CN104080503A - 呼吸递送的补偿 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种使用用于呼吸递送的系统在患者的通气期间递送气体的方法。气体递送的所述方法包括对气体泄漏损失和在当前呼吸递送阶段中的气体压缩损失的实时补偿。本发明还涉及一种用于呼吸递送的系统。此外，本发明涉及一种计算机实施的方法，所述方法适于使用用于呼吸递送的系统在患者的通气期间递送气体。
Description
技术领域
本发明涉及一种用于对呼吸递送的补偿的方法和系统。所述方法和系统可用于麻醉通气机和ICU通气机、以及要求向患者的肺的准确体积递送的其他通气机中的体积通气模式。
背景技术
例如在手术期间或处于昏迷时，或者出于需要辅助呼吸的任意其他原因，当患者需要被连接到呼吸递送系统时，患者被附接到系统。当通气机在体积控制模式中操作时，指定处方的潮气量以向患者递送。然而，当通过通气机引入气体时，患者肺中的压力增加，并且这仅在管道系统中的压力大于肺中的压力时发生。因此，管道系统必须被加压，以便向患者肺部递送气体。加压的过程要求一定体积的气体被递送到管道系统。因此，要将预定量的气体递送到所述患者的肺部要求通气机递送该预定量的气体，加上要将管道系统加压到要使气体从管道系统被转移到患者肺部所要求的水平而需要的气体的体积。
US 6142150公开一种类型的气体递送概念。
本发明的发明人已认识到，改进的呼吸递送系统是有益的，并因此设计了本发明。
发明内容
大体上，在一些系统中，操作者输入处方的潮气量到系统。由于起初仅所处方的潮气量被递送到患者-管道系统，因此患者接收到少于处方的潮气量，因为由通气机递送的体积中的一些被用于对系统的患者-管道充气顺应性的加压。亦即，由于气体体积被递送到患者-管道系统，线路中的压力增大，并且被递送给患者的体积小于所处方的。为了补偿被用于对患者-管道充气顺应性进行加压的气体，通气机经由管道线路顺应性与吸入末期压力的乘积，来确定在递送阶段末期与系统的加压相关联的体积。因此，在呼吸完成之后，由管道线路使用的体积之后被增加到对下一次患者吸气的输入体积。然而，由于所增加的体积被转换成峰值流量变化(因为吸气时间必须保持恒定)，因此递送阶段期间的压力增加到新的水平，由此所增加的量不足以确保所处方的体积的递送。该过程在后续呼吸期间重复，在所述后续呼吸上再次确定管道体积，并且在一些迭代(其数目取决于患者特性以及管道系统顺应性)之后，潮气量被实际递送到患者。
设计一种在其中避免这些问题的系统和/或方法将是有利的。期望使得健康护理人员能够利用这样的系统，该系统执行在用于患者的通气系统中的气体损失的快速补偿。大体上，本发明优选地寻求单个地或以任意组合缓和、减轻或消除上文提及的缺陷中的一个或多个。具体而言，提供一种解决现有技术中上文提及的问题或其他问题的方法可以被视为本发明的目的。
为了更好地解决这些顾虑中的一个或多个，在本发明的第一方面中，提供一种在患者的通气期间递送气体的方法，所述方法使用用于呼吸递送的系统，所述系统包括：患者-管道系统，其与气体递送系统的出口耦合，以在补充气体的吸入期间向患者输送气体；流量传感器，其与所述出口耦合，以感测气体流量；患者-管道系统压力传感器，其与所述患者-管道系统耦合，以感测所述患者-管道系统中的气体压力，并提供表示所述气体压力的患者-管道系统压力信号；处理器或处理单元，其与所述传感器耦合，并且能用于从所述传感器接收所述信号，所述处理器能用于使用所接收的信号确定补偿在所述患者-管道系统的加压中损失的气体和通过所述患者-管道系统中的泄漏而损失的气体所需要的气体的量。所述方法可以包括以下步骤：在一个样本中从所述流量传感器获得流量信息；在所述一个样本中从所述患者-管道系统压力传感器获得压力信息；以及基于来自所述流量传感器的所述流量信息和来自所述患者-管道系统压力传感器的所述压力信息，针对所述一个样本来计算补偿在所述患者-管道系统的加压中损失的气体和通过所述患者-管道系统中的泄漏而损失的气体所需要的气体的量。注意到，气体可以在所述患者-管道线路中损失，或通过呼出阀或通过气管内导管周围的泄漏而有意损失，而不只是在所述患者导管系统与所述患者之间的接口处损失。
