CN101547716B - 旁流型呼吸气体监测系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种旁流型呼吸监测系统，包括传感器、监测器和显示器。传感器构造成专用于具有可变流量的呼吸流并从呼吸流获得呼吸样本。监测器连接于传感器并配置成确定呼吸流量以及呼吸流各种组分如氧、二氧化碳、水和一氧化二氮的量。监视器还配置成应环境变化调节确定的值，并关于环境状态进行自标定。镜像瞬时地调整获得的数据以解决死角呼吸事件和生理呼吸修正如心脏事件。由监测器产生的信息经由显示器传送给操作者，显示器配置成显示实时呼吸性能。

Description

旁流型呼吸气体监测系统和方法

相关申请的交叉参考

本申请是国际申请，并且要求于2006年11月16日提交的序号为11/560462的美国非临时专利申请以及于2005年11月16日提交的序号为60/737231的美国临时申请的优先权，这两件申请的名称都是“旁流型呼吸气体监测系统和方法”，其说明书在此引用以资参考。

发明领域

本发明涉及监测呼吸的系统和方法，特别涉及一种被配置成监测被监控人的呼吸和生理性能的旁流监测系统。本发明提供了患者的实时、呼气相继(breath-by-breath)的旁流监测系统和方法。该系统监测呼吸流速和流成分，以评估患者的生理情况和呼吸性能的各种参数。

发明背景

人们通常接受这样的观点：监测呼吸性能能够提供对患者整体健康以及特定呼吸功能的诊断观察。基于呼吸性能的诊断或结论的精度，依赖于进行解释的技术解释人员的技能以及获取的信息的精度和信息计算的及时。呼吸监测通常需要获取呼吸样本以及确定所获取的呼吸样本的组成或成分。生理事件、患者情况设备结构和操作以及环境条件直接影响由呼吸监测系统所获取的信息精度。因此，如果不能说明与这些事件的有机联系，则对所获取信息的精度以及基于此精度的任何计算造成不利影响。此外，呼吸性能确定的及时性直接影响患者治疗决定。

心动周期是一种在生成呼吸性能信息中可以考虑的生理事件。在心跳周期期间，心室扩张会挤压肺部，并且生成呼吸周期的流异常。尽管流异常对于大多数人固然觉察不到，但是流异常的表现是呼吸流不连续，这可能导致对呼吸性能的不精确的解释，除非予以解决。其它生理情况如不良肺性能还可能对已监测的呼吸性能的解释造成有害影响。流路径死角(flow path dead-space)是必须解决的另一个因素，以便提供呼吸性能的精确确定。流路径死角包括患者呼吸死角以及与呼吸监测系统关联的死角，或者吸入死角。

呼吸流路径死角是易于保留呼出或吸入气体的那些呼吸部分。在患者体内，气管通道、口、舌能够分别形成呼吸流死角。来自在前吸入或呼出周期的气体可以临时保留在这些角中，即使后续吸入或呼出已经开始。在监测设备之内，连接线和传感器结构可能分别造成死角数据收集错误。也就是，把传感器连接到监测器上的线路和加入呼吸流路径中的传感器也许分别保留与在前吸入或呼出周期相关联的气体。任何呼吸监测的精度部分地依赖于监测系统校正这些典型死角之每个的呼吸性能信息的能力。

环境条件也影响在呼吸监测期间获得的信息的精度。例如，如果较之不包括已提升氧含量的环境的呼吸性能，则在富氧环境中，包括已提升氧含量的呼出将不提供呼吸性能的精确指示。类似地，如果测试环境是二氧化碳已经很浓的环境，则包含超量二氧化碳的呼出不提供生理性能的指示。因此，精确的呼吸监测系统还必须考虑环境测试条件中的偏差量。

二氧化碳计或呼出中的二氧化碳测量通常在包括通气患者的许多医疗场合完成。人们知道，作为时间函数的二氧化碳的浓度给出有关呼气频率(例如每分钟的呼气次数)的信息，和吸入或再呼气的二氧化碳含量的信息。在某些环境，测量的最高含量(这经常是一次呼气末二氧化碳浓度与动脉二氧化碳浓度)之间存在良好一致性，动脉浓度是看护病情非常危险的人的值。可以理解的是，将呼出二氧化碳含量比较动脉二氧化碳含量的这种方法不能实时监测呼吸性能。

查明由患者消耗的或者生成的实际化学量，会提高患者情况的临时或实时监测及诊断。也就是，监测呼吸成分以及容量会提高呼吸监测系统的诊断特性。现有方法依赖于收集呼出气体以及在呼气后的某时对其分析，以便查清患者情况。该方法通常称作“道格拉斯气袋(Douglas Bag)”收集方法，是麻烦的、费力的方法，并且对借助实时呼出相继数据获取和分析得到的全部信息打折。该方法通常还称作“间接测热法”，它通过定量患者产生的二氧化碳来间接测定患者热量消耗。因此，提供一种被配置成直接或实时并最好基于呼吸相继地测量人们产生的气体容量的呼吸监测系统是人们所期望的。

为了完成基于呼吸相继的气体容量的测量，作为时间函数的气体浓度必需与流信息同时被采集。在相同位置和相同时间作为流测量而测量的气体浓度通常被称作主流监测。主流监测的缺点是通常在患者呼出呼气的位置(即嘴)执行监测，或者在尽可能接近呼出的位置执行监测。这种监测通常所利用的设备往往是大的、笨重的且昂贵的。这种监测系统的另一缺点是增加了必须由患者解决的死角容积。因此，人们需要一种降低死角容积的轻型、便携呼吸监测系统。

尽管旁流系统(也被称之为新陈代谢车)解决了这些问题的大多数，但是这种系统呈现了其它缺陷。旁流系统抽取患者呼气的样本，并把它传送给远程气体浓度分析仪。旁流系统在正常情况下能够实时测量流。然而，所获取的呼气样本必须经由流管或类似物穿行某些距离，才能到达气体含量分析仪。由于在患者气流流过后的某时才分析气体样本，因此这种旁流系统呈现呼吸流的值与气体浓度值之间的临时偏差。该临时或时间式偏差使得旁流系统更难于实施，以及由此获得的数据更难于解释。所以必须广泛训练技术人员操作该系统，并理解用该系统获得的信息。因此，人们还需要一种节省制造、实施和操作成本的呼吸监测系统。

呼吸监测系统的另一考虑是监测系统的标定以及所获取信息的显示。已知呼吸监测系统的标定是耗时和费力的过程。标定通常包括技术人员把已知气体的已知容量多次传递到监测系统中。已知气体和相对已知的容量的组合提供了用来标定监测系统的操作信息。不幸的是，标定处理通常仅在监测开始时执行，必须频繁地重复以确保监测系统的精确操作，并且不能充分应对测试环境的变化。此外，这种标定通常严重依赖于执行标定的技术人员的经验，以及标定工具如已知容量和已知气体的气体管式注射器的有效性。

