CN101528294A - 用于稳定障碍性呼吸的方法和装置 - Google Patents

Abstract

一种用于改善病人(1)通气模式稳定性的装置和方法，其使用了用来感测反映病人的诸如氧气或二氧化碳的肺气体水平的参数的传感器(4)。该传感器的输出信号由处理器(3)接收，该处理器评估病人的肺气体水平，并响应于肺气体的下降水平或预计下降水平激活设备(18、20)，该设备(18、20)用来提高病人的肺气体水平，使肺气体水平超出未治疗情况下的肺气体水平。因而，该装置可用来延迟所述肺气体水平的下降，从而减少呼吸中的振荡。

Description

用于稳定障碍性呼吸的方法和装置

技术领域

本发明涉及一种用于稳定由心肺控制紊乱所引起的障碍性呼吸的方法和装置。

背景技术

有几种已知的呼吸控制紊乱，包括通气速率和呼吸深度的周期性波动。这些包括阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)、中枢性睡眠呼吸暂停(CSA)、心力衰竭病人的陈史氏呼吸和周期性呼吸(PB)以及突发性中枢呼吸暂停。所有这些导致具有波峰和波谷的呼吸参数的改变，从而引起一段时期的短促、不时的慢呼吸发生，有时侯接下来是异常深、快的呼吸。波动对于引起完全性呼吸中止(称为呼吸暂停)的发作十分重要。通气振荡带来的结果是引起血液中的二氧化碳和氧气水平的改变(由于输送给肺或自肺输出的净输送气体的改变)，也可能引起心脏变量的波动，包括血压、心率和心输出量。

周期性呼吸(PB)为呼吸气流的循环调制，其具有大约一分钟的周期，并可在心力衰竭(心肌损害挛缩引起心输出量不足以匹配新陈代谢需求的状态)病人身上见到。周期性呼吸为充血性心力衰竭(CHF)的强阴性预兆性指示，但是仅在相对最近时期，PB的影响范围和预兆重要性才得到认可。

睡眠呼吸暂停定义为睡眠期间的呼吸中止，并广义地分成两种类型：阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)和中枢性睡眠呼吸暂停(CSA)，它们的开始机制完全不同。然而，多数病人具有这两种类型的混合症状，或者在这两种类型之间交替变化。这两种类型的呼吸暂停不仅导致心肺生理学参数(例如心率、血压、血氧和二氧化碳水平)的波动，而且导致病人从睡眠、白天嗜睡、抑郁症和认知功能衰退中觉醒。夜间觉醒虽然仅持续很短的时间，但可妨碍人获得满意的休息所必需的深度睡眠(快速眼动和3-4睡眠期)。

OSA典型地包括在气流缺乏达到顶点的打鼾，并认为是由咽喉解剖学的异常所引起。结果，由于上呼吸道的萎陷/阻塞引起睡眠期间的重复暂停，进而引起血氧饱和度的降低。

CSA通常定义为睡眠期间几乎所有的呼吸努力的中止，但仍保持呼吸道不闭合。这种类型的睡眠呼吸暂停包括陈史氏呼吸，其在CHF病人中也很普遍。

具有周期性呼吸或睡眠呼吸暂停的病人提高了呼吸问题引起的继发心血管发病率，包括系统性高血压、肺动脉高血压、中风和心律不齐以及充血性心力衰竭。

通过使用不同的方法和装置来治疗呼吸暂停紊乱(包括所有上述情况的用语)，包括外科手术(悬雍垂腭咽成形术)、药物治疗以及呼吸机构，该呼吸机构包括闭塞面罩或维持呼吸管道正压的护鼻装置(“CPAP”)。这些治疗具有低成功率。例如，仅有约40％至60％的悬雍垂腭咽成形术病人表现出了改善，外科手术仅能消除大约10％的病人的呼吸暂停紊乱。由于使用了加压气体来维持呼吸管道的正压，使用呼吸机构的病人发现将这些装置佩带起来不舒适且吵杂，引起扰乱的睡眠。副作用包括恶梦、鼻干、鼻出血以及头痛。因此，病人不会按照要求整晚佩带这种装置，大约20％的病人甚至拒绝试用这种治疗，并且在接受治疗的病人中也仅有40％的依从率。

许多具有CHF的病人具有例如是起搏器的可移植心脏设备和可移植的心律转变器和除纤维颤动器，这些设备具有用于该类病人的多种功能，包括改进心脏的综合泵送能力、防止病人心脏过慢跳动以及防止致休克性心律失常的发生。最近的证据表明，通过操作心脏起搏器的工作程序而提高病人的心率可减轻中枢性和阻塞性呼吸暂停。然而，简单地将心脏起搏到更高的速率具有两个限制：第一，减轻呼吸暂停紊乱仅对于具有低心率的病人而不是具有正常或较高心率的病人有效；第二，担心提高心率可能对病人的健康有害。

US 6574507和US 6641542公开了通过基波电刺激术提高心率一段长时间以治疗睡眠呼吸暂停的方案。心脏装置包括检测生理学参数(例如HR、胸内阻抗或动脉氧饱和度)一个或多个参数，这就允许对呼吸暂停进行检测。两篇文献均公开了在一段时间内监视呼吸暂停的发生。当每小时多于预定数目的呼吸暂停发生时，治疗开始。在治疗期间，应用电刺激术使心率加快。US 6574507教导在病人60秒的自然心率上增加每分钟至少10次的心跳。然后，心率返回到自然水平。US 6641542教导在病人的平均夜间心率上增加每分钟15次的心跳。该公开文献也教导在预定时间段内增加病人每分钟5-30次的心跳。自那以后，心率在进一步的时间内以增量形式下降，直到达到病人的平均夜间心率。结果表示，这种“过度超速”将减轻呼吸暂停紊乱，尽管没有清楚的机理可阐明为什么会这样。

如上面所提及的，由于这些技术仅可用于那些基本心率低于正常的病人，因而并不能完全令人满意，否则，将病人的心率长时间地提高到明显超出平均值的水平可能有害。

US 6126611也教导在检测到呼吸暂停发作时提高病人的心率。在优选实施例中，通过检测心率何时下降到预定水平之下而检测到呼吸暂停的发作。然后，触发起博器，以便在呼吸暂停发作时提高病人的心率，目的是改变病人的睡眠模式使得病人从睡眠中醒来。叫醒病人而使正常的呼吸得以重新开始。提高的心率持续一段预定时期，或者直到呼吸暂停终止。

这种装置目的是在呼吸暂停期间叫醒病人。然而，即便缺乏这种装置，呼吸暂停常使病人醒来。因此，这种装置的有效性就不清楚了。另外，通过在所有的呼吸暂停期间叫醒病人，病人得到更少的睡眠，从而遭受增加的白天嗜睡。

US 2004/0216740也描述了一种用于减少中枢性睡眠呼吸暂停的系统。在病人呼吸循环的某个部分期间，病人的至少一部分呼气回到空气供应管。通过这种方式，病人的下一次呼吸包含一些呼出的气体和因此而得以提高的二氧化碳水平。这种再呼吸恰好发生在换气过度之前或换气过度期间。

