界面2230、以及布置在远侧界面与近侧界面2230之间的中心界面2220。歧管系统2200还包括与近侧界面2230相联的呼气控制阀组件2250。呼气控制阀组件2250的启动操作成控制呼出气体从患者到歧管系统2200中的流动。例如，呼气控制阀组件2250的打开促进呼出气体如由箭头2232i和2232ii所示进入到歧管系统2200，并且呼气控制阀组件2250的关闭抑制呼出气体进入到歧管系统2200。在一些情况下，呼气控制阀组件2250包括电磁阀。
如由箭头2232i所示，来自患者的呼出气体可以通过首先穿过近侧界面2230的患者回路接口2232的呼气或外腔2232b传输穿过歧管系统2200。歧管系统2200还可以包括用于在近侧界面处调节或控制流体流动的止回阀。例如，歧管系统2200包括呼气止回阀2233，该呼气止回阀2233操作成防止或抑制穿过回路接口2232的反向流动，使得呼出气体可以在由箭头2232i和2232ii表示的方向上经由患者接口2232的呼气腔2232b从患者流到歧管系统2200中，但是防止或抑制流体在相反方向上经由患者接口2232的呼气腔2232b流出歧管系统2200。相关地，控制阀2250操作成控制如由箭头2232ii所示从吸气平面或室2202、如由箭头2232iii所示穿过阀2250、并且如由箭头2232iv所示穿过中心界面2220的呼出气体排气口2224流出。这样，呼气控制阀2250的选择性打开和关闭调节来自患者的呼出气体的流动。如图22E中所示，通过阀2250，流动路径可以通过开口的外环2251进入并且通过居中设置的腔2252离开阀。
图22F示出了根据本发明的实施方式的患者回路接口的多个方面。患者回路接口2232呈现出具有内或吸气腔2232a和外或呼气腔2232b的同心构造。内或吸气腔2232a操作成如由箭头A所示朝向患者承载吸入气体，并且外或呼气腔2232b操作成如由箭头B所示远离患者承载呼出气体。通常，这些吸入气体和呼出气体经由导管组件在患者与患者回路接口2232之间传输，该导管组件具有与内或吸气腔2232a流体连通的内或吸气通路以及与外或呼气腔2232b流体连通的外或呼气通路。根据示例性实施方式，治疗系统可以包括具有同心的、圆锥形配件的导管连接件，该同心的、圆锥形配件与患者回路上的匹配圆锥形配件接合，由此同时提供患者回路的吸气支线和呼气支线的快速且直观的附接。同心布置使护理者能够以单个运动而将患者回路与患者接合并且可以单手执行。
图22G示出了根据本发明的实施方式的具有把手2280的壳体或阀帽2270。壳体2270可以构造成保持或接收如在本文中的其它地方所述的歧管系统。如于此所示，把手2280可以环绕壳体2270的背面2272。该布置可以加固附接位置并且提供对壳体2270的上后拐角2274的冲击保护。根据一些实施方式，把手2280环绕壳体的背面与其相距约一英寸的距离。把手2280可以包括具有下侧2284的附接位置2282。壳体2270可以包括构造成将流体接收到壳体中的进入端口2286。例如，进入端口2286可以构造成将冷却空气接收到壳体中。在一些情况下，把手2280可以设置用于保持或接收一个或更多个冷却空气过滤器(未示出)的保持部或凹处2280。任选地，把手2280可以构造为布置在壳体2270上的弹性片。在一些情况下，把手2280可以包括半弹性的材料并且可以附接于壳体侧部中的弧形切除细部的下侧。根据一些实施方式，把手材料可以是足够柔韧的以在被抓住以用于运输时向外弯曲。在把手包括柔软材料的情况下，该柔软材料可以为壳体或诸如歧管系统的元件之类的与壳体相关联或包含在壳体内的其它结构元件提供冲击保护。在一些实施方式中，该防护壳体是可移除的。该壳体还可以提供免受冲击和防进水的保护，由此保护歧管使其免遭有害的力、震动以及水的损害。
