用于呼吸测量的方法和布置结构与流程

1.总体上，本发明涉及呼吸测量。特别地，但非排他地，本发明涉及一种用于测量和检测人类呼吸的变化的方法。


背景技术：

2.肺功能测量是监测和诊断多种肺疾病的基础。然而，由于他们的发育阶段或者精神或人体上的限制而具有有限的配合能力的受试者不能进行需要严格的呼吸动作的正常肺功能测试。例如，由于常规肺功能测试的不适合性，难以诊断学龄前儿童的哮喘。
3.自发潮气呼吸(tb)期间的测量需要最少的配合，因此适合小孩和婴儿。有大量研究表明，由tb流量曲线或流量
‑
容积(tbfv)曲线得出的参数对于年轻患者的阻塞性呼吸疾病以确定的方式变化。研究表明，例如，tb参数与1秒内的用力呼气容积(fev1)、气道阻力、支气管扩张器反应和乙酰甲胆碱激发有关，并且它们可以用于区分病理性呼吸状况。
4.用于测量和分析tb模式的当前技术和布置结构由于需要直接访问气道而受到阻碍。镇静有时可以用来克服测量的心理方面，但是身体的面部接触和增加的死腔仍然会使呼吸模式失真。特别是对潮气呼吸的时间变化性的分析将受益于较长的tb记录，这对于需要直接气道访问的仪器是不可行的。


技术实现要素：

5.本发明的实施方式的目的是至少减轻现有技术布置结构中明显的一个或更多个前述缺点，特别是在用于呼吸测量的方法和布置结构的背景下。该目的通常通过根据本公开内容的方法、布置结构和计算机程序产品来实现。
6.本发明的优点在于，它允许以可以用于检测人的呼吸的变化的方式来测量人的呼吸。这样检测到的呼吸的变化可以随后用于诊断检测到的呼吸变化的原因。
7.根据本发明的一个方面，一种方法，用于使用测量数据来测量呼吸的变化，所述测量数据表示在一持续时间内的、呈呼吸的流量和容积的形式或呼吸的流量和时间的形式或呼吸的时间和容积的形式的多个测得的呼吸周期，并且其中，这些测量数据至少与呼吸周期的呼气阶段测量有关，
8.分析呼吸周期的流量
‑
容积、流量
‑
时间或时间
‑
容积测量的呼气阶段的变化性，其中，测量是一持续时间内的测量，
9.其中，根据在呼吸周期的呼气阶段中的呼出容积的前半部(first half，前半部分、上半部)的范围内的测量数据来分析呼吸周期的呼气阶段之间的变化性。
10.根据本发明的另一方面，一种用于测量呼吸的变化的布置结构，所述布置结构包括测量装置，所述测量装置用于测量在一持续时间内的呼吸的流量和容积或呼吸的流量和时间或呼吸的时间和容积，并且其中，这些测量至少与呼吸周期的呼气阶段测量有关，
11.并且还包括计算装置，所述计算装置被布置成，
12.分析呼吸周期的流量
‑
容积、流量
‑
时间或时间
‑
容积测量的呼气阶段的变化性，其
中，测量是一持续时间内测得的测量，
13.其中，根据在呼吸周期的呼气阶段中的呼出容积的前半部的范围内的测量数据来分析呼吸周期的呼气阶段之间的变化性。
14.根据本发明的另一个方面，一种在非暂时性计算机可读介质中实施的计算机程序产品，包括用于使计算机执行权利要求1的方法的计算机代码。
15.如上文简要回顾的，取决于每个特定实施方式，本发明的不同方面的实用起因于多个问题。
16.表述“若干”在本文中可以指从一(1)开始的任何正整数。表述“多个”可以相应地指从二(2)开始的任何正整数。
17.术语“示例性”在本文中是指示例或类似示例的特征，而不是唯一或仅优选选项。
18.术语“潮气容积(volume，容量、量)”是表示单次正常吸气或呼气期间转移的空气容积的容积。因此，表述“潮气呼吸”用于指其中容积为潮气容积的正常呼吸。
19.表述“呼吸周期”用于指包括呼气和吸气在内的呼吸的周期。表述“呼气阶段”用于指呼气周期的除呼气周期的吸气之外的呼气。
20.在所附从属权利要求中还公开了本发明的不同实施方式。
附图说明
21.参考附图更仔细地回顾本发明的一些示例性实施方式，其中
