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用于支持受试者的气道的系统和呼吸用具
    本专利申请根据美国法典第 35 条第 119(e) 款要求 2008 年 12 月 30 日提交的美 国临时申请号 61/141251 的优先权， 该临时申请的内容通过引用合并于此。
     本申请涉及 2008 年 12 月 30 日提交的美国专利申请序列号 61/141270、 2008 年 12 月 30 日提交的美国专利申请序列号 61/141250 以及 2008 年 12 月 30 日提交的美国专利申 请序列号 61/141252， 这些专利申请的全部内容在此合并到本申请中。
     本发明涉及在受试者呼吸时支持受试者的气道。
     遭受睡眠呼吸紊乱的患者通常是用气道正压通气 (PAP) 设备进行治疗的， 该气道 正压通气设备根据诸如持续气道正压通气、 成比例气道正压通气和成比例辅助通气等预定 通气模式提供呼吸气体的加压流。该加压气体在患者睡眠时支持患者的气道， 从而减少或 避免与睡眠呼吸紊乱相关联的呼吸停止事件。PAP 设备对于患者来说可能是不舒适的。这 降低了患者在治疗中的顺从性并且可能导致一些患者完全停止治疗。
     对睡眠呼吸紊乱的另一种治疗使用气道流阻器， 其阻挡来自患者的呼气的流动， 由此在呼气过程中支持气道。 然而， 常规气道流阻器在治疗过程中被置于气道内， 这对于一 些患者来说可能是不舒适的， 并且可能有点不卫生。将常规气道流阻器置于例如患者的鼻 孔内也将减小鼻孔的内部横截面积， 这可能不利地影响由流阻器提供的治疗。 此外， 气道流 阻器可能被从患者的气道中移走， 或者可能利用粘合剂 ( 例如在鼻孔周围 ) 来保持流阻器 在适当位置。 在一些情况下， 常规气道流阻器被一些患者视为是不舒适的， 并且可能不能为 一些患者提供足够的支持。例如， 在吸气过程中常规气道流阻器可能使得气道完全不受支 持， 或者甚至由于对吸入气流的一定量的阻力而降低压力。
     本发明的一个方面涉及一种呼吸用具， 其被配置为在受试者呼吸时支持受试者的 气道。在一个实施例中， 该呼吸用具包括主体和一组一个或多个吸气阀。所述主体被配置 为包围受试者的气道的一个或多个外部孔口， 其中， 所述主体在所述受试者的气道的所述 一个或多个外部孔口与环境大气之间形成多个流径， 所述多个流径包括第一流径子集， 该 第一流径子集由所述多个流径中的一个或多个但非全部构成。 所述组一个或多个吸气阀被 设置在所述第一流径子集中， 并且允许气体相对自由地从环境大气流到所述第一流径子集 内的所述受试者的气道的一个或多个外部孔口。 所述一个或多个吸气阀显著阻挡或密封所 述第一流径子集内从所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口到环境大气的气流。 对 用于从环境大气流到所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口的气体的由所述主体 形成的所述多个流径内的气流的累积阻力是足够低的， 以使得所述受试者能够通过所述主 体自由地吸气， 并且对用于从所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口流到环境大气 的气体的由所述主体形成的所述多个流径内的气流的累积阻力是足够高的， 以使得所述受 试者通过所述主体的呼气在所述受试者的气道中创建在呼气过程中支持所述气道的压力。
     本发明的另一方面涉及一种在受试者呼吸时支持受试者的气道的方法。 在一个实 施例中， 该方法包括 ： 利用主体包围受试者的气道的一个或多个外部孔口， 该主体在所述气 道的所述一个或多个外部孔口与环境大气之间形成多个流径， 所述多个流径包括第一流径 子集， 该第一流径子集由所述多个流径中的一个或多个但非全部构成 ； 在吸气过程中， 对用
     于通过所述主体从环境大气流到所述气道的所述一个或多个外部孔口的气流的所述多个 流径内的气流提供第一累积阻力， 其中， 所述第一累积阻力是足够低的， 以使得气体基本不 受阻碍地被从环境大气吸入所述气道的所述一个或多个外部孔口内 ； 以及在呼气过程中， 对用于通过所述主体从所述气道的所述一个或多个外部孔口流到环境大气的气流的所述 多个流径内的气流通过限制气流通过第一流径子集而基本不限制气流通过由所述主体形 成的所述多个流径中的其他流径而提供第二累积阻力， 其中， 所述第二累积阻力是足够高 的， 以使得通过所述主体呼出的气体升高所述受试者的气道内的压力， 从而使得所升高的 压力支持所述受试者的气道。
     本发明的另一方面涉及一种系统， 其被配置为在受试者呼吸时支持受试者的气 道。在一个实施例中， 该系统包括 ： 用于包围受试者的气道的一个或多个外部孔口的装置， 该装置在所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口与环境大气之间形成多个流径， 所 述多个流径包括第一流径子集， 该第一流径子集由所述多个流径中的一个或多个但非全部 构成 ； 用于在吸气过程中对用于从环境大气流到所述气道的所述一个或多个外部孔口的 气流的所述多个流径内的气流提供第一累积阻力的装置， 其中， 所述第一累积阻力是足够 低的， 以使得气体基本不受阻碍地被从环境大气吸入所述气道的所述一个或多个外部孔口 内； 以及用于在呼气过程中对用于从所述气道的所述一个或多个外部孔口流到环境大气 的气流的所述多个流径内的气流通过限制气流通过第一流径子集而基本不限制气流通过 由用于包围的所述装置形成的所述多个流径中的其他流径而提供第二累积阻力的装置， 其 中， 所述第二累积阻力是足够高的， 以使得从所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔 口呼出的气体升高所述受试者的气道内的压力， 从而使得所升高的压力支持所述受试者的 气道。 本发明的另一方面涉及一种呼吸用具， 其被配置为在受试者呼吸时支持受试者的 气道。在一个实施例中， 该呼吸用具包括主体、 一个或多个阀和处理器。该主体被配置为包 围受试者的气道的一个或多个外部孔口。所述一个或多个阀被设置在主体内， 并且被配置 为对从主体内部到主体外部的气流提供可控的阻力。 该处理器被配置为控制所述一个或多 个阀对从主体内部到主体外部的气流的阻力。
     本发明的另一方面涉及一种在受试者呼吸时支持受试者的气道的方法。 在一个实 施例中， 该方法包括 ： 包围受试者的气道的一个或多个外部孔口 ； 以及控制对一个或多个 流径内的气流的阻力， 其中气体通过所述一个或多个流径从受试者的气道的被包围的一个 或多个外部孔口流通到环境大气。
     本发明的另一方面涉及一种呼吸用具， 其被配置为在受试者呼吸时支持受试者的 气道。 在一个实施例中， 该呼吸用具包括 ： 用于包围受试者的气道的一个或多个外部孔口的 装置 ； 以及用于控制对一个或多个流径内的气流的阻力的装置， 其中气体通过所述一个或 多个流径从受试者的气道的被包围的一个或多个外部孔口流通到环境大气。
     本发明的另一方面涉及一种系统， 其被配置为在受试者呼吸时支持受试者的气 道。在一个实施例中， 该系统包括呼吸用具、 压力发生器和管路。所述呼吸用具被配置为控 制环境大气与受试者的气道的一个或多个外部孔口之间的气流。 所述呼吸用具对经过所述 呼吸用具从环境大气流到所述受试者的气道内的气体的气流具有第一阻力并且对经过所 述呼吸用具从所述受试者的气道流到环境大气的气体的气流具有第二阻力。 所述第一阻力
     显著低于所述第二阻力， 从而使得在吸气过程中气体基本不受阻碍地经过所述呼吸用具从 环境大气流到所述受试者的气道内， 并且在呼气过程中所述呼吸用具对从所述受试者的气 道流到环境大气的气体的所述第二阻力升高所述受试者的气道内的压力， 从而使得所升高 的压力支持所述受试者的气道。所述压力发生器被配置为生成可呼吸气体的加压流。所述 管路形成所述呼吸用具与所述压力发生器之间的气流路径， 该气流路径经由所述呼吸用具 将所述可呼吸气体的加压流从所述压力发生器递送至所述受试者的气道。
     本发明的另一方面涉及一种在受试者呼吸时支持受试者的气道的方法。 在一个实 施例中， 该方法包括 ： 在受试者的吸气过程中， 对从环境大气流到所述受试者的气道的一个 或多个外部孔口内的气体的气流提供第一阻力 ； 在所述受试者的呼气过程中， 对从所述受 试者的气道的所述一个或多个外部孔口流到环境大气的气体的气流提供第二阻力， 其中， 所述第一阻力显著低于所述第二阻力， 从而使得在吸气过程中气体基本不受阻碍地从环境 大气流到所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口内， 并且在呼气过程中所述第二阻 力升高所述受试者的气道内的压力， 从而使得所升高的压力支持所述受试者的气道 ； 生成 可呼吸气体的加压流 ； 以及在所述受试者呼吸时将所述可呼吸气体的加压流递送至所述受 试者的气道的所述一个或多个外部孔口。 本发明的另一方面涉及一种系统， 其被配置为在受试者呼吸时支持受试者的气 道。 在一个实施例中， 该系统包括 ： 用于在受试者的吸气过程中对从环境大气流到所述受试 者的气道的一个或多个外部孔口内的气体的气流提供第一阻力的装置 ； 用于在所述受试者 的呼气过程中对从所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口流到环境大气的气体的 气流提供第二阻力的装置， 其中， 所述第一阻力显著低于所述第二阻力， 从而使得在吸气过 程中气体基本不受阻碍地从环境大气流到所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口 内， 并且在呼气过程中所述第二阻力升高所述受试者的气道内的压力， 从而使得所升高的 压力支持所述受试者的气道 ； 用于生成可呼吸气体的加压流的装置 ； 以及用于在所述受试 者呼吸时将所述可呼吸气体的加压流递送至所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔 口的装置。