在一些示例中，壳体可以具有多个把手。例如，壳体可以具有位于壳体左侧上的第一把手以及位于壳体右侧上的第二把手。把手可以由适度柔软的塑料制成，并且在不使用时平靠在装置的侧面上。当用作把手或用作用于拴系的附接位置时，把手材料充分地伸缩以易于抓握。把手还可以遮住和保持位于用于将要在装置的外壳内循环的冷却空气的入口处的过滤器。由于入口的位置，因此在装置处于直立位置中时，它们可以免受湿气(例如，雨)侵入，但是在一些情况下，如果被沉浸或被允许正面朝下放置，则会不受保护。
图23示出了根据本发明的实施方式的一种用于与治疗系统一起使用的用户界面2300的多个方面。更甚者，可以参照图23理解关于治疗系统的使用和操作的附加细节。如于此所示，用户界面2300包括对应于治疗系统的多个操作模式或使用模式的若干子界面。例如，界面2300包括循环辅助模式子界面2310、换气模式子界面2320、以及持续气道正压(CPAP)模式子界面2330。当处于循环辅助模式中时，治疗系统构造成提供水平可调的负压。当处于CPAP模式中时，治疗系统构造成提供水平可调的持续气道正压，并且当处于换气模式中时，治疗系统构造成提供利用或不利用呼气末正压(PEEP)的正压换气。在一些情况下，治疗系统可以构造成提供双水平气道正压(BIPAP)治疗以施行包括吸气气道正压(IPAP)和用于更容易呼气的较低的呼气气道正压(EPAP)在内的两种压力水平。因此，用户界面2300还可以包括BIPAP模式子界面(未示出)。
用户界面2300呈现出具有若干创新特征的独特设计。如于此所描绘的那样，模式子界面2310、2320和2330呈现环形布置。用户界面2300促进如下的双步骤开始过程。对于循环辅助模式，用户可以首先根据正被治疗的人的尺寸(即分别为较大尺寸的成年人、中等尺寸的成年人、较小尺寸的成年人、或儿童)按下尺寸图标2312a、2312b、2312c、2312d中的一个，并且随后按下确定图标2340以使系统模式的操作开始。在确定将要选定的尺寸图标时，用户可以参照设置在界面上的患者尺寸图例2350。如于此所示，患者尺寸图例2350指示出，在治疗高度为5’10”至6’3”的患者时，选定较大尺寸图标是适当的，在治疗高度为5’4”至5’9”的患者时，选定中等尺寸图标是适当的，在治疗高度为4’8”至5’3”的患者时，选定较小尺寸图标是适当的，并且在治疗高度为4’至4’7”的患者时，选定儿童尺寸图标是适当的。对于换气模式，用户可以首先根据正被治疗的人的尺寸(即分别为较大尺寸的成年人、中等尺寸的成年人、较小尺寸的成年人、或儿童)按下尺寸图标2322a、2322b、2322c、2322d中的一个，并且随后按下确定图标2340以使系统模式的操作开始。对于CPAP模式，用户可以首先根据所需的压力大小(例如5cmH2O、7.5cmH2O、10cmH2O或15cmH2O)按下压力大小图标2332a、2332b、2332c、2332d中的一个，并且随后按下确定图标2340以使该系统模式的操作开始。因此，该界面是直观且是易于理解的，由此提供令人满意的可用性并且使用户能够实现所期望的目的。用户界面2300还可以包括压力指示器2302，该压力指示器2302可以显示如利用一个或更多个压力传感器在患者气道内确定的实时气道正压和实时气道负压。
用户界面2302还可以构造成提供基本模式子界面2304和高级模式子界面2306。如于此所示，基本模式由显示器的上部(例如，在该处示出了环形形状)表示，并且高级模式由显示器的下部表示。根据涉及基本模式的一些实施方式，操作者作出关于使用那种治疗模式(例如，循环辅助模式、换气模式、或CPAP模式)的决定和关于患者的尺寸(例如较大尺寸、中等尺寸、较小尺寸、或儿童尺寸)的决定。在基本模式中，诸如呼吸速率、潮气量、PEEP水平、以及负压水平之类的其它治疗系统参数可以被预编程为默认值。根据涉及高级模式的一些实施方式，操作者可以任选地经由手动控制器作出关于特定治疗参数——呼吸速率、潮气量、PEEP水平、以及负压水平(循环辅助水平)——的实施的决定和调整。