在一个具体实施例中，本发明提供了一种用于降低颅内压或眼 内压并提高全身血压和器官灌注的装置。该装置包括一个具有入口 和出口的箱体，其适于用接口连接(interfaced)人的气道。本装置 还包括阀门系统，在自主或人工吸气中该系统可调节呼吸气体流经 箱体并进入到患者(或人)的肺。对于需要人工吸气的人，该阀门 系统可与真空源相连。当不能主动传送呼吸时，该阀门系统有助于 在自主吸气过程中以及为不能呼吸的患者降低胸内压，以持续或间 歇地降低在将血液输送出头部的静脉血管中的压力，从而降低颅内 压或眼内压并且提高全身血压。此外，当没有提供正压通气时，本 发明降低了左右心房的压力，从而有助于提高心脏运行的效率。因 而本发明能用于治疗患有多种病症，包括但不限于用于治疗遭受颅 内压增高、眼内压增高、循环性虚脱、心脏停搏及心力衰竭的患者。
这样的装置也可用于促进脑脊液的运动。在该情况下，可进一 步降低颅内压。因此这样的装置可用于治疗那些患有伴随有颅内压 升高的头部损伤和那些患有引起颅内压升高的心脏疾病的患者。
一方面，当胸内负压在大约-2cmH2O柱至大约-20cmH2O柱的 范围时，为了降低颅内压或眼内压，该阀门系统设置成打开状态使 得呼吸气体能自由地流入患者的肺。这样，胸内负压被降低直至达 到压力阈值，此时阀门开启。该循环可连续或周期性地重复以反复 降低胸内压。该设备可包括用于压缩胸腔的装置以改善患有低血循 环或心脏停搏的患者的血液循环。通过自动化的胸部压缩机、圆周 状背心(circumferential vest)、以及类似装置，能够实施该压缩过 程。这将改善患有低血循环的患者供应心脑的血液流动。
该装置还可包括使患者通过该阀门系统进行人工吸气的装置。 例如，该装置可使用电极，铁肺胸甲设备，胸提升设备，通气机或 类似物。
在另一具体实施例中，该设备可包括一种通过在气道内施加真 空来降低胸内压的装置。利用频率、振幅和持续时间可以调节该真 空。这导致了与所应用的真空度成比例的颅内压的降低。因此，可 简单地通过控制气道压力来降低颅内压，从而降低胸内压。此外， 胸腔内产生的真空增加了静脉血流回心脏，因此同时增加了心输出 量和机体生命器官的灌注。
该装置可进一步包括一种用于改变阀门系统阻抗水平的机械 装置。这种装置可以和至少一种生理传感器一起使用，其中生理传 感器构造成监控患者的至少一种生理参数。这样，用于改变阻抗水 平的机械装置可以构造成接受来自传感器的信号并且基于该信号 改变该阀门系统的阻抗水平。可以使用的传感器的实例包括那些测 量呼吸率、胸内压、气管内压、血压、心率、呼气末CO2、氧气水 平、颅内灌注及颅内压的传感器。
一方面，一种连接装置可用来连接所述阀门系统和人的气道。 连接装置的实例包括接口管，气管内导管以及面罩。
种类繁多的阀门系统可用来反复降低患者的胸内压。例如，可 用的阀门系统包括那些具有弹簧加载装置的阀门系统，那些具有自 动、电子或机械系统以封闭和开启阀门管腔，鸭嘴阀门，球阀的阀 门系统，及其它压力敏感阀门系统，当经受由自主呼吸和/或外部系 统(例如通气机，膈神经刺激器，铁肺以及类似物)触发的低压差 时，这些压力敏感阀门系统能够开启和关闭以操控胸内压。
在另一实施例中，本发明提供了一种降低颅内压或眼内压的方 法。根据该方法，将一种阀门系统连接于人的气道并构造成至少周 期性地减少或阻止呼吸气体流入人体的肺中。通过连接于气道的阀 门系统，将人体的胸内负压反复降低从而又依次反复降低在将血液 输送出头部的静脉血管中的压力。在此情况下，可降低颅内压或眼 内压。这样的方法还促进脑脊液的运动。在此情况下，进一步降低 了颅内压。因此，此方法也可用于治疗患有伴随颅内压升高的头部 损伤和引起颅内压升高的心脏疾病(例如心房纤颤和心力衰竭)的 患者。
当人体通过所述阀门系统反复吸气时，可以反复降低人体的胸 内负压。这可以通过人体自身的努力(称为自主呼吸)，或通过阀 门系统人工地使人反复吸气来达到。例如，可以通过以下方式来使 人人工吸气：反复刺激膈神经；借助铁肺胸甲装置来调节胸腔；使 用通气机在胸腔内产生负压；在胸腔内施加真空，其可以通过阀门 系统加以调节；应用高频通气机，其提供速率为大约每分钟200到 2000次的振荡；或类似方式。
另一方面，阀门系统的阻抗水平可以是固定的或可变的。如果 是可变的，则可以测量患者的至少一种生理参数，并且根据测得的 参数数值可以改变阻抗水平。
为了将阀门系统连接于气道，可以使用各种各样的技术，例如 通过使用接口管，气管内导管、面罩或类似物。此外，通过阀门系 统可以阻止呼吸气体进入肺，直到胸内负压达到大约0cmH2O柱至 大约-25cmH2O柱的范围，此时阀门系统允许呼吸气体流入肺。
在另一实施例中，本发明提供了一种用于治疗患有伴随颅内压 升高的头部损伤的患者的方法。根据该方法，给患者输送正压呼吸。 在正压呼吸以后，呼吸气体从患者的气道中排出以形成胸腔内真空 状态。依次地，这降低了将血液输送出头部的静脉血管中的压力， 从而降低了颅内压。重复输送正压呼吸以及排出呼吸气体的步骤以 继续治疗。
另一方面，正压呼吸的输送和气体的排出是利用机械通气机进 行的。可以借助恒定排出或脉冲式排出来排出呼吸气体。
又一个方面，该呼吸可在大约250毫秒到大约2秒的时间范围 内输送。同样地，该呼吸可以以大约每秒0.1升至大约每秒5升的 速率输送。另一方面，真空可以保持在大约0mmHg柱至-50mmHg 柱水平的压力上。可以借助逆向流动(或负向流动，negative flow) 或无任何流动来保持真空。提供正压呼吸的时间与呼吸气体排出的 时间相比，其比值可在大约0.5至大约0.1的范围内。