22.图1描绘了适合于根据本发明的方法的测量装置布置结构的实施方式，
23.图2描绘了适合于根据本发明的方法的测量装置布置结构的另一实施方式，
24.图3描绘了根据本发明的方法的实施方式的流程图，
25.图4描绘了示出来自两个组的tbfv测量的变化性之间的wilcoxon秩和检验的p值的图，其中第一组包括哮喘人的tbfv测量数据，第二组包括健康人的tbfv测量数据，
26.图5描绘了示出在一时间范围内的睡眠期间在持续测量期间从一人获得的多个流量
‑
容积曲线的曲线图，
27.图6描绘了示出在一时间范围内的睡眠期间在持续测量期间从一人获得的多个流量
‑
容积曲线的另一曲线图，
28.图7描绘了示出在一时间范围内的睡眠期间在持续测量期间从一人获得的多个流量
‑
容积曲线的另一曲线图。
具体实施方式
29.图1描绘了适合于根据本发明的方法的测量装置布置结构的实施方式。用于阻抗呼吸描记的设备30通过连接器接口31连接到附接到人体1的右手臂2的传感器11和附接到左手臂3的传感器12。传感器21、23附接到胸侧或人体1两侧的腋中线。传感器元件包括电极和将电信号传导到连接器接口31的电缆13、14、15、16。腋中线被定义为前腋线和后腋线之间的躯干上的冠状线。传感器的放置可能距腋中线变化几厘米。
30.传感器11、12、21、22，电缆13、14、15、16，接口31和设备30是阻抗呼吸描记测量系统的部件。传感器11、12、21、22可以包括可以帮助使用阻抗呼吸描记系统的人将传感器连接到人体1上的正确位置的文本、颜色或其他指示。袖套41、41可以包括将左手臂2和右手臂
3分开的指示。另外，袖套41、42的尺寸或形式可以阻止使用者将传感器11、12安装到错误的位置。
31.在该布置结构的一个实施方式中，配置给设备30的接口31被布置为包括正确安装过程的指示，诸如颜色编码或文本。设备30还可以包括用于向用户通知该过程的显示器。在设备30中实施的软件还可以包括用于向用户提供辅助信息、确认正确安装过程或在安装或操作期间通知任何错误的代码。错误情况的一个示例是测量数据超出了预定范围。
32.设备30可以包括用于将阻抗呼吸描记信息传输到另一设备诸如计算机或另一医疗设备的接口。在一个实施方式中，设备30被布置成将由呼吸引起的胸阻抗的变化转换成可以与其他应用一起使用的高电平呼吸信号。设备30也可以集成到另一医疗设备中。
33.图2描绘了适合于根据本发明的方法的测量装置布置结构的另一实施方式，其中传感器11、12被布置为袖套41、42的一部分。袖套41、42由电阻材料制成，该电阻材料防止手臂2、3与躯干之间的直接皮肤接触。这防止了电流通过皮肤以及因此导致假值。通过高腋线或从肺上部的首选路径测量生物阻抗值。袖套也可以是被布置成与阻抗呼吸描记系统一起使用的衬衫或夹克43的一部分。袖套也可以是臂带(armband，臂章、袖章、臂环)的形式。在一个实施方式中，臂带的厚度使手臂与人体保持一定距离。袖套还可以包括被配置为由合适材料诸如银或铂制成的织物电极的电极。
34.传感器11、12、21、22可以布置成不同的配置。在四极生物阻抗测量中，使用四个电极；两个用于馈送恒定振幅的交流电，两个用于感测电压。在测量电流时也可以使用恒定电压。电极正在测量，例如，从两个手臂测得电压差，或者电极可能正在馈送电流，从而能够测量阻抗。用于相同参数的一对电极始终被定位成彼此相距一距离。馈送电流和测量电压也可以被组合成单个传感器，作为一对电极。
35.在阻抗呼吸描记中，小的高频电流经过一对皮肤电极，另一对电极用于记录所产生的与阻抗成比例的电压，该阻抗又与肺容量成比例。心源性振荡可以通过芬兰专利申请fi20115110中描述的滤除技术来去除，该专利申请通过引用并入本文。