     本发明的另一方面涉及一种呼吸用具， 其被配置为在受试者呼吸时支持受试者的 气道。在一个实施例中， 该呼吸用具包括主体、 一组一个或多个呼气阀以及管路端口。所述 主体被配置为包围受试者的气道的一个或多个外部孔口， 并且在所述受试者的气道的所述 一个或多个外部孔口与环境大气之间形成多个流径。所述多个流径包括第一流径子集， 该 第一流径子集由所述多个流径中的一个或多个但非全部构成。 所述组一个或多个吸气阀被 设置在所述第一流径子集中， 并且允许气体相对自由地从环境大气流到所述第一流径子集 内的所述受试者的气道的一个或多个外部孔口。 所述一个或多个吸气阀显著阻挡或密封所 述第一流径子集内从所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口到环境大气的气流。 对 用于从环境大气流到所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口的气体的由所述主体 形成的所述多个流径内的气流的累积阻力是足够低的， 以使得所述受试者能够通过所述主 体自由地吸气， 并且对用于从所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口流到环境大气 的气体的由所述主体形成的所述多个流径内的气流的累积阻力是足够高的， 以使得所述受 试者通过所述主体的呼气在所述受试者的气道中创建在呼气过程中支持所述气道的压力。 管路端口被形成在所述主体中， 并且被配置为将所述主体的内部与通过所述管路端口递送
     可呼吸气体的加压流到所述主体的管路连接。
     本发明的另一方面涉及一种在受试者呼吸时支持受试者的气道的方法。 在一个实 施例中， 该方法包括 ： 在受试者的吸气过程中， 对从环境大气流到所述受试者的气道的一个 或多个外部孔口内的气体的气流提供第一阻力 ； 在所述受试者的呼气过程中， 对从所述受 试者的气道的所述一个或多个外部孔口流到环境大气的气体的气流提供第二阻力， 其中， 所述第一阻力显著低于所述第二阻力， 从而使得在吸气过程中气体基本不受阻碍地从环境 大气流到所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口内， 并且在呼气过程中所述第二阻 力升高所述受试者的气道内的压力， 从而使得所升高的压力支持所述受试者的气道 ； 接收 可呼吸气体的加压流 ； 以及在所述受试者呼吸时将所述可呼吸气体的加压流引导至所述受 试者的气道的所述一个或多个外部孔口。
     本发明的另一方面涉及一种呼吸用具， 其被配置为在受试者呼吸时支持受试者的 气道。 在一个实施例中， 该呼吸用具包括 ： 用于在受试者的吸气过程中对从环境大气流到所 述受试者的气道的一个或多个外部孔口内的气体的气流提供第一阻力的装置 ； 用于在所述 受试者的呼气过程中对从所述受试者的气道的所述一个或多个外部孔口流到环境大气的 气体的气流提供第二阻力的装置， 其中， 所述第一阻力显著低于所述第二阻力， 从而使得在 吸气过程中气体基本不受阻碍地从环境大气流到所述受试者的气道的所述一个或多个外 部孔口内， 并且在呼气过程中所述第二阻力升高所述受试者的气道内的压力， 从而使得所 升高的压力支持所述受试者的气道 ； 用于接收可呼吸气体的加压流的装置 ； 以及用于在所 述受试者呼吸时将所述可呼吸气体的加压流引导至所述受试者的气道的所述一个或多个 外部孔口的装置。 通过考虑以下描述和随附权利要求并参考附图， 本发明的这些及其他目的、 特征 和特性以及操作方法和相关结构元件的功能及部件的组合和制造的经济性将变得显而易 见， 所有这些形成本说明书的一部分， 其中类似的附图标记表示不同附图中的对应部件。 在 本发明的一个实施例中， 在此图示说明的结构部件是按比例绘制的。然而， 应清楚地理解， 附图仅是为了图示说明和描述， 而不是限制本发明。另外， 应该认识到， 本文在任何一个实 施例中所示和所述的结构元件同样也可用于其他实施例。如说明书和权利要求书所用的， 单数形式的 “一” 、 “一个” 和 “该 / 所述” 包括复数个指代物， 除非有背景文字清楚地指示其 他情形。
     图 1 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种被配置为支持受试者的气道 的呼吸用具 ；
     图 2 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种被配置为支持受试者的气道 的呼吸用具 ；
     图 3 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种被配置为支持受试者的气道 的呼吸用具 ；
     图 4 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种被配置为支持受试者的气道 的系统 ；
     图 5 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种被配置为支持受试者的气道 的系统 ；
     图 6 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种被配置为支持受试者的气道
     的系统 ；
     图 7 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种被配置为支持受试者的气道 的系统 ；
     图 8 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种支持受试者的气道的方法 ；
     图 9 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种支持受试者的气道的方法 ；
     图 10 根据本发明的一个或多个实施例图示说明一种支持受试者的气道的方法。
     图 1 根据本公开的一个或多个实施例图示说明被配置为在受试者 12 呼吸时支持 受试者 12 的气道的呼吸用具 10。呼吸用具 10 调节由受试者 12 的呼气生成的加压气流以 便为了支持的目的对受试者 12 的气道加压。在一个实施例中， 呼吸用具 10 包括主体 14 和 紧固件 16， 该主体包围受试者 12 的气道的一个或多个外部孔口 ( 例如鼻孔 )。
     紧固件 16 保持主体 14 在受试者 12 的气道的一个或多个外部孔口之上的适当位 置。在图 1 所示的实施例中， 紧固件 16 是环绕受试者 12 的头部的单个条带。在一个实施 例中， 紧固件 16 包括头带， 该头带具有用于接合紧固件 16 的头部的不同配置， 以将主体 14 保持在适当位置。 在一个实施例中， 紧固件 16 包括接合受试者 12 的气道的一个或多个开口 的内部的结构， 和 / 或附接到受试者 12 的皮肤以将主体 14 保持在适当位置的粘合剂。在 一些示例 ( 未示出 ) 中， 呼吸用具 10 可以与口部用具和 / 或头带整体实现和 / 或形成， 该 口部用具和 / 或头带将受试者 12 的下颌保持在打开受试者 12 的气道的位置 ( 例如使下颌 向前伸出 )， 和 / 或保持受试者 12 的口部闭合以促使通过鼻孔呼吸。
     图 2 示出根据本公开的一个或多个实施例的主体 14 的放大视图。从图 2 可以看 出， 主体 14 形成多个开口， 在这些开口之间具有流径。 在一个实施例中， 主体 14 的内部是中 空的， 并且对从各个开口中的任何一个到其他各个开口中的任何一个的气流基本无阻碍。 所述多个开口包括一个或多个受试者接口开口 18、 一组吸气端口 20 和一组呼气端口 22。 受 试者接口开口 18 使在主体 14 内部形成的流径内的气体与受试者 12 的气道连通。如下所 述， 主体 14 在吸气端口 20 与受试者接口开口 18 之间形成第一流径子集， 该第一流径子集 在吸气过程中从环境大气递送气体到受试者 12 的气道的一个或多个外部孔口。主体 14 在 呼气端口 22 和受试者接口开口 18 之间形成第二流径子集， 该第二流径子集在呼气过程中 从受试者 12 的一个或多个外部孔口递送气体到环境大气。