已知监测系统的输出还呈现误解释的可能性。在吸气期间，监测的氧含量应当最大，并且监测的二氧化碳含量应当最小，即环境条件。在呼气期间，检测的氧含量应当最小，并且监测的二氧化碳含量应当最大。呼吸周期期间的氧含量和二氧化碳含量的逆相关以及呼吸流的动态函数在整个呼吸周期通常不临时校准。如图1所示，呼吸信息通常不通过循环校准来产生，并且技术人员通常必须校准输出以生成实时流和呼吸函数的组成。图1是包括二氧化碳走向和流走向的走向图8。第一纵坐标14显示二氧化碳走向10总是正的，根据横坐标15所示，并且其范围是从多个相对最小值16到多个相对最大值18。如上所述，二氧化碳走向10的相对最大值18反映了患者呼气，而最近区域的相对最小值16反映与死角数据获取和环境二氧化碳含量相关联的二氧化碳含量。

流走向12按照第二纵坐标20表示。流走向12重复地经过横坐标15，使得正值指示吸气，负值指示呼气。如上所述，每次呼气(与负流走向值关联的流)应当互相关于二氧化碳走向的相对最大值。如参考字母A、B、C和D所示，临时调整流走向和二氧化碳走向需要把流走向12的相位位移到二氧化碳走向10的右边。为了在确定流和呼吸成分信息的时间调整中，确保相对走向的适当位移，必须获得一个标识符。已知呼吸监测系统的另一个缺点是同时调整呼吸流值、二氧化碳浓度值和氧浓度值的能力。二氧化碳值和氧值经常显示在不同轴线或完全不同的屏幕上，因此不能进行时间调整以用于解释。

以上讨论的每个缺点都导致已知呼吸监测系统实施中的诸多不足之处。这些呼吸监测系统的成本和复杂性导致他们很少被使用或者导致对这种系统获得的结果的不适当解释。此外，这种系统所获得和利用的信息限制了这种系统的诊断功能，即忽略了可以通过对呼吸周期可变函数和监测系统的操作变化的时间调整而得以利用的信息。

因此，人们需要一种被配置成调整呼吸流信息和呼吸成分信息的实时呼吸监测系统。此外，人们还需要制造和操作简单有效的呼吸监测系统，该系统提供简明的实时调整呼吸信息。

发明内容

本发明的目的是提供一种解决上述问题的呼吸监测系统。该监测系统包括传感器、监测器和显示器。传感器被构造成专用于具有可变流量的呼吸流并从所述呼吸流中获得呼吸样本。监测器连接传感器，并且被配置成确定呼吸流量以及呼吸流的几个成分如氧、二氧化碳、水和一氧化二氮之量。监测器还被配置成调整已确定的用于环境条件变化的值，并且就监测系统的环境条件和操作进行自校准。监测器临时调整已确定的数据，以便对应死角呼吸事件和生理呼吸变化如心脏事件。监测器所生成的信息经由显示器传送给操作员，所述显示器被配置成显示实时呼吸性能，以便用其它呼吸周期信息时间调整所测量的参数。

本发明一方面包括具有流量传感器和控制器的旁流呼吸监测系统。流量传感器被构造成布置在呼吸流路径中以便检测呼吸流的各种参数。控制器连接流量传感器，并且被配置成确定呼吸流值以及该流成分的至少部分。控制器根据近似地呼吸相继临时关联呼吸流值和成分的部分，以提供实时呼吸相继的呼吸监测。

本发明另一方面包括具有流量传感器、分析仪和控制器的呼吸监测系统。传感器被构造成检测呼吸流并获取呼吸流的旁流样本。分析仪被构造成确定呼吸流所带有的气体量，以及控制器被构造成自动标定分析仪。

根据本发明另一方面的旁流呼吸监测系统，包括用来检测呼吸流和获取呼吸流样本的传感器。监测器试连接传感器，用于确定根据呼吸相继的呼吸流中的氧含量和二氧化碳含量。显示器连接监测器，用于在共同图示(common plot)显示与氧含量和二氧化碳含量相关联的信息，以提供全面的时间调整呼吸信息。

本发明再一方面公开了一种监测呼吸信息的方法，包括测量患者流、患者压力并获取旁流呼吸样本。该方法确定旁流呼吸样本流以及所获取的旁流呼吸样本中的氧浓度和二氧化碳浓度。被确定的流和浓度根据呼吸相继进行临时调整。

在本发明又一方面中，公开了一种呼吸相继分析仪，它包括被构造成专用于呼吸流的传感器。连接传感器的分析仪被配置成确定呼吸流的压力和成分的至少部分。分析仪包括专用于传感器的适配器，以便呼吸流的第一部分经过传感器以及呼吸流的第二部分经过适配器。这种构造提供了一种被配置成监测基于呼吸相继的呼吸性能的高流量分析仪。

本发明再一方面包括一个呼吸监测系统，具有被构造成监测氧浓度的氧传感器以及被构造成监测二氧化碳浓度的二氧化碳传感器。监测系统包括第一和第二输入，其中每个输入被构造成把各自的气体源流动式地连接到氧和二氧化碳传感器。

根据本发明另一方面的呼吸监测装置，包括以下至少之一：阀、连接阀的泵、氧传感器、二氧化碳传感器以及控制器。控制器被配置成控制阀和泵操作，用于把气体传送给氧传感器和二氧化碳传感器之每个，以便模仿呼吸流和呼吸成分。

本发明另一方面包括一个生理监测器控制器，具有被配置成接收生理信号的输入和被配置成通过调节振幅域和时域的输入值确定输出的校正协议。

从以下具体说明和附图，将会明白本发明的各个其它特征、方面和优点。

附图简要说明

附图示出了实现本发明的一个优选实施例，在附图中：

图1是现有技术装置的数据表示的示意图；

图2是本发明的旁流呼吸监测系统的透视图；

图3是图2中所示监测系统的分析仪的平面图；

图4是图l中所示监测系统的一个传感器实施例的透视图，该传感器具有一个可选用适配器和附加在传感器上的面罩。

图5a和图5b是图4中所示传感器的正面端视图，具有连接传感器的适配器，并从中拆除了面罩；

图6是图5所示监测系统的传感器的正视图，传感器上拆除了适配器；

图7a和7b是图2所示的监测系统的示意图；

图8是由图2所示监测系统执行的流确定校正过程的示意图；

图9是由图2所示监测系统执行的一连串第一组合校正操作的示意图；

图l0是由图2所示的监测系统执行的第二组合校正过程的示意图；

图11是用现有技术的呼吸监测系统获得的浓度域响应时间增强的图示；

图12是由图2所示的呼吸监测系统获得的样本时间响应时间增强的图示；

图13a和13b是由图3所示的分析仪执行的数据校正处理的图示；

图14是由图2所示监测系统执行的气体浓度生理镜像校正过程的示意图；

图15是由图2所示呼吸监测系统获得的死角校正过程的一个实施例的图示；

图16是流反转同步的图示，显示由图2所示的呼吸气体监测系统获得的气体浓度值和时间调整流；

图17是由图2所示呼吸气体监测系统执行的阈值标定和检验过程的示意图；

图18是由图2所示呼吸气体监测系统执行的环境条件流和气体浓度调整过程的示意图；

图19a和19b是由图2所示呼吸气体监测系统执行的流周期确定和校正过程的示意图；

图20a和20b是时间调整的呼吸信息生成过程的示意图，它考虑了图19a和19b所示的流周期确定和校正过程；以及

图21是由图2所示呼吸气体监测系统获取和校正的信息的典型显示。

最佳实施方式

图2显示了本发明的监测系统30。监测系统30包括控制或分析仪32、传感器34和显示器36。传感器34被构造成专用于由箭头38指示的呼吸流，或者参与者或患者40。多个管道42把传感器34操作式地连接到分析仪32。第一和第二管道44、46连接传感器34，以便监测传感器34中的呼吸流38的压差。第三管道48获取呼吸流38的呼气样本，并把该样本传送给分析仪32。最好为心率监测器50的生理监测器也连接分析仪32，并且被构造成把患者心跳状况传送给分析仪32。监测器50最好被配置成监测患者心跳周期的脉动效果以及患者循环系统的饱和的氧含量。

