CN104114088A - 能量消耗的估算 - Google Patents

Abstract

一种估算病人(2)的能量消耗的设备(1)包括从呼吸机接收一组测量值(6)的装置(3)，其中该组测量值(6)包括至少一个气体浓度测量值。该设备(1)进一步包括基于该组测量值(6)估算病人(2)的能量消耗的装置(7)。

Description

能量消耗的估算

技术领域

本发明涉及估算病人的能量消耗。本发明尤其涉及估算借助呼吸机辅助呼吸的病人的能量消耗。

背景技术

机械呼吸机是一种为无法正常生理呼吸的病人提供呼吸辅助的仪器。机械呼吸机常被称为呼吸器或简称为呼吸机。这种呼吸机通过机械地移动空气进出病人的肺部从而提供呼吸辅助。现代呼吸机往往是计算机控制并用于重症监护、家庭护理、急诊和麻醉。一台呼吸机通常包括一个储气部或涡轮机以及空气和氧气供应部。呼吸气体在呼吸机和病人之间通过一次性或可重复使用的肺状管传输。肺状管是一种导管，与呼吸机和病人保持流体联通以便使吸入和呼出的气体在二者之间传输。为了与病人进行流体联通，肺状管通常包括一面罩或一气管套管。呼吸机还可以包括加湿器、储水部、喷雾器、传感器、各种连接件和阀门。通过传感器，呼吸机可以监控病人的某些参数(如压力、体积和流量)从而确保病人接收合适其生理机能的正确的呼吸辅助。

在重症监护病房(ICU)，有关病人新陈代谢的信息对确定其正确的临床营养需求量很重要。这一点对于通常无法摄食的ICU病人尤其重要，他们的营养需求量必须尽可能精确以免营养过度或营养不足。病人的能量消耗可以通过现有的经验模式被估算出来，但是对于使用机械呼吸机的病人，其病情可能随时间发生较大的变化，这些估算未必精确。

间接热量计可以被用于估计病人的能量消耗。间接热量计测量病人吸入和呼出空气的各种性能参数从而估算病人新陈代谢消耗的能量。然而，对通过呼吸机接受呼吸辅助的病人进行这种测量是非常危险的，因为这种病人常常处于生命的危险状态。为了使用间接热量计测量病人的能量消耗而把呼吸机撤离开病人，即使是很短时间，都可能使病人的生命冒极大的风险，这是极不可取的。

美国专利US 5,072,737描述了一种测量带有呼吸机的病人的新陈代谢率的方法和装置。该方法收集呼吸机提供的吸气样本，以及收集病人呼出气体的呼气末样本和环境压力样本。一个传感装置连接至呼吸机的外部并通过三个不同的导管接收气体样本。该传感装置包括氧气传感器、二氧化碳传感器和压力传感器，并且可以提供气体样本未知参数的信号指示。计算机利用各种传感器提供的信息计算每一次呼吸的氧气消耗和二氧化碳呼出的流量加权平均速率。也就是，根据美国专利US 5,072,737，所述呼吸机是单独用于测量呼出气体的流速，同时通过外部的传感器进行其他测量。因此，US 5,072,737描述的装置需要许多额外的导管和传感器连接至所述呼吸机。

发明内容

本发明的一个首选目的在于克服或减缓上述问题和缺点。

一方面,本发明提供了一种用于估算病人能量消耗的装置，该装置包括：从呼吸机接收一组测量值的装置，其中该组测量值包括至少一个气体浓度测量值；以及基于该组测量值估算病人的能量消耗的装置。术语“能量消耗”在此处应理解为病人新陈代谢的能量消耗。

因此，所述用于估算病人能量消耗的装置方便地使用呼吸机提供的测量值来估算病人的能量消耗。这样就不再需要单独的间接热量计，这种热量计需要定期的大量计算。另外，该设备对于在重症监护病房的工作人员来说使用简易，因为它使用了对于工作人员来说非常熟悉的呼吸机。更进一步，该装置不需要将外部设备介入病人和呼吸机之间的肺循环，从而减少了由热动力学搅动所产生的不精确性和由外部设备介入肺循环可能导致的机械参数。