本发明的第二方面涉及一种用于呼吸递送的系统，包括：患者-管道系统，其与气体递送系统的出口耦合，以在补充气体的吸入期间向患者输送气体；流量传感器，其与所述出口耦合，以感测气体流量；患者-管道系统压力传感器，其与所述患者-管道系统耦合，以感测所述患者-管道系统中的气体压力，并提供表示所述气体压力的患者-管道系统压力信号；处理器，其与所述传感器耦合，并能用于从所述传感器接收所述压力信号和流量信号，所述处理器能用于使用所接收的信号来确定补偿在所述患者-管道系统的加压中损失的气体和在患者-管道系统与患者之间的接口中损失的气体所需要的气体的量，所述处理器可以被布置用于在一个样本中从所述流量传感器获得流量信息，所述处理器被布置用于在所述一个样本中从所述患者-管道系统压力传感器获得压力信息，所述处理器被布置用于基于来自所述流量传感器的所述流量信息和来自所述患者-管道系统压力传感器的所述压力信息，针对所述一个样本来计算补偿在所述患者-管道系统的加压中损失的气体和通过所述患者-管道系统中的泄漏而损失的气体所需要的气体的量。如上文提及的，气体也可以在患者-管道线路中损失，或者通过呼出阀或通过气管内导管周围的泄漏而有意损失，而不只是在所述患者-管道系统与所述患者之间的接口处损失。
在通气期间，所述气体递送系统将气体注射到所述患者-管道系统中，从而所述患者-管道系统加压，并继而，该加压驱动所述气体到所述患者的气道中，并最终到他/她的肺中。在体积控制通气期间，目标是使用预定流率和/或预定持续时间，将预定体积的气体递送到所述患者的肺中。现有技术中使用的技术要求多于一次呼吸(通常许多次呼吸)，以达到对所述系统中损失的气体的适当稳定的补偿，并且当所述患者烦躁不安时或在所述管道系统中存在扰动时，由这些状况引起的不稳定性使得所述补偿较不准确。本发明通过在逐个样本的基础上实施对正被递送的具体呼吸的补偿，解决或至少缓解了这些问题，而无论稳定性状况如何。
在第一和第二方面两者中，对所需要的补偿的计算是在逐个样本的基础上完成的。
在已确定了补偿在所述患者-管道系统的加压中损失的气体和通过所述患者-管道系统中的泄漏而损失的气体所需要的气体的量之后，所述系统和方法可以包括使用该气体的量以补偿向所述患者递送的气流的量。在备选的实施例中，并非测量在气道进口处的流量，而是能够估计在气道进口处的流量，例如使用在通气机的出口处的传感器测量并且估计因气体的可压缩性而造成的在管道中流量损失，估计通过泄漏而损失的气体，利用估计的通过管道线路分支的流量并使用同样对这些分支的阻力的估计以及它们相关联的压降来测量通过呼出流量传感器的气体和在气道入口处的气压。
有利地，第一方面可以还包括以下特征。
有利地，计算补偿气体损失所需要的气体的量的步骤包括确定对所述患者-管道系统中的泄漏的估计，所述患者-管道系统包括管道线路、所述患者的气道和所述患者的肺。通过确定对气体泄漏的估计，所述计算可以补偿这些气体损失，这再一次是对所述患者有益的。这些气体损失可能因所述患者的移动(例如咳嗽，或所述患者被健康护理人员稍微移动)而改变。通过在逐个样本的基础上确定这些气体损失，所述方法可以根据需要快速校正所述补偿。
有利地，所述方法可以包括操作者供应气体流量目标的初始步骤。所述方法还可以包括计算补偿气体损失所需要的气体的量的步骤，该步骤包括确定达到所述目标气体流量的补偿。
有利地，每次呼吸都执行所述方法。通过在每次呼吸上执行所述方法，消除了所述患者要等待多于一次呼吸(通常许多次呼吸)以实现针对气体损失的适当补偿的需要。
有利地，所述补偿可以基于以下方程：