多种设备可用于排出呼吸气体，包括机械通气机，膈神经刺激 器，通气袋，一种与气道装置相连的真空装置，铁肺胸甲及类似物。 在一些病例中，阈值阀门也可与患者的气道相连。该阈值阀门可以 构造成当成人的胸内负压超过约-3cmH2O柱时打开。对于小儿病 例，当其胸内负压超过约-2cmH2O柱到约-5cmH2O柱的范围时，该 阈值阀门可开启。这样，当人体吸气时，可降低胸内负压。
多种方案可用于输送和排出呼吸气体。例如，可排出呼吸气体 以获得大约-5mmHg柱至大约-10mmHg柱的压力，然后通常保持恒 定直至下一次正压呼吸。作为另一实施例，可缓慢输送正压呼吸， 胸内压可迅速降低到约-10mmHg柱至大约-20mmHg柱的压力，然 后逐渐降至约0mmHg柱。作为另一实施例，胸内压可缓慢降低至 约-20mmHg柱的压力。
在另一具体实施例中，本发明提供了一种用于降低胸内压的设 备。该设备包括一箱体，其具有适于将箱体连接于人体气道的接口。 真空源与箱体成流体连通，用于从患者的肺和气道重复地排出呼吸 气体以造成胸内负压并周期性地保持胸内负压。真空调节器用于调 节从患者的肺和气道排出呼吸气体。并且，正压源与箱体成流体相 通，用于间歇地为患者提供正压呼吸。这样的装置可用于治疗多种 疾病，例如伴随颅内压升高的头部损伤，低血压，低血液循环(low blood circulation)，低血量，心脏停搏以及心力衰竭。
在一些病例中，一种开关装置可在正压呼吸的输送过程中用于 停止呼吸气体的排出。可使用多种开关装置，例如机械装置，磁性 装置，以及电子装置。并且，多种真空源可用于排出呼吸气体，包 括机械通气机，带有真空调节器的真空器，膈神经刺激器，胸外背 心(extrathoracic vest)，通气袋，铁肺胸甲装置，抽气管，与氧气 罐相连的文丘里装置及其类似物。
为了调节真空度，可以安装一种与人的气道成流体相通的阈值 阀门。该阈值阀门可构造成当人的胸内负压达到约-3mmH2O柱至 大约-20mmH2O柱时打开，从而允许呼吸气体流入人的气道。并且， 多种压力源可用来输送正压呼吸，例如机械通气机，手持袋状阀门 复苏器，嘴对嘴复苏器，或一种提供间歇性正压通气的装置。
附图说明
图1示出了根据本发明的用于降低颅内压和眼内压的方法的流 程图。
图2是面罩和阀门系统的一个具体实施例的透视图，根据本发 明，该面罩和阀门系统可用于降低颅内压和眼内压。
图3是图2的阀门系统的透视图。
图4是图3的阀门系统的侧剖图。
图5是图3的阀门系统的部件分解图。
图6是根据本发明的用于降低颅内压和眼内压的系统的示意 图。
图7是一系列曲线图，其图示说明了在一动物研究中颅内压的 降低。
图8是一系列曲线图，其图示说明在另一动物研究中颅内压的 降低。
图9A是在正常状态下人脑的示意图。
图9B图示说明了增加的肿胀后图9A所示的人脑。
图10示出了三个曲线图，其图示说明了降低胸内压对颅内压 及右心房压力的影响。
图11示出了根据本发明的另一种用于降低颅内压和眼内压的 方法的流程图。
图12A-12C示出了三个曲线图，其图示说明了根据本发明的用 于输送正压呼吸以及排出呼吸气体的模式。
图13A和图13B示意性说明了一种根据本发明的可用于降低 不能呼吸的患者的胸内压的装置。
图14A和图14B图示说明了另一种根据本发明的可用于降低 不能呼吸的患者的胸内压的装置。
图15A和图15B图示说明了可以与图14A和图14B的装置一 起使用的阈值阀门系统的一个具体实施例。

广义上说，本发明提供了用于降低颅内压和眼内压的装置和技 术。这样的装置和技术对那些遭受脑外伤的患者以及患有低血压和 低血流症的患者可能特别有帮助。能降低头部血压但仍保持或升高 全身血压的一种方法是通过利用阀门系统，其连接于人的气道并用 来降低胸内压。在此情况下，该阀门系统可用来加速静脉血流出大 脑，从而降低颅内压和眼内压。同时，由于静脉回流到心脏作用的 增强，全身血压会升高。也可使用其它技术，例如，通过间歇性在 胸腔内产生真空。通过降低颅内压，也会增强脑脊液的流动。在此 情况下，颅内压可进一步降低，从而为那些患脑外伤的患者提供进 一步的治疗。在一些病例中，该阀门系统也可用于改善患有能引起 颅内压升高的心脏疾病(如心房纤颤，心力衰竭，心脏压塞，及类 似症候)的患者的脑部功能。这些心脏疾病可包括，例如，心房纤 颤或心力衰竭。通过降低颅内压，脑脊液的流动及转移得以提高， 从而有助于改善脑部功能。
通过调整脑灌注压值，可调节颅内压，而脑灌注压值由流向头 部的动脉血压、颅内压、以及静脉系统内的压力所决定，其中静脉 系统使血液流出大脑。本发明的装置和方法可用来增强静脉血流出 大脑，从而降低颅内压。该装置和方法可用于那些能自主呼吸以及 需要辅助通气的患者。为此，这些装置和方法可用来在患者每次吸 气(或对于不能自主呼吸的患者，每次调节胸内压力以降到大气压 以下)时增强胸内真空效应，因而降低了胸内压力和将血液输送出 大脑的静脉血管内的压力。真空效应传导回大脑内，于是颅内压随 每一次的吸气运动得以降低。这又使比原本更多的静脉血流出头 部，导致更低的颅内压及更低的眼内压。此外，每当产生胸内负压， 随心脏静脉回流的增加会使生命器官的循环增加，这导致了心输出 量的增加，并提高了重要器官的灌注。这样，本发明可用来帮助那 些患有低的心输出量症状和低血压的患者。