     在一个实施例中， 受试者接口开口 18 是由气道包围构件 24 形成的。图 2 将气道 包围构件 24 描绘为包围受试者 12 的鼻孔的鼻枕。气道包围构件 24 可以可选择地与主体 14 的剩余部分可分开。这将有利于为了卫生的目的清理和 / 或替换气道包围构件 24， 和/ 或基于个人爱好由受试者 12 选择气道包围构件 24( 例如从具有不同尺寸的构件、 不同尺寸 的开口等中进行选择 )。
     在该组吸气端口 20 处， 呼吸用具 10 包括一组吸气阀 26。吸气阀 26 允许气体通过 吸气端口 20 相对自由地从环境大气流入在主体 14 内形成的流径内， 但是显著阻挡或密封 气流以使其不通过吸气端口 20 从主体 14 内流到环境大气。例如， 吸气阀 26 可以是 “单向” 阀， 其允许气体自由地从大气流入主体 14 内， 但是阻挡主体 14 内的气体流到大气。因此， 在吸气过程中， 在吸气端口 20 与受试者接口开口 18 之间的主体内形成的流径允许气体被 自由地从吸气端口 20 抽取到受试者接口开口 18 并且进入受试者 12 的鼻孔内。然而， 在呼 气过程中， 吸气阀 26 显著阻挡或密封呼出气体流以使其不通过在从受试者接口开口 18 到吸气端口 20 的主体 14 内形成的第一流径子集从受试者 12 的鼻孔流到环境大气。在一个 实施例中， 吸气阀 26 可选择地可与主体 14 的其余部分可分开。这有利于清理阀 26 和 / 或 主体 14， 并且可以使得阀 26 能够为了卫生的目的或者如果吸气阀 26 之一停止正确地工作 而被替换。
     如本文所用， 气体 “自由地” 从环境大气通过吸气端口 20 流动指的是气流经受相 对小量的阻力从而使得这一气体的吸入与没有呼吸用具 10 的吸入相比需要受试者一方的 近似相同量的努力。例如， 在一个实施例中， 吸气阀 26 对气体从环境大气流入主体 14 内的 阻力是足够小的， 以致呼吸用具 10 对受试者 12 通过主体 14 吸入的气体的累积阻力小于或 等于大约 0.025cm H2O/LPM( 在 30LPM 的流量下 )。在一个实施例中， 吸气阀 26 对气体从环 境大气流入主体 14 的阻力是足够小的， 以致呼吸用具 10 对受试者 12 通过主体 14 吸入的 气体的累积阻力小于或等于大约 0.017cm H2O/LPM( 在 30LPM 的流量下 )。累积阻力是呼吸 用具 10 对流入呼吸用具 10 中的第一组开口、 通过呼吸用具 10 以及经由呼吸用具 10 中的 第二组开口流出呼吸用具的一定体积的气体的全部阻力。
     在该组呼气端口 22 处， 呼吸用具 10 包括一组呼气阀 28。呼气阀 28 调节在受试者 接口开口 18 和呼气端口 22 之间的主体 14 内部形成的第二流径子集内受试者 12 的鼻孔与 环境大气之间的气流。特别地， 呼气阀 28 对呼气过程中第二流径子集内从受试者 12 的鼻 孔到环境大气的气流提供阻力。由呼气阀 28 提供给这些呼出气流的阻力是呼吸用具 10 对 从受试者 12 的鼻孔呼出的气体的累积阻力的主要来源。实际上， 如果吸气阀 26 密封吸气 端口 20 使得气流不能从主体 14 内流到环境大气， 则呼气阀 28 对通过受试者 12 的鼻孔呼 出到大气的气流的累积阻力是呼吸用具对从受试者 12 的鼻孔呼出的气体的累积阻力。呼 气阀 28 被配置为使得对通过主体 14 呼出到环境大气的气流的累积阻力是足够高的， 使得 受试者 12 通过主体 14 的呼气在受试者 12 的气道中创建压力， 该压力在呼气过程中支持 气道。作为非限制的示例， 受试者 12 的气道中的压力在峰值呼气压力处可以处于或高于 10cmH2O( 例如在 30LPM 的流量下 )。在一个实施例中， 由呼吸用具 10 在受试者 12 的气道 中创建的压力可以提供至少 1.0cm H2O( 例如在 20LPM 的流量下 )。
     在一个实施例中， 呼气阀 28 对在吸气过程中通过主体 14 从环境大气流到受试者 12 的鼻孔的气体比对在呼气过程中从受试者 12 的鼻孔流到环境大气的气体具有不同的阻 力 ( 例如呼气阀 28 可以在吸气过程中 “关闭” )。在一个实施例中， 呼气阀 28 是固定的流 阻器， 并且不管气体流动方向如何对气流具有相同的阻力。 在这些实施例的任一个中， 在吸 气过程中来自环境大气的气体到主体 14 的主要入口将是在吸气端口 20 处流过吸气阀 26 的气体。 因此， 由于存在使得受试者 12 能够通过主体 14 自由地吸气的吸气端口 20， 对通过 主体 14 从环境大气吸入到受试者 12 的鼻孔的气流的累积阻力是足够低的。
     如上所述， 在受试者 12 通过主体 14 的呼气过程中， 吸气阀 26 阻挡从主体 14 到环 境大气的气流。这一阻挡可以通过基本密封吸气端口 20 和 / 或通过显著限制通过吸气端 口 20 的气流来实现。 例如， 在一个实施例中， 吸气阀 26 基本密封吸气端口 20( 例如， 提供一 阻力以允许少于或等于大约 2.5LPM( 在 5cm H2O 的压力下 ) 的气体流出吸气端口 20)。再 例如， 在一个实施例中， 吸气阀 26 对在呼气过程中流出主体 12 的气体提供一阻力， 该阻力 与呼气阀 28 对从主体 14 内部到环境大气的气流的阻力相比是足够低的， 以致呼气阀 28 的 阻力控制主体 14 对从受试者 12 的气道流到环境大气的呼出气体的累积阻力。例如， 吸气阀 26 对从主体 14 流到大气的呼出气体的阻力可以比呼气阀 28 对从主体 14 流到大气的呼 出气体的阻力大多于大约 5 倍。在一个实施例中， 吸气阀 26 对从主体 14 流到大气的呼出 气体的阻力可以比呼气阀 28 对从主体 14 流到大气的呼出气体的阻力大多于大约 2.5 倍。
     在一个实施例中， 呼气阀 28 对从受试者 12 的鼻孔到环境大气的气流的阻力是可 配置的以调整在呼气过程中呼吸用具 10 对通过主体 14 从受试者接口开口 18 流到大气的 气体的累积阻力。为了配置呼气阀 28 的阻力， 阀 28 可以与一个或多个控制器相关联， 受试 者 12 或自动控制机构可以通过这些控制器进行操纵， 或者一个或多个呼气阀 28 可以包括 固定的阻力阀， 其可选择地与呼气端口 22 可分开， 以便被具有期望阻力的阀替换。在一个 实施例中， 呼气阀 28 的可选择的可分开可以有利于清理用具 10 和 / 或替换已经磨损的阀。 对呼气阀 28 的阻力的调整可以包括对主体 14 中与呼气阀 28 相关联的一个或多个开口的 直径、 横截面尺寸和 / 或面积的调整。
     在一个实施例中， 在不包括分离的呼气阀 28 的情况下可以向呼气端口 22 提供对 呼出气体的适当累积阻力。例如， 主体 14 中在呼气端口 22 处的开口可以被形成为具有一 形状和 / 或尺寸， 该形状和 / 或尺寸将呼出气体流阻挡在向主体 14 内的流径提供对呼出气 体的适当累积阻力的水平。在一个实施例中， 端口 22 可以不像图 2 所示的那样从主体 14 突出， 而是代替地可以被形成为与主体 14 的外表面齐平或更多地分布在该外表面之上。 提供吸气端口 20 以使得能够通过主体自由吸气并且提供呼气端口 22 以在呼气过 程中提供治疗阻力的措施相对于向单一端口或一组端口提供阀以使得能够实现通过相同 流径的自由吸气和呼气过程中的治疗阻力的系统提供了若干增强。例如， 通过实现分离的 吸气端口 20 和呼气端口 22， 呼吸用具 10 可以被形成为使用固定的流阻器用于呼气阀 28， 这些阀比必须在每个开口都必须提供自由吸气和治疗呼气阻力的用具中实现的那种阀更 简单、 更可靠且更廉价 ( 对于用具的各部分和 / 或在用具的组装过程中 )。类似地， 由于分 离形成的吸气阀 26 和呼气阀 28 的相对简单性， 呼吸用具 10 的形成因数可以被增强。 例如， 阀 26 和 28 和 / 或用具 10 一般可以被设置在受试者 12 的鼻孔之外 ( 如在图 1 和图 2 的鼻 枕配置中所示 )。在阀 26 和 28 被形成在受试者 12 的鼻孔之外的实施例中， 一些或全部的 阀可以比鼻孔的开口具有更大的横截面， 由此使得能够降低阀 26 的吸气阻力。呼气阀 28 在与吸气阀 26 分离的部分中的实现方式所提供的另一增强在于可以使得呼气阀 28 的阻力 是可配置的 ( 例如通过替换 )， 而不干扰吸气阀 26 的功能性或整体性。
     鼻循环 (nasal cycling) 是工作于鼻部生理学领域的研究人员已知的一种现象。 如 Hamilton 在 The Physiologist(1979Jun ； 22(3) ： 43-49) 中所述 ： “鼻循环是由左侧和右 侧之间的 Rn( 鼻阻力 ) 的交互变化组成的， 其中总 Rn 具有较少变化或不变化。不管是在同 一个体还是在群体中测量， 均在大约 80％的时间内观察到这一现象， 因此其在本质上是间 歇性的。当其发生时， 它具有从 1/2 小时到 4 小时变化的周期持续时间， 更一般地是 2 小时 到 3-1/2 小时。 ” 通过受试者 12 的左鼻孔和右鼻孔至大气的空气路径形成并联管路配置。 因 此净鼻阻力是各个阻力的倒数之和的倒数。当分别与左侧和右侧鼻阻力组合时， 常规气道 流阻器形成独立的左侧和右侧串联管路。 由常规流阻器添加到这些分离的管路的添加阻力 可能使得鼻循环不平衡。这可能在鼻循环中的某些阶段中导致增加的或减小的总鼻阻力， 这可能使得患者不舒适、 影响治疗效果或甚至在睡眠过程中导致觉醒。