-Q管＝C管×dPy/dt，其中，Q管为管道气体流量，C管为管道顺应性并且Py为管道线路Y型处(wye)压力，并且dPy/dt为Py的导数。本发明在逐个样本的基础上使用该方程，以实时地计算Q管。要求Py可用于要使用该方程适当执行的所述补偿。同样，可以确定在所述患者的肺的入口处达到用户设定的PF所需要的通气机流量(即QL)。因此，在每个样本间隔，确定Qv。
有利地，针对因在所述管道系统和/或所述气道和/或所述肺中的泄漏而造成的流量损失的所述补偿包括以下方程：
-Qv(n)＝PF(n)+Qexh(n)+K0×(Py(n))m+K1×(PAW(n))m+K2×(P肺(n))m+C管×dPy(n)/dt 方程8
其中：
-PF(n)为针对控制间隔n，由用户设定的峰值流量波形的值，
-Qexh(n)为针对所述控制间隔n，呼出流量传感器读数的值，
-K0为针对所述控制间隔n，表示所述管道线路泄漏的等效孔的传导性，
-m为指数(其取决于泄漏模型，但通常在0.6左右)，
-Py(n)为针对所述控制间隔n，所述管道线路压力的值，K1为针对所述控制间隔n，表示肺泄漏的等效孔的传导性，
-PAW(n)＝Py(n)-RET×QAW为针对所述控制间隔n，气道压力的值，
-P肺(n)＝PAW(n)-RL×Q0为针对所述控制间隔，肺压力的值，
-Pmus(n)为针对所述控制间隔n，患者的肌肉压力，
-C管为所述管道线路顺应性的值，
-dPy(n)/dt为针对所述控制间隔n，所述管道线路压力斜率/导数的值。有利地，针对总泄漏损失的所述补偿包括以下方程：
-Qv(n)＝Q管(n)+QL(n)+Qexh(n)+Q总泄漏(n)，以及
-Qv(n)＝PF(n)+Qexh(n)+K×(P0(n))m+C管×dPy(n)/dt
其中，Qv(n)为期望流量目标，Q管为管道气体流量，QL为肺气体流量，Qexh为呼出气体流量，Q总泄漏为总气体流量泄漏，其中，Q总泄漏(n)＝K×(P0(n))m，PF(n)为由操作者设定的峰值流量波形的值，K为表示总气体流量泄漏的等效孔的传导性，P0为假设所述泄漏所位于的相关压力部位处的压力，C管为管道顺应性，并且Py为管道线路Y型处压力。
有利地，根据本发明的第二方面的所述系统可以包括以下特征。
有利地，所述处理器或处理单元，可以包括信号处理器与通用处理器的组合，其中，所述信号处理器被布置用于从所述流量传感器和所述患者-管道系统压力传感器获得信号，并且所述通用处理器被布置用于执行所述计算。通过具有专用信号处理器和通用处理器，可以优化两个部分的操作。所述通用处理器可以为任意类型的处理器，例如通常为计算机处理器等等。范例包括x86型架构处理器等等。信号处理器提供对来自传感器的信号的采样，以及对这样的信号的优化处理。
有利地，所述系统可以包括被配置为接收目标气体流量的输入单元，并且所述处理器适于计算补偿气体损失所需要的气体的量，包括确定达到所述目标气体流量的补偿。操作者(例如健康护理人员)能够输入所述系统要递送的目标值将是有利的。所述系统之后将能够计算最优补偿。所述输入单元能够为键盘、定位设备、具有专用输入并且具有与所述系统的无线或有线连接的便携式设备。
本发明的第三方面涉及一种计算机实现的程序，其适于在根据本发明的第二方面所述的系统上，执行根据本发明的第一方面所述的方法的步骤。
大体上，可以以在本发明的范围内的任意可能方式来组合并耦合本发明的各个方面。本发明的这些以及其他方面、特征和/或优点将从下文描述的实施例变得显而易见，并将参考下文描述的实施例得以阐明。
附图说明
将参考附图，仅通过举例，描述本发明的实施例，附图中：
图1示意性地图示了呼吸曲线，
图2为简化的通气机-患者-管道充气模型的示意性图示，
图3为图示包括不同泄漏流的患者-管道充气系统的示意图，
图4-图9示意性地图示仿真的结果，
图10-图11示意性地图示呼吸曲线，