已经从管道42和心率监测器50获得数据或信号的分析仪32，生成时间调整和成分校正的呼吸信息，并在显示器36上输出该信息，如下所述。分析仪32包括允许选择性配置分析仪32的操作的可选用户输入52，和显示器36的输出，从而使分析仪32和分析仪36分别生成和输出预期信息。显然，显示器36可以被构建成触摸屏显示器，使得用户或者技术人员可以通过触摸显示器的选择区域来操控其显示结果和分析仪32的操作，而不使用辅助输入装置如键盘54和/或鼠标56。

如有关图3的进一步说明，分析仪32包括第一输入57和第二输入59，以便允许多个气体源并行连接分析仪32。如图2所示，第一输入57连接传感器34，第二输入59连接另一传感器、道格拉斯气袋、气筒或者容器61。应当明白，容器61可以被配置成容纳已知气体的量或者从另一患者收集的气体的量。这种配置使监测系统30监测和评估多个气源。这种配置在如下的环境中特别有用：期望监测若干个患者；或者具有低于正常呼吸潮气量的患者如早产婴儿，其具有如此低的呼吸量，因此需要收集呼吸以便评估呼吸气体中成分。

参见图3，分析仪32包括一个壳体58，其内容纳控制或控制器60。氧传感器62、二氧化碳传感器66、流量传感器67也被安装在壳体58中。当然，氧传感器62是基于如激光、声、固态、电流计(如电流的或电位的)的多种技术的任一个。多个管道68互连传感器62、64、66，并传送所获得的流的各自部分流经分析仪。泵70和多个阀72、74、76控制流经分析仪32的呼吸流的定向通道。分析仪32包括湿度传感器78和温度传感器80，它们被配置成监测环境温度和湿度以及呼吸流的温度和湿度。显然，分析仪32包括任选的加热器和/或加湿器，以便经由呼吸流把热能和/或湿气传送给患者。

第一输入57和第二输入59穿过壳体58，并且被构造成可拆卸地对接如图2所示的连接传感器34或容器61的管道42。电连接器84也穿过壳体58，并且被构造成把分析仪32生成的信息传送给外部装置如个人计算机、个人数据助理(PDA)、蜂窝电话或类似物。作为选择，还应当理解，分析仪32包括一个无线接口，以便允许把分析仪32获取和计算的信息无线传送给外部装置。分析仪32包括一个输入连接器82，它被构造成把来自患者监测器50的信息传送给分析仪。输入84被构造成可拆卸地把监测器50连接到分析仪32，以便将监测器50获得的信息传送给分析仪32。当然，这些输入和连接器84任何常规连接协议，如串行插头连接器、USB连接器或类似物，或者具有独特配置。分析仪32还包括泄漏测试阀89，在下面的分析仪32的自动标定和性能监测的说明中将描述其操作。显然，分析仪32的比较紧凑和重量轻的特性使得监测系统10非常便于携带以及可用多个传感器操作。图4-6显示了可适用于本发明的多个传感器。

图4是传感器34的放大图，具有与其连接的可选用的适配器88和可选用的面罩90。面罩90确保在呼吸监测过程期间防止鼻呼吸，或者确保朝向传感器34。这种配置将代表整个呼吸流的信息传送给分析仪32。而适配器88则被构造成允许呼吸流的一部分绕过传感器34。这种配置特别适合在高呼吸流周期期间，比如在成年人或运动员强度测试过程期间，获取呼吸数据。

如图5a和图5b所示，适配器88包括多个通道92，它们被构造成允许总呼吸流的一部分通达大气，从而绕过传感器34的通道94。最好是，适配器通道92被配置成允许流(是定向通过传感器34的流的倍数)通过适配器88。特别是，通道92被构造成允许10倍于定向通过传感器34的呼吸流的气流通过适配器88。这种配置简化了与确定总流信息相关联的计算，因为此时仅仅总气流的一小部分才定向通过传感器34。适配器88便于通常与压力测试相关联的加大呼吸流，而又不过分加重患者或参与者的呼吸系统的负担，这种负担与需要使呼吸流的全部流过传感器34更狭窄通道相关。

图6是拆调适配器88和面罩90的传感器34的详图。适配器88包括患者端96和大气端98。传感器部分100通常设置在患者端96与大气端98之间。传感器部分100包括文氏管部分102，它被构造成在传感器部分100的各端之间生成压差。经由第一管道44和第二管道46传送给分析仪32的信号使分析仪32检测传感器部分100上的压差，并由此提供用于计算经由传感器34传送的呼吸流38的信息。第三管道48获得呼吸流或吸气的样本，并且把获得的呼吸流样本传送给分析仪32，然后确定呼吸流的气体的组成或成分。显然，传感器的结构可以部分地根据患者的呼吸能力而修改。也就是，传感器34适于使患者的呼吸监测适用于低呼吸潮气量(tidal volume)或流量，例如用于分析与早产儿、新生儿患者和类似患者有关的呼吸成分。为了这种应用，传感器34被配置成按近似0-16cm水柱压差范围的流体阻力运行，该范围覆盖了通常为0至10升/分钟范围内的更小流范围。传感器34的结构和操作的进一步细节被公开在作为本文参考引用的第5925831和D413825美国专利和第2004/0254491美国专利公开文献中。

图7显示了样本流经过分析仪32的图示。分析仪32被构造成接收与待分析气体有关的多个输入106中的任何一个。输入106可以包括室内空气或环境输入108、标定气体输入110、道格拉斯气袋输入112和患者输入114。第一管道116把环境输入108传送给气阀72，第二管道118把环境输入108传送给分析仪32的流量阀74、76。同样，连接传感器34的管道44和46把患者气流传送给流量阀74和76。当道格拉斯气袋输入112被分析仪32利用时，第一管道120和第二管道122把道格拉斯气袋气体物质传送到阀74和76。应当理解，道格拉斯气袋是一个被配置成储存呼吸样本或已知呼气样本的容器。

不论输入气体的来源如何，流量阀74和76都经由管道126、128把已接收的流传送给流分析仪124。流分析仪124连接温度传感器130，并且包括温度校正协议132，该协议被配置成监测气流，并将已检测的气流与分析仪32的相应温度或大气相关联。温度校正协议132校正与测试环境相关联的可变温度的已计算流值。流分析仪124包括流偏移漂移补偿器134，给补偿器被配置成解决与分析仪32的扩展操作相关联的漂移变量。所以，流分析仪124被配置成调节与流分析仪124的环境条件以及操作变化相关联的变化的已测量流参数。

传送给气阀72的气体样本被传送给泵控制136，并由此到达氧传感器62、一氧化二氮传感器64以及二氧化碳传感器66。氧传感器62、一氧化二氮64和一氧化二氮传感器66被配置成指示输入流中含有的组成气体的相应含量，而不管输入气体源如何。所以，分析仪32可工作于能够并行地连接分析仪32的多个气源。正如将进一步说明的那样，控制器60被配置成评估哪个类型的气源连接分析仪，并启动检测序列或标定序列。