     相反， 图 1 和图 2 所示的用具 10 的实施例 ( 在主体 14 内不具有分离受试者 12 的
     鼻孔的内部障碍物 ) 并不独立地影响左侧和右侧鼻孔阻力。因此， 左侧和右侧鼻阻力的自 然平衡不受影响， 因为管路的并联成分 ( 倒数之和的倒数 ) 领先于并且在数学上独立于用 具 10 的添加阻力。
     图 3 图示说明呼吸用具 10 的实施例， 其中主体 14 被形成为覆盖受试者的气道的 一个或多个外部孔口 ( 例如鼻孔、 鼻孔及口部等 ) 的面罩。在图 3 所示的实施例中， 主体 14 是围绕被包围的受试者的气道的一个或多个外部孔口外部的膜。此外， 主体 14 的膜在受试 者的气道的一个或多个外部孔口与环境大气之间形成多个流径。 这些流径包括由吸气端口 20 形成的通过主体 14 的流径以及由呼气端口 22a 形成的通过主体 14 的流径。
     吸气阀 26 被设置在吸气端口 20 内， 并且允许来自大气的气体相对自由地通过主 体 14 被受试者吸入。呼气阀 28 被设置在呼气端口 22 内， 并且阻挡从主体 14 内到大气的 气流， 从而使得来自被主体 14 包围的受试者的气道的一个或多个外部孔口的气体呼出导 致受试者的气道内的压力被升高到在呼气过程中支持受试者的气道的水平。 如上面关于图 1 和图 2 所示的实施例所述， 图 3 所示的呼吸用具 10 的实施例可以使得吸气阀 26 和 / 或呼 气阀 28 之一或二者能够分别从吸气端口 20 或呼气端口 28 移除。此外， 在一个实施例中， 在呼气端口 22 处对气流的阻力是可由可操纵的控制器配置的和 / 或通过用具有不同阻力 的其他阀替换呼气阀 26 来配置。在主体 14 覆盖所有气道孔口的实施例中 ( 例如图 3 所示 的实施例 )， 吸气端口 20 中的一个或两者可以为了备用的目的而被复制。 由于感知的舒适性、 为了通过额外的外部孔口提供的支持 ( 例如在面罩覆盖口部 以及鼻孔的情况下 ) 和 / 或为了其他原因， 将主体 14 形成为面罩 ( 例如如图 3 所示 ) 而不 是如图 1 和 2 所示的鼻枕配置对于一些受试者来说可能是优选的。很明显， 图 3 所示的呼 吸用具 10 的实施例的操作机理与图 1 和图 2 所示的实施例在在呼气过程中升高受试者的 气道内的压力方面是相同的。虽然在下面根据呼吸用具 10 实现图 1 和图 2 的鼻枕配置的 实施例描述呼吸用具 10 的更多方面， 这并不意在是限制性的并且本领域技术人员可以将 这些描述扩展到图 3 的面罩。
     在一个实施例中， 该面罩可以被设计为使抵靠面部所包围的内体积的死区最小 化。鼻孔口的接口腔可以通过压力障碍物或单向阀与口腔接口分离。分离这些腔可以增强 压力密封结构， 和 / 或可以在受试者用鼻呼吸时避免再呼吸多余的口腔死区呼出气体的不 舒适性。
     在一个实施例中， 位于受试者的鼻梁上的主体 14 的部分可以被配置为与受试者 的皮肤形成可靠的密封。例如， 主体 14 的这一段可以包括粘附到受试者的粘合剂 ( 例如水 凝胶等 )。在一些示例中， 主体的这一段可以用相对有弹性的材料形成， 该材料由于主体 14 与鼻梁之间的粘附而保持受试者的鼻通道打开。
     图 4 是根据本公开的一个实施例的呼吸用具 10 的框图。在图 4 所示的图中， 除了 主体 14、 吸气端口 20、 呼气端口 22、 吸气阀 26 和呼气阀 28， 呼吸用具 10 还包括一个或多个 传感器 30、 用户接口 31 和处理器 32。
     传感器 30 被配置为生成一个或多个输出信号， 这些输出信号传达与在其上安装 有呼吸用具 10 的受试者的气道的稳定性相关的信息 ( 例如如图 1 所示和如上所述的 )。在 一个实施例中， 传感器 30 被承载在主体 10 上。作为非限制的示例， 传感器 30 可以在受试 者的气道处或附近 ( 例如主体 14 内 ) 监测气体的一个或多个参数。所述一个或多个参数
     可以包括流量、 压力和 / 或其他参数中的一个或多个。在一个实施例中， 传感器 30 包括将 振动转换成电输出信号的换能器。 由换能器生成的输出信号可以转换由受试者的气道不稳 定性生成的声波 ( 例如 “鼾声” ) 中的振动、 由气道不稳定性导致的受试者的气道周围的组 织的振动和 / 或指示气道不稳定性的其他振动。在一个实施例中， 传感器 30 不被承载在主 体 10 上。例如， 传感器 30 可以包括监测受试者的呼吸需求、 受试者的神经活动和 / 或指示 受试者的气道状态的其他参数的一个或多个传感器。
     用户接口 31 被配置为在用具 10 与用户 ( 例如受试者、 照顾者、 睡眠陪护等 ) 之间 提供接口， 用户通过该接口可以提供信息到用具 10 并且接收来自用具 10 的信息。这使得 数据、 结果和 / 或指令以及其他任何可通信项 ( 统称为 “信息” ) 在用户与处理器 32 之间传 输。适用于包含在用户接口 31 中的接口设备的示例包括小键盘、 按钮、 开关、 键盘、 旋钮、 控 制杆、 显示屏、 触摸屏、 扬声器、 麦克风、 指示灯、 可听警报和打印机。
     应理解， 本发明预期其他硬连线或无线的通信技术也可作为用户接口 31。 例如， 本 发明预期用户接口 31 可以与可移除的电子存储接口集成在一起。在这一示例中， 信息可以 被从可移除的存储器 ( 例如智能卡、 闪存驱动器、 可移除的磁盘等 ) 加载到用具 10 中， 以使 得 ( 多个 ) 用户能够定制用具 10 的实现方式。适用于用具 10 以作为用户接口 31 的其他 示例性输入设备和技术包括但不限于 RS-232 端口、 RF 链路、 IR 链路、 调制解调器 ( 电话、 缆 线或其他 )。简言之， 本发明预期用于与用具 10 传输信息的任何技术作为用户接口 31。
     处理器 32 被配置为在呼吸用具 10 中提供信息处理能力。因此， 处理器 32 可以包 括数字处理器、 模拟处理器、 设计为处理信息的数字电路、 设计为处理信息的模拟电路、 状 态机和 / 或用于电子地处理信息的其他机构中的一个或多个。虽然处理器 32 在图 4 中被 示出为单一实体， 这仅是用于说明性的目的。在一些实现方式中， 处理器 32 可以包括多个 处理单元。这些处理单元可以物理地位于同一设备内， 或者处理器 32 可以代表协同操作的 多个设备的处理功能。在一个实施例中， 处理器 32 是由主体 14 承载的。
     如图 4 所示， 在一个实施例中， 处理器 32 包括稳定性模块 34、 控制模块 36、 设置模 块 38、 受试者监测模块 39 和 / 或其他模块。模块 34、 36、 38 和 / 或 39 可以以软件 ； 硬件 ； 固件 ； 软件、 硬件和 / 或固件的某种组合 ； 和 / 或其他方式实现。应该认识到， 虽然模块 34、 36、 38 和 39 在图 4 中被图示为共同位于单个处理单元内， 但在处理器 32 包括多个处理单元 的实现方式中， 模块 34、 36、 38 和 / 或 39 可以被定位成远离其他模块。此外， 下述由不同模 块 34、 36、 38 和 / 或 39 提供的功能的描述是为了说明的目的， 而不意在进行限制， 因为模块 34、 36 和 / 或 38 中的任一个可以提供比所描述的更多或更少的功能。例如， 可以去除模块 34、 36、 38 和 / 或 39 中的一个或多个， 并且其功能的部分或全部可以由模块 34、 36、 38 和 / 或 39 中的其他模块提供。作为另一个示例， 处理器 32 可以包括一个或多个额外的模块， 其 可以执行在下面归属于模块 34、 36、 38 和 / 或 39 之一的功能的部分或全部。
     稳定性模块 34 被配置为确定受试者的气道的稳定性。受试者的气道的稳定性是 基于传感器 30 生成的输出信号确定的。在一个实施例中， 由稳定性模块 34 作出的受试者 气道稳定性的确定包括对高于预定阈值的受试者气道不稳定性实例的识别。 在一个实施例 中， 由稳定性模块 34 作出的受试者气道稳定性的确定包括受试者气道稳定性的测量结果。
     在图 4 所示的呼吸用具 10 的实施例中， 呼气阀 28 被配置为向从主体 14 的内部到 环境大气的气流 ( 例如呼出气体 ) 提供可控阻力。控制模块 36 被配置为控制呼气阀 28 对这一气流的阻力。更具体地， 控制模块 36 基于稳定性模块 34 作出的气道稳定性的确定控 制呼气阀 28 对从主体 14 的内部到环境大气的气流的阻力。例如， 如果稳定性模块 34 确定 受试者的气道是打开且稳定的， 则呼气阀 28 对从主体 14 的内部到环境大气的气流的阻力 被控制模块 36 控制为相对较小， 由此允许受试者通过主体 14 自由地呼气。另一方面， 如果 稳定性模块确定受试者的气道已经变得不稳定， 则呼气阀 28 对从主体 14 的内部到环境大 气的气流的阻力被增加以在呼气过程中增加受试者的气道内的压力， 从而稳定受试者的气 道。呼气阀 28 的这一控制可以增强呼吸用具 10 对受试者的舒适性， 特别是在受试者的气 道稳定的时候。