发明内容

本发明试图解决上述问题中的一个或多个。

根据本发明的第一方面，一种用于改善病人通气模式稳定性的装置，包括：至少一个传感器，其用于感测反映病人的肺气体水平的参数和用于产生指示所述参数的输出信号；适合接收和处理所述传感器输出信号以评估肺气体水平的处理器，其与用于提高病人肺气体水平的设备相通信，并配置成响应于肺气体的下降水平或预计下降水平产生用于命令所述设备的控制信号，从而延迟所述肺气体水平的下降。

根据本发明的第二方面，一种用于改善病人通气模式稳定性的方法，包括检测反映病人肺气体水平的参数和响应于肺气体的下降水平或预计下降水平使所述肺气体水平的下降延迟的步骤。

根据本发明的另一方面，一种用于改善病人通气模式稳定性的装置，包括：至少一个传感器，其用于感测反映病人通气水平的参数并用于产生指示所述参数的输出信号；适合接收和处理所述传感器输出信号以评估通气水平的处理器，其与用于提高或控制病人肺二氧化碳水平的设备相通信，并配置成响应于通气提高的检测产生用于命令所述设备的控制信号。

根据本发明的又一个方面，一种用于改善病人通气模式稳定性的方法，包括检测反映病人通气水平的参数和响应于通气提高的检测使病人肺中二氧化碳水平的下降延迟的步骤。

根据本发明的又一个方面，一种用于改善病人通气模式稳定性的方法，包括步骤：检测反映病人通气水平的参数；作为对通气的连续分析的结果，响应于病人肺中的预计短缺使病人肺中的二氧化碳水平提高。所述预计短缺为任意可在最近时期内发生的东西，例如在一个呼吸循环内。

通气是指每单位时间吸入到肺的总空气量。通过组合每单位时间的呼吸次数和每次呼吸期间吸入和呼出的空气量可确定通气。如上面所提及的，遭受包括通气波动的呼吸控制紊乱的病人易以振荡模式呼吸。浅短的、有时慢的或罕见的呼吸过程以呼吸中止而结束，其后紧接着更快、有时更深的呼吸过程。因此，通气通常以大约正弦或如截去尖端的正弦(当通气为零的呼吸暂期间，被通气的较低物理极限切去顶端的)或以更加不对称的模式振荡，该不对称模式在呼吸暂停后能使通气快速增加，但是其使通气下降的速度会更快。

在这种情况下，肺中的二氧化碳水平也振荡，尽管不必要与通气振荡同步。典型的通气模式和相应的肺二氧化碳循环在图1中示出。绘制了通气(V)(升/秒)和潮气末二氧化碳(CO₂)(KPA)相对于时间(t)(秒)的曲线。

肺中的氧气水平以类似于二氧化碳水平的方式振荡，尽管肺氧气水平的变化通常和肺二氧化碳水平的变化相反。换句话说，当肺二氧化碳水平在其最大值时，肺氧气水平在其最小值；当肺二氧化碳水平在其最小值时，肺氧气水平在其最大值。因而，肺氧气水平遵循与图1所示的肺二氧化碳水平实质上相等的模式，但实质上相差180°的相位。

本发明的目的是为了降低二氧化碳和氧气的振荡振幅并稳定通气。通过使用用于将肺气体水平提高到缺乏治疗时原本具有的水平之上的设备实现这个目的。应用治疗以便在当自然存在肺中的气体水平正下降时，提高肺气体水平。肺气体可为二氧化碳或氧气。当肺气体为二氧化碳时，用于提高二氧化碳水平的设备可为外部二氧化碳源、可操作以提高心输出量的起博器、低氧气体混合物或调节病人的呼吸气流程度的元件。当肺气体为氧气时，用于提高氧气的设备可为外部富氧气体混合物或者可操作以减少心输出量的起博器。在一些实施例中，本发明可以在二氧化碳和氧气的自然水平分别下降时，使用用来提高二氧化碳水平的设备和用来提高氧气水平的设备这两者。

下面的讨论部分地涉及评估通气水平和在通气提高时将肺中的二氧化碳水平提高到原本具有的水平之上。尽管通气水平与肺二氧化碳水平和肺氧气水平相关，根据用于提高肺气体水平的设备的特性和单个病人，可改变这种关系。因此，使治疗的时机选择符合肺气体水平而非通气水平是有利的。因此，如上面所提及的，在本发明的第一方面和第二方面中，响应于肺气体的下降或预计下降水平而施加治疗。应当理解，下面所描述的有关通气水平的特征可与本发明的第一方面和第二方面结合使用，因此，有关二氧化碳的可同样应用到氧气，有关通气水平的评估可同样应用到评估二氧化碳或氧气水平。

所述系统可包括使肺中的二氧化碳水平人工地提高到通气正提高时将具有的水平之上。通过使治疗的时机选择与通气提高一致，当自然的内源性二氧化碳水平递减时应用治疗，使肺中的总二氧化碳水平达到平衡。实际上，通过治疗而使二氧化碳增加延迟了实际上存在肺中的二氧化碳水平的下降。使肺二氧化碳水平提高促进了通气的提高，并防止了低CO₂的发作以及否则能紧随而至的呼吸暂停的发作。

因此，有关二氧化碳水平的提高，是指在缺乏治疗时原本具有的水平之上的提高。

在优选实施例中，控制信号命令二氧化碳提高设备，从而使得在自然内源性肺气体水平的下降率等于或大于预定值时的那点提高二氧化碳水平。这具有好处，即当自然内源性二氧化碳水平仍在提高时，可不应用治疗(即使二氧化碳水平在自然水平之上不提高)。这可以通过在循环中的二氧化碳水平下降到阈值水平的某点激活二氧化碳提高设备而随意实现。优选地，阈值水平大于内源性二氧化碳的下降率为最大时的水平。这就考虑了在激活所述设备和实际的肺二氧化碳水平提高之间的病人响应中的固有时延。因此，可在肺二氧化碳水平下降到阈值之前激活所述设备，这就使肺二氧化碳水平在肺二氧化碳水平达到阈值时或之后得以提高。

优选地，通过对传感器信号的时间分析确定所述阈值。

当病人呼吸在循环时，所述处理器可用来识别通气的循环模式。

有利地，所述系统能任意治疗呼吸中的无规律，而不需要它们适合有规则的周期性模式。例如，所述装置可被编程以用来管理与通气与其长时间平均值的偏差线性相关的二氧化碳浓度。这就允许瞬时非周期性呼吸异常得以治疗。

优选地，控制信号的持续时间小于循环呼吸的周期。更优选地，该持续时间在一个循环接一个循环的基础上适合通气的周期性程度，使得当通气差不多稳定时，给出一小段时间的治疗，并当通气中的振荡很大时，给出更长时间的治疗。换句话说，本发明适合于在周期性呼吸的具体相位提供治疗。

控制信号可使二氧化碳提高设备的输出遵循预定的模式。例如，二氧化碳提高设备的输出可在一段时间内是稳定的，例如具有方波轮廓。在其他实施例中，二氧化碳提高设备的输出可随时间变化。通过这种方式，当自然存在于肺中的二氧化碳水平逐步下降时，由本发明的干涉引起的存在于肺中的二氧化碳水平逐步提高，从而使肺中的总二氧化碳量保持平衡。例如，二氧化碳提高设备的输出可以以正弦型式或以增量锯齿型式提高。