例如，用户可以通过调整呼吸速率控制器2306a(i)来调整呼吸速率(bpm)，并且该呼吸速率可以显示在呼吸速率显示器2306a(ii)上。同样，用户可以通过调整潮气量控制器2306b(i)来调整潮气量(ml)，并且该潮气量可以显示在潮气量显示器2306b(ii)上。同样，用户可以通过调整呼气末正压(PEEP)控制器2306c(i)来调整呼气末正压(PEEP)(cmH2O)，并且该呼气末正压(PEEP)可以显示在呼气末正压(PEEP)显示器2306c(ii)上。此外，用户可以通过调整循环辅助控制器2306d(i)来调整循环辅助(cmH2O)，并且该循环辅助可以显示在循环辅助显示器2306d(ii)上。在一些情况下，界面2300包括锁定机构2308，由此操作者或另一个人可以启动该机构2308并且由此锁定住高级模式的使用。
在一些实施方式中，治疗系统可以构造成将测量到的患者参数(例如呼气末二氧化碳或ETCO2、心输出量、经胸阻抗、肌肉氧合、肌肉pH值等)用作增强循环的指示器，并且使该装置能够利用反馈环路控制自动地调整负压水平。在一些情况下，治疗系统可以构造成重量小于12磅。该治疗系统可以结合定制软件或通过定制软件进行控制。
在一些情况下，外用户界面表面可以覆盖有可以达到多个目的的透明塑料膜材料。该膜可以保护用户界面使其免受湿气影响，并且可以呈现出比未受保护的控制面板更容易清洁的表面。该覆盖物还可以由可以在该装置的周边周围提供缓冲的材料构成。
例如在治疗系统与低压氧气源相联时，低压O2子界面2380可以包括用于低氧程序的操作者选定的输入端。相关地，例如在治疗系统与高压(例如15psi)氧气源相联时，吸入O2浓度子界面2390可以包括用于吸入氧气浓度程序的操作者选定的输入端。在吸入氧气浓度治疗方案期间，该系统可以操作成控制施行于患者的氧气百分比。例如，该系统可以选定成传送100％氧气、40％氧气和60％空气的混合物、21％氧气和79％空气的混合物等。任选地，可以基于患者的需要来选定该百分比。
图24是主要示出了用于模块系统2400的系统元件如何可以以分开或更为集成的方式实施的示例性模块系统的简化结构图。模块系统2400可以是根据本发明的实施方式的治疗系统的一部分或与其连接。模块系统2400非常适合于接收来自操作者、患者或二者的输入或信息，并显示作为胸内压治疗的一部分的输出或信息。如在本文中所示的模块系统2400包括经由总线子系统2402电联接的硬件元件，该硬件元件包括一个或更多个处理器2404、一个或更多个诸如用户界面输入装置之类的输入装置2406、一个或更多个诸如用户界面输出装置之类的输出装置2408、网络界面2410、以及可以接收来自负载系统2442的信号并将信号传输至负载系统2442的负载系统界面2440。
在一些实施方式中，模块系统2400还包括示出为当前位于存储器2414的工作存储器2412内的软件元件，该工作存储器2412包括操作系统2416和诸如设计成实施本发明的方法的程序之类的其它代码2418。
同样，在一些实施方式中，模块系统2400还可以包括存储子系统2420，该存储子系统2420可以存储提供本发明的多个实施方式的功能的基本编程和数据结构。例如，如于此所述，实施本发明的方法的功能的软件模块可以存储在存储子系统2420中。这些软件模块通常由一个或更多个处理器2404执行。在分布环境中，软件模块可以存储在多个计算机系统上并且由这多个计算机系统的处理器执行。存储子系统2420可以包括存储器子系统2422和文件存储子系统2428。存储器子系统2422可以包括多个存储器，这多个存储器包括用于在程序执行期间存储指令和数据的主随机存取存储器(RAM)2426和其中存储固定指令的只读存储器(ROM)2424。文件存储子系统2428可以为程序和数据文件提供永久(非易失性)的存储，并且可以包括可以任选地具体表现患者数据、治疗数据、评估数据、或其它数据的有形存储介质。文件存储子系统2428可以包括硬盘驱动器、软盘驱动器以及相关联的可移除介质、修真数字只读存储器(CD-ROM)驱动器、光学驱动器、DVD、CD-R、CD RW、固态可移除存储器、其它可移除介质盒式磁带或盘等。驱动器中的一个或更多个可以位于联接于模块系统2400的其它地点处的其它连接计算机上的遥程位置处。实施本发明的功能的模块可以由文件存储子系统2428存储。在一些实施方式中，软件或代码将提供协议以使模块系统2400能够与通信网络2430通信。任选地，这种通信可以包括拨号或网络连接通信。