图12示意性地图示根据本发明的方法的步骤，并且
图13示意性地图示根据本发明的系统。
具体实施方式
图1示意性地图示呼吸曲线。在通气期间，通气机将气体注射到与患者连接的管道系统中，从而令所述管道系统加压，并继而，该加压驱动所述气体到所述患者的气道中并最终到他/她的肺中。在体积控制通气期间，目标是使用预定流率和预定持续时间，将预定体积的气体递送到所述患者的肺中。所述预定流率可以具有特定的形状/波形，例如方形或下行斜坡或前相正弦波形，所述波形也能够为由所述系统或设备提供的任意其他类型的波形。图1图示下行斜坡波形，其具有关联的管道线路压力波形。
当所述管道系统或所述肺中没有泄漏时，可以通过对在图2中显示并在下文讨论的简化通气机-患者-管道充气模型的检查，更好地解释到所述患者的肺中的准确体积递送的问题。
在图2中，使用以下定义：
-Pi＝吸入压力传感器 Pe＝呼出压力传感器 Py＝管道线路Y型处压力
-Paw＝气道压力 P肺＝肺压力 Pmus＝患者的肌肉压力
-Qv＝通气机气体流量 Q管＝管道气体流量 QL＝肺气体流量 Qexh＝呼出气体流量
-Rinsp＝吸气分支阻力 Rexh＝呼气分支阻力 RET＝ET管阻力
-RL＝肺阻力 Rexh阀＝呼出阀阻力
-C管＝管道顺应性 CL＝肺顺应性
根据该模型，能够推导将在通气期间所述系统中使用的不同流量联系起来的关系。亦即：
Qv＝Q管+QL+Qexh 方程1
由于体积控制通气中的一个目标是使用预定流率和/或预定持续时间，将预定体积的气体递送到患者肺中，则这意味着QL必须控制这些特性。然而，当所述用户(即健康护理人员)设定潮气量(Tv)和峰值流量(PF)水平时，通气机并不知道需要多少管道体积以对所述管道系统加压，因为其是形成的最大管道线路Y型处压力水平(Py)的函数，并且该压力仅在气体递送阶段末期处获知。
相关算法经由以下方程2的使用，计算一旦气体递送阶段结束，由管道使用的体积，并将该体积增加到最初设定的潮气量(Tv)，并之后使用该新的Tv再次计算PF，同时保持气体递送阶段持续时间(Ti)恒定，并在逐次呼吸的基础上迭代该过程。如果并且当压力(Py)稳定(可以根据患者活动)，则最终获得用于递送至患者肺的预期体积。
管道体积＝C管×Py 方程2
该过程通常需要10至15次呼吸，以在没有患者活动时达到稳定，并且取决于患者肺和气道特性以及患者活动的水平。
本发明通过在方程两边求导，变换方程2，并且由于体积的导数为流量，而获得以下方程3。
Q管＝C管×dPy/dt 方程3
本发明在逐个样本的基础上使用方程3，以实时地计算Q管，这是因为我们总是可以利用Py信号，并之后重新计算达到在患者的肺的入口处的用户设定的PF所需要的通气机流量(即QL)。因此，在每个样本间隔，如下文的离散方程所指示地来确定Qv。
Qv(n)＝Q管(n)+QL(n)+Qexh(n) 方程4
其中，n为样本/控制间隔数，Qexh(n)为针对所述控制间隔n，呼出流量传感器读数的值，Q管(n)为针对所述控制间隔n，管道流量估计的值。
为了适当地补偿因气体压缩造成的管道中的气体损失，则QL(n)被设定为等于由用户设定的PF，并且具有由用户设定的波形特性。还要注意，Qexh(n)通常为零，但可以为在气体递送阶段期间测量的任意流量。最后，如上文解释的，使用方程3，即Q管(n)＝C管×dPy(n)/dt，估计Q管(n)，其中，dPy(n)/dt为针对所述控制间隔n，管道线路压力斜率/导数的值。之后Qv(n)在气体递送阶段期间的每个控制间隔都被更新，并被用作气体递送控制系统目标，因此反映补偿在加压所述管中的流量损失以及通过呼出阀的流量损失所需要的气体(如果不同于零)。
根据本发明的所述方法可以包括将方程1扩展以将因在所述管道系统和/或所述气道(套管泄气)和/或所述肺(可能因瘘造成)中的泄漏造成的流量损失考虑在内。针对该操作的先决条件在于，能够(经由对CL、RL以及PAW、P肺和Pmus压力的估计)表征并估计这些泄漏。图3中的示意图图示了包括不同泄漏流的患者-管道充气系统。