再参见图7，分析仪32生成多个输出140，包括源自泵控制136的样本吸入速率142。内腔压力值144和无补偿的二氧化碳值146源自二氧化碳传感器66。无补偿的一氧化二氮值148源自一氧化二氮传感器64，无补偿的氧气值150从氧传感器62生成。流分析仪124生成患者压力数据152和呼吸流数据154。分析仪32还包括多个用户输入，即电源输入156、阀控制输入158、串行通信输入160、传感器类型选择162、环境压力输入164和被配置成监测患者心脏状况的患者手指夹。

分析仪32包括确定患者氧饱和度的氧饱和度控制器168，患者氧饱和度从专用于患者监测器50的氧饱和串行链路170传送给氧饱和度控制器168。分析仪32还被配置成生成与传感器类型172和环境压力确定174相关联的输出。如上所述，分析仪32包括多个串行通信链路176，以便于分析仪32与其它辅助装置如个人计算机、PDA和类似物之间的连接。这种配置允许分析仪32工作于多个不同流输入源，即工作于多个气和流传感器，并且提供多个可变格式的输出。分析仪32被构造成动态响应被传送给分析仪的气体、与监测系统的分离元件相关联的连接模态，并且提供用户期望格式的数据。

分析仪32包括如图8所示的流量确定和校正协议224。校正协议224从图7所示的流分析仪124获取呼吸流数据154。噪声滤波器226滤除与流分析仪124相关联的电信号噪声。校正协议224还被配置成确定与流的获取相关联的传感器类型228。也就是说，流传感器类型的确定断定传感器是配置成接收成年人、新生儿或婴儿、早产儿的呼吸流，还是接收高流量，即如结合图2-7所述的旁通传感器配置。

校正协议224使用如下所述的流计算曲线计算呼吸流230。患者压力流校正232从由流分析仪124确定的患者压力数据152算出。样本吸入速率校正234被实施，并且利用了从图7所示的泵控制136生成的样本吸入速率142。由于基于患者压力和吸入速率校正计算和校正了流量，因此校正协议224确定了与被监测呼吸周期的每次呼吸周期相关联的呼吸流值236。使用从呼吸周期获得的吸入/呼出标志240，将流值236与呼吸阶段238临时调整。确定相关的流值的阶段之后，校正协议224生成呼吸调整流值242，它代表呼吸周期期间任何给定时间的流值。

图9显示了由分析仪32执行的多个第一数据校正过程。如结合图7所讨论的那样，分析仪32被构造成检测腔压178、环境压力180，并且响应于压力单位选择182。这些参数被输入给压力变换因数控制器184，控制器184被配置成按预期单位186输出已校正检测压力。分析仪32还包括二氧化碳校正协议188、氧校正协议190和一氧化二氮校正协议192。二氧化碳校正协议188将无补偿二氧化碳值146通过噪声滤波器198、单位变换器200、压力增宽校正202和气体干扰校正204，由此调节呼吸二氧化碳值194。噪声滤波器198被构造成滤除与二氧化碳传感器66的操作相关联的电噪声。单位变换器200被构造成把二氧化碳值转换到用户期望的单位。压力增宽校正202被构造成进一步调节与系统上的二氧化碳传感器66的操作、环境或周围工作压力有关的无补偿二氧化碳值146。

气体干扰校正204为将其它气体分子误识别为二氧化碳分子而校正无补偿二氧化碳值146。也就是，由于二氧化碳传感器66的工作特性，二氧化碳传感器66也许有时把一氧化二氮分子识别为二氧化碳分子。气体干扰校正204为这种偶然情况调节无补偿二氧化碳值146，以提供为这些分子错误识别事件而调节的二氧化碳含量196。

氧校正协议190还包括噪声滤波器206，它被配置成校正由氧传感器62生成或供应的无补偿氧值150。噪声滤波器206滤除与氧传感器62的操作有关的电噪声。单位转换208被配置成提供与预期的用户氧值单位相关联的氧值。类似于气体干扰校正204，氧校正协议190包括气体干扰校正210，其被配置成以为氧传感器62把非氧分子解释为氧的事情发生而校正无补偿氧值150。氧校正协议190生成已为与传感器62操作相关联的电噪声校正的氧含量值212。类似于二氧化碳校正协议188，一氧化二氮校正协议192利用噪声滤波器214、单位转换216、压力增宽校正218和气体干扰校正220，校正无补偿一氧化二氮值148，从而提供更精确反映包含在呼吸或气体样本中的实际一氧化二氮量的一氧化二氮含量值222，以及提供为与一氧化二氮传感器64操作相关联的背景噪声所已经校正的值。还为环境和操作压力差以及非一氧化二氮气体干扰校正一氧化二氮值。

图10显示了由分析仪32执行的响应时间和增强协议250，该协议用于如图9所示计算的二氧化碳含量196、氧含量值212和一氧化二氮含量值222。如图10所示，响应时间协议250接收与含量值196、212、222相关联的输入252，而这些含量值与任何给定样本中的各自气体含量有关。输入252经由生理镜像254改变和调节，如下文所述。协议250计算用于与相应气体有关的每个输入252的斜率标志和已确定幅值的常数K 256。浓度域增强258为每个输入252而生成。所获取的数据信号的斜率例如基于最后10个样本上的信号变化来确定，并且如果斜率是平的或者为零度，则常数K被选择为零。通过首先限定信号的变化率的状态，分析仪32避免放大应用均匀K值将会出现的噪声，而不考虑瞬间样本变化。当由于快速提升或降低边缘而使信号斜率明显变化时，常数K被计算成通常与浓度的斜率变化成正比，和与高达最大容许值的累计流量(flow volume)成正比。除浓度信息变化外还用流量的干扰来限定常数K。

图11显示了本发明能够克服的与现有技术的浓度域响应时间增强过程有关的问题。通常，在浓度域中利用加速电路或软件中的等同模块。也就是说，如果分析仪的升高是x，则吸入位置的实际升高必须至少为y，其中y是大于x的值。图11显示，如果具有增益倍数20的增益浓度增强被使用，则浓度X中的变化将导致相同时间间隔上的据报浓度Y。该方案有严格的限制，其中它试图通过仅仅调节一个轴上的信息来补偿浓度对时间的函数。为了再现非常快的升高，即由呼吸地点的方波输入生成的快速升高，过冲(overshoot)发生距获得正方形输出的时间很久之前。该过冲之后经常跟随着是稳定之前有关终值的函数的减幅振荡，从而降低系统的响应性。如图所示，简单地降低增益系数不会再现发生在吸气位置上的情况，而是简单地降低过冲和减幅振荡或信号摆动的量。

参见图10和图12，与图11所示的特有的浓度域增强结果不同，响应时间增强协议250调节与相应各自252的任何一个相关联的可变增益。在获得浓度域增强258后，增强协议250执行正比于斜率值的信号的时间移位和执行与输入252有关的第二导数262的时移。当信号在浓度域中增强之后，在时域中增强该信号。分析仪32计算信号的第一和第二导数，并依据第一和第二导数值算出增量时间点。该操作把信号起点的时间提前，而信号开始平稳处的信号上半部及时变迟缓，从而在斜率返回到零时没有残余时移。