为预防或阻止呼吸气体流向肺，可以使用多种预防或阻止装 置，包括那些在下述专利和专利申请中已描述的装置：美国专利第 5,551,420号；第5,692,498号；第6,062,219号；第5,730,122号； 第6,155,257号；第6,234,916号和第6,224,562号，以及提交于2002 年8月19日的美国专利申请第10/224,263号(“Systems and Methods for Enhancing Blood Circulation”(“用于增强血液循环的系统和方 法”)，Attorney Docket No.16354-000115)，提交于2003年3月28 日的10/401493(“Diabetes Treatment Systems and Methods”(“糖尿 病治疗的系统和方法”)，Attorney Docket No.16354-000116)，提交 于2001年9月28日的第09/966,945号，以及提交于2001年9月 28日的第09/967,029号，将其全部披露内容以引用方式结合于本文 中作为参考。所述阀门系统可构造成在患者吸气时彻底地阻止或提 供呼吸气体进入患者体内的阻力。对于彻底阻止呼吸气体流动的阀 门系统，这样的阀门可以构造为压力响应阀，其在达到胸内负压阈 值后开启。
例如，呼吸气体流入的阻力可设置在大约0cmH2O柱至大约 -25cmH2O柱的范围内，并且可以是可调的或固定的。优选地，所 述阀门系统可以构造成当胸内负压在大约-2cmH2O柱至大约 -20cmH2O柱的范围内时开启。此外，所述阀门系统可以连续使用 或在可变基础上使用。例如，该阀门系统可用于每隔一次的自主呼 吸中。
虽然不是用来限定，但是特定种类的能用来降低颅内压以及眼 内压的阻力阀门包括那些具有弹簧加载的装置的阻力阀门，用来封 闭和开启阀门管腔的自动/电子和机械装置，鸭嘴形阀门，球阀， 及其它压力敏感阀门系统，当经受由自主呼吸和/或外部装置(例如 通气机，膈神经刺激器，铁肺以及类似物)触发的低压差时，这些 压力敏感阀门系统能够开启和关闭以操控胸内压。
在过去，由于胸腔内真空对随后心脏收缩增加的影响，因而这 样的阈值阀门系统用于增加心脏静脉预载以及增加心输出量，每搏 输出量以及血压。与之相反，本发明的技术方法通过促进血液从大 脑静脉侧流出来发挥作用。虽然当使用这样的阀门系统时可能造成 血液流出心脏至各重要器官(包括至大脑)的量增加，但是由于已 知的流向大脑血流量的增加，这些阀门系统对降低颅内压的影响是 相当难以料想的。但值得注意的是，当使用这些阀门系统时，流出 大脑的静脉血压的降低仍然是显著的。因此，尽管流向大脑的血流 量增加，但该阀门系统的净效应是颅内压的降低。
借助连接于人气道的阀门系统，通过经阀门系统吸气可增强胸 内负压。如果人体正在自主呼吸，那么此人可简单地经过阀门系统 进行呼吸。如果患者不能自主呼吸，则可使用多种技术来进行人工 吸气，这些技术包括对隔膜的电刺激，一种负压通气机(如体护胸 甲或铁肺)，或一种在正压换气间也产生真空的正压通气机。作为 一个实施例，可以刺激至少一些呼吸肌，特别是吸气肌，以便以重 复方式收缩，从而使患者通过阀门系统吸气，因而增加了胸内负压 值并延长了胸内负压的持续时间，即呼吸肌的刺激增加了低于或负 于外周静脉系统内的压力的胸内压的持续时间和程度。在呼吸肌收 缩以后，患者通常会“喘气”。这些技术可单独实施，或与阀门系 统联合使用。
在可被刺激而收缩的呼吸肌中有隔膜，胸壁肌，包括肋间肌以 及腹肌。可被刺激而收缩的特定的胸壁肌包括可抬高上部肋骨的肌 群(包括斜角肌以及胸锁乳突肌)，以及用以固定肩胛带的肌群(包 括斜方肌，脊胛肌，以及levatores angulorum scapulorummuscles)， 和那些用以抬高肋骨的肌群(包括serrati antici majores以及大胸肌 和小胸肌)，如在Leslie A.Geddes“Electroventilation-A Missed Opportunity？”，Biomedical Instrumentation & Technology，July/August 1998，pp.401-414中概括地介绍的，将其全部披露内容以引用方式 结合于本文中作为参考。在呼吸肌中，两个偏侧膈以及肋间肌似乎 对呼吸过程作出了最重要的贡献。可以以多种方式刺激呼吸肌使其 收缩。例如，可通过对不同的受刺激时引起隔膜收缩的神经或肌束 提供电流或磁场，而使隔膜被刺激而收缩。相似的技术可用于刺激 胸壁肌收缩。各种脉冲列、脉冲宽度、脉冲频率和脉冲波形可用于 刺激。此外，电极位置以及脉冲传输时间是可变的。在一个特定方 面，可以提供电流梯度或磁场以直接或间接刺激膈神经。
为了对吸气运动神经进行电刺激，电极优选地被安放在患者脖 子的侧面，跨过膈神经所在的位置；在下胸骨侧面的胸腔表面，以 便在膈神经进入隔膜时传送电流至膈神经；在腋前上部胸腔，以便 刺激胸部神经；在咽喉的口腔咽部；或就在喉部。然而，应当明了 可以采用其它的电极安放部位。例如，在一个实施例中，通过沿胸 廓的较低的前外侧(antero-lat)边缘传送的经皮电脉冲来刺激呼吸 肌。在一个实施例中，利用与气管内导管或咽喉管相连接的一个或 多个电极来刺激吸气肌群以引发吸气过程。为了刺激隔膜，可以在 靠近C3-C7的颈区刺激膈神经，如在C3，C4或C5之间，或在膈 神经进入隔膜处。刺激隔膜收缩的替代技术包括对隔膜或膈神经的 磁场刺激。也可以采用磁场刺激来刺激胸壁肌。对隔膜或胸壁肌的 电场刺激可通过在皮肤上放置一个或多个电极来实现，优选在邻近 颈区或胸廓低区(虽然也可在其它区域)，而后在电极之间提供电 压梯度，其产生经皮电流以刺激呼吸肌收缩。此外，皮下电极也可 用来刺激呼吸肌收缩。其它技术在美国专利第6463327号中已有介 绍，将其全部披露内容以引用方式结合于本文中作为参考。
阀门系统可具有固定的或可调节的启动压力，以使一旦达到所 希望的胸内负压，可以减轻气流阻力。此外，本发明的阀门(系统) 可以构造成手动或自动可调的。气流阻力的可变程度可基于与接受 治疗的患者相连的一个或多个传感器测得的生理参数。这样，对气 流的阻力可以调整，以使机体的生理参数在一个可接受的范围内。 如果使用一种自动系统，这样的传感器可与控制一个或多个机械装 置的控制器相连，其改变进气阀的阻力或驱动压力(如在以引用方 式结合于本文的参考文献中通常描述的)。