在其他实施例中，控制信号可使二氧化碳提高设备的输出响应于检测通气中的实时变化而变化。这就允许更精确的按照病人进行调整的治疗。

优选地，二氧化碳提高设备具有最大的输出，以便具有对肺二氧化碳水平最大的影响，此时自然内源性的二氧化碳水平(如果未治疗的话)将以最快的速度下降。使外源性二氧化碳水平的提高速率与自然内源性二氧化碳水平的最快下降匹配，获得稳定病人呼吸模式的有利效率。

二氧化碳提高设备的输出可用作延迟肺中的二氧化碳下降的延迟力。

所述设备还包括存储传感器输出信号或其导出信号的存储单元。这就可被处理器存取以识别循环通气模式，并用来确定病人在循环中的相位。

所述处理器通过存取在一段时间内检测的传感器输出信号的至少一个选择，通过分析检测的信号以确定通气循环的相位和振幅，并通过将相位和振幅与参考数据相比以产生适宜的控制信号，优选地确定所施加的治疗。参考数据优选地指示适当的控制信号，并因此指示用于某些相位和振幅组的治疗方案。比较步骤可包括内插参考数据以便为实际的相位和振幅提供适宜的控制信号。

参考数据可包括参考相位和振幅数据中的极限，由此当实际的相位和振幅落于这些极限之间的时候，产生控制信号。

任意地，所述装置可包括用于提高病人肺二氧化碳水平的设备。在一个实施例中，该设备可包括与配置成将二氧化碳输送给病人的输送装置流体连通的二氧化碳源。例如，该输送装置可为面罩或鼻套管。由于并不需要在高压下将二氧化碳输送给病人，所述输送装置不必对于病人气密。因而，本发明的该实施例能舒适地使用，从而可获得高的依从度。这相对于用于稳定障碍性呼吸的通气治疗的所有其他形式而言是非常重要的优点。

任意地，所述源可为二氧化碳的容器，例如罐或气缸。通过这种方式，可给予选定浓度的二氧化碳。无论如何，所述源所供应的二氧化碳的浓度大于大气气体的平均浓度。

可备选地，所述源可为收集病人呼出气体的存贮器。这具有减少费用的益处。其他的好处是可将氧气增加到存贮器以防止低氧的发生。

来自二氧化碳源的二氧化碳在输送给病人前可任意地与大气或氧气混合。

示例包括输送气体混合物，该气体混合物包括例如是4％、6％、8％、10％或其他百分比的二氧化碳以及由保持在病人附近的存贮器所给予的21％的氧气以及平衡氮；或者该气体混合物为预定浓度(例如4％、6％、8％或10％)的二氧化碳和低于大气浓度(例如16％、18％或20％)的氧气的混合物。

控制信号可控制机电装置，该机电装置调节连接到二氧化碳源的管的气动阻力。可备选地，所述控制信号可操作气体源上的阀。可提供不止一个管，各管均具有阀或机电装置，从而使得所述处理器可使不同水平的二氧化碳由各管供应。通过这种方式，可使用二进制逻辑控制输送给病人的二氧化碳的浓度。优选地，管的集合将包括提供二氧化碳的一些管和提供空气的一些管，并且这些管平行布置。有利地，给予二氧化碳的管的阻力将会是如下的比率：1、2、4、8等，同时给予空气的管的阻力具有同样的比率。在该实施例中，所述处理器可将补码二进制信号供给两组管，从而获得宽范围的二氧化碳浓度，同时保持不变的总阻力。阻力和切换的各种备选实施例是可能的，这些对本领域的技术人员而言是公知的。

在备选实施例中，通过连接到两个孔的管吸入二氧化碳和空气这两种气体可对二氧化碳相对于空气的比率进行设定，孔的相对尺寸可以以机电方式进行调节。这种系统的一个示例是将同轴管紧密地安装的布置，所述同轴管的相对方位可通过伺服控制系统改变。这两个管之间的气体流通过的相对孔可由这两个管的共有孔的一致性确定。

在气体给予系统的备选实施例中，二氧化碳储存在高压气缸中，并通过电子可控的连续可变阀(例如Alicat Scienfific公司的商业可用阀)进行给予。

在另一实施例中，用于提高肺二氧化碳水平的设备包括起搏器。起搏器操作的不同方面可通过控制信号控制，以使心输出量提高。例如，控制信号可命令起搏器使病人的心率发生变化、起搏器的输出电压发生变化、心室起搏变化或起搏次序发生变化、心室起搏之间的时延变化、一个位置的感测和另一位置的起搏之间的时延变化，或者上述的组合。另外，控制信号可使起搏器输送增广治疗，例如脉冲序列(例如非激发刺激)、心脏收缩调制或早搏后收缩能力增加治疗。

提高的心输出量将会引起富二氧化碳血流回肺存贮器的速率增加。这进而(通过反射性)影响通气。

可在治疗持续时间、治疗量方面改变治疗。例如，心率所提高的量可变化和/或到病人的二氧化碳的流量可变化和/或输送给病人的二氧化碳的浓度可变化。

传感器可感测生理学变量，该生理学变量可随通气而变化，因此反映了通气水平。所述传感器可为下述传感器中的一个或多个：通气传感器；心率监测器；血流速度、心率或胸阻抗监测器；呼吸应变器；血液二氧化碳、氧气、乳酸或PH值传感器；呼出二氧化碳或氧气传感器；热敏电阻或外围氧饱和度监测器；移动传感器，例如压电晶体式传感器或加速计；或者其他适宜的传感器；或者它们的组合。

传感器示例已在US 5540773、US 6132384和US 5174287中得到讨论，US 5540773和US 6132384描述了用于通过监视呼吸道压力来测量呼吸努力的系统；US 517428描述了用于监视与膜收缩相关的电活动以及胸腔和上呼吸道内的压力的系统。

在再一个实施例中，如上所述，用于提高肺二氧化碳水平的设备可包括二氧化碳源和起搏器这两者。这就提供了应用治疗的方式的灵活性。

所述装置的部件可和一些或所有的其他部件集成，也可与一些或所有的其他部件连接，例如通过电线、光纤通信；也可与一些或所有的其他部件无线连接，例如通过红外线数据传递或电磁传播，例如可通过遥测头实现。例如，一个或多个传感器可与起搏器集成。在某些实施例中，处理器也可与起搏器集成。

在本发明的一个实施例中，所述处理器可用来测量反射增益和来自二氧化碳分析和通气信号的时延。这可通过引入瞬时传入的刺激和检测对通气的下游影响得以完成。刺激可频繁地并以可变间隔重复，从而计算平均响应，通过该平均响应，可计算刺激和响应之间的时间。

任意地，所述装置包括检测病人物理活动水平和/或失眠程度的一个或多个传感器。因此所述装置具有可操作模式，在该模式中，仅当病人在休息或熟睡时可引起治疗，优选地在该状态已持续一段预定时间后引起治疗。