36.将电极11、12放置在手臂2、3上在阻抗对肺容量的比例上显著改进了测量结果的线性度，尤其是在低肺容量处。电极的一种示例性放置是在肱二头肌和肱三头肌之间。电极在手臂上的这种放置可以描述为放置在腋上线上。防止手臂和侧面之间的皮肤接触改进了测量，因为皮肤接触不会对生物阻抗值有所贡献。
37.本文提供了用于从胸阻抗信号中滤除心源性振荡的方法的示例。
38.通过下述来抑制振荡信号sosc：提供包括所述振荡信号sosc和调制信号smod的复合信号；用高通滤波器对复合信号s进行高通滤波，以产生振荡信号sosc的估计和调制信号smod的估计，其中，振荡信号sosc的估计包括在调制信号smod的第一状态期间的第一振荡以及在调制信号smod的第二状态期间的第二振荡；定义与所述第一状态相关联的第一筐(bin，单元、箱)和与所述第二状态相关联的第二筐；根据从调制信号smod的估计所定义的状态为所述第一振荡分配第一筐，根据从调制信号smod的估计所定义的状态为所述第二振荡分配第二筐；在所述第一筐中形成用于所述第一振荡的第一平均波形，在所述第二筐中形成用于所述第二振荡的第二平均波形；以及使用所述第一和第二平均波形，以在所述第一和第二平均波形的相应状态下，从所述复合信号s抑制所述振荡信号sosc。
39.换句话说，可以从包括振荡信号sosc和调制信号smod的复合信号s中抑制振荡信
号sosc，而无需去除调制信号smod的部分。对复合信号s进行高通滤波，以产生振荡信号sosc和调制信号smod的估计。振荡信号sosc的估计至少包括在调制信号smod的第一状态期间的第一振荡以及在调制信号smod的第二状态期间的第二振荡。定义与所述第一状态相关联的第一筐和与所述第二状态相关联的第二筐，并且根据从调制信号smod的估计所定义的状态为所述第一振荡分配第一筐，根据从调制信号smod的估计所定义的状态为所述第二振荡分配第二筐。在所述第一筐中形成用于所述第一振荡的第一平均波形，在所述第二筐中形成用于所述第二振荡的第二平均波形。并且在所述第一和第二平均波形的相应状态下从复合信号s中减去这些第一和第二平均波形，以形成调制信号smod。该方法可以例如应用于抑制阻抗呼吸描记信号中的心源性振荡，其中，心源性振荡和阻抗呼吸信号形成经胸阻抗信号。
40.图3描绘了根据本发明的方法的实施方式。
41.在302处，可以将测量装置布置结构用于或配置用于收集与呼吸测量有关的测量数据，或者可以访问包含与呼吸测量有关的测量数据的源诸如数据库，以获得测量数据。
42.在304处，获得表示多个呼吸周期的呼吸测量数据。这样的呼吸数据可以包括表示呼吸的流量和容积的容积和呼吸流量测量数据，或者表示呼吸的呼吸流量和时间的呼吸流量和时间测量数据，或者表示呼吸的持续时间内的容积的容积和时间测量数据，其中这样的数据包括来自多个呼吸周期以及在一持续时间内的测量的测量数据。呼吸测量数据可以包括在一持续时间内诸如至少几分钟、几小时诸如5小时或以上、或夜间睡眠的持续时间内的呼吸周期，其中在一持续时间内的呼吸周期的测量优选地，至少在优选的时间窗口中，诸如在特定的睡眠阶段中，是连续的和持续的。被分析的呼吸测量数据必须仅涉及单个人，并且呼吸周期优选地包括连续时间段内的连续呼吸周期，诸如一个晚上的睡眠中的呼吸周期或一天的任何时候的睡眠期间的其他这种足够的持续时间。另外，可以使用与在不同睡眠阶段期间的呼吸周期有关的呼吸测量，并且使用与在多个睡眠阶段中的多个呼吸周期有关的呼吸测量数据可以为该方法产生更鲁棒的数据质量。替代性地，可以获得和使用与优选的一个或更多个特定睡眠阶段有关的呼吸测量。替代性地，呼吸测量数据还可以涉及在非睡眠阶段期间诸如在清醒状态期间的连续时间段内的连续呼吸周期。不同的人或甚至是同一人的潮气呼吸在不同的时间可能具有不同的变化性，因此，本方法优选地利用与在一时间范围内对某人进行的呼吸测量有关的呼吸测量数据来进行，使得该测量基本上是连续的或使得呼吸周期包括时间上连续的呼吸周期。