如用于每5毫秒获得的样本的图12显示的那样，为(由获取周期上的箭头263和265指示的)多增益调节二氧化碳走向。由分析仪32的控制器60执行的每个校正协议188、190、192被配置成通过在幅度域265和时域263调节输入值(即检测值)，来确定参数输出值。显然，幅度域265可以是与获取的数据相关联的浓度、温度、压力或流值的任何一个。还应当理解，当幅度域265是浓度时，相关联的值是诸如氧、二氧化碳、一氧化二氮或水蒸气的兴趣气体的被检测浓度。还应当明白，针对所利用传感器的类型配置每个校正协议188、190、192。也就是，激光型氧传感器的校正协议相比电流型氧传感器是不同的。

图13a和13b分别显示了有关电流型氧传感器使用的未校正数据和典型的第一校正输出。如图13a所示，必需校正各个传感器的响应以及增益精度，这部分归因于传感器选择和结构。图13a显示了缺氧值265的未校正百分数以及未校正的二氧化碳值百分数。在数据获取周期277的第一部分期间，氧传感器62的响应高于二氧化碳传感器64的响应，导致氧值265留在二氧化碳值267的左边。在给定周期之后，氧传感器62的增益偏差造成降低到二氧化碳值267之下的缺氧数据值。传感器的该操作变化导致呼吸比的偏差。通常与传感器的操作增益关联的这些偏移，可以在已扩展的数据获取周期以比较简单方式予以解决，但是这些操作变换应当给予解决，以便提高实施呼吸相继监测的精度。

图13b显示了与响应时间特征的第一校正相关联的输出。如图13b所示，在数据获取周期的部分277期间，调节缺氧值265可以实现二氧化碳值267的百分比和氧值265的不足百分比的调整，使得两个值通常按照RQ值所确定的互相关。在操作期间，分析仪32确定所获取的氧和二氧化碳值的前沿的最大斜率。与对应于最大斜率的线段相关联的横坐标值中的差别提供了氧对二氧化碳偏移值。该偏移值通常适于调整数据获取周期的部分277上的二氧化碳和缺氧值。为了调整部分277之外的获取周期的部分，分析仪32生成与氧传感器62和二氧化碳传感器64之每个的操作相关联的增益预测。然后确定氧传感器增益值，以解决扩展时段的二氧化碳传感器和氧传感器的操作之间的偏差，以便缺氧值在差不多整个数据收集周期上互相关于二氧化碳值。也就是，第一校正对传感器对之间的响应时间差进行校正，第二校正不同于第一校正，并且对另一响应时间特征(即各传感器之间的增益差别)进行校正。

再参见图10，协议250对时间调节浓度值执行第二生理镜像264。程序250执行正比于第二导数的幅度和斜率的第二浓度域增强266和第二时域增强268时移。在第二时域增强268之后，协议250用生理镜像检验269再更新数据，并且用浓度域增强271调节数据，其中常数K除以增强258所利用的常数K一半的指数增长，在完成时间增强协议250的275之前，处理250还正比于斜率幅值和第二导数调节时域增强位移273。一旦协议250完成275，分析仪32就为与传送给分析仪32的气体相关联的输入252之每个生成分压力补偿浓度。

在校正传感器62、64、66操作中的分压力和临时延迟的各气体值之后，分析仪32通过应用生理镜像比较检验所计算的数据。也就是，动态调整必须解决与样本气体获取相关联的内在的气动连接、阻力和死角容积之差。如果存在一个以上的待分析气体种类，该补偿就变得更加重要。当然，对于在活体中消耗的每个氧分子，存在二氧化碳的一些伴随物生成。这些量的确切关系基于相关联气体的化学计算关系。由于蛋白质、碳水化合物、脂肪等的化学组成不同，因此氧对二氧化碳的确切关系也不同。然而，存在不能超过的某些有氧生理范围，所以在相关联的气体之间生成生理镜像。通常认为，对于休息的人，人呼吸期间相关二氧化碳对氧的生理镜像大体在0.66与1.3之间。

分析仪32利用该生理镜像调整不同气体传感器的信号，以及通过识别生理镜像中的反常，滤除与相应传感器相关联的信号。分析仪32最好被配置成每5毫秒获取并分析气体样本。分析仪32收集并校正流量和气体浓度数据以及其它信息如患者压力、温度，并且计算获得的每个样本所产生的二氧化碳和所消耗的氧。通过用二氧化碳值除以氧值，可以提供用于所获得的每个样本的呼吸比(RQ)。通过计算每个样本周期的呼吸比，气体传感器的各传感器的任何失调变得容易明白，并且可以为此进行调节。该处理提供有关分析仪32工作状态的指示。

如图14所示，各样本成分的分压力补偿值270、使用上述的生理镜像272的处理提供与各组成样本气体之每个相关联的进一步校正输出274。参见图15，分析仪32还包括死角补偿协议。指示埃特肯(Aitkin)死角的区图276显示了与死角计算相关联的一个典型输出。其它程序(如从血液气体采样方法获得的患者动脉二氧化碳浓度的波尔(Bohr)方法和/或考虑)同样应用于本发明。与按时观看样本不同，图276把气体浓度显示为呼气容积的函数。

图15所示的特定呼吸显示了一个氧消耗走向278，它把吸入容积减浓度表示为容积增加。区域276包括与样本呼吸相关联的氧走向278和二氧化碳走向280。垂直线282、284代表呼吸阶段的转变位置。垂直线284的左边是代表绝对死角的第一阶段。垂直线282与284之间的第二阶段288通常出现在具有作为时间函数的气体浓度快速变化的较短时段上。垂直线284右边的第三阶段290代表呼吸周期的区域，其中浓度达到平稳状态或缓慢增加，而容积继续累积。通常在垂直线282与284(由阶段I286和III290勾画阶段II288)之间的垂直线292代表Aitkin死角。垂直线292相交横坐标294的容积点代表呼吸死角并且是绝对生理死角的组合。

上述呼吸比(RQ)由图276上的线段296代表。RQ 296代表图276中代表的呼吸二氧化碳容积对氧容积的比值。分析仪32连续监测关于氧278和二氧化碳280的检测值的RQ296，使得将在RQ 296中的时间调整异常中表示氧走向278或二氧化碳走向280的任何一个的异常。一旦检测到RQ 296中的异常，分析仪32就验证氧值278和二氧化碳值280的精度，以便自动校正不符合RQ值的氧值或二氧化碳值，所述RQ值依据相应的呼吸氧值和二氧化碳值的时间调整生理镜像确定。

除了以上讨论的生理镜像、死角和响应时间增强外，分析仪32还包括如图16图示的流反转协议。比较图1和图16，可以看到分析仪32执行与流298和气体浓度值300相关联的走向的流反转同步。如图16所示，通过流监测的脉动效应302通常对应于在气体值300中监测的脉动效应304。所以，用气体值300中的脉动效应304临时调整流298中的脉动效应302，能够提供与流和气体浓度值相关联的相应走向的临时调整。正如以下将结合图21进一步描述的那样，较之图1所示的情况，这种调整提供良好组织的且容易理解的流和浓度输出。