所理解的是，系统2400可以构造成执行本发明的方法的多个方面。例如，处理器部件或模块2404可以是微处理器控制模块，该微处理器控制模块构造成接收来自传感器输入装置或模块2432或用户界面输入装置或模块2406的生理、装置或治疗参数信号，并将治疗信号传输至输出装置或模块2436、用户界面输出装置或模块2408、网络界面装置或模块2410或其任何组合。根据本发明的实施方式的装置或模块中的每一个均可以包括由处理器、硬件模块或其任何组合处理的计算机可读介质上的一个或更多个软件模块。诸如Windows、Macintosh、Unix之类的多种常用平台中的任何一种连同多种常用编程语言中的任何一种可以用于实施本发明的实施方式。
用户界面输入装置2406可以包括例如触摸板、键盘、诸如鼠标之类的指针式装置、轨迹球、图形输入板、扫描仪、操纵杆、结合到显示器中的触摸屏、诸如声音识别系统之类的音频输入装置、麦克风以及其它类型的输入装置。用户输入装置2406还可以从有形的存储介质或从通信网络2430下载计算机可执行代码，该代码具体体现为本发明的方法中的任何一种。将会理解的是，终端软件可以不时地更新并且适时下载至终端。通常，术语“输入装置”的使用旨在包括将信息输入到模块系统2400中的多种常规和专有的装置和方式。
用户界面输出装置2436可以包括例如显示子系统、打印机、传真机、或诸如音频输出装置之类的非视觉显示器。显示子系统可以是阴极射线管(CRT)、诸如液晶显示器(LCD)之类的平板装置、投影装置等。显示子系统还可以诸如经由音频输出装置提供非视觉显示器。通常，术语“输入装置”的使用旨在包括将信息从模块系统2400输出至用户的多种常规和专有的装置和方式。
总线子系统2402提供用于使模块系统2400的各个部件和子系统按预期地相互通信的机构。模块系统2400的各个子系统和部件无需位于同一物理位置处，而是可以分布在分布式网络的多个位置处。虽然总线子系统2402被示意性地示出为单个总线，但是该总线子系统的替代性实施方式可以利用多个总线。
网络界面2410可以为外部网络2430或其它装置提供接口。外部通信网络2430可以构造成根据需要或随意实现与其它参与网络的通信。它由此可以接收来自模块系统2400的电子信息包并且根据需要或随意将任何信息传输回模块系统2400。除了提供系统内部的这种基础结构通信链接之外，通信网络系统2430还可以为诸如因特网之类的其它网络提供连接，并且可以包括有线、无线、调制和/或其它类型的接口连接。
对技术人员而言，将会明白的是，可以根据具体要求来使用大量的变型。例如，还可以使用定制硬件，并且/或特定元件可以实施在硬件、软件(包括诸如小程序之类的可移植软件)或二者中。此外，可以使用至诸如网络输入/输出装置之类的其它计算装置的连接。模块终端系统2400本身可以是包括计算机终端、个人计算机、便携式计算机、工作站、网络计算机、或任何其它数据处理系统的不同类型的模块终端系统。由于计算机和网络的不断变化的性质，因此图24中描绘的模块系统2400的描述仅旨在作为出于说明本发明的一个或更多个实施方式的目的的具体示例。模块系统2400的比与图24中所描绘的模块系统具有更多或更少部件的许多其它构造是可能的。模块系统2400的模块或部件中的任何一个或这种模块或部件的任何组合可以与本文中公开的治疗系统实施方式中的任何一个相联、集成到其中、或以其它方式构造成与其相连。相关地，以上讨论的硬件和软件部件中的任何一个可以与在其它位置处使用的其它医疗评估或治疗系统集成在一起或构造成与其接口连接在一起。