在以下方程5a、5b和5c中表达QAW与QAW泄漏，QL与QL泄漏之间的关系，以及QV、Q管、Q管泄漏、Qexh与QAW之间的那些关系。
QAW＝Q0+QAW泄漏 方程5a
Q0＝QL+QL泄漏 方程5b
Qv＝Q管+QAW+Qexh+Q管泄漏 方程5c
以下方程6反应这些流量要素。由于所述管道系统和肺中的所述泄漏为压力相关的，因此能够实时地计算管道和/或肺泄漏，并补偿气体递送，从而将预期的PF递送到肺。
Qv＝Q管+QL+Qexh+Q管泄漏+QAW泄漏+QL泄漏 方程6
以离散形式，方程6变为
Qv(n)＝Q管(n)+QL(n)+Qexh(n)+Q管泄漏(n)+QAW泄漏(n)+QL泄漏(n) 方程7
注意到，Q管泄漏为Py的函数，QAW泄漏为PAW的函数，并且QL泄漏为P肺的函数。
尽管不是本发明的部分，但QAW泄漏、Q管泄漏和QL泄漏通常关于对应压力被表达(尽管可以使用其他泄漏模型)，如下所示。
Q管泄漏(n)＝K0×(Py(n))m 方程7a
QAW泄漏(n)＝K1×(P气道(n))m 方程7b
Q肺泄漏(n)＝K2×(P肺(n))m 方程7c
在离散时间中实施所述方程7，如由以下方程所指示的。
Qv(n)＝PF(n)+Qexh(n)+K0×(Py(n))m+K1×(PAW(n))m+K2×(P肺(n))m+C管×dPy(n)/dt 方程8
其中：
-PF(n)为针对控制间隔n，由用户设定的峰值流量波形的值。
-Qexh(n)为针对所述控制间隔n，呼出流量传感器读数的值。
-K0为针对所述控制间隔n，表示管道线路泄漏的等效孔的传导性。
-m为指数(取决于泄漏模型，但通常在0.6左右)。
-Py(n)为针对所述控制间隔n，管道线路压力的值。
-K1为针对所述控制间隔n，表示肺泄漏的等效孔的传导性。
-PAW(n)＝Py(n)-RET×QAW为针对所述控制间隔n，气道压力的值。
-P肺(n)＝PAW(n)-RL×Q0为针对所述控制间隔n，肺压力的值。
-Pmus(n)为针对所述控制间隔n，患者的肌肉压力。
-C管为管道线路顺应性的值。
dPy(n)/dt为针对所述控制间隔n，管道线路压力斜率/导数的值。术语控制间隔指在其中执行控制的间隔。所述控制间隔具有特定长度，不同于能够为不同长度的样本间隔等。
注意到这里没有讨论对CL、RL、Py、PAW和P肺的估计。这里也没有讨论对K0、K1和K2的估计，因为这是泄漏估计领域的技术人员深入理解的。
因此，通过使用方程8的计算的结果，在逐个控制间隔的基础上并使用得到的Qv(n)作为由流量控制器(所述流量控制器负责对通气机的气体递送输出进行控制)使用的期望流量目标，来实现对发生在管道线路中的流量损失(因气体压缩或泄漏或两者造成的)以及因在患者的气道或肺或两者处的泄漏而造成的流量损失的完整补偿。
最后，如果仅能够表征总泄漏，则能够改变方程7和方程8，以反映如下所示的内容，但在逐个样本的基础上补偿的原理保持不变。
Qv(n)＝Q管(n)+QL(n)+Qexh(n)+Q总泄漏(n) 方程9
Qv(n)＝PF(n)+Qexh(n)+K×(P0(n))m+C管×dPy(n)/dt 方程10
其中：
-K为针对所述控制间隔n，表示所述总泄漏的等效孔的传导性。
-P0为针对所述控制间隔n，在假设泄漏所位于的相关压力部位处的压力的值。
所述补偿方法的该最后部分很可能是最常见的，因为即使当获知泄漏部位的先验知识时，也非常难以准确地估计不同的泄漏。通常的情况是，在通气期间，主要的泄漏发生在患者端口部位(如在无创通气中)，但在气道处出现泄漏也是常见的(在有创通气期间，气管内导管的套管泄气)。针对这些情况，将假设所述P0压力测量结果分别在Y型处(Py)和气道(PAW)处。