43.尽管在此通常提到呼吸测量，但是呼吸测量数据可以从仅与呼吸周期的呼气阶段有关的测量数据获得。
44.呼吸测量数据的获得还可以包括所需呼吸周期测量的总计的阈值，即呼吸周期测量的总计测量数据和/或充分的时间跨度，呼吸测量数据需要该阈值以被允许或被认为足以用该方法进行分析。例如，这样的阈值可以包括在至少5小时的持续时间内的呼吸周期的tb呼气阶段流量
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容积、流量
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时间或时间
‑
容积测量。增加的测量数据的总计可以提高分析潮气呼吸随时间推移的变化性的准确性，但是本领域技术人员将理解，数据的充分性以及数据的类型(例如，是否与若干睡眠阶段和/或唤醒状态期间的呼吸周期有关)可能会有所不同，例如考虑到该方法的应用以及测量数据的质量或类型，甚至是该方法的期望准确度。
45.tb呼气阶段流量
‑
容积、流量
‑
时间或时间
‑
容积测量的呼吸测量数据可以用如前
所述的阻抗呼吸描记测量装置测量。用于测量呼吸容积、时间和/或流量数据的一些其他可行的测量装置和技术包括布置在床、床垫、毯子等上、通常基于电容测量诸如心冲击描记术的传感器测量布置结构。一些其他可行的测量布置结构包括可穿戴设备，诸如测量拉伸的衣服或皮带，一个示例包括呼吸感应体积描记术(rip)。此外，可以使用多普勒雷达传感器布置结构(例如，在doi：10.1109/tmtt.2013.2256924中讨论的)、光电脉搏波描记术(例如，由pneumacare)、电磁感应体积描记术(例如，由volusense)和基于加速度计的布置结构。显然，也可以使用其他合适的手段来从潮汐呼吸中获取呼吸周期的流量
‑
容积、流量
‑
时间或时间
‑
容积测量。
46.该测量数据优选地包括对静止的单个人，诸如对在夜间或白天期间睡觉的人进行的tb呼吸周期测量。可以诸如通过从数据库、云或其他这样的源获得用于使用该方法的测量数据来对现有数据集执行该方法。因此，该方法不必包括进行实际测量以收集测量数据。而且，可以从仅与人的呼气阶段的测量有关的数据集获得呼吸测量数据。显然，也可以从表示多个人的呼吸测量数据的数据集获得与多个呼吸周期有关的呼吸测量数据，在该数据集中，数据被过滤，使得选择仅与单个人有关的相关呼吸周期数据。
47.例如，鉴于信号滤波，也可以在此时对测量数据进行预处理或处理，例如以从流量
‑
容积、流量
‑
时间或时间
‑
容积呼吸测量的复合信号中去除心源性振荡。此时，还可以对测量数据进行预处理或处理，以丢弃可能因测量期间的运动、说话、哭泣、咳嗽等而失真的数据部分。此外，还可以通过将一个或更多个校准系数或校准模型应用于流量
‑
容积、流量
‑
时间或时间
‑
容积呼吸测量的复合信号或经过滤的信号，来对测量数据进行处理或预处理，以提高测量准确度。
48.在306处，可以排除表示呼吸周期的吸气阶段的数据。如果测量数据仅包括呼气阶段的测量数据，例如当吸气阶段没有被测量、被省略或当已经为该方法提供了呼吸测量数据使得呼吸测量数据仅包括呼气阶段的测量数据时，该方法项不是必需的。
49.在308处，可以对测量数据进行标准化，使得呼气容积或时间被标准化到恒定范围，诸如到0
‑
100％。此外，对测量数据进行标准化，使得呼气的流量被标准化，使得呼出流量的时间积分等于呼出容积的时间积分。可选地，测量数据可能已经呈标准化形式，在这种情况下，该方法项不是必需的。然而，数据的标准化不是必需的，并且测量数据还可以包括与来自肺的呼吸容积或呼出空气流量的绝对测量不相关的测量数据。测量数据可以是相对形式，例如作为由测得的呼吸的流量和时间计算出的t