如上述所讨论的，在本发明的优选方面，评估了肺气体水平，并可响应于肺气体的下降水平或预计下降水平激活用于提高肺气体水平的设备，从而延迟所述肺气体水平的下降。肺气体可为二氧化碳或氧气。本发明这些方面的原理与上文所描述的基本一样。就是说，通过使二氧化碳或氧气在呼吸模式中的特定阶段提高，以平衡肺中二氧化碳或氧气水平的自然下降，否则会被引起的呼吸暂停得以避免。

因此，本发明的延迟肺二氧化碳水平下降的实施例可与上文所描述的任何特征组合，包括使用外部二氧化碳源和/或操作用来使心输出量提高的起搏器。另外，用来提高肺二氧化碳水平的设备可包括低氧气体源，例如气体中的含氧量小于大气中的含氧量的气体源。该低氧气体混合物可包括16％、18％或20％的氧气，气体平衡中的大部分或所有由氮构成。响应于肺二氧化碳的下降或预计下降水平，向病人供应低氧气体混合物以刺激通气，使肺二氧化碳水平的下降延迟。此外，用于提高肺二氧化碳水平的设备可包括气流控制元件，该气流控制元件用来调节，例如减少，病人呼吸气流程度。该气流控制元件可通过干涉身体的自然通气努力来操作通气。例如，可提供物理约束以改变病人所吸入的呼吸量。该物理约束可以以可变成度抑制病人胸腔和/或腹部的移动，从而控制可被吸入的呼吸量。例如，弹性的形似马甲的可以以可变成度绕胸腔和/或腹部拉紧的装置可被使用。可备选地或者另外地，可提供如上所述的收集病人呼出空气的气体源。在该实施例中，可提供一对管道，其中之一通向大气，另一个通向呼出空气源，例如再呼吸袋。可能具有改变呼吸气流平衡的阀，其通过这两个管道。

通过这种方式限制通气的优点是，不需要封闭装配的面罩，因此病人的舒适性以及因此而来的依从度得到改善。

本发明的延迟肺氧气水平下降的实施例也可与上文所描述的任何特征组合，包括那些适合与用来将气体输送给病人的气体源一起使用的特征，其中的差别在于气体源包括氧气，具体是高氧气体混合物。然而，由于肺中的自然氧的水平一般与自然二氧化碳的水平相反地变化，通过输送氧气的治疗应用在通过输送二氧化碳的治疗后(或前)的半个相位，就是说，当肺中氧气水平将要下降的时候。因此，上面所描述的通过使用气体源以提高肺中二氧化碳水平的装置和方法可完全应用到本发明的提高肺中氧气水平的方面，除了治疗的时机选择相差半个相位。在该实施例中，高氧气体混合物，例如25％、40％、60％或100％的氧气，可输送给病人，其使用或大部分使用氮气来平衡。

可备选地或另外地，用来提高肺氧气水平的设备可包括起搏器装置，控制信号适合于命令起搏器响应于肺中氧气的下降水平或预计下降水平使心输出量减少。减少心输出量具有减少二氧化碳返回到肺中的效果，从而延迟氧气水平的下降。按确定时间减少心输出量，以便当肺氧气水平下降时，具有对肺氧气水平的影响。

附图说明

仅通过示例，参考如下的附图，将对本发明的实施例进行描述，其中：

图1示出了典型病人的通气以及二氧化碳水平的变化；

图2示出了本发明一个实施例的装置的示意图；

图3示出了本发明另一个实施例的装置的示意图；

图4示出了用于确定治疗的时机选择和剂量的流程图；

图5a、5b和5c示出了在处理前后自呼吸应变器收集的数据；

图6示出了通气与时间的关系曲线上的数据点和脉动仪图上的点之间的关系；

图7示出了用于恶化呼吸模式的脉动仪图；

图8示出了样本参考脉动仪图；

图9示出了来自参考脉动仪图的治疗水平的插值；

图10a和10b示出了治疗因数的示例；

图11至图14示出了在本发明的治疗前和治疗期间的反映病人通气、二氧化碳和氧气水平的图；

图15和图16示出了使用起搏器提高心输出量对病人的通气、二氧化碳和氧气水平的影响。

具体实施方式

在图2所示的本发明的第一实施例中，一种装置包括：起搏器2，其可植入到病人1中；传感器4，其可收集与病人呼吸和/或心肺功能相关的生理学数据；以及处理器3，其可控制装置的操作。起搏器2为已知的类型，例如Medtronic Insync公司的III型起搏器。传感器4可为穿胸廓阻抗传感器，其感测电流通过肺的阻抗，并因此产生肺容量指标，尽管也可使用其他的用来检测反映通气的生理学变量的传感器。所述传感器能与处理器3通信，在此实施例中，处理器3装入起搏器装置中。所述结合起搏器2和处理器3的起搏器装置和传感器4可植入病人1体内。所述处理器3可借助外部遥感头(例如用于改变编程参数)手动调节。

来自传感器4的信号指示肺容量，因此反映病人通气和肺二氧化碳和氧气水平。该信号传递到处理器3并存储在位于处理器3内的存储器6中。处理器3存取所存储的信息以评估整个时间内的通气、肺二氧化碳和/或氧气水平以及它们的变化。因此，处理器3确定循环模式是否存在，并因而确定循环呼吸是否正在发生。因此，处理器3可识别循环模式中的呼吸暂停和呼吸过度。

在呼吸暂停后，病人的通气提高，这就被处理器3所检测到。处理器3然后产生控制信号以操作起搏器2，从而提高病人1的心率。控制信号也可改变其他的起搏参数，代替或另外地，提高心率。例如，起搏器2可改变心室起搏或心室起搏之间的时延。这就改变了心脏的输出，结果病人肺中的二氧化碳水平提高。控制信号操作起搏器2，使得肺二氧化碳水平在自然二氧化碳水平下降到最小时提高。突然引入的二氧化碳防止并发的通气下降，另一方面这是低自然肺二氧化碳水平的结果。

通过这种方式将起搏器2激活仅一小段时间，该一小段时间小于周期性呼吸的周期。更具体地，在非治疗状态的通气循环部分的期间，起搏器2所造成的心输出量提高，具有最大的肺CO₂下降速率。

所述装置使用控制信号使起搏器参数改变。这进而使心输出量改变并使二氧化碳水平改变。

在图3所示的第二实施例中，通过面罩11或类似的输送装置将二氧化碳输送给病人的通气系统，从而提高肺中的二氧化碳水平。二氧化碳存储在通过管13与面罩11连通的气体罐12中。呼吸应变器14或其他类型的传感器，例如电热调节器、流量计、呼吸速度描记器、脉冲血氧计，用来检测反映病人呼吸(应变器中的胸腔壁运动)的参数。传感器14通过电线15或其他适宜的通信设备连接到处理器16，该处理器16可与气体罐12一起放置，或者远离气体罐12而放置，例如图3所示。处理器16通过电线17或其他适宜的通信设备传送控制信号，以便控制二氧化碳源。