所述至少一个气体浓度测量值较优地包括呼出二氧化碳浓度测量值和/或吸入氧浓度测量值。所述装置较优地还包括基于吸入氧浓度测量值估算吸入二氧化碳浓度的装置。所述装置较优地进一步包括基于医疗空气中的已知二氧化碳浓度估算吸入二氧化碳浓度的装置。较优地，估算能量消耗的装置可以根据吸入二氧化碳浓度的估算值来估算能量消耗。吸入二氧化碳浓度的估算不需要用传感器测量吸入二氧化碳的浓度,从而简化了设备，还避免了因为吸入二氧化碳浓度太小而无法可靠测量的困难。

较优地，所述装置更进一步包括用于接收呼出氧浓度测量值的装置，其中估算能量消耗的装置可以基于该组测量值和呼出氧浓度测量值估算能量消耗。所述装置可以用来接收来自独立于呼吸机的感应器测出的呼出氧浓度测量值。在此处，“独立于呼吸机”应理解为感应器并不是呼吸机的一部分。换一种说法是，感应器较优的是额外组件而不是呼吸机固有的，但增加感应器可以估算病人的能量消耗。通过使用从呼吸机获得的测量值，所述装置方便地只需要一个额外的感应器来测量呼出氧浓度。这简化了装置的构造并降低了其成本。较优地，用于测量氧气浓度的感应器置于肺状管内极其贴近病人的部位，这样可以提高呼出氧浓度测量的准确性。或者，所述装置可以用来接收来自呼吸机本身的呼出氧浓度测量值；在这种情况下，来自呼吸机的该组测量值可以还包括呼出氧浓度测量值。

较优地，该组测量值还包括呼气容积测量值和/或吸气容积测量值。该组测量值更进一步只包括呼气体积测量值和吸气体积测量值之一。较优地，所述装置还包括基于该组测量值估算吸气体积的装置。具体而言，所述装置可以基于呼气体积测量值、吸入氧浓度测量值、呼出二氧化碳浓度测量值和呼出氧浓度测量值估算吸气体积。或者，所述装置较优地进一步包括基于该组测量值估算呼气体积的装置。具体而言，所述装置可以基于吸气体积测量值、吸入氧浓度测量值、呼出二氧化碳浓度测量值和呼出氧浓度测量值估算呼气体积。估算吸气或呼气体积提高了估算病人能量消耗的准确性，还可以避免使用测量体积的感应器，从而简化了设备。较优地，对吸入二氧化碳浓度的估算也用于估算吸气或呼气体积。用于估算能量消耗的装置较优地还可以基于对呼气体积的估算或对吸气体积的估算而估算该病人的能量消耗。

所述装置较优地还包括校正测量值以获得校正值的装置，其中校正值补偿呼吸机热动力和病人的各自的热动力条件的差异，并且估算病人能量消耗的装置还可以基于校正值估算能量消耗。通过以这种方式校正测量值，能量消耗估算的准确性可以得到提高。较优地，校正值补偿温度和/或相对湿度上的差值。校正测量值的装置较优地可以被用来校正呼气体积测量值或吸气体积测量值。

该组测量值较优地还包括呼吸频率。呼吸频率是许多现有的呼吸机可以获得的另一测量值，它可以方便地用于估算病人的日能量消耗。

所述装置可以和呼吸机整合。或者，所述装置可以可拆卸地连接于呼吸机。在下面的实施例中，所述装置可由现有的呼吸机改造而成，或者作为可选择的附加组件，用于提供测量病人能量消耗的额外功能。

另一方面,本发明提供了一种估算病人能量消耗的方法。该方法包括：接收一组来自呼吸机的测量值，其中该组测量值包括至少一个气体浓度测量值；并基于该组测量值估算病人的能量消耗。所述至少一个气体浓度测量值较优地包括呼出二氧化碳浓度测量值和/或吸入氧浓度测量值。

所述方法较优地还包括根据吸入氧浓度测量值估算吸入二氧化碳浓度。所述方法较优地还包括根据医疗空气中已知的二氧化碳浓度估算吸入二氧化碳浓度。估算能量消耗的步骤较优地是基于吸入二氧化碳浓度的估算值。

所述方法较优地还包括接收呼出氧浓度测量值，并且估算能量消耗的步骤较优地包括基于该组测量值和呼出氧浓度测量值估算能量消耗。较优地,呼出氧浓度测量值来自独立于呼吸机的传感器。