ptef
/t
e
(t
ptef
＝达到峰潮气呼气流量的时间，t
e
＝呼气总持续时间)比，或者作为由测得的呼吸的流量和容积计算出的v
ptef
/v
e
(v
ptef
＝峰潮气呼气流量处的容积，v
e
＝峰潮气呼气流量处的容积)比。测量比t
ptef
/t
e
和v
ptef
/v
e
在现有技术中，例如出版物“an official american thoracic society/european respiratory society statement:pulmonary function testing in preschool children.”american journal of respiratory and critical care medicine，175(12)，第1304
‑
1345页中已经讨论过。
50.在310处，可以使用移动平均窗口来计算呼吸周期及其呼气阶段的平均值。这是一可选的方法项，但是它的好处是使呼吸周期之间的相关性计算的更加有效，因为相关性可以从多个平均呼吸周期而不是从所有各个呼吸周期计算出。各个呼吸周期可能在数量上大得多。平均方案的示例可以包括计算20个连续的各个呼吸周期的平均值，并将它们表示为
一个平均呼吸周期。
51.在312处，计算各个或平均呼吸周期之间的呼气阶段的呼出容积的前半部随时间推移的变化性。可以例如根据下述计算出变化性：表示一持续时间内的呼吸周期的呼吸周期的流量
‑
容积、流量
‑
时间或时间
‑
容积测量的各个或平均呼气阶段之间的相关性。同样，可以使用其他手段来计算呼吸周期的流量
‑
容积、流量
‑
时间或时间
‑
容积的各个和/或平均呼气阶段之间的变化性。以流量
‑
容积标度的呼吸周期的平均呼气阶段之间的变化性的示例可以在图5至图7中看到。
52.在314处，所计算的相关性和/或所计算的变化性可以用于确定在潮气呼吸期间的呼气的变化性。呼气阶段的呼出容积的前半部的变化性水平已经被示出为与气道阻塞的存在相关联，诸如，呼气阶段的较低变化性水平指示存在某些气道阻塞，而呼气阶段的较高变化性水平指示健康的潮气呼吸。因此，这可以用作肺部疾病诊断诸如诊断哮喘的基础。类似地，所确定的呼气阶段的变化性水平可以用于确定药物或治疗效率。显然，该方法步骤不是该方法所必需的，但是它提供了本发明若干实际应用的示例。
53.本发明的方法优选地是计算机实施的方法，其可以在计算机、计算机网络或类似的计算装置上执行。本发明的布置结构可以使用根据图1和图2的阻抗呼吸描记测量装置或用于测量一持续时间内的呼吸的流量和容积以及呼吸的流量和时间或呼吸的时间和容积的其他此类描述的测量装置，以及使用计算装置诸如计算机、计算机网络等，该计算装置至少在功能上连接到测量装置以收集来自测量装置的测量数据并执行对呼吸周期的流量
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容积、流量
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时间或时间
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容积测量的呼气阶段的变化性的分析，其中根据在呼吸周期的呼气阶段中的呼出容积的前半部的范围内的测量数据来分析呼吸周期的呼气阶段之间的变化性。如所讨论的，信号分析也可以在计算装置、计算机网络等上进行。
54.图4描绘了示出两个组的样本的测量之间的比较的p值的图。第一组包括具有至少有3位医师见证的急性下气道阻塞的、年龄为2.5(中位数和范围为0.