在一些实施方式中，模块系统2400可以构造成接收输入模块处的患者的生理参数。生理参数数据可以传输至确定生理特征的评估模块。该特征可以经由输出模块输出至系统用户。在一些情况下，模块系统2400可以例如通过利用治疗模块基于生理参数或特征来确定用于患者的治疗方案。该治疗可以经由输出模块输出至系统用户。任选地，该治疗的某些方面可以由输出装置确定，并且传输至治疗系统或治疗系统的子装置。可将与患者相关的多个数据中的任何一个输入到模块系统中，包括年龄、体重、性别、治疗史、病史等。可以基于这种数据来确定治疗方案或诊断评价的参数。
图25A和25B示出了根据本发明的实施方式的胸内压调节器系统2500的多个方面。根据一些实施方式，系统2500呈现出既结合有内部真空源又结合有正压呼吸器的全自动装置。胸内压调节器系统2500可以包括处理器，该处理器例如经由循环辅助模式子界面2510、换气模式子界面2520、以及持续气道正压(CPAP)模式子界面2530来接收指定循环辅助模式、换气模式、或持续气道正压模式的操作者选定输入。当处于循环辅助模式中时，治疗系统构造成提供可调整的负压水平。当处于CPAP模式中时，治疗系统构造成提供可调整的持续气道正压水平，并且在处于换气模式中时，治疗系统构造成在具有或不具有呼气末正压(PEEP)的情况下提供正压换气。在一些情况下，治疗系统可以构造成提供双水平气道正压(BIPAP)治疗以施行包括吸气气道正压(IPAP)和用于更容易呼气的较低的呼气气道正压(EPAP)在内的两种压力水平。因此，用户界面2500还可以包括BIPAP模式子界面(未示出)。例如，胸内压调节器系统2500还可以包括诸如在本文中的其它地方就图21至24描述的界面或系统特征之类的其它界面或系统特征。
在一些情况下，胸内压调节器系统2500涵盖了具有多个模式的基于鼓风机的运输呼吸器，该多个模式可以包括正压换气模式(任选地具有可调整的PEEP)、CPAP模式、以及循环辅助模式。系统2500可以是用电池供电的。在一些情况下，系统2500可以与或不与氧气治疗一起使用。系统2500可以基于按照身高表选定的身体图标、任选地基于预测的体重计算以期望的潮气量和呼吸速率信息进行预编程。在一些情况下，系统2500可以用于控制多个FiO2水平。系统2500呈现出可以通过按一下按钮来启动或部署的多个部署模式。手动模式(开/关)可以在医疗指引器水平处失效。系统2500可以具体体现为与混合、下降呼吸波形(仿生)、氧气或电池电源、以及低氧状态下的自动切换集成的CPAP。
系统2500可以包括具有把手2580的壳体2570。系统2500还可以包括构造成将流体接收到壳体中的进入端口2586。例如，进入端口2586可以构造成将冷却空气接收到壳体中。系统2500还可以包括患者回路接口2590，该患者回路接口2590具有朝向患者传输空气、氧气或二者的吸气腔2592和将呼出气体远离患者传输的呼气腔2594。系统2500可以包括至少部分地包含在壳体2570内的歧管组件。系统2500还可以包括固定的或可调整的负压机构，例如在系统处于循环辅助模式中时，该固定的或可调整的负压机构经由呼气腔将负压治疗传送至患者。系统2500还可以包括正压换气机构，例如在系统处于换气模式中时，该正压换气机构经由吸气腔将正压换气治疗传送至患者。系统2500还可以包括可调整的持续气道正压机构，例如在系统处于持续气道正压模式中时，该持续气道正压机构经由呼气腔将可调整的持续气道正压治疗传送至患者。系统2500可以包括用户显示器或界面2501，该用户显示器或界面2501基于从与该系统操作性地相关联的一个或更多个传感器机构接收的患者反馈信息来向系统用户显示信息。显示信息可以与CPR治疗的施行期间的CPR质量相关。相关地，显示信息可以与非CPR治疗(例如针对患者休克的治疗)的施行期间出现在患者体内的循环参数或状况相关。