     在一个实施例中， 控制模块 36 根据设计为增强受试者 12 的舒适性的算法控制呼 气阀 20 对从主体 14 的内部到环境大气的气流的阻力。例如， 控制模块 36 可以设置呼气阀 20 的阻力处于相对低的初始值， 并且随后使该阻力随时间缓慢上升至治疗值。这可以使得 受试者能够随时间逐渐习惯气道的加压。在一些情况下， 这可以使得受试者能够在相对低 的阻力下入睡， 且随后在入睡之后在阻力的治疗值下接受治疗支持。 在一个实施例中， 控制 模块 36 可以使得受试者能够将阻力值复位到初始阻力 ( 例如通过用户接口 )。 这可以使得 受试者能够在醒来时减小呼气阀 20 的阻力， 由此增强受试者的舒适性， 从而使得受试者能 够再次入睡。
     设置模块 38 被配置为使得受试者能够至少在一定程度上配置控制模块 36 对气道 稳定性的降低作出响应的方式。例如， 设置模块 38 可以使得受试者能够设置控制模块 36 对气道不稳定性的灵敏度、 在检测到气道不稳定性时要应用于呼气阀 28 对呼出气体的阻 力的增加量和 / 或配置由控制模块 36 控制的呼吸用具 10 的其他参数。在一个实施例中， 设置模块 38 可以由受试者通过用户接口访问。用户接口可以被承载在主体 14 上， 或者可 以包括通信端口， 受试者通过该通信端口使呼吸用具与另一处理实体 ( 例如计算机、 移动 电话、 个人数字助理等 ) 连接以便配置设置模块 38。在一些示例中， 阀 28 可以被配置为使 得在与处理器 32 断开连接时阀 28 返回到打开或最大阻力设置。
     受试者监测模块 39 被配置为监测从用具 10 接收治疗的受试者。特别地， 受试者 监测模块 39 监测导致睡眠中气道阻塞的受试者的状况或综合征的状态。例如， 阻塞性睡眠 呼吸暂停综合征 ( “OSA” ) 倾向于是退化的状况。受试者监测模块 39 可以监测受试者以便 向受试者或其他用户提供关于受试者遭受的 OSA 进展状态的信息。在一些示例中， 受试者 监测模块可以监测多个阻塞事件中的一个或多个 ( 例如由稳定性模块 34 识别 )、 通过用具 10 的气流的一个或多个参数 ( 例如基于传感器 30 生成的输出信号 ) 和 / 或与受试者遭受 的 OSA 或另一状况的进展相关的其他信息。受试者监测模块 39 经由用户接口 31 向受试者 提供受试者遭受的 OSA 或其他状况的状态的指示。
     在一个实施例中， 受试者监测模块 39 在每夜、 每周、 每月或其他周期基础上向用 户提供受试者遭受的阻塞事件的数量的指示。 例如， 如果阻塞事件的数量突破预定阈值， 则 可以向用户提供如下指示 ： 与当前由用具 10 提供的气道支持相比， 受试者可能需要额外的 气道支持。
     在一个实施例中， 受试者监测模块 39 经由用户接口 31 向用户提供从传感器 30 和 / 或稳定性模块 34 获得的数据。 然后用户可以执行该数据以作出关于受试者遭受的 OSA 或 其他状况的进展的确定。在一些示例中， 例如可以使用从受试者监测模块 39 接收的数据来执行表型分析 (phenotyping)， 其区分受试者遭受的 OSA 或其他状况、 受试者的症状和 / 或 受试者遭受的阻塞呼吸的生理原因。
     应该认识到， 属于图 4 中的呼吸用具 10 的特征和功能中的至少一些可以在不包括 诸如处理器 32 的电子处理器的实施例中实现。 作为非限制性示例， 上述关于 28 的阻力的逐 渐缓慢上升可以由用于逐渐限制通过阀 28 的气流的机械机构实现 ( 例如通过逐渐限制在 阀 28 处形成的一个或多个开口的直径和 / 或横截面 )。例如， 记忆聚合物可以被插入到在 阀 28 处形成的一个或多个开口中。该记忆聚合物可以在被扩大之后缩短 ( 例如通过插入 的塞子 )。阀 28 可以包括记忆金属 / 聚合物 / 纳米结构， 其在该膜 / 记忆结构通过复位机 构被置于初始打开位置之后拉动或推动膜 ( 或多个膜 ) 以关闭与阀 28 相关联的开口。阀 28 可以包括基于弹簧的类时钟机构， 其通过呼吸压力抵压膜 ( 或多个膜 ) 以缓慢关闭阀 28 处的开口而被释放。阀 28 可以包括摇摆棘轮时钟机构 ( 固定的或预编程的时间致动的机 构 ) 以缓慢关闭阀开口。用于缓慢关闭与阀 28 相关联的阀开口以缓慢上升阻力的其他机 构也是预期的。
     在一个实施例中， 包含在阀 28 中以在没有来自电学处理器的控制的情况下随时 间缓慢上升阻力的机械机构可以包括激活控制器。该激活控制器可以由受试者 12 激活， 或 者根据需要在睡眠时由受试者 12 附近的其他人员 ( 例如配偶、 父母、 照顾者等 ) 激活。 作为图 4 所示的用具 10 在不受电子处理器控制的实施例中实现那种功能的另一 示例， 呼吸用具 10 可以包括用于触发阀 28 的阻力变化的机械机构。例如， 阀 28 可以包括 被受试者的鼾声导致振动的谐振声室和 / 或音叉。该谐振声室和 / 或音叉可以耦合到导致 与阀 28 相关联的一个或多个开口受到限制的时钟机构或释放机构。
     图 5 图示说明包括增强由呼吸用具 10 提供的对受试者的气道的支持的额外的特 征的呼吸用具 10 的实施例。在图 5 所示的实施例中， 呼吸用具 10 被实现为被配置为支持 受试者的气道的系统 40 中的部件。 在一个实施例中， 除了呼吸用具 10， 系统 40 还包括压力 发生器 42 和管路 44。
     压力发生器 42 被配置为生成可呼吸气体的加压流以便经由呼吸用具 10 递送到受 试者的气道。由压力发生器 42 生成的可呼吸气体的加压流的一个或多个参数可以为了治 疗的目的而被压力发生器 42 控制。例如， 压力发生器 42 可以控制可呼吸气体的加压流的 压力、 流速、 成分和 / 或其他参数中的一个或多个。在一个实施例中， 压力发生器 42 包括气 体源和控制由气体源内的气体生成的加压气流的流量和 / 或压力的一个或多个部件。该气 体源可以包括任何呼吸气体供应 ( 或多个供应 )， 例如环境大气、 加压气体罐、 壁式气体源 和 / 或可呼吸气体的其他主体。来自气体源的呼吸气体可以是任何可呼吸气体， 例如空气、 氧气、 氧气混合物、 可以为气态形式 ( 例如氧化氮、 喷雾状等 ) 的呼吸气体和药物的混合物 和 / 或其他可呼吸气体。控制可呼吸气体的加压流的一个或多个参数的一个或多个部件可 以包括阀、 鼓风机、 活塞、 风箱和 / 或用于控制可呼吸气体的加压流的一个或多个参数的其 他机构中的一个或多个。
     管路 44 形成呼吸用具 10 与压力发生器 42 之间的气流路径。由管路 44 形成的气 流路径从压力发生器 42 递送由压力发生器 42 生成的可呼吸气体的加压流至呼吸用具 10。 在图 5 所示的实施例中， 管路 44 包括在压力发生器 42 与呼吸用具 10 之间延伸的导管。该 导管是柔性的并且相对于大气基本密封压力发生器 42 与呼吸用具 10 之间的流径。如下所
     述， 可呼吸气体的加压流被以相对低的流速提供给呼吸用具 10。因此， 管路 44 的横截面积 可以相对较小。例如， 在一个实施例中， 管路 44 的横截面积小于大约 1cm2。在一个实施例 中， 管路 44 的横截面积小于大约 1.5cm2。在一个实施例中， 由于可呼吸气体的加压流的低 流速， 管路 44 是相对柔性的。管路 44 的相对小的横截面尺寸和 / 或管路 44 的相对柔性中 的一个或两者可以增强该系统相对于依赖于较大流速并需要更大体积和 / 或更刚硬的管 路进行递送的压力支持系统 ( 例如常规 PAP 系统 ) 的可用性。例如， 更小的和 / 或更柔软 的管路 44 对于受试者来说可能更舒适。作为另一个示例， 更小且更柔软的管路 44 可以减 小使用中转移到呼吸用具 10 的拉力和 / 或扭矩。拉力和 / 或扭矩的这一减小可以使得能 够减小呼吸用具 10 和 / 或保持呼吸用具 10 在适当位置的装置 ( 例如头带 ) 的尺寸和 / 或 质量， 由此能够实现呼吸用具 10 的较小且较少侵入的设计。
     为了接收来管路 44 的可呼吸气体的加压流， 在图 5 所示的实施例中， 呼吸用具 10 的主体 14 形成管路端口 46， 在该管路端口处由管路 44 形成的流径与主体 14 的内部连通。 在一个实施例中， 管路阀 ( 未示出 ) 被设置在管路端口 46 中。管路阀控制可呼吸气体的加 压流进入主体 14 的流速。在一些示例中， 管路阀的阻力是可控地可调整的， 以使得能够调 整可呼吸气体的加压流进入主体 14 的流速。在一个实施例中， 通过调整压力发生器 42 的 操作来控制可呼吸气体的加压流的流速。在一个实施例中， 管路阀可以被设计为在呼气过 程中控制或停止管路 44 下游的气流。 在一个实施例中， 管路 44 可从管路端口 46 移除并且呼吸用具 10 包括塞子 ( 未示 出 )， 该塞子能够可移除地插入在管路端口 46 中以便在管路 44 被移除时密封管路端口 46。 在一个实施例中， 代替接收塞子， 设置在管路端口 46 内的管路阀可以被关闭以防止气体从 环境大气通过管路端口 46 进入主体 14。相对于环境大气密封管路端口 46 使得呼吸用具 10 能够在缺少安装在管路端口 46 中的管路 44 的情况下实现上述功能 ( 例如关于图 1-4 所 述的功能 )。 例如， 受试者可能希望接收由呼吸用具 10 提供的气道支持， 而不需要由通过管 路 44 递送的可呼吸气体的加压流提供的额外支持。作为另一个示例， 当受试者离家较远并 且不希望运输压力发生器 42 和 / 或管路 44 时， 受试者可以使用呼吸用具 10 而不使用管路 44 和压力发生器 42。