可以以与上述关于起搏器装置相同的方式识别病人的呼吸模式。具体地，将来自传感器14的一段时间内的信号收集并存储在存储器中。存储的信息然后通过处理器16进行分析，从而确定通气水平的变化。在周期性呼吸循环的适当时间，处理器16产生控制信号，该控制信号使来自二氧化碳罐12的气体通过面罩11传送到病人10，从而进入到病人的肺中。在一个实施例中，该适当时间可简单地定义为通气增加至某阈值(例如均值)之上的时间。在优选实施例中，该适当时间由对最近的通气时间过程的自动分析而确定，该自动分析使用系列步骤，例如图4所描述的将在下面进行描述的步骤。从该优选实施例所获得的优势是：如果输送二氧化碳的设备在二氧化碳到达肺之前必然引入时延，控制信号被传送给输送设备的时间可被编程以使得该时间更早。该时机选择可提前到任何期望程度，即便期望程度超出了半个循环，这就意味着二氧化碳给予控制信号在二氧化碳仍在增加时被激活。因此，外源性二氧化碳的增加避免了内源性二氧化碳的减少。控制信号操作机电装置18，例如螺线管或气囊阀，该机电装置调节连接到二氧化碳罐12的管13的气动阻力。该管13通向保持在大气压力上或大气压力附近的并联结到面罩11的存贮器19。另一机电装置20控制大气压力下的室内空气的流入，其也联结到面罩。因此，机电装置18、20调节空气和病人吸入的二氧化碳的相对比例，并可精确地输送不同浓度的二氧化碳。

作为备选方案，控制信号可以以机电方式操作气体罐上的阀，以改变大气或加压空气和由增压气缸提供的二氧化碳的比例，该增压气缸具有或不具有中间低压存贮器。

在变形(未显示)中，多个平行管具有二次幂比率的阻力，从而使得阻力的控制可使用二进制逻辑来实现。另一实现方式包括引入由机电伺服控制系统操作的旋转气体调节阀。

所述装置以安全机制进行了构造，由此阻止了富含二氧化碳的空气的连续输送一段比预定周期更长的时间。这些可结合到处理器13、16，或者优选地由另外的单独的控制系统提供，这种单独的控制系统使其独立于主处理器的故障。进一步地，如果发生电故障或控制器故障，所述装置具有安全系统，从而切换到正常大气的呼吸，直至装置被手动重置。

另一个实施例类似于上文所描述的使用二氧化碳罐的实施例。然而，面罩收集呼出的空气并将空气供应给存贮器，从而储存呼出的富含二氧化碳的空气。当处理器确定治疗是必要的时，控制信号使呼出空气以和上文所描述的输送来自罐的二氧化碳的相同的方式输送到面罩。

在本发明的其他实施例中，来自传感器的信号由处理器器处理以评估肺二氧化碳和/或氧气水平。处理器确定肺气体水平的变化是否为循环模式，从而可识别如上文所讨论的呼吸暂停和呼吸过度。处理器响应于下降的肺气体水平或预计下降的肺气体水平产生控制信号，该控制信号操作肺气体水平提高设备以延迟肺气体水平的下降。二氧化碳提高设备可为起搏器、二氧化碳气体罐或上文所讨论的呼出空气存贮器。可备选地，可能是包含16％、18％或20％氧气的低氧气体混合物。氧气提高设备可为包含25％、40％、60％或100％氧气的高氧气体混合物，该高氧气体混合物可以以上文所描述的有关二氧化碳气体供应的方式供应给病人。可备选地，起搏器可用来减少病人的心输出量。起搏器可为如上文所描述的，并可操作以减少病人的心率和/或改变其他的在氧气水平下降时减少心输出量的起搏参数。

在一些示例中，二氧化碳和氧气提高设备均用来分别响应二氧化碳和氧气水平的下降和预计下降。上面所提及的一个或多个设备可结合使用。

在上述示例中，当自然内源性水平下降到最小值时，处理器使肺中的二氧化碳或氧气水平提高。既然在治疗的应用(例如心率提高)和作为结果而产生的肺中二氧化碳或氧气水平的提高之间存在固有时延，优选地在需要提高肺中二氧化碳或氧气水平之前的某个时间开始治疗。处理器可被编程以在需要提高前的预定时间激活二氧化碳或氧气提高设备，并且该预定时间可基于已知的、典型的时延。

然而，由于不同的病人以不同的方式对治疗起反应，尤其是以不同的速度，优选的是所述设备可学习特殊病人的固有时延，使得可在需要提高二氧化碳或氧气之前的最优时间开始治疗。

下文讨论当使用二氧化碳提高设备时，可怎样评估治疗的最优时机选择。自然地，同样的程序可用于使用氧气提高设备的系统，所述程序可进行修改，以便在可变氧气水平的循环中的适当时间开始治疗。

输送一个循环的检查治疗的重复剂量，例如一个每分钟剂量或匹配病人本能的循环呼吸频率的每频率剂量。在少数循环的检查治疗后，呼吸模式会变得周期性，或者具有与检查治疗一致的相位。因此，所述装置可确定检查剂量的开始和反映通气的信号的最大值之间的时延。

上文所描述的装置用来确定治疗何时是必要的方式，以及所应用的治疗量将会参考图4至图10进行描述。首先参考图4，在步骤A，传感器信号x₁、x₂、x₃…x_t在一段时间内(例如许多秒(t))被收集，并存储在存储器中。传感器感测随通气变化的参数，因此这些传感器信号描述了反映通气的变量，并且因此该变量随循环呼吸模式振荡，尽管可能并不同相。因此，应以比周期性呼吸的周期快得多的频率进行取样。

某些在时间窗(T)期间收集的已存储的传感器信号(x_t-T+1、x_t-T+2、x_t-T+3…x_t)自存储器中取回(步骤B)。例如，图5a描述了在一段时间内从呼吸应变器收集的原始数据。作为选择，通过将傅立叶变换(或技术人员已知的其他提供类似信息的信号分析方法)应用到在另一段更长时间内所收集的信号以确定周期性呼吸的周期，从而确定信号所包含的时间周期T。然后，将窗口持续时间T设定为该周期或几倍于该周期。

如所提及的，可自若干源的任意一个获得对通气的测量，并且各源具有适当的处理形式，以便获得可用的通气信号，从而检测即时的周期性呼吸循环的幅值和相位。该处理在步骤C中执行。

例如，如果信号来自流量计并具有描述吸气的正压以及描述呼气的负压，适当的初始步骤序列将矫正信号(使所有的负值为正)，然后应用低通滤波器，例如是Hanning窗或许多本领域技术人员所熟知的低通滤波器中的另一种。这就会提供并不显示个别呼吸(例如振荡)而使呼吸更加平滑的信号，该信号仅显示周期性呼吸循环中的呼吸波动。

如果所述信号由来自检测胸腔壁位置的传感器的信号代替(例如图5a中所示的信号)，则开始适当的步骤过程，并以微分步骤开始(计算来自传感器的连续电压之间的差分)。这就产生大体上等于从流量计所获信号的信号，然后可经历上述的矫正和低通滤波步骤。

如果传感器产生与通气非线性相关的信号，在处理中包括应用校准曲线以产生与通气线性相关的信号是非常有利的。

对于可被数字处理的分析的后续步骤有利的是，数据应被归一化(步骤D)。使数据相对于通气的长时间平均值成一定比例，从而使得具有持久稳定通气的病人将持久具有为1的通气值，然而，如果病人具有一段呼吸暂停，在呼吸暂停期间，通气将被记为零，而在呼吸过度期间，通气将被记为大于1的值，而在这两个极端之间通气将以这个比例进行记分。最简单的归一化方法是将反映通气(存储在累积缓冲)的原始值除以原始值的均值，以便得到归一化的数据集(y_n)。