使用本发明的所述方法对泄漏的补偿，避免了与体积反馈的使用(以补偿通过(一个或多个)泄漏孔损失的体积)相关联的迭代过程，以及对所述系统中的压力稳定性的需要。
图4-图9的六个图，经由对不同流和体积轨迹的描绘，图示了在没有泄漏被补偿时和在泄漏存在并被补偿时，无顺应性或泄漏补偿的情况与所公开的顺应性补偿方法的表现之间的差异。
在图4中，图示了仿真的结果。注意到，通气机递送的流量(Q通气)在稳定状态中等于峰值流量设定，但肺流量轨迹(Q肺)不是。
针对通气的设定为：
-峰值流量＝60lpm、潮气量＝1000ml并且呼吸率＝12bpm；
-并且管道顺应性＝2ml/cmH2O。出于论证的目的，假设泄漏发生在管道线路中。
在图5中，由通气机递送的体积(V通气)为1000ml，而被递送到患者的体积为947.17ml。
注意：I：E信号为被设计用于指示呼吸的气体递送阶段的信号。其在呼吸的气体递送阶段>0，并且在呼吸的呼出阶段期间为0(零)。此外，为了容易对递送准确度进行图形估计，已将其放大使得其等于潮气量设定。
在图6中注意到，肺流量轨迹(Q肺)在稳定状态中等于峰值流量设定，并且Q通气轨迹高于所设定的峰值流量。Q通气与Q肺之间的差为Q管。
在图7中注意到，由通气机递送的所述体积(V通气)大于1000ml，而被递送到患者的体积为1004ml。在I：E信号已返回为零之后肺体积还继续增大的原因在于，肺流量保持为正比Q通气更久一些，并且Q管在该延迟期间也保留为正(这能够归因于流量和呼出阀响应)。
在图8中注意到，肺流量轨迹(Q肺)在稳定状态中等于峰值流量设定，并且Q通气轨迹高于所设定的峰值流量。Q通气与Q肺之间的差为Q管+Q泄漏。
在图9中注意到，由通气机递送的体积(V通气)显著大于1000ml，而被递送到所述患者的体积则为1004ml。泄漏的体积略小于100ml，如通过查看在I：E信号变为零(0)的点处的青色轨迹，而从图中观察到的。
在图10和图11中，图形图示了全部呼吸均类似于第一呼吸，这论证了，针对适当的管道顺应性或泄漏补偿，不需要对在递送阶段末期的压力水平的先验知识。针对泄漏补偿，需要泄漏模型的知识以用于对泄漏流量进行准确补偿(非本发明的部分)，但补偿算法不利用通过(一个或多个)泄漏孔损失的体积的先验知识以便执行针对泄漏的补偿。如前面所解释的，两种补偿均经由在递送进展的同时对被递送到患者-管道系统的流量的调节而被完成。
图12示意性地图示根据本发明的方法的步骤。所述方法在用于呼吸递送的系统上被执行，所述系统包括：患者-管道系统，其与气体递送系统的出口耦合，以在补充气体的吸入期间向患者输送气体；流量传感器，其与所述出口耦合，以感测气体流量；患者-管道系统压力传感器，其与所述患者-管道系统耦合，以感测所述患者-管道系统中的气体压力，并提供表示所述气体压力的患者-管道系统压力信号；处理器，其与所述传感器耦合，并且能用于从所述传感器接收所述压力信号，所述处理器能用于使用所接收的压力信号进行确定。所述方法包括在一个样本中从所述流量传感器获得压力信息的步骤。在所述一个样本中从所述患者-管道系统压力传感器获得压力信息的步骤。以及基于来自所述流量传感器的所述信息和来自所述患者-管道系统压力传感器的所述压力信息，针对所述一个样本来计算补偿所述患者-管道系统的加压中损失的气体和在患者-管道系统与患者之间的接口中损失的气体所需要的气体的量的步骤。由此，所述系统能够确定针对流量控制器的新流量目标，从而递送经补偿的气体的量。
概括地，用于补偿的方法至少包括以下步骤：在如文本其他地方所描述的合适位置处，使用对所述患者-管道系统中的(一个或多个)压力的测量结果或估计，来计算或估计患者-管道中的气体损失。在每个样本或控制间隔上，所述方法包括对流量控制器的新流量目标(即，Qv(n))进行计算。此外，所述方法包括使用通气机内部的流量传感器来控制气体流量，从而达到新目标的步骤。