分析仪32包括如图17-图20所示的多个标定和操作过程(程序)。参见图17，分析仪32包括阈值确认协议306，其中在操作期间，分析仪32接收与二氧化碳值310、氧值312、时间值314、系统温度值316和信号输入值318相关联的多个输入308。显然，其它输入也可以提供给分析仪32。阈值确认协议306自动检验以便这样确认：与输入308任何一个相关联的阈值未超过或者不满足预期阈值。还应当理解，用户可以把与阈值确认协议306相关联的阈值的每个配置到预期值。阈值确认协议306确定被检验的阈值320的任何一个是否被超过(322)。如果预期阈值的任何一个被超过(324)，这协议306把偏移命令传递给用户(326)和/或执行如下详细说明的自动偏移标定(328)。如果在分析仪32的工作期间没有超过阈值，这分析仪更新与已检验阈值330相关联的偏移健康显示(332)。

参见图18，分析仪32计算样本吸气率334，检测分析仪压力336，大气压力338，确定样本气体延时，并且如结合图16所述的那样，实行流反转同步340。分析仪32随后生成气体值偏移342，它用来进行气体数据与流数据时间对准344。分析仪32检测二氧化碳值346、氧值346和一氧化二氮值350，并同时检测如结合图12-15所讨论的动态气体时间调整偏移352，发现气体数据354并且传送时间调整的气体数据354和流数据356给时间调整气体和流数据344。分析仪32最好每5毫秒更新呼吸数据缓冲样本(358)，并且还为每个样本更新与时间调整气体和流数据相关联的波形360。显然，可以利用其它数据缓冲更新和时间调整方案，但是同样是如上所述的更新和时间调整的频率最好约为5毫秒，并且在每个呼吸样本间隔进行更新和时间调整。

大约每32个样本，分析仪32可选地更新与原始气体和流数据362有关的数值，作为服务性能监测功能，以实现分析仪32性能的背景监测。有关系统性能监测功能的信息会在任何设定的时间区间出现，但使用者看不到，只能在分析仪服务中或监测窗口访问，该监测窗口与关联显示器36的呼吸数据窗口分离。分析仪32接着执行模式确定364。如图19a和19b所示，模式确定364包括就分析仪32是否收集数据的确定366。在数据收集期间368，模式确定364监测吸气/呼气标志370，以便确定由呼气至吸气流方向的流转换372。如果流是从呼气向吸气流方向转换374，则模式确定364提供延迟以等待吸气值376。如果流不从呼气流转换至吸气流378，则模式确定364确定流是否从吸气转换到呼气流380。如果流从吸气流转换至呼气流382，则模式确定364进入呼气等待状态384。如果流不从吸气转换至呼气流386，则模式确定364确认选择状态388。

当模式确定364不处于收集状态390时，模式确定364确定其是否为呼气状态392，如果是394，则比照与输入气体偏移398有关的气体偏移(gas offset)时间，监测样本时间396。如果样本时间比气体偏移时间长400，则模式确定364将状态确定为呼气402，并使分析仪32进行如图20a和20b所示的呼气呼吸处理的操作404。当样本时间比气体偏移时间短时406，模式确定364进入呼气等待状态408。如果方式确定364不处于收集状态390和不处于呼气等待状态392，则模式确定364确定吸气等待状态410。并且，如果模式确定364处于吸气等待状态410、412，则模式确定364确定样本时间是否长于或等于由气体偏移416决定的气体偏移时间414。样本时间比气体偏移时间长418，模式确定364就确定吸气状态420，并使分析仪32的操作进行到如图20b所示的吸气呼吸处理422模式。如果样本时间短于或等于气体偏移时间424，则模式确定364保持吸气等待状态426。

如果分析仪32不处于收集状态390，不处于呼气等待状态391，并且不处于吸气等待状态428，则模式确定364自动检验Douglas(道格拉斯)袋收集状态430。当分析仪32检测到对Douglas气袋收集系统432的连接，分析仪32收集来自Douglas气袋434的气体，并执行Douglas呼吸检测算法和递增呼吸计数436，以便当分析仪32连接Douglas气袋时模拟呼吸循环(周期)。当激活Douglas收集状态430时，分析仪32确定是否已经收集到预期次数的呼吸438，如果是，则440使模式确定364进行到如图20a所示的Douglas气袋呼吸处理442。分析仪32保持Douglas选择状态430、444，直到收集到预期次数的呼吸。在确认无收集模式确定364时，分析仪32还包括多个偏移标定选项446、448，但在分析仪32的偏移标定期间这些选项不用来处理呼吸数据。这样的配置使分析仪32得以配置成借助偏移标定来操作，这也许是任何特殊病人所需要的。

图20a和20b示出了关于呼气呼吸处理404、吸气呼吸处理422和Douglas气袋呼吸处理442的初始标定程序(过程)。当分析仪32开始于呼气呼吸处理404时，分析仪32确定与呼吸数据缓存器450相关的呼气开始和结束点。分析仪32确定呼吸率(速率)452，并计算与获得的样本值454有关的多个参数。分析仪32接着计算样本值454、患者或呼吸道死角456，并采用计算的RQ和计算的死角456动态调整气体偏移458。在呼气呼吸处理404期间，分析仪32确定由每个相关样本的多个死角值所确定的死角可信度460。对死角变化进行调整后，呼气呼吸处理404通过利用以上讨论的任一方法的时间调整462来校正气体数据，然后计算464与所获得样本的组成有关的量和压力。

与此相比，吸气呼吸处理422则确定所获得的样本的呼吸数据中的吸气开始和结束点464，计算所获得样本的组成的量和压力466，存储计算的值并执行再呼吸操作以去除在前获得的计算468。吸气呼吸处理422存储吸入二氧化碳值470，并依据(如上参照图15所述的)死角计算调整吸入二氧化碳值。吸气呼吸处理422确认收集选择状态472，并进行校正气体数据时间调整462和计算464。

在Douglas气袋呼吸处理442期间，分析仪32执行最低限度二氧化碳斜率检验(slopecheck)474，如果所获得的二氧化碳值有效476，则Douglas气袋呼吸处理442开始计算464。如果二氧化碳斜率数据检验474为无效或低于预期阈值478，则Douglas气袋呼吸处理442维持斜率误差数据，并在进行数据时间调整校正462和计算464时忽略已确定的Douglas气袋数据。因此，无论呼吸循环分析仪32在哪里开始数据获取，分析仪32都自动校正在呼吸循环的给定阶段期间能够获得的各种参数。

如上所述，收集患者的呼出气体将允许分析仪32执行对气体源的与时间(time-independent)无关的分析。当连接到Douglas气袋和传感器34时，分析仪32定时地由测量患者切换到短时从收集器皿测量气体，由此执行与时间无关的RQ确定。瞬时计算的或实时RQ值与道格拉斯气袋值之间的误差，可以用于对瞬时计算的RQ值做微调。收集器皿可以被简单地连接于通气设备的出口，直接连接患者流，由此避免与任何通风设备混合，或使用其它充分清洗的收集器皿。进一步设想，将分析仪32配置成自动获取Douglas气袋样本，由此消除了任何临床医生干预，从而提供非常精确的Douglas气袋RQ数据。

再参照图20a和20b，分析仪32还包括几个呼吸调整校正程序和标定程序。第一呼吸调整校正是流送气校正程序。从传感器34的流道吸气的样本气体由分析仪32计算，调整用于传感器吸气气体值的相应呼吸参数。传感器吸气气体引起患者流测量的误差，该误差必须被校正。由于传感器34气体样本管道48的位置(如图6所示)位于用于流测量的管44、46(如图6所示)之间，误差是依赖于患者流是吸入或呼出的不对称及方向相反，并且是患者流的函数。如果气体进一步流向流端口后的下游，对流测量的这种校正不是必需的，但需要附加时域偏移。在任一情况下，如果患者流不显著大于吸气流，例如在监测小婴儿的情况下，还必须考虑的夹带将会出现。