因此，本发明的阀门系统也可与检测胸内压变化或其它生理参 数的传感器整合或相连。一方面，这些传感器可构造成无线传输其 测量信号至一远程接受器(其与控制器联系)。于是，该控制器可 利用测量所得信号来调整(描述的或以引用方式结合于本文的)阀 门系统的运行。例如，这些传感器可用来监测血压，心脏内压力， 胸内压，呼气末正压，呼吸率，颅内压，眼内压，呼吸流，氧输送， 温度，血液pH，呼气末CO2，组织CO2，血氧，心输出量或类似参 数。从这些传感器输出的信号可以无线传送至接受器。然后控制器 使用这些信息以调控进气阀的阻力或驱动压力(如以引用方式结合 于本文的参考文献中所描述的)。
这些用于降低颅内压的技术可应用于多种情况(settings)。例 如，这些技术可实施于正自主呼吸的患者，那些不能呼吸但其心脏 仍能搏动的患者，以及心脏停搏的患者。在后面的病例中，这些技 术可在执行CRP时使用一些装置间歇地在胸腔内产生真空状态。这 可通过使用阀门系统或其它类型的压力调控系统来实现。此外，这 样的系统也可用于其它情形，包括当人正在呼吸时。
图1是说明一种用于降低颅内压或眼内压的方法的流程图。如 步骤10所示，此过程是通过将阀门系统连接于人的气道来进行。 可以使用任何种类的联接机构，如通过接口管，气管内导管、面罩 或类似物。此外，可以使用任何描述的或以引用方式结合于本文中 的阀门系统。在步骤20中，(人工或通过自主呼吸)将患者胸内负 压反复降低。人工降低胸内负压的技术实例包括使用铁肺胸甲装 置，能产生负压的通气机，能提供每分钟约200到约2000次高频 振动的通气机，膈神经刺激器，或类似装置。因为当阀门系统与患 者的气道连接时患者胸内负压被反复降低，所以在将血液输送出头 部的静脉管中的压力也得以降低。在此情况下，颅内压和眼内压得 以降低。
如步骤30所示，可以可选地测量患者的不同生理参数。这些 参数的实例包括呼吸率，胸内压，气管间压，颅内压，颅内血流， 眼内压，血压，心率，呼气末CO2，氧饱和度，及类似参数。此外， 如步骤40所示，所述阀门系统的启动阈值水平可根据测得的生理 参数值可选地加以调整。可以完成此操作以最大限度地提高大脑血 液输出量或仅监控患者的病情以确保患者保持稳定。
图2图示了与阀门系统200连接的面罩100的一个具体实施例。 面罩100构造成固定于患者的脸部以便覆盖患者的嘴和鼻。面罩100 和阀门系统200是一种可用来降低胸内压从而降低颅内压和眼内压 的装置的实例。然而，应当明了可以使用其它阀门系统和其它连接 装置，包括，例如，那些先前提到的阀门系统和连接装置。因此本 发明并不限于以下描述的特定阀门系统和面罩。
还参照图3-5，对阀门系统200进行更加详细地描述。阀门系 统200包括带有承窝204(通气管208的球206容纳在其中)的阀 门箱体202。这样，通气管208可绕水平轴转动，并相对于垂直轴 枢转。一个呼吸源，如通气袋，可与通气管208相连以协助通气。 间隔地安装于鸭嘴形阀门212上方的过滤器210置于通气管208内。 支持隔板216的隔板支架214安装于箱体202内。阀门系统200还 包括由第二箱体220保持在适当位置的患者用气孔(patient port) 218。箱体220方便地包括接头(或键形物)222以方便阀门系统 200与面罩100的连接。在箱体220内还安装有止回阀224，该止 回阀包括弹簧224a，环形件224b，以及O型环224c。弹簧224a 相对于患者用气孔218对环形件224b施以偏压。患者用气孔218 包括旁路孔226，该旁路孔226被止回阀224的O型环224c覆盖 直至患者用气孔218中的压力达到负压阈值以使弹簧224a压缩。
当主动对患者进行通气时，呼吸气体被迫通过通气管208。这 些气体流经过滤器210，通过鸭嘴形阀门212，并抬起隔板214，以 使气体通过气孔218流出。因此，简单地通过迫使呼吸气体通过通 气管208，就可以在任何时候对患者进行通气。
在呼吸循环的呼气阶段，呼出的气体流经气孔218并抬起隔板 214。然后这些气体通过通气管208内的通道227，在这里它们通过 孔229离开阀门系统(参见图3)。
在呼吸循环的吸气阶段，阀门系统200阻止呼吸气体流入肺中 直至超过胸内负压阈值。当胸内负压阈值被超过时，止回阀224由 于弹簧224a被压缩而下拉，使得呼吸气体(首先通过管208和鸭 嘴形阀门212)流经孔226并进入到患者的肺。阀224可以设置成 当胸内负压达到大约0cmH2O柱至大约-25cmH2O柱的范围时打 开，更为优选的范围是从大约-2cmH2O柱至大约-20cmH2O柱。因 此，在患者吸气过程中，通过使用阀门系统200可增强胸内负压的 大小和持续时间。一旦胸内负压降到阈值以下，复进弹簧224a就 会再次关闭止回阀224。这样，在将血液输送出大脑的静脉血管内 的压力也得以降低。在此情况下，更多的血液流出脑部以降低颅内 压和眼内压。
本文描述的任何一种阀门系统均可结合到如图6所示的治疗系 统300。虽然可以使用本文描述的任何一种阀门系统或连接机构或 类似物，但系统300可以方便地包括面罩100以及阀门系统200。 阀门系统200可方便地与控制器310连接。于是，控制器310可以 以类似于本文所描述或提及的任何具体实施例中的方式来控制阀 门系统200的阻抗水平。可基于生理参数的测量结果或利用程序化 的调整进度表来调整阻抗水平。系统300可包括很多种传感器和/ 或测量设备来测量本文所描述的任何一种生理参数。这些传感器或 测量设备可与阀门系统200或面罩结合为一体或相连接，或者也可 以是分开的。