出于清楚和理解的目的，现已详细地描述了本发明。然而，应当理解的是，可以在所附权利要求的范围内实行某些变化和修改。

Claims (22)

1.一种用于在治疗患者时使用的胸内压调节器系统，所述系统包括：
患者端口，所述患者端口与所述患者流体连通；
呼吸器端口，所述呼吸器端口与呼吸器机构流体连通，所述呼吸器机构用于促进经由所述患者端口施行于所述患者的正压换气程序；
真空端口，所述真空端口与真空机构流体连通，所述真空机构用于促进经由所述患者端口施行于所述患者的真空程序；以及
用于控制流体流动的阀，其中，在所述正压换气程序的施行期间，所述阀允许所述呼吸器端口与所述患者端口之间的流体流动并且抑制所述真空端口与所述患者端口之间的流体流动，在所述真空程序的施行期间，所述阀抑制所述呼吸器端口与所述患者端口之间的流体流动并且允许所述真空端口与所述患者端口之间的流体流动。
2.根据权利要求1所述的系统，还包括：
呼气末正压机构，所述呼气末正压机构与所述阀操作性地相关联，
其中，所述阀还在呼气末正压治疗的施行期间允许所述呼气末正压机构与所述患者端口之间的流体流动，所述呼气末正压治疗的施行在所述真空程序的施行之前或之后发生。
3.根据权利要求1所述的系统，还包括：
压力传感器，所述压力传感器与所述患者端口流体连通，
其中，所述压力传感器在所述正压换气程序的施行期间指示正压施加，并在所述真空程序的施行期间指示负压施加。
4.根据权利要求1所述的系统，其中，在所述正压换气程序开始时，所述阀操作以抑制所述呼吸器端口与所述患者端口之间的流体流动，并抑制所述真空端口与所述患者端口之间的流体流动。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述呼吸器机构包括麻醉机。
6.一种用于在治疗患者时使用的胸内压调节器系统，所述系统包括：
处理器，所述处理器接收操作者选定输入，所述操作者选定输入指定从由循环辅助模式、换气模式以及持续气道正压模式组成的组中选定的模式；以及
歧管组件，所述歧管组件与所述处理器操作性地相关联，所述歧管组件包括：
氧气入口端口，所述氧气入口端口与吸气平面流体连通，其中，所述氧气入口端口接收来自氧气源的氧气；
空气进气口，所述空气进气口与所述吸气平面流体连通，其中，所述空气进气口接收来自空气源的空气；
呼出气体排气口，所述呼出气体排气口与呼气平面流体连通，其中，所述呼出气体排气口使呼出气体能够朝向负压机构穿过所述呼出气体排气口；
患者回路接口，所述患者回路接口具有朝向所述患者传输空气和氧气的吸气腔和将呼出气体远离所述患者传输的呼气腔；
吸气控制阀组件，所述吸气控制阀组件控制所述吸气平面与所述吸气腔之间的流体流动；以及
呼气控制阀组件，所述呼气控制阀组件控制所述呼气平面与所述呼出气体排气口之间的流体流动；
固定的或可调整的负压机构，在所述系统处于循环辅助模式中时，所述固定的或可调整的负压机构经由所述呼气腔将负压治疗传送至所述患者；以及
从由正压换气机构和可调整的持续气道正压机构组成的组中选定的机构，在所述系统处于换气模式中时，所述正压换气机构经由所述吸气腔将正压换气治疗传送至所述患者，在所述系统处于持续气道正压模式中时，所述可调整的持续气道正压机构经由所述呼气腔将可调整的持续气道正压治疗传送至所述患者。
7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述系统包括所述正压换气机构和所述可调整的持续气道正压机构。
8.根据权利要求6所述的系统，还包括：
呼气末正压机构，所述呼气末正压机构将呼气末正压治疗传送至所述患者。
9.根据权利要求6所述的系统，还包括：
用户显示器；以及
传感器机构，所述传感器机构从由生理传感器和机械传感器组成的组中选定，