该组测量值较优地包括呼气体积测量值或吸气体积测量值。所述方法较优地还包括基于该组测量值估算吸气或呼气体积。较优地,估算能量消耗的步骤基于吸气体积估算或呼气体积估算。

所述方法较优地进一步包括：校正测量值以获得校正值，其中校正值补偿呼吸机和病人的各自的热动力条件的差异，并且估算病人能量消耗的步骤进一步包括基于校正值估算能量消耗。该校正值较优地补偿温度和/或相对湿度上的差值。该组测量值较优地还包括呼出气体测量值，并且校正测量值的步骤较优地包括校正该呼气体积测量值。该组测量值较优地进一步包括呼吸频率。所述方法可以由呼吸机自身实施，或者由可拆卸地连接于呼吸机的一种设备实施。

另一方面,本发明提供了一种包括指令的可读处理媒介，当处理媒介执行该指令时,处理媒介可以去执行估算病人能量消耗的方法。该方法包括：接收来自呼吸机的一组测量值，其中该组测量值包括至少一个气体浓度测量值；和根据该组测量值估算病人的能量消耗。该可读处理媒介可以和呼吸机整合在一起。

在还一方面,本发明还提供了如在此所述和/或任一附图所示的设备。本发明的更进一步的方面提供了如在此所述和/或任一附图所示的方法。

附图说明

本发明较优的特征将在实施例中并参照附图描述，其中相同的元件用相同的符号表示。

图1是根据本发明的一估算病人能量消耗的装置的示意图；

图2是病人和呼吸机的热动力条件的示意图；

图3是图1所示装置的用户界面的实施例；

图4是根据本法明的一方法的流程图；

图5是可以用于实施本发明提供的方法的一计算机系统的示意图。

具体实施方式

图1表示用于估计病人2的能量消耗的设备1。该设备1与呼吸机4相连。使用时，呼吸机4通过肺状管10与病人2相连，从而使病人2接收由呼吸机提供的吸入气体12并使呼出气体14流回呼吸机4。肺状管10包括用于引导吸入气体12的第一肺状管10a和引导呼出气体14的第二肺状管10b。第一和第二肺状管10a、10b在靠近病人2的位置通过接头17相连。接头17可以由T形件或Y形件组成。加湿器22可选择地连接于第一肺状管10a为吸入气体12加湿。

设备1包括第一输入部3，第二输入部5，处理装置7和显示器20。第一输入部3设置成接收来自呼吸机4的一组测量值6。第二输入部5设置成接收来自独立于呼吸机4的一个或多个传感器16的另一组测量值8。第一输入部3和第二输入部5与处理装置7相连。处理装置7可以进行一系列运算，包括基于测量值6估算病人2的能量消耗的运算,具体的运算会在下面更详细的描述。处理装置7可以包括个人电脑、微处理器、微控制器、数字信号处理器、可编程逻辑、软件、固件和/或任意其他适于估计病人能量消耗的装置。

显示器20是可以向用户显示各种测量值和估算值。具体地，显示器20可以显示由处理装置7估算的能量消耗。显示器20还可以显示来自呼吸机4的测量值6和/或来自传感器16的测量值8中的任何一个测量值。显示器20可以是用于执行处理装置7的个人电脑的显示屏。

如图1所示的实施例，设备1为独立于呼吸机4的个体。在此实施例中，设备1可拆卸地与呼吸机4相连。例如，可以利用个人电脑执行设备1，其通过一合适的通讯接口可以与呼吸机4相连。该通讯接口可以是有线通讯接口，如以太网、串行端口或通用串行总线(USB)接口；或者无线通讯接口，如IEEE 802.11(Wi Fi)或蓝牙接口。

在其他实施例中，设备1可以和呼吸机4整合。在这些实施例中，处理装置7可以包括通常被呼吸机4使用来监视并控制病人呼吸的处理器，同时显示器20可以包括通常被呼吸机4使用来显示病人相关呼吸数据的显示器。

使用时，呼吸机4测量吸入气体12和呼出气体14的各种性能参数以便确保病人接收合适的呼吸辅助。在呼吸机4测出的各种测量值中，与本发明尤为相关的测量值如下：

·呼气体积(V_e)，病人呼出的空气总体积测量值(通常以毫升计量)；

·吸气体积(V_i)，病人吸入的空气总体积测量值(通常以毫升计量)；

·吸入氧浓度(F_iO2)，病人吸入空气中氧气比例的测量值(以百分数表示)；

·呼出二氧化碳浓度(F_eCO2)，病人呼出空气中二氧化碳气比例的测量值(以百分数表示)