例如，阀门系统200可包括用于进行压力测量(如胸内压力、 颅内压，眼内压)的压力传感器，用于测量空气的入肺流速或出肺 流速的流速测量设备，或用于测量呼出的CO2的CO2传感器。
其它传感器或测量设备的实例包括心率传感器330，血压传感 器340，以及温度传感器350。这些传感器可与控制器310相连以 便记录测量结果。此外，应当明了可以使用其它类型的测量设备来 测量各种不同的生理参数，如氧饱和度和/或血氧水平，血液乳酸盐， 血液pH，组织乳酸盐，组织pH，血压，心内压，胸内压，呼气末 正压，呼吸率，颅内压，眼内压，呼吸流，氧输送，温度，呼气末 CO2，组织CO2，心输出量或类似参数。
在一些病例中，控制器310可用来控制阀门系统200，控制任 何一种传感器或测量设备，记录测量结果以及进行任何比较。可替 换地，一组电脑和/或控制器可联合使用以完成这样的任务。这种装 备可有适当的处理器，显示屏，输入输出设备，进入设备，存储器 或数据库，软件，以及运行系统300所需的类似设备。
多种设备也可连接于控制器310以使患者进行人工吸气。例如， 这样的设备可包括通气机360，铁肺胸甲设备370或膈神经刺激器 380。通气机360可构造成在人体内产生胸内负压，或可以是一种 能产生每分钟约200到约2000次振动的高频通气机。
实施例1
以下的一个非限定性实施例举例说明根据本发明如何降低胸 内负压。在该实施例中，用异丙酚(普鲁泊福)麻醉重30kg的猪。 使用插入硬脑膜以下的顶端附加微压计的电子米氏(Millar)导管， 连续测量了这些自主呼吸的猪的颅内压。使用安放在气管内隆凸 (或龙骨状突起)水平上的米氏导管，记录胸内压(ITP)。在猪稳 定后，在0cmH2O柱的吸气阻抗(吸气阻力)下然后在5，10，15 和20cmH2O柱的吸气阻抗下，记录了血压，心率，以及通气率， 颅内压(ICP)和胸内压。使用如图2-5所示的阻力阈值阀(ITV) 获得了吸气阻抗。
在基线处，颅内压大约为8/4mmHg。如图7所示，随着吸气阻 抗量的增加，颅内压也相应降低。当猪通过20cmH2O柱的阻抗呼 吸时，颅内压为6/-2mmHg。在对猪的多项研究中，这些结果均被 观测到并且是可重现的。接下来，将米氏导管插入猪脑内3cm。颅 内压因该管的插入外伤而增加。在新的基线上，颅内压增至 25/22mmHg。接着，在不同的阻力水平上对阻抗阈值阀加以评价(图 8)。颅内压再次与吸气阻抗的程度成比例地降低。
实施例2
在本实施例中，在从心脏停搏的恢复过程中，颅内压增高。本 实施例使用了一种猪模型，其中心室颤动6分钟，接着是心肺复苏 6分钟，然后是心脏除颤。当这些动物使用类似于实施例1中的阀 门系统在10cmH2O柱的吸气阻抗下呼吸时，自主呼吸造成颅内压 高达50％的降低。
在以上所有实施例中，相对于身体的其余部分，胸内压降低， 造成抽气效应，其降低了排出大脑的静脉血管中的压力，因而降低 了颅内压。
本发明进一步提供了通过促进脑脊液(CSF)的运动以降低颅 内压(ICP)的技术及设备。有很多原因可造成ICP升高，包括头 部损伤，局部缺血，渗量失衡(osmolar imbalance)，脑水肿，肿瘤， 透析并发症，感染，中风，高血压危象。每一个因素都可造成ICP 的缓慢升高，在一些病例中，可造成ICP迅速升高。脑容固体物质 占约80-85％的由头骨封住的物质。脑血量占3-6％而CSF占 5-15％。参见，Anesthesia，Third Edition Editor，Ron Mllar.Chapter authors：Shapiro and Drummond.Chapter 54(1990)，将其全部披露 内容以引用方式结合于本文中作为参考。在正常生理状态下，CSF 以未受阻止的方式在脑内从其生成部位移动至其在脑内再吸收的 部位。因为脑中内容物实际上是不可压缩的，所以三种主要成分(脑 物质，血量，CSF量)中的任何一种成分体积上的变化将导致其它 一种或两种脑成分相应的改变。当脑体积增大时，由于(secondary to)非CSF成分的增加，一些CSF被迫流至其它位置，包括通过枕 骨大孔(头骨上将头骨连接到脊髓所在部位的洞)并进入围绕脊髓 的CSF液体空间。当非CSF成分体积或大小增大时，颅内压升高。 仰卧时正常的ICP水平是10-15mmHg柱。当高于15-20mmHg柱时， 继发于压缩及随之而来的组织缺血(缺乏充分的血流)可发生对大 脑的损害。通过很多临床干预可以降低ICP水平，包括限水，利尿 剂，类固醇，换气过度，脑静脉压降低，降低体温，CSF排流，和 外科减压。
增高的ICP导致CSF液体运动和转移的减少。尽管ICP上升， 但CSF液体的生成通常保持恒定(大约150ml/天)。CSF液体再吸 收可随ICP升高而减缓。通过使用本文所描述的阀门系统，可降低 中心静脉压。依次，这造成了ICP的降低，并导致CSF液体运动或 转移及再吸收的增加。这导致了ICP的进一步降低。
本发明的阀门系统可用于自主呼吸的个体，以及使用负压通气 进行通气的患者或使用通气机通气的患者，该通气机可造成至少一 部分呼吸循环过程中的中心静脉压的降低。每次通过使用本发明的 阀门系统造成胸内压的降低，将伴随ICP的降低和CSF运动的增加。 换言之，当使用该阀门系统时，ICP波形的波峰和波谷间的差异将 增加。由于胸腔内压力的变化(其通过静脉血管传递至脑部)，这 种正弦运动发生在自主呼吸的人群中。正常波动的CSF压力(该压 力在每一次吸气过程中增高和下降)可用所述阀门系统来改变。更 准确地说，阀门系统造成更低的波谷值，因此在每一次吸气过程中 造成ICP总的变化。在不能呼吸的患者中，当和多种通气设备一起 使用时，借助该阀门系统也可产生类似的效应，其中通气设备包括 铁肺，膈神经刺激器(如在美国专利第6234985号，第6224562号 以及第6312399号中所描述的膈神经刺激器，将其结合于本文中作 为参考)，用来周期性扩张胸腔的胸部吸盘以及类似物。