其中，所述处理器基于从所述传感器机构接收的患者信息将显示指令传输至所述用户显示器以显示与CPR质量或循环相关的信息。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述处理器基于从所述传感器机构接收的患者反馈信息将显示指令传输至所述用户显示器，所述显示指令与CPR治疗的施行期间的CPR质量相关。
11.根据权利要求9所述的系统，其中，所述处理器基于从所述传感器机构接收的患者反馈信息将显示指令传输至所述用户显示器，所述显示指令与非CPR治疗的施行期间的循环相关。
12.根据权利要求6所述的系统，其中，所述呼吸器机构包括麻醉机。
13.一种为患者提供胸内压调节治疗的方法，所述患者遭受败血症、休克、心力衰竭、心动停止、急性呼吸窘迫综合症、多发性损伤、头部疾病、肝或门静脉压升高、在腹部、头部以及颈部手术期间出血或开心手术期间循环不良，或处于发展以上状况的风险之中，所述方法包括：
经由胸内压调节器系统的患者端口将由呼吸器机构产生的正压换气施行于人的气道；以及
经由所述胸内压调节器系统的所述患者端口将由真空机构产生的真空施行于所述人的气道；
其中，在所述正压换气的施行期间，所述胸内压调节器系统的流体控制阀允许所述呼吸器机构与所述患者端口之间的流体流动，并且抑制所述真空机构与所述患者端口之间的流体流动，并且在所述真空的施行期间，所述胸内压调节器系统的所述流体控制阀抑制所述呼吸器机构与所述患者端口之间的流体流动，并且允许所述真空机构与所述患者端口之间的流体流动。
14.根据权利要求13所述的方法，还包括：
在施行所述正压换气之后，将呼气末正压施行于所述人的气道，其中，在施行所述呼气末正压之后，将所述真空施行于所述患者的气道。
15.根据权利要求13所述的方法，还包括：
在施行所述真空之后，将呼气末正压施行于所述人的气道，其中，在施行所述正压换气之后，将所述真空施行于所述患者的气道。
16.根据权利要求13所述的方法，还包括：
显示在正压换气程序的施行期间的正压施加的指示和在真空程序的施行期间的负压施加的指示。
17.一种为患者提供胸内压调节治疗的方法，所述患者遭受败血症、休克、心力衰竭、心动停止、急性呼吸窘迫综合症、多发性损伤、头部疾病、肝或门静脉压升高、在腹部、头部以及颈部手术期间出血或开心手术期间循环不良，或处于发展以上状况的风险之中，所述方法包括：
在胸内压调节器系统处于循环辅助模式中时，经由所述胸内压调节器系统的呼气腔将固定的或可调整的负压治疗施行于所述患者；以及
在所述系统处于换气模式中时，经由所述胸内压调节器系统的吸气腔将正压换气治疗施行于所述患者，或在所述系统处于持续气道正压模式中时，经由所述胸内压调节器系统的所述呼气腔将可调整的持续气道正压治疗施行于所述患者。
18.根据权利要求17所述的方法，还包括：
利用所述胸内压调节器系统的呼气末正压机构将呼气末正压治疗施行于所述患者。
19.根据权利要求17所述的方法，其中，所述方法包括：在所述系统处于所述换气模式中时，经由所述胸内压调节器系统的所述吸气腔将所述正压换气治疗施行于所述患者，并且在施行正压换气之后，将呼气末正压施行于人的气道，其中，在施行所述呼气末正压之后，将所述负压治疗施行于所述患者的气道。
20.根据权利要求17所述的方法，其中，所述方法包括：在所述系统处于所述换气模式中时，经由所述胸内压调节器系统的所述吸气腔将所述正压换气治疗施行于所述患者，并且在施行负压治疗之后，将呼气末正压施行于人的气道，其中，在施行正压换气之后，将所述负压治疗施行于所述患者的气道。
21.根据权利要求17所述的方法，还包括：
在CPR治疗的施行期间，将与CPR质量相关的信息显示在所述胸内压调节器系统的用户显示器上。
22.根据权利要求17所述的方法，还包括：
在非CPR治疗的施行期间，将与循环相关的信息显示在所述胸内压调节器系统的用户显示器上。
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