·呼吸频率(f)，病人每单位时间呼吸次数的测量值(通常以每分钟呼吸数计量)。

这些由呼吸机4做出的测量值作为一组测量值6提供给设备1的第一输入部3。可以提供该组测量值6的呼吸机的实例是由股份公司生产的呼吸机。也可以使用其它合适的呼吸机4。

在一个使用呼吸机(或者其它具有类似功能的呼吸机)的例子中，设备1通过RS-232连接部和呼吸机4连接，并且呼吸机4通过LUST协议可以将测量值6发送至设备1。LUST协议是一个可以用于呼吸机的专有协议，它可以发送四种信息：识别信息、状态信息、数据和警报。在本实施例中，测量值V_e、F_iO2和F_eCO2是由呼吸机4传达到设备1的识别信息。识别信息还可以包括由呼吸机4传送到设备1的病人呼气末端压力的测量值。

虽然已知的呼吸机可以测量吸入气体12和呼出气体14的许多不同性能参数，它们并没有被设计成测量呼出氧浓度或者吸入二氧化碳浓度，因为这些测量值并不被认为是对实现确保病人接收合适的呼吸辅助这一呼吸机的主要目的有用。呼出氧浓度(F_eO2)是病人呼出空气中氧气比例的测量值(用百分数表示)。吸入二氧化碳浓度(F_iCO2)是病人吸入空气中二氧化碳气比例的测量值(用百分数表示)。

由于已知的呼吸机并不测量呼出氧浓度，感应器16较优地包括氧气浓度感应器16a用于测量呼出氧浓度。合适的氧气浓度感应器是本技术领域内公知的。仅作为例子，氧气浓度感应器16a可以是AX300-I便携式氧气分析仪，由美国加州的特利丹(Teledyne)分析仪器公司生产。第二输入部5设置成接收来自氧气浓度感应器16a的呼出氧浓度测量值。如图1所示的实施例中，氧气浓度感应器16a是独立于呼吸机4的。

氧气浓度感应器16a较优地置于接头17内部。将氧气浓度感应器16a安置于接头17内部可以实现在离病人2非常近的距离测量出呼出氧浓度，这意味着呼出氧浓度几乎是在和病人的热动力条件等同的条件下测量的。这样就不需要为了补偿病人和测量点之间热动力条件的差异而校正呼出氧浓度测量值。出于同样的原因，如果感应器16包括除了氧气浓度感应器16a之外的任何感应器，它们都较优地置于接头17内部。

尽管目前市面上的呼吸机并不能测量呼出氧浓度，未来的呼吸机可以被设置为测量呼出氧浓度。例如，未来的呼吸机可以包括氧气浓度感应器用于专门测量呼出氧的浓度，或者可以利用现有的用于测量吸入氧浓度的感应器来测量呼出氧浓度。设备1的第一输入部3可以接收来自呼吸机的呼出氧浓度测量值。本发明较优地包含基于从呼吸机4接收的呼出氧浓度测量值来估算能量消耗的设备和方法。

设备1还可以和较简单的呼吸机一起使用，这些简单的呼吸机不能测量出呼气体积、吸入氧浓度、呼出二氧化碳浓度和呼吸频率之中的每一个值。当和这种较简单的呼吸机一起使用时，一个或多个感应器16将包括一个或多个额外的感应器用于测量呼吸机没有测量的性能参数。然而，至少可以预计的是设备1将和可以提供至少一个气体浓度测量值的呼吸机4一起使用；并且至少一个气体浓度测量值可以是吸入氧浓度、呼出二氧化碳浓度或者甚至呼出氧浓度中的任意一个或多个，取决于呼吸机4的性能。

为了清晰阐明，下文将设定呼吸机4可以测量呼气体积、吸入氧浓度、呼出二氧化碳浓度和呼吸频率，并且从独立于呼吸机4的感应器16a接收呼出氧浓度测量值，但是很显然，本发明较优地并不限于此具体设置。