     在一个实施例中， 可呼吸气体的加压流是由压力发生器 42 以相对恒定的流速生 成的， 以便对受试者的气道提供额外的支持。如上所述， 在呼吸过程中， 受试者经由形成在 吸气端口 20 与受试者接口开口 18 之间的流径通过主体 14 从大气自由地吸气。在呼气过 程中， 吸气端口 20 被吸气阀 26 关闭， 并且通过受试者接口开口 18 呼出的气体被经由受试 者接口开口 18 与呼气端口 22 之间的流径排出到大气中。由于安装在呼气端口 22 中的呼 气阀 28 的阻力， 呼出的气体在受试者的气道内创建提供气道支持的压力。
     从前述内容应该认识到， 虽然不具有管路 44 和压力发生器 42 的呼吸用具在呼气 过程中对受试者的气道提供支持， 但在吸气过程中气道仍然被保持为相对不受支持。 此外， 呼气过程中气道的加压受到受试者呼出的空气的体积和 / 或受试者的气道的尺寸和形状 的限制。因此， 虽然使用不具有压力发生器 42 和管路 44 的呼吸用具 10 可以向受试者提供 比常规 PAP 支持系统增强的舒适性， 但在呼吸过程中仅由呼吸用具 10 提供的支持可能不足 以充分地支持受试者。
     在仅使用呼吸用具 10 不能向受试者提供对气道的足够支持的示例中， 连同压力
     发生器 42 和管路 44 一起使用呼吸用具 10 将提供处于仅使用呼吸用具 10 与使用常规 PAP 支持系统之间的中间治疗选项。通过与压力发生器 42 和管路 44 组合在一起， 呼吸用具 10 具有如上所述的功能以使得受试者能够从大气中吸气和向大气中呼气且同时向受试者的 气道提供一水平的支持。经由管路 44 输送到呼吸用具 10 的可呼吸气体的加压流的流速仅 大到足以在吸气过程中将气道压力维持在可接受的最小水平。 由于气体加压流既不是由呼 吸用具 10 递送到受试者的气道的可呼吸气体的主要来源， 也不是气道支持的主要来源 ( 在 常规 PAP 系统中是主要来源 )， 因此可呼吸气体的加压流的流速可以相对较低。例如， 在一 个实施例中， 可呼吸气体的加压流的流速保持小于大约 100LPM。 在一个实施例中， 可呼吸气 体的加压流的流速维持低于大约 75LPM。 在一个实施例中， 可呼吸气体的加压流的流速维持 低于大约 50LPM。在一个实施例中， 可呼吸气体的加压流的流速维持低于大约 40LPM。加压 气体的相对低的流速可以相对于需要较高流速的系统 ( 例如常规 PAP 系统 ) 向受试者提供 增强的可用性 ( 例如舒适性 )。
     在一个实施例中， 可呼吸气体的加压流的流速是在使用过程中被一贯地提供的相 对静态的参数。可以针对受试者特定地确定用于受试者的流速。例如， 在一个实施例中， 在 睡眠研究过程中， 一个或多个照顾者可以确定用于受试者的适当流速。 在一个实施例中， 用 于受试者的适当流速是通过监测受试者的气道内的压力而被确定的。 用于受试者的适当流 速是确保受试者的气道内的压力在呼气与吸气的过渡期间通常不变得低于最小过渡气道 压力的流速。该最小过渡气道压力例如可以是大约 4cm H2O。
     在一个实施例中， 来自管路 44 的可呼吸气体的加压流的流速和 / 或压力随着时间 缓慢递增。来自管路 44 的可呼吸气体的流速和 / 或压力的递增增加可以从对于受试者来 说可能更舒适的初始水平而不是睡眠中有效治疗所需的水平递增。随着时间的推移， 流速 和 / 或压力的水平可以递增到提供有效治疗的水平。这种方案可以使得受试者能够缓慢地 随着可呼吸气体的压力和 / 或流速递增而进行调整以通过呼吸用具 10 接受治疗。在一些 示例中， 受试者甚至可以在到达压力和 / 或流速的增加的水平之前入睡。在这一实施例中， 可以向受试者提供控制以将流速和 / 或压力 “复位” 到初始较低水平。例如， 如果受试者在 夜间醒来， 这一复位可以使得受试者能够在其试图重新入睡时降低可呼吸气体的压力和 / 或流速的水平。
     在其他实施例中， 来自管路 44 的可呼吸气体的压力和 / 或流速被以其他方式改变 以改进所提供的气道支持的舒适性和 / 或功效。例如， 可以根据在吸气过程中的第一水平 与呼气过程中的第二水平之间的双水平模式改变压力和 / 或流速。作为另一个示例， 可以 根据更复杂的缓慢上升模式而不是上述的简单递增来增加压力和 / 或流速。
     在一个实施例中， 可呼吸气流的各种参数可以被控制以便在除了简单的气道支持 之外提供治疗益处。例如， 可呼吸气流的成分可以被控制 ( 例如用于向受试者供应补充的 氧气 )， 可呼吸气流的压力和 / 或流速可以被控制以产生受试者的呼吸模式 ( 例如以便降低 呼吸速率， 增加呼吸量等 )， 和 / 或可以为了其他治疗目的而控制参数。
     图 6 是根据本公开的一个实施例的系统 40 的框图。在图 6 所示的图中， 除了如上 所述的呼吸用具 10、 压力发生器 42 和管路 44 外， 系统 40 还包括一个或多个传感器 48、 用 户接口 49 和处理器 50。在图 6 所示的实施例中， 管路阀 52 被设置在管路端口 46 内以控制 从管路 44 进入主体 14 的可呼吸气体的加压流的流速。应该认识到， 在一个实施例 ( 未示出 ) 中， 可呼吸气体的加压流的流速可以通过压力发生器 42 的控制来调整， 以此代替或附 加于下面讨论的由管路阀 52 提供的流速控制。
     传感器 48 被配置为生成一个或多个输出信号， 这些输出信号传达与在其上安装 有呼吸用具 10 的受试者的气道的稳定性相关的信息 ( 例如如图 1 所示和如上所述的 )。在 一个实施例中， 传感器 48 被承载在主体 10 上。在一个实施例中， 传感器 48 是由管路 44 承 载的。作为非限制性示例， 传感器 48 可以在受试者的气道处或附近 ( 例如主体 14 内 ) 监 测气体的一个或多个参数。所述一个或多个参数可以包括流量、 压力和 / 或其他参数中的 一个或多个。在一个实施例中， 传感器 48 包括将振动转换成电输出信号的换能器。由换能 器生成的输出信号可以转换由受试者的气道不稳定性生成的声波 ( 例如 “鼾声” ) 中的振 动、 由气道不稳定性导致的受试者的气道周围的组织的振动和 / 或指示气道不稳定性的其 他振动。
     用户接口 49 被配置为在系统 40 与用户 ( 例如受试者、 照顾者、 睡眠陪护等 ) 之间 提供接口， 用户通过该接口可以提供信息到系统 40 并且接收来自系统 40 的信息。用户接 口 49 可以以与用户接口 31( 如图 4 所示和如上所述的 ) 基本相同的方式行使功能。在一 个实施例中， 用户接口 49 包括多于一个实际接口。在一个实施例中， 用户接口 49 包括与压 力发生器 42 相关联的接口和 / 或与用具 10 相关联的接口。
     处理器 50 被配置为在系统 40 中提供信息处理能力。因此， 处理器 50 可以包括数 字处理器、 模拟处理器、 设计为处理信息的数字电路、 设计为处理信息的模拟电路、 状态机 和 / 或用于电子地处理信息的其他机构中的一个或多个。虽然处理器 50 在图 6 中被显示 为单一实体， 这仅是用于说明性的目的。在一些实现方式中， 处理器 50 可以包括多个处理 单元。这些处理单元可以物理地位于同一设备内， 或者处理器 50 可以代表协同操作的多个 设备的处理功能。在一个实施例中， 处理器 50 是由主体 14 承载的。在一个实施例中， 处理 器 50 是由管路 44 和 / 或压力发生器 42 承载的。
     如图 6 所示， 在一个实施例中， 处理器 50 包括稳定性模块 54、 控制模块 56、 设置模 块 58、 受试者监测模块 59 和 / 或其他模块。模块 54、 56、 58 和 / 或 59 可以以软件 ； 硬件 ； 固件 ； 软件、 硬件和 / 或固件的某种组合 ； 和 / 或其他方式实现。应该认识到， 虽然模块 54、 56、 58 和 59 在图 6 中被图示为共同位于单个处理单元内， 但在处理器 50 包括多个处理单 元的实现方式中， 模块 54、 56、 58 和 / 或 59 可以被定位成远离其他模块。此外， 下述由不同 模块 54、 56、 58 和 / 或 59 提供的功能的描述是为了说明的目的， 而不意在进行限制， 因为模 块 54、 56、 58 和 / 或 59 的任一个可以提供比所描述的更多或更少的功能。例如， 可以去除 模块 54、 56、 58 和 / 或 59 中的一个或多个， 并且其功能的部分或全部可以由模块 54、 56、 58 和 / 或 59 中的其他模块提供。作为另一个示例， 处理器 50 可以包括一个或多个额外的模 块， 其可以执行在下面归属于模块 54、 56、 58 和 / 或 59 之一的功能的部分或全部。
     稳定性模块 54 被配置为确定受试者的气道的稳定性。受试者的气道的稳定性是 基于传感器 48 生成的输出信号确定的。在一个实施例中， 由稳定性模块 54 作出的受试者 气道稳定性的确定包括对高于预定阈值的受试者气道不稳定性实例的识别。 在一个实施例 中， 由稳定性模块 54 作出的受试者气道稳定性的确定包括受试者气道稳定性的测量结果。