在流测量口之间吸入气体的情况下，吸入气体在测量口上产生不等的压力下降，并且该吸入气体是方向依赖的，即表现为患者流。而且，流误差(尽管正比于吸气速率)与吸气速率不同。例如，如果一个人以200ml/min(0.21pm)吸气，只添加0.21pm给患者流读数，不足以反映必需的校正。但是，误差与吸气速率以及患者流速成比例，并随患者流向改变。分析仪32凭经验确定必要校正的大小和方向，这对于正校正用于该传感器吸气的流读数是必须的。

当患者流变小或接近零时，吸气流变得更为显著，并且发生称之为夹带的情况。这里，气体信号的强度因其它气体而变弱。例如，如果患者气体以低于吸气速率的流速呼出，则吸气的一部分样本可以再送入分析仪。被测的患者流和被控和被测的吸气流用于确定传给气体传感器的患者气体的真实浓度。这种流量校正通常只需要用于婴儿和早产儿流水平，因为儿科呼吸的转换发生太快，以致不能由最好5msec每样本获取的数字化采样速度来确定。

分析仪32包括死角可信度合格证程序，通常适用于非常高的呼吸速率和低死角量，如适用于婴儿，其中测量死角所花的总时间是非常短的。在此情形下，从流穿越(flow crossing)的时间或呼气开始直到阶段II 288的死角点284也许如此短，以至不能获得足够的数据样本。如果在此时捕获非常少的数据样本，则死角信任度合格证向技术人员提供关于结果中的信任度等级的反馈。该信任度基于在死角时间内捕获了多少样本(大约每5毫秒1个样本)，其中使用如图15所示的艾特肯(Aitken)方法计算上述死角时间。如以下参照图21所述，可以在显示器36中使用指示器颜色，比如蓝色用于高的或良好的信任度等级，黄色用于普通警告，红色用于严重警告。可以想象，大于10个样本会产生高的或良好的信任度等级，3至10个样本将准许警告，小于3个样本将产生关于死角合格证质量的警告。颜色用于死角合格证本身的显示或者作为突出死角数值显示的背景颜色。

分析仪32还包括流量偏移漂移补偿(flow offset drift compensation)程序。分析仪32采用连接于传感器34的压差换能器监测患者呼吸流。该压换能器通常对温度变化敏感。执行标准压力/温度标定，以表征该换能器。此外，执行流量偏移漂移补偿，以便最大程度降低由于偏移标定之间的温度变化导致的零(偏移)误差。所用方法使用二阶多项式表征压力对温度的关系。采用该方程式，作出压力是“0”压力的温度变化的预测，其中所述“0”压力来自在最终偏移标定时确定的零压力。流量偏移漂移补偿程序获取偏移校准温度T0，并且在流样本获取期间获得第二温度TX。分析仪32采用T0和TX计算压力P0和PX，接着计算偏移压力Poffset，作为P0和PX之差。在计算患者流量前，分析仪32从采样的压力中减去Poffset，由此校正流偏移漂移。

分析仪32还配置成，自动标定分析仪32和传感器62、64、66操作。最好选择固有增益稳定的传感器62、64、66。增益稳定性归因于传感器在其测量范围的较低端具有高度分辨率以及较低分辨率朝向高端的事实。这是合乎要求的，因为大多数时间测量在相应传感器62、64、66的范围的较低部分进行。可以理解，有了较高的分辨率，传感器漂移变得更明显了。本发明使大气通过分析仪32的外壳(壳体)58，以采用廉价的标定气体如室内空气自动标定偏移漂移。

通过外壳58的室内空气用作吸气样本，具有已知成分的混合气体和或呼吸比传送给分析仪32以提供呼气样本。通过校正由氧气传感器62测量的环境氧气值，计算环境氧气浓度，所述校正是为了环境水汽稀释而进行的并且利用了图3所示的温度和湿度传感器78、80检测的信息。室内空气还流过二氧化碳洗涤器以确保零二氧化碳值。由操作者输入已知气体的浓度。最好，选择混合气体的成分浓度使获得的呼吸比处于正常生理范围内。阀72、74、76、89之一或附加阀和泵70或其他补充泵合作，以在混合气体和室内空气之间切换传送到传感器62、64、66的气体源。

最好排泄掉过量气体，以大于样本吸气速率的流速提供混合气体。在分析仪32和混合气体的进口之间连接气动文氏管装置，该气动文氏管装置产生由流传感器67感知的压差。因此，分析仪32借助实时操作反馈和可检测的气体变换来模拟呼吸循环。可以进一步理解，通过将工开发的流指示对准已测量的患者流量，可以确认流传感器67的操作性，并提供由流传感器67精确检测混合气体流量的确认。

使用者可选的触发器执行传感器62、64、66的偏移标定，包括来自最终标定的时间、来自最终标定的温度、二氧化碳吸入水平、氧气吸入水平和在一连串样本呼吸上的潮气量失调(Ve/Vi)。潮气量失调提供专用于确定偏移标定的参数。在合理的呼吸周期上(例如7次呼吸起伏缓冲)测定后，总吸气呼吸量应该与总呼气呼吸量相关。如果这些值不相关，则该差异表示，分析仪32流量偏移已经漂移，或者气路中出现泄露。而且，作为该特征的一部分，显示36包括每个触发器的健康计量指示。

如图3所示，将分析仪32的流泄漏阀89配置成，允许分析仪32检验气体采样路径中的泄漏和患者流量测量路径中的泄漏。气体采样路径是由传感器34至输入57、59，如图1所示。如果存在于气体采样路径中但是较小，则仍然呈现气体波形，但是显示患者的流量信号会有较大的时滞。这会导致死角读数大于实际所呈现死角读数。如果采样路径中的泄漏较大，则死角变得非常大，系统难于使气体浓度与流一致，并且出现可检测的误差状态。

为了探测到小的气体采样泄漏，阀89用于在向壳体输入后立即切断系统内的采样线路。当关闭时，样本泵用来抽吸真空到低压。当达到该压力时，关掉泵，该压力必须被保持所预期的时间。如果出现内泄漏，低压会迅速升高到环境压力，从而提供内泄漏状态的指示。如果管子44、46任和一个有泄漏，则外泄漏被检测为流误差。显著的影响是依赖位置的吸气量和呼气量之间的不平衡。在泄漏检验期间，使用者接到命令将插头连接流传感器和分析仪32，切达到输入57或59任一个的断阀72，使用泵70对系统施加正压。如上所述，高于环境的正压必须保持一定时间，以指示不泄漏状态。

分析仪32还被配置成为适应各种环境因素而自动校准传感器62、64、66的操作，这些环境因素包括环境气体浓度和环境温度和湿度。最好，氧传感器64是电化学装置。尽管这样的装置通常包括电子或机械温度补偿特性，但是这样的校正不足以提供与呼吸监测相关的参数。也就是说，这样的校正措施导致校正装置的内在误差。因此，分析仪32设计成以使有关传感器操作的内在误差得以处理的方式操作。分析仪32还调节操作，使其作为与传感器62、64、66的操作有关的湿度变化的函数。