可以重复所述方法的步骤，从而创建对呼吸递送系统进行监测和控制的系统的控制回路。可以执行与其他地方所描述的方法相关的另外的步骤。
图13示意性地图示根据本发明的系统的部分。所述系统包括患者-管道系统，其与气体递送系统的出口耦合，以在补充气体的吸入期间向患者输送气体。流量传感器与所述出口耦合，以感测气体流量。患者-管道系统压力传感器与所述患者-管道系统耦合，以感测所述患者-管道系统中的气体压力，并提供表示所述气体压力的患者-管道系统压力信号。处理器与所述传感器耦合，并且能用于从所述传感器接收所述信号。所述处理器能用于在一个样本中从所述流量传感器获得流量信号，并且所述处理器被布置用于在所述一个样本中，从所述患者管系统压力传感器获得压力信息。由此，所述处理器能够在一个样本中，基于来自所述流量传感器的所述流量信息和来自所述患者-管道系统压力传感器的所述压力信息，来计算补偿所述患者-管道系统的加压中损失的气体和在患者-管道系统与患者之间的接口中损失的气体所需要的气体的量，从而获得上文提及的优点。
尽管以在附图和前文的描述中详细说明并描述了本发明，但这种说明和描述被认为是说明性或示范性的，而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、说明书和权利要求书，本领域技术人员在实践要求保护的本发明时，能够理解并实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求书中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且量词“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以履行权利要求书中记载的若干项目的功能。互不相同的从属权利要求中记载了特定措施并不指示不能有利地使用这些措施的组合。计算机程序可以被储存/分布在合适的介质上，所述介质例如是与其他硬件一起提供或作为其他硬件的部分提供的光学储存介质或固态介质，但计算机程序也可以以其他形式分布，例如经由因特网或其他有线或无线的远程通信系统。权利要求书中的任何附图标记不得被解释为对范围的限制。
Claims (12)
1.一种使用用于呼吸递送的系统在患者的通气期间递送气体的方法，用于呼吸递送的所述系统包括：患者-管道系统，其与气体递送系统的出口耦合，以在补充气体的吸入期间向患者输送气体；流量传感器，其与所述出口耦合，以感测气体流量；患者-管道系统压力传感器，其与所述患者-管道系统耦合，以感测所述患者-管道系统中的气体压力，并提供表示所述气体压力的患者-管道系统压力信号；处理器，其与所述传感器耦合，并能用于从所述传感器接收所述压力信号和流量信号，所述处理器能用于使用所接收的压力信号和流量信号进行确定，所述方法包括：
-在一个样本中从所述流量传感器获得流量信息，
-在所述一个样本中从所述患者-管道系统压力传感器获得压力信息，以及
-基于来自所述流量传感器的所述流量信息和来自所述患者-管道系统压力传感器的所述压力信息，针对所述一个样本来计算补偿在所述患者-管道系统的加压中损失的气体和通过所述患者-管道系统中的泄漏而损失的气体所需要的气体的量。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，计算补偿气体损失所需要的所述气体的量的所述步骤包括确定对所述患者-管道系统中的泄漏的估计，所述患者-管道系统包括管道线路、所述患者的气道和所述患者的肺。
3.根据权利要求1所述的方法，包括操作者供应目标气体流量的初始步骤，并且计算补偿气体损失所需要的所述气体的量的所述步骤包括确定达到所述目标气体流量的补偿。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述方法是在逐次呼吸的基础上执行的。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述补偿包括以下方程：