     在图 6 所示的系统 40 的实施例中， 控制模块 56 被配置为控制管路阀 52 对从管路 44 进入主体 14 的加压气流的阻力。通过控制管路阀 52 的这一阻力， 控制模块 56 控制从管路 44 进入主体 14 的可呼吸气体的加压流的流速。在一个实施例中， 控制模块 56 基于由稳 定性模块 54 作出的气道稳定性的确定控制管路阀 52 的阻力。例如， 如果稳定性模块 54 确 定受试者的气道是打开且稳定的， 则管路阀 52 对从管路 44 到主体 14 的加压气流的阻力被 控制模块 56 控制为相对较大， 由此减少或停止从管路 44 到主体的加压气流。另一方面， 如 果稳定性模块 54 确定受试者的气道已经变得不稳定， 则管路阀 52 的阻力被减小以允许加 压气体从管路 44 通过主体 14 流到受试者的气道， 由此在吸气过程中增加受试者的气道内 的压力以稳定受试者的气道。管路阀 52 的这一控制可以增强系统 40 对受试者的舒适性， 特别是在受试者的气道稳定的时候。阀 52 可以被定位在加压气体管路内的任何位置处， 包 括在压力源内。其他配置包括阀 52 作为对大气的分流器的配置。类似的效果可以在没有 阀 52 的情况下通过例如控制鼓风机的速度来获得。存在很多对本领域技术人员来说显而 易见的可能的压力控制配置。
     在一个实施例中， 控制模块 56 递增地增加和 / 或减小管路阀 52 的阻力。 这些递增 增加和 / 或减小可以响应于由稳定性模块 54 确定的受试者的气道的稳定性的递增增加和 / 或减小。在一个实施例中， 控制模块 56 调整在对应于打开位置和关闭位置的两个阻力之间 的管路阀 52 的阻力， 其中在该打开位置处允许气体以预定流速从管路 14 流入主体 14， 并且 在该关闭位置处来自管路 44 的气流被停止或显著减慢。在一个实施例中， 响应于由稳定性 模块 54 识别的受试者的气道的失稳， 控制模块 56 开始递增地减小管路阀 52 的阻力， 由此 递增地增加从管路 44 到受试者的气道的气流， 直到气道稳定。在一个实施例中， 如果管路 阀 52 的阻力已经被减小并且受试者的气道稳定， 则控制模块递增地增加管路阀 52 的阻力， 由此递增地减少从管路 44 到受试者的气道的气流， 直到该气流被停止或显著减慢， 或者直 到稳定性模块 54 识别另一失稳。
     在一个实施例中， 除了控制管路阀 52 的阻力外， 控制模块 56 还基于由稳定性模块 54 作出的受试者气道稳定性的确定来控制呼气阀 28 的可调整的阻力。例如， 控制模块 56 可以以上面关于图 4 所述的方式控制呼气阀 28 的阻力。在图 6 所示的实施例中， 控制模块 56 可以协调呼气阀 28 和管路阀 52 的控制以增强由系统 40 提供给受试者的治疗的一个或 多个方面。作为非限制性示例， 如果稳定性模块 54 识别了气道非稳定性， 则控制模块 56 可 以增加呼气阀 28 的阻力并且伴随地减小管路阀 52 的阻力以支持受试者的气道。作为另一 个示例， 控制模块 56 可以实现步进控制方案， 其中首先通过调整阀之一的阻力 ( 例如增加 呼气阀 28 的阻力 ) 并且随后调整其他阀的阻力 ( 例如减小管路阀 52 的阻力 ) 来增加受试 者的气道中的压力， 直到受试者的气道稳定。
     设置模块 58 被配置为使得受试者能够至少在一定程度上配置控制模块 56 对气道 稳定性的降低作出响应的方式。例如， 设置模块 58 可以使得受试者能够设置控制模块 56 对气道不稳定性的灵敏度、 响应于所检测的气道不稳定性而要应用于呼气阀 28 对呼出气 体的阻力的增加量、 响应于所检测的气道不稳定性而要应用于管路阀 52 的阻力的减小量， 和 / 或配置由控制模块 56 控制的系统 40 的其他参数 ( 例如压力发生器 42 的参数等 )。在 一个实施例中， 设置模块 58 可以由受试者通过用户接口访问。用户接口可以被承载在主体 14 上， 或者可以包括通信端口， 受试者通过该通信端口使系统 40 与另一处理实体 ( 例如计 算机、 移动电话、 个人数字助理等 ) 连接以便配置设置模块 58。
     受试者监测模块 59 被配置为监测受试者遭受的 OSA 或另一状况的状态， 并且经由用户接口 49 将这一监测的结果提供给用户。在一个实施例中， 受试者监测模块 59 以与受 试者监测模块 39 基本相同的方式操作。在一个实施例中， 由受试者监测模块 39 获得和 / 或生成的信息被控制模块 56 执行以确定控制模块 56 在递送气体到呼吸用具 10 时控制压 力发生器 42 和 / 或管路阀 52 的方式。
     在一个实施例中， 处理器 50 包括与系统 40 外部的一个或多个治疗系统通信的一 个或多个模块。这些模块可以用于确保受处理器 50 控制的治疗的各方面与一个或多个外 部系统提供给受试者的治疗相协调。例如， 由系统 40 提供的治疗可以与失眠症治疗、 疼痛 控制治疗、 诊断设备和 / 或系统、 光治疗、 药物施予和 / 或可能被由系统 40 提供的气道支持 和 / 或压力增强或阻碍的其他治疗和 / 或诊断中的一个或多个相协调。
     图 7 是系统 40 的实施例的图， 其中主体 14 包围受试者 12 的鼻孔， 并且其中从管 路 44 递送到主体 14 的可呼吸气体的加压流仅被提供给 ( 或基本上仅被提供给 ) 鼻孔之一。 在一些示例中， 除了仅提供可呼吸气体的加压流给鼻孔之一外， 呼吸用具 10 可以被配置为 使得鼻孔之一与环境大气之间的气流与另一个鼻孔与环境大气之间的气流具有不同的阻 力。
     更特别地， 主体 14 被配置为形成从管路端口 52 到单个受试者接口开口 18 的单一 流径。为了形成该单一流径， 主体 14 可以包括针对气流的一个或多个内部障碍物 60， 其引 导加压气流从管路端口 52 到单个受试者接口开口 18， 同时阻挡加压气流到达另一受试者 接口开口。虽然内部障碍物 60 在图 7 中被图示为是单个不可穿透的障碍物， 这并不意在进 行限制。在一个实施例中， 多个障碍物构件执行属于此处的内部障碍物 60 的功能。在一个 实施例中， 内部障碍物 60 并不密封流径之间的气流， 而是代替地限制流径之间的通行。在 一个实施例中， 内部障碍物 60 包括使得气体能够在一个方向上在主体 14 内形成的流径之 间流动的单向阀。
     一般地， 受试者 12 可能发现从管路 44 提供可呼吸气体的加压流到受试者 12 的气 道内是令人不适的。通过从管路 44 引导可呼吸气体的加压流到受试者 12 的单个鼻孔中， 该气流的不适性可能被降低， 同时仍然提供为受试者 12 的气道加压的益处。例如， 通过仅 提供从管路 44 到受试者 12 的一个鼻孔的气流， 由于来自管路 44 的气流而使受试者 12 在 鼻通道中经受的寒冷和 / 或干燥可以被降低， 这是因为通过另一个鼻孔的呼气和 / 或吸气 对两个鼻通道均提供温暖和 / 或湿气。作为另一个示例， 引导从管路 44 到受试者 12 的仅 一个鼻孔的气流可以降低与逆着气流的呼吸相关联的可听噪声。
     如在图 7 中可见的， 在一个实施例中， 内部障碍物 60 分离在受试者接口开口 18 与 环境大气之间流通气体的流径， 从而使得在主体 14 内形成的第一流径子集在环境大气与 受试者接口开口 18 之一之间流通气体， 并且在主体 14 内形成的第二流径子集在环境大气 与另一受试者接口开口 18 之间流通气体。由内部障碍物 60 创建的分离有效地相对于第二 流径子集密封第一流径子集。
     如上所述， 管路 44 是可从管路端口 46 分开的， 且管路端口 46 可以被关闭 ( 例如 通过管路阀 52、 通过阻塞物等 )。如果管路 44 被分开并且管路端口 46 被关闭， 则呼吸用具 10 借助于第一流径子集和第二流径子集对主体 14 内从受试者 12 的鼻孔到环境大气的气流 的阻力在呼气过程中向受试者 12 的气道提供支持。
     在一个实施例中， 第一流径子集对从受试者接口开口 18 到大气以及从大气到受试者接口开口 18 的气流具有与第二流径子集相同的累积阻力。在一个实施例中， 对于从受 试者接口开口 18 到大气和 / 或从大气到受试者接口开口 18 的气流， 第一流径子集具有与 第二流径子集不同的累积阻力。
     例如， 在一种配置中， 对应于第二流径子集 ( 即不从管路 44 接收气流的流径 ) 的 吸气端口 20 被完全阻挡。在这种配置中， 与第二流径子集连通的鼻孔通过对应的呼气端口 22 将气体呼出主体 14， 但是不在吸气过程中接收气体。结果， 受试者 12 被迫仅通过从第一 流径子集接收气体的鼻孔吸气， 这可能增强由提供给第一流径子集的可呼吸气体的加压流 所提供的气道支持。
     在一种配置中， 对应于第二流径子集的呼气端口 22 被完全阻挡。在这种配置中， 与第二流径子集连通的鼻孔通过对应的吸气端口 20 从大气吸入气体。然而， 在呼气过程 中， 仅从管路 44 接收气流的鼻孔借助于对应的呼气阀通过主体 14 呼出气体到大气。
     当考虑鼻循环时， 对独立地施加到鼻子左侧和右侧的阻力的这一主动独立控制可 能是有利的。例如， 可以在已经由于高的内在鼻阻力而具有有限流动的一侧上设置非常低 的呼气阻力。相对的一侧可以在呼气过程中具有更高的阀阻力。评估和跟踪鼻阻力的算法 可以被用于以这种方式最大化患者的舒适性。