图21示出了由分析仪32产生的典型的时间调整呼吸输出500的示例。输出500包括趋势(走向)窗口502，它被配置成在公共区域514上显示公共屏幕512中的二氧化碳浓度504、氧浓度506、流量值508和饱和血氧值510。如上所述，呼吸周期浓度值504、506、508、510之每个是沿数据趋势临时调整的。二氧化碳浓度504和氧浓度506值通常产生为彼此的镜像，使得实现迅速观察到和解释呼吸数据。显然，通过用因数调整呼吸数据，能够获得氧浓度数据，从而使得其与二氧化碳浓度值互相关。作为选择，可以理解，分析仪32可以被配置成监测氧含量不足，接着将该值转换以模拟二氧化碳浓度值。两种配置都提供通常类似图21所示的二氧化碳和氧浓度显示值。

当然，呼吸流量值508还在时间上对准二氧化碳和氧浓度504、506。输出500还包括死角趋势显示515，它被配置成可以观察共同图示514和死角踪迹517，用于标定和调整共同图示514的公共趋势。输出500中包括多个值显示516，这些值显示提供氧饱和值518、二氧化碳浓度520、氧浓度522、流量数据524和一氧化二氮浓度526中任一个的精确值，这些值与涉及沿共同图示514的任何特定时间的数据相关。在分析仪32操作期间，可以询问沿共同图示514获得的任何特定时间，以用于与其相关的数据。

输出500还包括量和RQ显示窗530，它们被配置成显示与吸气和呼气量相关的起伏潮气量数据(rolling tidal volume data)以及起伏RQ数据534。分析仪32被配置成，基于呼吸相继获得并确定氧浓度、二氧化碳浓度、一氧化二氮浓度。分析仪32临时调整获得的数据，显示和校正实际获得的数据。输出500的简洁和时间调整显示，提供了技术人员能够迅速确定病人呼吸性能以及分析仪性能的系统。可以理解，输出500可以配置成允许各种水平的操作员与分析仪32的操作和性能以及各种水平的数据、计算、修改和由此执行的标定交互作用。因此分析仪32是非常通用的，易于操作、配置预期操作简单，并提供对患者情况作出快速诊断和分析的输出。

因此，本发明一个实施例包括具有流传感器和控制器的旁流型呼吸监测系统。流传感器被构造成置于呼吸流路径中以便探测呼吸流的各种参数。控制器连接于流量传感器，并配置成确定呼吸流值和至少流成分中的部分成分。控制器基于近似呼吸相继临时关联呼吸流值和部分成分，以便提供实时呼吸相继的呼吸监测。

本发明另一个实施例包括具有流量传感器、分析仪和控制器的呼吸监测系统。传感器被构造成检测呼吸流并获得呼吸流的旁流样本。分析仪被构造成确定呼吸流上带有的气体量，控制器被配置成自动标定分析仪。

根据本发明另一个实施例的旁流呼吸监测系统，包括检测呼吸流并获得呼吸流样本的传感器。监测器连接传感器，用于基于呼吸相继确定呼吸流中的氧量和二氧化碳量。显示器连接监测器，用于在共同图示上显示关于氧量和二氧化碳量的信息，从而提供全面的时间调整呼吸信息。

本发明又一实施例是监测呼吸信息的方法，包括测量患者流和患者压力，并获得旁流呼吸样本。该方法确定旁流呼吸样本的流和获得的旁流呼吸样本中的氧浓度和二氧化碳浓度。确定的流和浓度以近似呼吸相继为基础进行临时调整。

在另一实施例中，呼吸相继分析仪包括被构造成专用于呼吸流的传感器。分析仪连接该传感器，并被配置成确定压力和呼吸流成分的至少部分。分析仪包括适配器，它被配置成专用于传感器，使得呼吸流的第一部分流过传感器，呼吸流的第二部分流过适配器。这样的构造提供了一种被配置成基于呼吸相继检测呼吸性能的高流分析仪。

另一实施例包括呼吸监测系统，具有被构造成检测氧浓度的氧传感器和被构造成检测二氧化碳浓度的二氧化碳传感器。监测系统包括第一和第二输入，其中每个输入被构造成把相应气体源流动地连接到氧和二氧化碳传感器。

根据另一实施例的呼吸监测系统包括至少一个阀、连接该阀的泵、氧传感器、二氧化碳传感器和控制器。控制器被配置成，控制阀和泵的操作，用于将气体传送到氧气传感器、二氧化碳传感器中每一个，以便模拟呼吸流和呼吸成分。

另一实施例包括生理监测控制器，具有被配置成接收生理信号的输入和被配置成通过在幅度域和时域调节输入值来确定输出的校正协议。

应当特别理解，上述细节不能解释为限制本发明的范围，这些细节仅用于教导本领域技术人员以任何合适的方式实施本发明。可以对这里所述的各个方法和特征的细节进行改变，而又不背离本发明的精神。

Claims (14)

1.一种旁流型呼吸监测系统，包括：

流传感器，构造成置于呼吸流路径中；以及

连接所述流传感器的控制器，被配置成:

1)确定基于逐次呼吸的呼吸流至少部分成分以及经过呼吸流路径的呼吸流的呼吸流值，其中包括呼吸流值的脉动效应；

2）在时域上时间关联所确定的呼吸流值和所确定的呼吸流部分成分，以提供实时的逐次呼吸的呼吸监测。

2.如权利要求1所述的系统，其中呼吸流部分成分包括氧浓度和二氧化碳浓度的至少之一。

3.如权利要求2所述的系统，其中为每次吸气和呼气确定所述氧浓度和二氧化碳浓度。

4.如权利要求1所述的系统，其中所述呼吸流值是基于压力的。

5.如权利要求1所述的系统，其中所述控制器还包括连接所述控制器的分析仪，所述分析仪被配置成自动调节所述控制器的操作以响应环境条件。

6.如权利要求5所述的系统，其中所述分析仪包括增益稳定的二氧化碳传感器和偏移稳定的氧传感器。

7.如权利要求1所述的系统，还包括显示器，配置成在公共纵坐标和横坐标上输出所述在时域上时间关联的所确定的呼吸流值和所确定的呼吸流部分成分。

8.如权利要求7所述的系统，其中所述控制器用一吸入氧值偏置由控制器从呼吸流至少部分成分中确定的氧值的纵坐标标度，使得所述由控制器确定的氧值的输出通常是二氧化碳值的镜像。

9.如权利要求8所述的系统，其中所述控制器依据所述流成分计算缺氧值并取其倒数，使得所述由控制器确定的氧值的输出通常是二氧化碳值的镜像。

10.如权利要求1所述的系统，其中所述控制器包括用于以流体方式连接所述传感器的第一输入和流体方式将所述控制器连接到气体源的第二输入。

11.如权利要求10所述的系统，其中所述气体源是另一流传感器、Douglas（道格拉斯）气体和洗气瓶之一。

12.如权利要求1所述的系统，还包括：连接所述控制器的用于接收生理信号生理监测器，所述控制器被配置成将生理信号与所述呼吸流值和所述呼吸流部分成分在时间上关联。

13.如权利要求12所述的系统，其中所述生理监测器是心搏监测器。

14.如权利要求1所述的系统，还包括专用于所述流传感器的适配器，所述适配器被配置成允许呼吸流第一部分绕过所述流传感器，使得呼吸流第一部分是经过流传感器的流的倍数。

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