Q管＝C管×dPy/dt，
其中，Q管为管道气体流量，C管为管道顺应性并且Py为管道线路Y型处压力。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，针对因所述管道系统和/或所述气道和/或所述肺中的泄漏而损失的流量的补偿包括以下方程：
Qv(n)＝PF(n)+Qexh(n)+K0×(Py(n))m+K1×(PAW(n))m+K2×(P肺(n))m+C管×dPy(n)/dt，
其中：
-PF(n)为针对控制间隔n，由用户设定的峰值流量波形的值，
-Qexh(n)为针对所述控制间隔n，呼出流量传感器读数的值，
-K0为针对所述控制间隔n，表示管道线路泄漏的等效孔的传导性，m为指数，
-Py(n)为针对所述控制间隔n，管道线路压力的值，
-K1为针对所述控制间隔n，表示肺泄漏的等效孔的传导性，
-PAW(n)＝Py(n)-RET×QAW为针对所述控制间隔n，气道压力的值，
-P肺(n)＝PAW(n)-RL×Q0为针对所述控制间隔n，肺压力的值，
-Pmus(n)为针对所述控制间隔n，患者的肌肉压力，
-C管为管道线路顺应性的值，
-dPy(n)/dt为针对所述控制间隔n，管道线路压力斜率/导数的值。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，针对总泄漏损失的补偿包括以下方程：
-Qv(n)＝Q管(n)+QL(n)+Qexh(n)+Q总泄漏(n)，以及
-Qv(n)＝PF(n)+Qexh(n)+K×(Ρ0(n))m+C管×dPy(n)/dt，
其中，Qv(n)为期望流量目标，Q管为管道气体流量，QL为肺气体流量，Qexh为呼出气体流量，Q总泄漏为总体气体流量泄漏，其中，Q总泄漏(n)＝K×(P0(n))m，PF(n)为由操作者设定的峰值流量波形的值，K为表示所述总体气体流量泄漏的等效孔的传导性，P0为假设泄漏所位于的相关压力部位处的压力，C管为管道顺应性，并且Py为管道线路Y型处压力。
8.一种用于呼吸递送的系统，包括：
-患者-管道系统，其与气体递送系统的出口耦合，以在补充气体的吸入期间向患者输送气体；
-流量传感器，其与所述出口耦合，以感测气体流量，
-患者-管道系统压力传感器，其与所述患者-管道系统耦合，以感测所述患者-管道系统中的气体压力，并提供表示所述气体压力的患者-管道系统压力信号；
-处理器，其与所述传感器耦合，并能用于从所述传感器接收所述信号，所述处理器能用于使用所接收的信号进行确定，
-所述处理器被布置用于在一个样本中从所述流量传感器获得流量信息，
-所述处理器被布置用于在所述一个样本中从所述患者-管道系统压力传感器获得压力信息，
-所述处理器被布置用于基于来自所述流量传感器的所述流量信息和来自所述患者-管道系统压力传感器的所述压力信息，针对所述一个样本来计算补偿在所述患者-管道系统的加压中损失的气体和通过所述患者-管道系统中的泄漏而损失的气体所需要的气体的量。
9.根据权利要求8所述的系统，其中，所述处理器包括信号处理器和通用处理器，其中，所述信号处理器被布置用于从所述流量传感器和所述患者-管道系统压力传感器获得信号，并且所述通用处理器被布置用于执行所述计算。
10.根据权利要求8所述的系统，包括输入单元，所述输入单元被配置为接收目标气体流量，并且所述处理器适于计算补偿气体损失所需要的所述气体的量，包括确定达到所述目标气体流量的补偿。
11.一种计算机实施的程序，其适于在根据权利要求8所述的系统上执行根据权利要求1所述的方法的步骤。
12.一种计算机实施的方法，其适于使用用于呼吸递送的系统在患者的通气期间递送气体。
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