处理装置7可操作地以以下方式地估算病人2的能量消耗。为了估算能量消耗，必须知道氧气消耗和二氧化碳产出其可以用以下公式表示：

${\stackrel{\·}{V}}_{{\mathrm{CO}}_2}=V_e\×F_{e_{\mathrm{CO}2}}-V_i\×F_{i_{\mathrm{CO}2}}---\left(1\right)$

${\stackrel{\·}{V}}_{O_2}=V_i\×F_{i_{O2}}-V_e\×F_{e_{O2}}---\left(2\right)$

如上所述，V_e是呼气体积，V_i是吸气体积，F_iCO2是吸入二氧化碳浓度，F_eCO2是呼出二氧化碳浓度，F_iO2是吸入氧浓度以及F_eO2是呼出氧浓度。

利用公式(1)和(2)分别计算出的和数值，通过Weir公式(Weir，1949)计算病人2的能量消耗：

$\mathrm{EE}=3.9\×{\stackrel{\·}{V}}_{O_2}+1.1\×{\stackrel{\·}{V}}_{{\mathrm{CO}}_2}---\left(3\right)$

这里EE是能量消耗，以千卡每呼吸计量。

从公式(1)、(2)和(3)可以看出计算病人的能量消耗涉及6个变量，也就是V_e、V_i、F_iCO2、F_eCO2、F_iO2和F_eO2。发明人发现利用呼吸机4做出的V_e、F_eCO2和F_iO2测量值，以及氧气浓度感应器16a提供的F_eO2测量值可以可靠地估算病人的能量消耗。这样，利用已经可以从呼吸机4获得的测量值就不再需要单独的间接热量计，并且可以减少感应器的数量。

如上所述，已知的呼吸机并不测量吸入二氧化碳浓度F_iCO2。而且，吸入二氧化碳浓度很小以至于难以可靠地测量。发明人发现不需要测量吸入二氧化碳浓度，基于对吸入二氧化碳浓度的估计值可以可靠地估算病人的能量消耗。作为说明，吸入气体12通常包括医学空气,该医学空气以某已知比例与氧气混合；也就是，除了医学空气中已有的氧气，吸入气体12包括已知量的补充氧气。医疗空气中二氧化碳的浓度是已知的。例如，医疗干燥空气通常含有0.039％的二氧化碳，常见于医院并通过呼吸机4提供给病人2。这样，基于吸入氧浓度测量值、吸入气体12中医疗空气和补充氧气的已知比例和医疗空气中二氧化碳的已知浓度就有可能计算吸入二氧化碳浓度。较优地，处理装置7可以根据由呼吸机4测量的吸入氧浓度计算出吸入二氧化碳浓度值。例如，假定二氧化碳浓度为0.039％，吸入二氧化碳浓度可以由以下公式计算：

$F_{i_{\mathrm{CO}2}}=0.039\×(120.95-F_{i_{O2}})---\left(4\right)$

吸入二氧化碳浓度的估算结果可以用于公式(1)中F_iCO2的数值。这样有利的避免了用感应器测量吸入二氧化碳浓度的的需求，还避免了由直接测量吸入二氧化碳浓度本身的不准确性而导致的在估算病人能量消耗中产生的误差。

虽然一些呼吸机(如)可以测量吸气体积V_i，但是较优的方案是不利用吸气体积测量值来估算病人的能量消耗。这是因为呼气体积和吸气体积的测量误差将导致估算的能量消耗值出现很大的错误。发明人发现不需要测量吸气体积，基于吸气体积的估算值可以更加准确地估算病人的能量消耗。因此，较优地，处理装置7可操作地根据测量出的呼气体积、测量出的呼出氧浓度，测量出的呼出二氧化碳浓度，测量出的吸入氧浓度和估算出的吸入二氧化碳浓度的函数来计算出的吸气体积。吸气体积可以通过霍尔丹转换(Haldane transformation)计算：

$V_i=\frac{V_e(1-F_{e_{O2}}-F_{e_{\mathrm{CO}2}})}{1-F_{i_{O2}}-F_{i_{\mathrm{CO}2}}}---\left(5\right)$

以这种方式,通过根据呼气体积的测量值计算吸气体积可以将吸气和呼气体积的误差相关联，这降低了估算病人能量消耗中的误差。

或者，可以基于呼气体积的估算值估算病人的能量消耗。在这种情况下，呼吸机4测量吸气体积，并且处理装置7可以根据测量出的吸气体积、测量出的呼出氧浓度、测量出的呼出二氧化碳浓度、测量出的吸入氧浓度和估算的吸入二氧化碳浓度值的函数计算出呼气体积。呼气体积可以由变形的方程(5)计算得出：