增加的CSF液体运动导致大脑新陈代谢状态的全面提高。这示 意性示出了在图9A和图9B中。图9A表示了正常状态下的大脑 400。大脑400被产生于部位404的CSF402包围。CSF又被头骨 406包围。血液通过动脉408进入大脑400，并通过静脉410流出。 静脉410还包括CSF排出部位412。图9A中一箭头表示了CSF排 出时CSF流动的方向。从大脑400向被枕骨大孔416包围的脊髓 414延伸。
在图9B中，大脑400明显肿胀，这使得CSF所在的空间402 减少。如箭头418所示，大脑400的肿胀可阻止CSF流向脊髓414。 并且，CSF流至部位412的运动减少从而妨碍了CSF流出头骨406 的运动。
通过使用本文所描述的阀门系统治疗与以上提及的所有病症 相关的ICP升高，可减少大脑肿胀。在此情况下，在相同的情形下， 增加了CSF运动和液体转移。这导致颅内压的进一步降低，因为 CSF可以重新分布。
现参照图10，将描述心房收缩对ICP的影响。如图所示，心房 收缩导致ICP的相位运动。在心脏心室颤动中可最清楚地说明这一 点。在该情形中，心房常自主跳动并且每个收缩与舒张波形的压力 可迅速传递至脑并且反映出几乎一致的ICP的波动。本发明人已发 现这些流体系统(静脉血管和CSF)联系得如此紧密，以致心律的 微小变化导致CSF压力的迅速变化。因此，在有显著心律问题或显 著心力衰竭的患者中，起因于这些病症的右心压力上升会导致ICP 升高。由于大脑灌注是由进入大脑的血液压力(平均动脉压)减去 血液离开大脑的血液压力(ICP和中心静脉压)所决定的，因此这 样的ICP升高可造成大脑灌注的下降。使用本文描述的阀门和胸内 真空系统可引起胸内压的降低。如图10所示，向下的箭头表示通 过该阀门系统每一次吸气过程的时间选择。在基线状态下，心房纤 颤发作前，每次吸气(以小箭头表示)导致ITP的降低，右心房压 力的降低，中心静脉压的降低，然后是ICP的迅速降低。心房纤颤 发作时，颅内压升高，并且ICP振幅变化的正弦曲线图型振幅减小。 一旦动物开始通过-10cmH2O柱的吸气阻抗吸气时，胸内压(ITP) 迅速降低，右心房(RA)压力迅速降低，以及颅内压迅速降低并伴 随有随着每次吸气ICP正弦波动的恢复。随着ICP的升高，通过阻 止装置的吸气导致ICP降低，脑脊液流动增加，并减少了由于增加 的大脑灌注所引起的大脑缺血。这样，所述阀门系统可用于治疗有 心律问题的患者，例如心房纤颤，或用于治疗心力衰竭的患者(其 具有增加的ICP)，以降低患者的ICP，增加CSF液体运动和转移， 并且最终帮助他们改善其脑功能。
因此，可通过反馈ICP，血压，呼吸率，或其它生理参数的测 量值来控制或调节吸气阻抗量或胸内负压产生(可通过多种技术产 生)量。这样的系统可包括闭环反馈系统。
图11是一流程图，其举例说明了另一种用于治疗头部创伤患 者的方法，其中头部创伤与升高的颅内压有关。在此情况下，应当 明了，这样的技术(除了用于治疗其它许多患者之外)也可用来治 疗低血压患者或心脏停搏患者。虽然这些技术在一些病例中可用于 能够呼吸的患者，但其用在不能呼吸的患者的病例中尤其有效。
广义上讲，当治疗遭受头部损伤的患者时，使患者胸内压降低 以使颅内压降低。从而，这将有助于减少继发性大脑损伤。如步骤 500所示，设备可与人相连以协助降低人的胸内压。各种各样的设 备和技术可用来降低胸内压，包括使用一种能排出呼吸气体的机械 通气机，如在美国专利第6,584,973号中描述的一种机械通气机； 一种膈神经或其它肌肉刺激器(使用或不使用阻抗机械装置，如那 些在美国专利第5,551,420号、第5,692,498号、第6,062,219号、 第5,730,122号、第6,155,257号、第6,234,916号和第6,224,562号 中所描述的阻抗机械装置)，如那些在美国专利第6,234,985号、第 6,224,562号、第6,312,399号和第6,463,327号中描述的肌肉刺激器； 一种铁肺设备；一种能向外推胸壁以造成与铁肺效果类似的胸内真 空效应的胸部背心(thoracic vest)；一种通气袋，如在共同提出的 未决美国专利申请第10/660366号(2003年9月11日提交，与本 申请在同一天提交)中所描述的一种通气袋(代理人卷号： no.16354-005400)，以及类似设备和方法。将所有这些参考文献的 全部披露内容以引用方式结合于本文中作为参考。对于可呼吸患 者，如上所述的并且设置为当在吸气过程中产生大约5cmH2O柱的 压力时打开的阈值阀门，可用来增强人的胸内负压。
当患者不能呼吸时，如步骤502所示，将为患者提供正压呼吸。 这可借助机械通气机，通气袋，嘴对嘴复苏器，或类似装置来实施。 接着是胸内压的迅速降低。这可通过从患者的肺排出或驱除呼吸气 体来实现，如步骤504所示，上述的任何一种技术均可用来降低 胸内压。该胸内压的降低还造成中心静脉压和颅内压的降低。
呼气阶段的真空效应可以是恒定的，随时间变化的或脉冲的。 以下将参照图12A-12C描述施加真空的不同方式的实例。可提供初 始正压呼吸大约250毫秒至大约2秒的时间，并且更为优选的是提 供大约0.75秒至大约1.5秒。呼吸气体排出时间可为正压呼吸时间 的大约0.5至大约0.1。正压呼吸可以以每秒大约0.1升至每秒大约 5升的流速，更为优选的是以每秒大约0.2升至每秒大约2升的流 速输送。呼气流速(如在使用机械通气机时)可以在每秒大约0.1 升至每秒大约5升的范围内，更为优选在每秒大约0.2升至每秒大 约2升的范围内。可以借助逆向流动或无任何流动来保持真空状态。 该真空状态可在大约0mmHg柱至大约-50mmHg柱的范围内，并且 更为优选的是在大约0mmHg柱至大约-20mmHg柱的范围内。