图5b示出了图5a中的原始数据的微分、校正、低通滤波以及归一化的结果。

在优选实施例中，处理器自动定义了两个时间窗。如上面所讨论的，第一时间窗T为长时间窗(例如10或15分钟)。在存储在长时间窗内的归一化通气数据中，通过本领域技术人员易于了解的很多种自动方法中的任意一种，有可能确定周期性呼吸循环的持续时间是多少(步骤E)。例如，这可通过计算波峰和波谷、计算零相交或者有利地通过应用傅立叶变换以及为周期性呼吸的循环时间在近真值(plausible values)范围内选择主频率而得到。例如，该波段的近真值可运行在45秒和90秒之间。

第二时间窗为短时间窗U，旨在用来确定当前周期性呼吸循环的精确相位和振幅。有利地，处理器可采用取自长时间窗T分析的周期性呼吸循环长度值，并使用该长度值作为短时间窗U的长度的定义(步骤F)。该短时间窗仅包含有关当前循环(例如，大约过去的一分钟)的信息，这就带来对治疗迅速作出响应的优势。

然后，自动计算周期性呼吸的振幅(R)和相位(P)。该过程开始于对短时间窗(例如从1分钟以前到现在)内的归一化数据进行傅立叶分析以获得傅立叶分量。然后自动选择频率匹配周期性呼吸循环的持续时间的分量，并且确定其振幅和相位以产生R和P。例如，对于图5a中的原始数据，图5c示出了在周期性呼吸频率的通气中的振荡分量，通过傅立叶分析进行分离和量化，给出振幅R和相位P。有利地，既然感兴趣的频率已提前知晓，可不必要计算全傅立叶分析。相反，通常的计算不同频率的傅立叶分量的迭代过程(对本领域的技术人员是公知的)可被仅计算感兴趣的振幅和相位的简单步骤所替代。

然后可建立通气循环如何随时间变化的描述。通过将数据绘制在示波器上(步骤G)可得到方便的描述。应当理解，实际上将数据绘制在示波器上对于操作所述装置而言并非必须的，在这儿使用仅为提供理解数据处理的一种方法。显示通气(V)的时间(t)曲线上的点与示波器上的点的对应方式在图6中示出。示波器上图表上的点的角位置表示在给定时间的信号相位，自图表中心的距离表示循环的最大振幅。点1对应于通气中的波谷，点2对应于波峰，点3对应于通气中的中间点。归一化通气(V)的时间(t)图表在图7中示出，其描述了逐步递减的呼吸模式，并可在示波器图表上绘制，如图所示。周期性呼吸模式的渐增振幅描述在以螺线表示的图表中，当通气振荡的振幅逐步增大时，该螺线的半径逐步增大。

因此，所述设备可在任意时间点确定病人在周期性呼吸模式的什么相位，以及与平均通气的偏差是多少。通过将图表中的当前点(即周期性呼吸的当前相位和振幅)与描述在示波器图表的给定区域的治疗程度的查询表相比较，所述处理器可产生适当的控制信号，以给予适当的治疗。

样本参考图表在图8中示出。该图表具有多个参考半径，在该示例中为对应于周期性呼吸的三个不同振幅的三个参考半径(R₁、R₂、R₃)。在各参考半径上，对应于一小段循环的治疗区域被标出了。所述治疗区域中心定位在参考半径上的中间点(M₁、M₂和M₃)的周围，并在所述点的每一侧上延伸半个宽度H₁、H₂、H₃。该区域描述呼吸循环中的相位，在该呼吸循环期间，应将治疗应用到病人。可以看出，周期性呼吸的振幅越大(对应于半径R₃)，所应用的治疗时间越长。这是因为周期性呼吸更为严格，因此可更有力地进行治疗。

所述装置在给病人使用前，可用参考示波器图表对其进行编程，基于已知的标准的心呼吸响应或分析理论确定对于参考图表上的点的治疗时机选择和范围，该分析理论源自气体交换、通气、气体输送和心血管系统之间的相互作用的数学模型。可备选地，参考数据可通过经历监视对一系列刺激的响应的一段时间的病人获得(例如，对于给定外源性CO₂浓度的响应时间和响应量，或者跟随起搏器参数的给定变化的内源性CO₂增量)。

自然地，病人的实际呼吸模式可能不精确地遵循参考半径。因此有利地，用于实际呼吸模式的治疗区域可内插参考数据，例如使用线性插值。参考图9，对于遵循半径R的路线的周期性呼吸模式的中间点M_R和半个宽度H_R可通过任何已知的插值算法计算，例如下面的方程：

$M_R=M_1+\frac{(R-R_1)}{(R_2-R_1)}\×(M_2-M_1)$ $H_R=H_1+\frac{(R-R_1)}{(R_2-R_1)}\×(H_2-H_1)$

在振幅小于最小参考半径时，由于周期性呼吸不严格，处理器可确定无需任何治疗。在振幅大于最大参考半径时，就像振幅对应于最大参考半径一样，处理器可应用治疗。

一旦处理器已计算出给定呼吸模式的治疗区域，处理器确定当前的呼吸相位是否在治疗区域内(即M_R+/-H_R内)。如果处理器发现当前的相位在治疗区域内的任何地方，则处理器产生控制信号以应用某些形式的治疗。

可以看出，当当前信号的振幅和相位落在图9中的楔形区域中时，应当应用治疗。楔形区域的定义可存储在装置中，例如在R、M和H的值的表格中，这些值勾划出外部边界。

在优选实施例中，处理器可改变要应用的治疗量，从而使得当自然内源性二氧化碳水平将会预期地以最快速度跌落时以及当处理器检测到对应于严格周期性呼吸的大振幅时，应用更大的治疗水平。处理器可根据如下的公式规定治疗量：

T＝T_max×TF_R×TF_P

其中，T为将要应用的治疗水平；T_max为主控变量，其确定系统当前准备输送的最大治疗水平；TF_R为治疗因数，其归因于对应于呼吸模式的当前信号；TF_P为治疗因数，其归因于当前信号的相位角。TF_R和TF_P可各自具有0到1之间的值。因此，T值可在零(未治疗)和最大治疗值T_max之间变化。

治疗因数可在半径或相位的整个范围内线性变化，例如图10a所示。然而，优选的是TF_P在整个相位角范围遵循反余弦轮廓，如图10b中所示。这就给出了优势：随时间给予的CO₂的轮廓类似CO₂短缺的轮廓，如果治疗未被给予的话，短缺就会发生。

为了避免应用过多的治疗，用于特定呼吸模式的最大治疗水平的值可初始地设为零，但随着时间(例如每几分钟)逐步提高，直到呼吸模式令人满意地稳定下来，并且，如果看起来治疗为过治疗和恶化了周期性呼吸，则该值再次减少。