‑
5.7)岁的70位患者，从中获取了该组的已停用ics药物4周的人的60份测量。与第一组的样本进行比较的第二组包括对其进行了总共80次测量的、年龄为4.3(中位数和范围为1.5
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6.0)岁的39位健康对照人。计算了针对不同范围的所有tb流量
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容积测量之间的线性相关性。将变化性评估为每个夜间记录的相关值的四分位间距(r15
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45iqr)。使用wilcoxon秩和检验在两个组之间计算p值。从此处计算的不同范围可以清楚的是，在15％至45％范围内的测量的相关性的变化性可以明显表明第一组和第二组的样本的测量之间的差异，如p值所指示的。
55.测量包括在多个人的睡眠期间随时间推移从任何人获取的tbfv测量，而与睡眠阶段无关。如前所述，在呼气容积的15
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45％范围内进行的测量可以最好地表明健康人群与哮喘人群之间的差异，但是对于10
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50％或20
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40％，可能还会发现明显差异。因此，呼吸周期的容积或时间的前半部也可以涉及其他范围，其中该范围的最大值不超过约60％。
56.临床实验证据表明，在存在阻塞性气道疾病诸如哮喘或慢性阻塞性肺病(copd))的情况下，潮气呼吸固有的变化性会降低。这种变化源于呼吸神经控制中心的响应，因为它们整合了由呼吸中的困难调节的复杂的感觉信息(肺压力感受器、化学感受器等)。如图7所示，与图5和图6的呼气流量
‑
容积曲线的早期部分相比，哮喘存在时，呼气阶段的少量变化性明显在呼气流量
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容积曲线的早期部分比在后期部分更为明显。这很可能是由于下述事实：呼气开始时吸气肌肉(膜片、肋间肌)的激活没有急剧结束。取而代之的是，它们的活动
在呼气的第一部分继续并减少，直到呼气变得完全被动，这仅是由呼气的后面部分的肺部和胸部的机械后座力驱动的。这意味着早期呼气受呼吸神经控制的影响，该呼吸神经控制对气道阻塞很敏感，因此，当试图检测是否存在气道阻塞时，早期呼气对评估潮气呼吸变化性更好。
57.图5至图7示出了从若干人的睡眠期间而不管睡眠阶段获得的并且呈现为流量
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容积曲线的tb测量。测量数据也可以表示为流量
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时间或容积
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时间曲线。为了清楚起见，所描绘的呼吸周期的呼气阶段曲线包括呼吸周期的平均呼气阶段。
58.在图中，用两条垂直线标记了优选的前半部的15
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45％的范围，即呼吸周期的呼气阶段的呼出容积的15
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45％，以突出显示与该呼气阶段的其余部分相比，该范围内呼吸周期的相对较大量的变化性。
59.图5描绘了示出在一时间范围内的睡眠期间在持续测量期间从单个人获得的多个呼气(即，排除吸气)的流量
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容积曲线的曲线图。在这种情况下，样本包括使用吸入皮质类固醇(ics)药物治疗的哮喘人。根据该数据，可以在呼气的呼出容积的前半部的范围内检测出呼气随时间的相当大的变化性。
60.图6描绘了示出在一时间范围内的睡眠期间在持续测量期间从单个人获得的多个呼气(排除吸气)的流量
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容积曲线的另一曲线图。在这种情况下，样品包括免受肺部疾病影响的人。根据该数据，可以在呼气的呼出容积的前半部的范围内检测出呼气随时间的相当大的变化性。
61.图7描绘了示出在一时间范围内的睡眠期间在持续测量期间从单个人获得的多个呼气(排除吸气)的流量
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容积曲线的另一曲线图。在这种情况下，样本包括已停用ics药物4周的哮喘人。根据该数据，可以在呼气的呼出容积的前半部的范围内检测到呼气随时间的非常小的变化性。
62.本发明的范围由所附权利要求及其等同物确定。技术人员将再次意识到以下事实：所公开的实施方式仅出于说明性目的而构造，并且本文中所审查的创新支点将涵盖更好地适合于本发明的每个特定使用情况的其他实施方式，实施方式组合、变化和等同形式。