如步骤506所示，只要对控制颅内压有必要，就可以重复输送 正压呼吸然后立即降低胸内压的过程。一旦完成，该过程在步骤508 处结束。
产生正压呼吸以及真空状态的方式可根据特定的应用而改变。 可以以各种具有不同的持续时间和斜率的波形来应用这些方式。实 例包括使用方形波，双向(biphasic)(其中产生真空，接着是正压)， 衰减(其中产生真空，然后允许衰减)，以及类似形式。三个说明 这如何发生的特定实例图示说明于图12A-12C中，虽然其它实例也 是可行的。为了讨论方便，正压呼吸发生的时间段可按照吸气阶段 来定义，并且胸内压降低的时间段可按照呼气阶段来定义。每分钟 正压呼吸可以发生大约10次到大约16次，其中吸气阶段持续大约 1.0至大约1.5秒，并且呼气阶段持续大约3到大约5秒。如图12A 所示，迅速提供呼吸气体，直至压力高达约22mmHg柱。这一压力 立即变至大约-10mmHg柱的负压。保持此压力相对恒定直至呼气阶 段结束，重复循环。
在图12B中，较缓慢地提供正压。当达到大约10mmHg柱至 大约15mmHg柱的压力时，该压力迅速变至大约-20mmHg柱的负 压。该负压逐渐下降，在呼气阶段结束时降至大约0mmHg柱。然 后重复该循环。因此，在图12B的循环中，与图12A中的循环相比， 正压被降低，并且负压最初更低，但允许逐渐增高。该项技术设计 用来帮助减少可能的气道萎陷。
在图12C中，正压升高至大约20mmHg柱而后立即降至大约 0mmHg柱。然后负压在呼气阶段结束的过程中逐渐增高至大约 -20mmHg柱。该循环设计用来帮助减少可能的气道萎陷。
图13A和图13B示意性说明了一种可用来降低不能呼吸患者 的胸内压的设备500的一个实施例。设备500包括具有接口通路504 的箱体502，利用任何类型的患者用接口可直接或间接地将接口通 路连接于人的气道。箱体502还包括真空源接口506，该真空源接 口可以与任何类型的能产生真空的设备或系统成流体连通。另外与 箱体502相连的是一种调节真空状态的装置，如压力响应阀门系统 508。设备500还包括通气接口510，如果需要，在未提供真空时， 该通气接口可以用来对患者提供呼吸。
在本实施例中，基本上任何类型的真空源都可提供真空，并且 调节器可包括阻抗阀门，如那些在美国专利第5,551,420号、第 5,692,498号、第6,062,219号、第5,730,122号、第6,155,257号、 第6,234,916号、第6,224,562号、第6,234,985号、第6,224,562号、 第6,312,399号以及第6,463,327号中所描述的阻抗阀门以及本文描 述的其它阻抗阀门。为提供呼吸，可使用多种通气源，例如，袋状 阀门复苏器，其与接口510相连。设备500可进一步包括机械装置 512以便在从袋状阀门复苏器传送呼吸给患者时抑制真空状态。一 旦呼吸被传送，机械装置512运转以允许在胸腔内重新施加真空。 如图13B所示，用来关闭和开启真空源的机械装置512可包括一种 滑动开关，其可以移动以关闭具有真空源的箱体500的支路。然而， 也可以使用其它类型的开关或机械装置。在一些实例中，真空源可 配置一控制器，该控制器构造成在给予呼吸时关闭真空，以致不需 要机械装置512。并且，控制器和合适的传感器可用来检测何时传 送和停止呼吸，以使控制器可以适当地操作机械装置512。在传送 呼吸后，机械装置512移回至图13A所示的位置以便可以给患者提 供真空。当真空度达到阈值时，调节器508运转以保持大致为阈值 水平的真空度。
图14A和图14B图示说明了一种可用于患者治疗的设备530 的另一个实施例。设备530利用与在图13A和图13B中说明的设备 500类似的原理运转。设备530包括箱体532，该箱体具有可连接 于患者气道的患者用接口534和箱体可与真空源相连的真空接口 536。箱体532还包括通气接口538，通过该通气接口538可提供正 压呼吸。与箱体532相连的还有真空调节器540，其调节供给患者 的真空量。下文将参考图15A和图15B描述可使用的流量调节器的 一个实例。然而，应当明了，可以使用本文描述的任何一种流量调 节器。箱体532内安装有流量控制设备542，其用来调节气体通过 箱体532的流动。流量控制设备542包括可以在箱体532内滑动的 圆柱状构件544，并且包括流动通道546，当流量控制设备542在 图14A所示的位置时，该流动通道允许气体在接口534和536之间 流动。便利地，使用弹簧548或其它偏压机械装置以保持流量控制 设备542在图14A所示的静止位置(或原位，home position)。流 量控制设备542还包括由图14A中箭头所示的流动通道550，以允 许气体在调节器540和接口536间流动。因此，当处于静止位置(或 原位)时，通过接口536可以向患者提供真空，其可降低患者的胸 内压。如果真空度变强，可使气流流经调节器540以降低真空度。
如图14B所示，流量控制设备542还包括流动通道552，该流 动通道流经接口538至接口534。这使得正压呼吸通过接口538提 供给患者。更准确地说，当气体通过接口538注入时，气体流入流 量控制设备542使其在箱体532内运动并压缩弹簧548。在此情况 下，当它被箱体532封闭时流动通道546关闭。流动通道550也关 闭，只剩下流动通道552开启以允许呼吸气体流向患者。当正压呼 吸停止时，弹簧548迫使流量控制设备回到静止位置，在那里再次 向患者提供真空。