$V_e=\frac{V_i(1-F_{i_{O2}}-F_{i_{\mathrm{CO}2}})}{1-F_{e_{O2}}-F_{e_{\mathrm{CO}2}}}---(5\text{'})$

以这种方式,根据吸气体积的测量值函数计算呼气体积可以将吸气和呼气体积的误差相关联，这样就降低了估算病人能量消耗中的误差。

处理装置7可以根据来自呼吸机4的一组测量值6和方程(1)和(5)估算病人2的能量消耗。该组测量值6包括至少一个气体浓度测量值。该组测量值较优地包括一个呼气体积测量值(或者吸气体积测量值)，一个吸入氧浓度测量值和一个呼出二氧化碳浓度测量值。由处理装置7较优地还可以根据从外部感应器16a或者呼吸机4发出的呼出氧浓度测量值来估算能量消耗。

病人每呼吸一次就可以通过方程(3)计算出病人的能量消耗的新估算值。要做到这一点，处理装置7可以监控呼气体积V_e用以检测可以表示出病人在呼气的变化。如果检测到病人的呼气，可以采集新的测量值组6和8，并通过方程(3)计算新的能量消耗估算值。

如上所述，利用方程(3)可以计算出千卡每呼吸的能量消耗。处理装置7也可以利用呼吸机4测量的呼吸频率(f)以千卡每天计算能量消耗。对于以每分钟呼吸数测量呼吸频率的呼吸机4，可以利用以千卡每呼吸计量的能量消耗(EE)和以下方程计算以千卡每天计量的能量消耗(EE')：

EE'＝EE×f×60×24    (6)

以千卡每天计量的能量消耗(EE')比以千卡每呼吸计量的能量消耗(EE)在临床上更有用，因为它可以直接确定病人所需的正确营养量。当确定供给病人多少营养时，较优使用的是大量的以千卡每天计的能量消耗估算值的平均值，每一个以千卡每天计的能量消耗估算值是基于各自的以千卡每呼吸计量的能量消耗估算值计算的。

根据本发明估算一个病人的能量消耗的基本原理如上所述。可选的,可以通过校正呼吸机4发出的测量值6完善本方法。校正的目的在于补偿呼吸机4在不同于病人2肺部的热动力条件下采集测量值。三个主要因素可以引起测量值6和实际送至肺部气体的相应的性能参数之间的差异：

·当气体穿过肺状管10时呼吸机4和病人2口腔之间的温度差异；

·如果有一个加湿器22连接在呼吸机4和病人2之间，加湿器产生的水蒸气将改变氧浓度和二氧化碳的浓度，以及压力和温度；并且

·肺状管10的顺应性和阻力将改变从呼吸机4输送的吸气体积。

这些因素可以利用模型如理想气体定律；利用道尔顿增加分压定律；和计算肺状管的顺应性和阻力的对呼吸容量的影响而得到校正。

图2描述当加湿器22连接至呼吸机4和病人2之间时存在的不同的热动力条件。在图2中，T表示温度，V表示体积，下标i表示吸入气体的性能参数，下标e表示呼出气体的性能参数，下标patient表示在病人2端测量的性能参数，下标MV表示在呼吸机4端测量的性能参数。这样，图2显示了吸入和呼出气体的温度和体积随着是否在病人2端或者呼吸机4端测量而改变。图2还显示了在呼吸机4的出口的吸入气体的相对湿度被视为0，而在加湿器22出口的吸入气体的相对湿度被视为100％。呼出气体的相对湿度在病人2及呼吸机4端均被视为100％。