     图 8 图示说明在受试者呼吸时支持受试者的气道的方法 62。下面展示的方法 62 的操作意在是说明性的。在一些实施例中， 方法 62 可以通过未描述的一个或多个额外操作 和 / 或不通过已讨论的一个或多个操作来完成。另外， 图 8 所示和以下所述的方法 62 的操 作次序并不意在进行限制。虽然下面参考等同于或类似于呼吸用具 10( 如图 1-7 所示及如 上所述的 ) 的呼吸用具的部件描述方法 62 的操作， 但这并不意在进行限制。在不偏离本公 开的范围的情况下， 方法 62 可以在各种其他背景下被实现。
     在操作 64 处， 包围受试者的气道的一个或多个外部孔口。受试者的气道的一个或 多个外部孔口可以被在气道的一个或多个外部孔口与环境大气之间形成多个流径的主体 包围。所述多个流径包括由所述多个流径中的一个或多个但非全部构成的第一流径子集。 在一个实施例中， 该主体等同于或类似于主体 14( 如图 1-7 所示及如上所述的 )。
     在操作 66 处， 在受试者的吸气过程中， 对用于通过主体从环境大气到气道的一个 或多个外部孔口的气流的多个流径内的气流提供第一累积阻力。第一累积阻力是足够低 的， 以致从环境大气吸入气道的一个或多个外部孔口的气体基本不受阻碍。在一个实施例 中， 操作 66 至少部分是由等同于或类似于吸气阀 26( 如图 1-7 所示及如上所述的 ) 的一个 或多个吸气阀执行的。
     在操作 68 处， 在受试者的呼气过程中， 对用于通过主体从气道的一个或多个外部 孔口到环境大气的气流的多个流径内的气流提供第二累积阻力。 对气流的第二累积阻力被 提供为限制通过第一流径子集的气流而不限制通过由主体形成的多个流径中的其他流径 的气流。 第二累积阻力是足够高的， 以致通过主体呼出的气体升高受试者的气道内的压力， 从而使得所升高的压力支持受试者的气道。在一个实施例中， 操作 68 至少部分是由吸气阀 执行的。所述多个流径中的其他流径可以包括等同于或类似于呼气阀 28( 如图 1-7 所示及 如上所述的 ) 的一个或多个呼气阀。
     在操作 70 处， 调整第二累积阻力。在一个实施例中， 通过操纵一个或多个呼气阀 的控制器和 / 或通过用具有不同阻力的阀替换一个或多个呼气阀来调整第二累积阻力。图 9 图示说明在受试者呼吸时支持受试者的气道的方法 72。下面展示的方法 72 的操作意在是说明性的。在一些实施例中， 方法 72 可以通过未描述的一个或多个额外操作 和 / 或不通过已讨论的一个或多个操作来完成。另外， 图 9 所示和以下所述的方法 72 的操 作次序并不意在进行限制。虽然下面参考等同于或类似于系统 40( 如图 5-7 所示及如上所 述的 ) 的系统的部件描述方法 72 的操作， 但这并不意在进行限制。在不偏离本公开的范围 的情况下， 方法 72 可以在各种其他背景下被实现。
     在操作 74 处， 包围受试者的气道的一个或多个外部孔口。受试者的气道的一个或 多个外部孔口可以被在气道的一个或多个外部孔口与环境大气之间形成多个流径的主体 包围。所述多个流径包括由所述多个流径中的一个或多个但非全部构成的第一流径子集。 在一个实施例中， 该主体等同于或类似于主体 14( 如图 5-7 所示及如上所述的 )。
     在操作 76 处， 可呼吸气体的加压流的源被置为与受试者的气道的被包围的一个 或多个外部孔口流体连通。在一个实施例中， 可呼吸气体的加压流的源是等同于或类似于 压力发生器 42( 如图 5-7 所示及如上所述的 ) 的压力发生器。在一个实施例中， 操作 76 是 由等同于或类似于管路 44 和管路端口 46( 如图 5-7 所示及如上所述的 ) 的管路和管路端 口执行的。 在操作 78 处， 在受试者的吸气过程中， 对用于通过主体从环境大气到气道的一个 或多个外部孔口的气流的多个流径内的气流提供第一累积阻力。第一累积阻力是足够低 的， 以致从环境大气吸入气道的一个或多个外部孔口的气体基本不受阻碍。在一个实施例 中， 操作 78 至少部分是由等同于或类似于吸气阀 26( 如图 1-7 所示及如上所述的 ) 的一个 或多个吸气阀执行的。
     在操作 80 处， 在受试者的呼气过程中， 对用于通过主体从气道的一个或多个外部 孔口到环境大气的气流的多个流径内的气流提供第二累积阻力。 对气流的第二累积阻力被 提供为限制通过第一流径子集的气流而不限制通过由主体形成的多个流径中的其他流径 的气流。 第二累积阻力是足够高的， 以致通过主体呼出的气体升高受试者的气道内的压力， 从而使得所升高的压力支持受试者的气道。在一个实施例中， 操作 80 至少部分是由吸气阀 执行的。所述多个流径中的其他流径可以包括等同于或类似于呼气阀 28( 如图 1-7 所示及 如上所述的 ) 的一个或多个呼气阀。
     在操作 82 处， 生成可呼吸气体的加压流。在一个实施例中， 操作 82 是由压力发生 器执行的。
     在操作 84 处， 可呼吸气体的加压流被递送到受试者的气道的一个或多个被包围 孔口。递送可呼吸气体的加压流到受试者的气道的一个或多个外部孔口可以包括从压力 发生器输送可呼吸气流、 接收所输送的可呼吸气流以及引导可呼吸气流到受试者的气道的 一个或多个外部孔口。在一个实施例中， 操作 84 是由等同于或类似于管路 44 和呼吸用具 10( 如图 5-7 所示及如上所述的 ) 的管路和呼吸用具执行的。
     在一个实施例中， 受试者的气道的被包围的一个或多个外部孔口包括受试者的鼻 孔。在这一实施例中， 操作 84 可以包括引导可呼吸气体的加压流从管路到受试者的单个鼻 孔， 同时密封可呼吸气体的加压流使其不到达受试者的另一个鼻孔。操作 84 的这一部分可 以由呼吸用具内等同于或类似于内部障碍物 60( 如图 7 所示及如上所述的 ) 的内部障碍物 执行。
     图 10 图示说明在受试者呼吸时支持受试者的气道的方法 86。下面展示的方法 86 的操作意在是说明性的。在一些实施例中， 方法 86 可以通过未描述的一个或多个额外操作 和 / 或不通过已讨论的一个或多个操作来完成。另外， 图 10 所示和以下所述的方法 86 的 操作次序并不意在进行限制。虽然下面参考等同于或类似于系统 40( 如图 4 和 6 所示及如 上所述的 ) 的系统的部件描述方法 86 的操作， 但这并不意在进行限制。在不偏离本公开的 范围的情况下， 方法 86 可以在各种其他背景下被实现。
     在操作 88 处， 包围受试者的气道的一个或多个外部孔口。受试者的气道的一个或 多个外部孔口可以被在气道的一个或多个外部孔口与环境大气之间形成多个流径的主体 包围。所述多个流径包括由所述多个流径中的一个或多个但非全部构成的第一流径子集。 在一个实施例中， 该主体等同于或类似于主体 14( 如图 4 和 6 所示及如上所述的 )。
     在操作 90 处， 使得环境大气中的气体能够以相对较小的阻力到达被包围的一个 或多个外部孔口， 从而使得受试者能够通过被包围的一个或多个外部孔口自由地吸气。在 一个实施例中， 操作 90 是由等同于或类似于吸气阀 26( 如图 4 和 6 所示及如上所述的 ) 的 一个或多个吸气阀执行的。
     在操作 92 处， 生成一个或多个输出信号， 这些输出信号传达与受试者的气道的稳 定性相关的信息。在一个实施例中， 操作 92 是由等同于或类似于传感器 30( 如图 4 和 6 所 示及如上所述的 ) 的一个或多个传感器执行的。
     在操作 94 处， 基于在操作 92 处生成的输出信号调整支持受试者的气道的治疗的 一个或多个参数。 所述一个或多个参数可以包括例如气体从受试者的气道的被包围的一个 或多个外部孔口流通到环境大气所通过的一个或多个流径对气流的阻力。作为非限制示 例， 所述一个或多个参数可以包括提供到受试者的气道的一个或多个外部孔口的加压气流 的参数 ( 例如流速、 压力等 )。在一个实施例中， 操作 94 是由等同于或类似于处理器 32 或 处理器 50( 如图 4 和 6 所示及如上所述的 ) 的处理器执行的， 该处理器控制等同于或类似 于呼气阀 28( 如图 4 和 6 所示及如上所述的 ) 的一个或多个呼气阀、 等同于或类似于管路 阀 52( 如图 6 所示及如上所述的 ) 的一个或多个管路阀和 / 或等同于或类似于压力发生器 42( 如图 6 所示及如上所述的 ) 的压力发生器。
     上述系统和方法已经被阐述为为了支持气道的目的在受试者的气道内提供升高 的压力。这不应被视为是进行限制。本领域技术人员将认识到本文描述的系统和方法也可 以为了其他治疗目的而被实现以升高气道内的压力。例如， 通过吸气与呼气之间的阻力差 控制受试者的气道内的压力可以被实现以通过最大化呼吸功能、 在呼吸中利用增加量的气 泡、 减少或延缓肺内的流体积累和 / 或提供其他治疗益处来检测和 / 或治疗急性肺水肿。
     虽然为了说明的目的基于当前认为是最实际和优选的实施例详细描述了本发明， 但应理解此类细节仅用于该目的且本发明并不局限于所公开的实施例， 相反， 本发明意在 包括处于随附权利要求的精神和范围内的修改和等价布置。 例如， 应理解， 本发明预期到在 可能的范围内任何实施例的一个或多个特征可以与任何其他实施例的一个或多个特征进 行组合。