因此，当从接口536提供真空时，空气通过接口534排出患者 体外直至达到阻抗阀门540的开启压力。此时空气从接口538处的 通气源通过阻抗阀门540，由此设定患者获得的真空限值。当从接 口538处的通气源传送正压通气时，内滑动开关圆柱体542向下运 动以关闭真空源，从而允许传送正压量以向患者提供呼吸。流量控 制设备542可包括杯状通路(杯状开口)556，其随着施加的最小 力帮助设备542移动。一旦呼吸被传送，则没有正压力从通气源传 送到设备542，弹簧548会向上推，从而重新将患者暴露于真空源。
设备530还可包括可选的压力排气调节器560。当真空源过强 时，排气调节器560开启以允许降低超过期望的真空压力。排气调 节器560可构造成当压力大于大约20到大约100mmHg柱时打开。
虽然图13和图14示出的设备显示有机械开关装置，但也可以 使用其它的开关装置，如磁，电子，或电动开关装置。其它种类的 可用的开关包括球阀，挡板阀，鱼嘴阀，或其它机械装置以及电子 或电动阀门系统，包括电磁阀，以允许在从通气源输送正压呼吸以 后，暂时抑制真空状态。附加的调节器也可用在真空源上以限制真 空流动或真空作用力。例如，真空源可构造成在达到阈值水平以后 提供恒定真空。此外，真空调节器和阻抗阀门508和530可以是可 变的或设定为固定的阻抗水平。真空源也可为抽气管道或来自一种 连有氧气罐的文丘里装置，其可向患者提供氧气和真空源。此外， 本发明并不限于使用一种阻抗阀门(如所示的)来调整真空。而是 可以使用多种开关和调整装置。通气源类似地也不限定并且可包括 诸如嘴对嘴复苏器，袋状阀门复苏器，自动通气机，及其类似物。
图15A和图15B更详细地图解说明流量调节器540。调节器 540包括一箱体570，该箱体具有患者用接口572以及通气口574。 可选地，也可以提供附加的氧气端口576。气体可经两条流动通道 之一流经箱体570(在端口572和574之间)。第一流动通道被单向 止回阀578封闭，单向止回阀包括止回阀垫圈580和弹簧582。第 二流动通道被隔板584封闭。
运行中，当真空源在接口536抽真空时，则在患者用接口572 形成真空(参见图14A)。当真空度达到阈值时，弹簧582压缩使 垫圈580向下移动，从而产生如图15B所示的流动通道。当抽真空 时，隔板584关闭以阻止空气经另一流动通道流动。只要真空在阈 值水平，垫圈580就保持与开口间隔开。这样，调节器540能够保 持恒定的真空水平。
当准备对患者通气时，停止真空并且将呼吸气体注入端口574 和/或端口576。这些气体抬升隔板584以使气体流向患者。
实施例3
实施例3是另一非限定性实施例，其说明根据本发明的一个方 面如何降低颅内压和胸内压以及如何增加心脏动脉收缩压。在该实 施例中，用异丙酚(普鲁泊福)麻醉重30kg的猪。使用插入硬脑 膜以下2cm的顶端附加微型压力计的电子米氏导管，测量这些不能 呼吸的猪的颅内压。使用安放在气管内隆凸水平上的米氏导管，记 录胸内压(ITP)。心脏收缩期主动脉血压(SBP)可通过米氏导管 在主动脉内测量。为了调节胸内压，使用了类似于图14A，图14B， 图15A和图15B所示的系统，其具有吸气阻抗(在流速30L/mim 的情况下，为-8cmH2O柱)。以每分钟10次呼吸的速率提供正压通 气，其中通过自动传送通气机经1.0s的时间传送大约400ml的潮气 量。介绍这些新的心肺-头骨交互作用的目的，方法，结果，和结论 总结如下。
此实施例的目的是用心脏停搏和固定放血出血性低血压休克 相继发作的呼吸暂停的猪模型，评价新型吸气阻抗阈值设备(ITD) 的急性使用，该设备连接有可控但连续的真空(CV)源，以降低胸 内压(ITP)和颅内压(ICP)，但同时提高平均动脉压(MAP)、冠 状动脉灌注压(CPP)和脑灌注压(CerPP)。此动物模型既与心脏 停搏后的ICP升高有关，又与出血后显著的低血压相关。
该实施例使用了6只农场母猪(28-32kg)，其用异丙酚麻醉， 插进管子并进行通气，以保持正常血碳酸水平(normocarbia)和氧 饱和度＞90％。诱导心室颤动，接着是无治疗6分钟，标准CRP 6 分钟，然后除颤。在回到自主循环后并在进行每分钟10次呼吸的 机械通气时，以每分钟60cc的速率移走35％的血量。5分钟后，和 正压换气(100％的氧气，10bpm的速率)一起应用ITD-CV 5分钟。 而后除去ITD-CV，同时再次以每分钟10次呼吸的速率施加正压换 气。在应用ITD-CV之前、期间以及之后，测定血液动力学参数以 及动脉血气体。借助配对t检验和方差分析(ANOVA)进行了统计 学分析以比较使用ITD-CV与不使用ITD-CV的结果。
将结果汇总于下表。如表所示，通过调控胸压，使用ITD-CV 使ITP和ICP瞬时降低同时MAP迅速升高以及CerPP显著升高。 因此，ITD-CV可用来治疗低血压，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
为了清楚和理解起见，现已对本发明进行了详细描述。然而， 应当明了，在所附权利要求范围内可以进行某些变化和改进。
相关申请的交叉引用
本申请是美国专利申请第10/660,462号(提交于2003年9月 11日)的部分继续申请，美国专利申请第10/660,462号是美国专利 申请第10/460,558号(提交于2003年6月11日)的部分继续申请， 美国专利申请第10/460,558号是美国专利申请第10/426,161号(提 交申请于2003年4月28日)的部分继续申请，将其全部披露内容 以引用方式结合于本文中作为参考。
本申请也与美国专利申请第10/765,318号(提交于2004年1 月26日)相关，将其全部披露内容以引用方式结合于本文中作为 参考。