一种考虑到呼吸机4和病人2口腔之间的温度差异和考虑到加湿器22的存在的校正呼气体积(V_e)测量值的方法将在下面被描述。

呼吸机4向设备1提供的呼气体积测量值作为测量值6的一部分在体温、大气压和饱和水蒸气(BTPS)的条件下表示。在BTPS条件下表示的测量值假定气体的相对湿度为100％，温度为37℃，压强为101.325kPa。为了使呼气体积测量值在BTPS条件下表示，呼吸机4自动将实测的呼气体积转变为BTPS条件的时候假定呼气体积是在温度为T_y℃、相对湿度为y％的条件下测量,例如，型呼吸机假定T_y为30℃、y为100％。但是，方程(1)、(2)和(3)假定呼气体积在常温、常压和干燥(NTPD)的条件表示。在NTPD条件下表示的测量值假定气体的相对湿度是0％，温度是20℃，压强为101.325kPa。因此，考虑到测量并非在假定的T_y℃、相对湿度为y％的条件下而实际是在T_x℃、相对湿度为x％的条件下进行，处理装置7较优地将来自于呼吸机4的呼气体积测量值转变为NTPD条件下。处理装置7利用以下方程执行此运算：

这里V_e是在NTPD条件下的呼气体积校正值，V_eMV是由呼吸机4提供给设备1的在BTPS条件下的呼气体积测量值，P是环境气压(也就是NTPD条件下101.325kPa)，P_a％RH(b℃)表示在相对湿度为a％、温度为b℃条件下水蒸气的分压。温度T_x将取决于加湿器22的温度设定。T_x可以在校正设备1时通过测定温度由经验确定。例如，感应器16可以包括用于测量温度的温度感应器(图1中没有显示)。温度感应器可以包括热电偶。仅作为举例，合适的温度感应器可以是由美国国家仪器公司生产的J型接头外露(exposed-junction)的热电偶。相对湿度x％也可以在校正设备1时通过测定相对湿度由经验确定。例如，感应器16可以包括用于测量湿度的湿度感应器(图1中没有显示)。仅作为举例，合适的湿度感应器可以是由霍尼韦尔公司(Honeywell)生产的HIH-4000集成电路湿度感应器。或者，可以假定相对湿度x％在90％-100％之间，较优地为95％。

由方程(7)给出的在NTPD条件下的呼气体积校正值(V_e)可以被方程(1)和(2)代替，这样方程(3)得到更准确的病人的能量消耗的估算。

在上面描述的由呼吸机4测量吸气体积(而不是呼气体积)的例子中,可以以类似的方式校正吸气体积。在这种情况下，可以基于吸气体积校正值估算病人的能量消耗。

尽管进行上述校正可以提高估算病人能量消耗的准确性，但是总会存在尚未确定或不可控制的影响估算的因素。要证明在此公开的方法和设备的有效性，发明人分析了系统误差和随即误差对于能量消耗估算的影响。比较呼吸机采集的一组测量值6中的每一个测量值和由外部测量设备采集的相应的测量值从而估算系统误差的大小等级。随机误差的大小等级由呼吸机的同一性能参数的重复测量值的标准偏差算得。检测到的总的系统误差为8.3％，而总的随机误差是0.5％。假定系统误差和随机误差不想关，总误差等于系统误差和随机误差的平方和的平方根。因此，总误差是8.3％，即(0.083²+0.005²)^0.5。在此公开的方法和设备的总误差足够小因此适合临床使用。

图3是估算病人能量消耗的设备的用户界面300的实例。用户界面300可以由设备1的显示器20呈现。用户界面300包括数个区域302、304、306和308。302区可以被用来显示由呼吸机4和/或感应器16做出的一个或多个测量值。304区可以被用来显示根据呼吸机4和/或感应器16测出的一个或多个测量值而算出的一个或多个数值。306区可以被用来接收用户的输入从而指定用于估算病人能量消耗的参数值。例如，306区可以让用户指定任意一个或多个以下参数：环境大气压、表明加湿器22是否工作的布林值和表明病人2是否通过面罩或气管接受呼吸辅助的布林值。308区可以被用来显示病人2的能量消耗310。

图4是估算病人2能量消耗的方法100的流程图。在步骤102，接收到来自于呼吸机4的一组测量值6。如前所述，该组测量值6较优地包括呼气体积测量值、吸入氧浓度测量值和呼出二氧化碳浓度测量值。在步骤104，接收从外部感应器16发来的测量值8。该组测量值8较优地为呼出氧浓度测量值。尽管图4显示出步骤104在步骤102之前时，应理解步骤102和104可以以任何顺序或同时执行。在步骤106，估算呼入二氧化碳浓度。在步骤108，估算吸气体积。在步骤110，校正来自呼吸机4的一组测量值6中的一个或多个测量值以获得各自的校正值。校正值补偿存在于呼吸机4和病人2的热动力条件之间的差异。尽管图4显示出步骤106和108在步骤110之前，应理解校正测量值也可以在估算吸入二氧化碳浓度和吸气体积之前进行。在步骤112，基于来自呼吸机4的至少一组测量值6估算病人2的能量消耗。能量消耗也可以基于呼出氧浓度测量值、吸入二氧化碳浓度估算值、吸气体积估算值(或呼气体积估算值)和/或一校正值。