以这种方式，响应于病人在那时的呼吸，可实时计算治疗水平。

有利地，为了能检测在呼吸控制稳定性上的增量治疗益处，所述系统将间歇地切断干涉预定持续时间(有利地，一个或多个周期性呼吸的循环长度，如通过长时间窗的分析所确定的那样)。从而，所述系统能检测到不太可能的但可想到的经治疗后呼吸控制稳定性反而更坏的环境，并使治疗失效，直到在随后的便利时机下发生手工干涉。

应当注意的是，尽管整个文档，为了简便，将所述处理器描述成检测“通气提高”的用于给予治疗的触发器，实际上，以本文描述的方法和装置，处理器通过使用周期性呼吸的一个或多个循环的以供决策的数据来确定周期性呼吸循环内的相位。结果，不仅能在通气一开始时就检测到通气的增加，而且能自动地预计在不远将来的增加。此外，在同样设备条件下，可预计周期性呼吸循环内的任何预定相位，例如波峰、波谷或任何期望的干涉时间点。因而，根据对通气下降进行检测和阻止可以同样容易地描述治疗算法：装置和方法将大体相同。

有利地，所述系统具有调节治疗以适合不同病人的呼吸循环的时机选择需求的能力，即考虑治疗和二氧化碳提高之间的固有时延。这可通过使用治疗功效的自动评估系统而获得。在一个实施例中，通过自动地执行治疗对未治疗的小试验，并比较所获得的振荡大小，可测试在最初的预定相位给予治疗的功效。例如，5分钟时间内没有进行治疗，接下来的5分钟时间内，在通气波峰之前的0.25个循环内施加最大的治疗，接下来的5分钟内没有治疗，再接下来的5分钟内进行治疗。通气振荡的振幅(表示成平均通气的比例，即使用所述的归一化值)可在治疗阶段进行平均，并单独对非治疗阶段平均。有利地，用于测量这些振幅的时间段不包括初始时期(例如1、2或3分钟)但却包括治疗过程的后面部分。治疗阶段的振荡振幅和非治疗阶段的振荡振幅之间的差为治疗功效的测量值(负值指有益的治疗)。在夜间，也可尝试一系列的对治疗时机选择的轻微修改，并将其益处量化。在给出的示例中，这些改变可在通气波峰之前的0.20个循环或0.30个循环给予最大量的二氧化碳。如果改进的治疗比当前的治疗方案产生更大的益处，治疗方案改变成改进值。

有利地，这些时机选择的范围可限制在生理学上似乎合乎情理的范围。

有利地，多于一晚的数据被积累，从而使得大量的数据可用来选择最佳治疗时机。

有利地，治疗时机选择和治疗效果之间的关系通过例如使用最小二乘回归二次公式(通过本领域技术人员熟知的算法)来拟合曲线从而被系统建模，从而可计算最有效的治疗时机选择。通过使用一组来自最近几天的数据(其在剔除很久以前的数据后连续地被更新，并增加新数据)，该最佳治疗时间保持更新以适合病人的可随时间流逝而逐步变化的状况。

在备选的、更简单的实施例中，所述处理器检测何时开始治疗，但根据预编程方案执行治疗。例如，控制信号可使治疗水平遵循方形、正弦形或锯齿形轮廓。例如，可使起搏器使心率提高每分钟10次心跳一段时间，或者以五步每步使心率提高每分钟2次心跳，以便在以相似的增量降低心率之前，达到每分钟10次心跳的最大提高。这些轮廓可基于已知的、标准治疗方案进行预编程，并可针对病人进行修改。

如上面所讨论的，在本发明的优选方面，评估肺气体水平，并且可响应于肺气体的下降或预计下降水平激活用于提高肺气体水平的设备，以便延迟所述肺气体水平的下降。本发明这些方面的原理基本上和上面所描述的一样。因此，上面所描述的用于确定适当治疗时机选择的系统可容易地应用到和组合到本发明的第一和第二方面。

为了演示本发明的有效性，图11至14示出了将二氧化碳供应到病人演示性的周期性呼吸的结果。病人未改变的呼吸模式记录在图11中。病人口中的二氧化碳量与时间(T)的关系被绘出了，这给出了个体呼吸的指示。潮气末二氧化碳以虚线表示，示出了病人肺二氧化碳水平的波动。可以看出，在口中测量的二氧化碳水平并不直接反映潮气末二氧化碳，因为口测量中的波谷和潮气末水平的波谷不一致。这是因为，在呼吸暂停期间，病人呼出死腔内的气体，而非来自肺的气体。

图12a至图12d示出了二氧化碳、氧气和通气水平之间的关系。图12a和图12b示出了口中二氧化碳和氧气分别相对于时间的测量值。因此，图12a类似于图11所示的图表。图12c示出了通气(V)相对于时间的图表。时常发生的规则的呼吸暂停(A)和二氧化碳、氧气和通气水平中的重要振荡可在图11、图12a、图12b和图12c中看出。

图12d示出了供应外源性二氧化碳(E.CO2)的时机选择。在该示例中，不供应外源性二氧化碳，并且二氧化碳、氧气和通气水平的振荡在整个时间框架内延续。

图13a至图13d等同于图12a至图12d，尽管外源性二氧化碳通过试验被部分地提供。因此，图13a指示了外源性二氧化碳供应(E.CO2)被激活的点。在二氧化碳供应激活和二氧化碳到达肺之间存在短时延，但是到达肺中的二氧化碳被定时以与潮气末二氧化碳的波谷一致，如参考图11所讨论的那样，其在浸渍口中测量的二氧化碳水平之后发生。可以看出，周期性呼吸的稳定在某种程度上几乎立即发生，并且在两个循环内，发生振荡中的明显减少。

图14a至图14d示出了同一病人在若干个连续治疗循环后的读数。呼吸模式基本稳定，并且最小振荡存在于其他呼吸参数中。非常重要的是，没有呼吸暂停。

图15示出了使用起搏器使心输出量动态改变的效果。图15a示出了相对于时间的心率；图15b示出了相对于时间的潮气末二氧化碳；图15c示出了相对于时间的潮气末氧气。在病人的心率保持在恒定水平时，可以认为呼吸参数是稳定的。一旦通过起搏器重新编程引入心率交替时，病人表现出潮气末二氧化碳和潮气末氧气的振荡。一旦心率返回到恒定基准值，呼吸参数变得稳定。类似的结果在图16a中示出，尽管也示出了通气(V)中所引起的变化。添加了图16a中所记录的5个干涉范围内的读数，并且在图16b中示出了潮气末二氧化碳、潮气末氧气和通气中的每个在各时间点上的平均偏差和标准偏差。

图12a和图12b表明，可通过改变起搏器的起搏参数控制病人的通气。

Claims (49)

1、一种用于改善病人通气模式稳定性的装置，包括：至少一个传感器，其用于感测反映病人肺气体水平的参数并用于产生指示所述参数的输出信号；适于接收和处理所述传感器输出信号以评估所述肺气体水平的处理器，所述处理器与用于提高所述病人的所述肺气体水平的设备相通信，并配置成响应于肺气体的下降水平或预计下降水平，产生用于命令所述设备的控制信号，从而延迟所述肺气体水平的下降。

2、如权利要求1所述的装置，其中，所述控制信号命令所述肺气体提高设备，从而使得在自然内源性肺气体水平的下降率等于或大于预定值时的那点提高所述肺气体水平。

3、如权利要求1或2所述的装置，其中，所述处理器配置成识别所述肺气体水平的循环模式。

4、如前述权利要求中任一项所述的装置，其中，所述控制信号适合于使所述肺气体提高设备的所述输出遵循预定模式。

5、如权利要求4所述的装置，其中，所述模式具有通常为方形、锯齿形或正弦形的轮廓。

6、如权利要求1至3中任一项所述的装置，其中，所述控制信号适合于使所述肺气体提高设备的所述输出响应于所述肺气体水平中检测到的实时变化而变化。

7、如前述权利要求中任一项所述的装置，其中，所述控制器配置成控制所述肺气体提高设备以具有最大的输出，从而当自然内源性肺气体水平在未治疗的情况下以其最快的速率下降时，对所述肺气体水平具有最大的影响。

8、如前述权利要求中任一项所述的装置，其中，所述控制信号命令所述肺气体提高设备使得该设备的输出自一个呼吸循环到下一个呼吸循环递增地提高。

9、如权利要求8所述的装置，其中，当输出的提高量使呼吸不稳定时，所述控制信号使所述输出从一个呼吸循环到下一个呼吸循环保持不变。

10、如前述权利要求中任一项所述的装置，还包括存储器单元，该存储器单元存储所述传感器输出信号或其导出信号以供所述处理器存取。

11、如权利要求10所述的装置，其中，所述肺气体提高设备包括与配置成将所述气体输送给病人的输送装置流体连通的肺气体源。

12、如权利要求11所述的装置，其中，所述输送装置为面罩或鼻套管。

13、如权利要求11或12所述的装置，其中，所述源包括纯气体或稀释气体的增压罐或气缸，或者纯气体或稀释气体的大气压力存贮器，或者自所述病人收集的呼出气存贮器。

14、如权利要求11至13中任一项所述的装置，还包括连接到所述气体源的管和与所述管相关联的机电装置，所述控制信号适合于操作所述机电装置以调节所述管的气动阻力。

15、如权利要求11至13中任一项所述的装置，还包括连接到所述气体源的管和与所述气体源相关联的阀，所述控制信号适合于操作所述阀以调节所述气体自所述气体源的释放。

16、如前述权利要求中任一项所述的装置，其中，所述肺气体为二氧化碳。

17、如权利要求16所述的装置，其中，所述二氧化碳提高设备包括起搏器装置，所述控制信号控制该起搏器装置的操作。

18、如权利要求17所述的装置，其中，所述起搏器配置成响应于所述控制信号提高病人的心率。

19、如权利要求17或18所述的装置，其中，所述起搏器配置成响应于所述控制信号使所选心腔起搏。

20、如权利要求16所述的装置，其中，所述二氧化碳提高设备包括低氧气体源。

21、如权利要求16所述的装置，其中，所述二氧化碳提高设备包括适合于调节所述病人的呼吸流动程度的气流控制元件。

22、如权利要求21所述的装置，其中，所述气流控制元件为适合于减少所述病人吸入的呼吸量的物理约束。

23、如权利要求1至15中任一项所述的装置，其中，所述肺气体为氧气。

24、如权利要求23所述的装置，其中，所述氧气提高设备包括起搏器装置，所述控制信号适合于操作所述起搏器，以使病人的心输出量减少。

25、如前述权利要求中任一项所述的装置，其中，所述传感器和所述处理器通过电线或通过无线通信设备相通信。

26、如前述权利要求中任一项所述的装置，其中，所述处理器和所述肺气体提高设备通过电线或通过无线通信设备相通信。

27、如前述权利要求中任一项所述的装置，其中，所述传感器为下列中的一个或多个：通气传感器；心率监测器；血流速度、心率或胸阻抗监测器；呼吸应变器；血液二氧化碳、氧气、乳酸或PH值监测器；呼出二氧化碳或氧气监测器；热敏电阻或外围氧饱和度监测器；或者它们的组合。

28、一种改善病人通气模式稳定性的方法，包括检测反映病人的肺气体水平的参数和响应于肺气体的下降水平或预计下降水平使所述肺气体水平的下降延迟的步骤。

29、如权利要求28所述的方法，其中，开始延迟所述肺气体水平下降的所述步骤，从而使得在自然内源性肺气体水平的下降率等于或大于预定值时的那点使所述肺气体水平的下降延迟。

30、如权利要求28或29所述的方法，还包括识别所述肺气体水平的循环模式的步骤。

31、如权利要求28至30中任一项所述的方法，其中，执行延迟肺气体水平下降的所述步骤的持续时间小于所述循环模式的周期。

32、如权利要求28至31中任一项所述的方法，其中，所述延迟步骤包括延迟力，根据预设模式确定该延迟力的大小。

33、如权利要求32所述的方法，其中，所述模式具有随时间通常呈方形、锯齿形或正弦形的轮廓。

34、如权利要求28至31中任一项所述的方法，其中，所述延迟步骤包括延迟力，该延迟力的大小和持续时间响应于所述肺气体水平中检测到的实时变化而变化。

35、如权利要求32至34中任一项所述的方法，其中，当自然内源性肺气体水平在未治疗的情况下以其最快的速率下降时，会产生最大的延迟力。

36、如权利要求32至35中任一项所述的方法，其中，所述延迟力的大小从一个呼吸循环到下一个呼吸循环递增地提高。

37、如前述权利要求36所述的方法，其中，在提高量使呼吸不稳定的情况下，所述延迟力从一个呼吸循环到下一个呼吸循环保持不变。

38、如权利要求28至37中任一项所述的方法，还包括如下步骤：在一段时间上分析所检测到的肺气体水平以确定所述肺气体循环的相位和振幅；将所述相位和所述振幅与参考相位和振幅数据进行比较以确定适宜的治疗方案。

39、如权利要求38所述的方法，其中，所述比较步骤包括将所述参考相位和振幅数据内插到所述检测信号的相位和振幅中的步骤。

40、如权利要求38或39所述的方法，其中，基于所述病人对治疗的响应，由所述处理器更新所述参考相位、振幅和治疗方案。

41、如权利要求40所述的方法，其中，所述处理器可监测所述病人对所执行的治疗的响应以稳定呼吸模式。

42、如权利要求40所述的方法，其中，所述处理器可监测所述病人对试验治疗剂量的响应。

43、如权利要求28至42中任一项所述的方法，其中，通过从所述气体的源将所述肺气体输送给所述病人来延迟肺中肺气体水平的下降。

44、如权利要求28至43中任一项所述的方法，其中，所述肺气体为二氧化碳。

45、如权利要求44所述的方法，其中，通过从气体源中将低氧气体混合物输送给所述病人来延迟肺中二氧化碳水平的下降。

46、如权利要求44或45所述的方法，其中，通过改变起搏器的起搏参数来延迟肺中二氧化碳水平的下降，从而使心输出量提高。

47、如权利要求28至43中任一项所述的方法，其中，所述肺气体为氧气。

48、如权利要求47所述的方法，其中，通过改变起搏器的起搏参数延迟肺中氧气水平的下降，从而使心输出量减少。

49、如权利要求28至48中任一项所述的方法，其通过使用权利要求1至27中任一项所述的装置而得以执行。

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