方法100可以由图5所示的计算机系统600实现。本发明也可以作为用于执行的程序代码由计算机系统600实现。读过本说明书之后，本领域技术人员将清楚知悉如何利用其它计算机系统和/或计算机架构实施本发明。

计算机系统600包括一个或多个处理器，如处理器604。处理器604可以是任意类型，包括但不限于特殊用途或通用数字信号处理器。处理器604与通讯基础设施606(如总线或网络)相连。计算机系统600还包括一主存储器608，较优地为随机存取存储器(RAM)并且还可以包括一个辅助存储器610。辅助存储器610可以包括，例如，硬盘驱动器612和/或可移动存储驱动器614,例如软盘驱动器,磁带驱动器，光盘驱动器等。可移动存储驱动器614以熟知方式读和/或写可移动存储单元618。可移动存储单元618代表软盘、磁带、光盘等，它由可移动存储驱动器614读和/或写。可移动存储单元618包括计算机可用存储介质,后者存储计算机软件和/或数据。

另一实施例中，辅助存储器610可以包括其他相似的设备/方法用于使计算机程序或其他指令装载至计算机系统600中。这些设备/方法可以包括，例如，可移动存储单元622和接口620。这些设备/方法的实例可以包括编程模块和模块接口(如之前在视频游戏设备中使用的)，可移动存储芯片(如EPROM、PROM或闪存器)和相关的插口，和可使软件和数据从可移动存储单元622转移至计算机系统600的其他可移动存储单元622和接口620。或者，计算机系统600的处理器604可以执行程序并且/或者从可移动存储单元622读取数据。

计算机系统600还可以包括通讯接口624。通讯接口624可以使软件和数据在计算机系统600和外部设备之间传输。通讯接口624的实例可以包括调制解调器、网络接口(如以太网卡)、通讯端口等。软件和数据以信号628的形式通过通讯接口624传输,其中信号628可以是电子的、电磁的、光学的、或者其它可以被通讯接口624接收的信号)。这些信号628通过通讯路径626提供至通讯接口624。通讯路径626携带信号628并且可以利用下述方式实现：电线或网线、光学纤维、电话线、无线连接、手机连接、射频连接，或其他合适的通讯渠道。例如，通讯路径626可以通过组合渠道实现。

术语“计算机程序介质”和“计算机可用介质”通常用于指如可移动存储驱动器614、安装在硬盘驱动器的硬盘612和信号628这样的介质。这些计算机程序产品是向计算机系统600提供软件的装置。但是，这些术语还可以包括体现在此公开的计算机程序的信号，如电子、光学或者电磁信号。

计算机程序(也称为计算机控制逻辑)储存在主存储器608和/或辅助存储器610。还可以通过通讯接口624接收计算机程序。在执行这些计算机程序时，它们可以使计算机系统600实现上述方法。相应地，这些计算机程序代表了计算机系统600的控制器。当利用软件实施本方法时，该软件可以存储在计算机程序产品里并利用可移动存储驱动器614、硬盘驱动器612、或者通讯接口624装载到计算机系统600中以提供一些实例。

在另外的一些实施例中，本发明可以在硬件、固件、软件或其组合中作为控制逻辑实现。本设备可以通过专用硬件(例如一个或多个专用集成电路(ASICs)或者适当连接的离散逻辑门)实现。合适的硬件描述语言和专用硬件可以用于实现在此描述的方法。

方法100可以由储存在处理器可读介质上的指令执行。处理器可读介质可以是：只读存储器(包括PROM、EPROM或者EEPROM)，随机存取存储器，闪存器，电子、电磁或光信号，磁、光或磁光存储介质，处理器的一个或多个暂存器，或者任意其他类型的处理器可读介质。

应当理解，以上内容仅以实施例的方式阐明本发明，并且任何细节的修改均属于本发明的范围内。

Claims (48)

1.一种估算病人的能量消耗的装置，该装置包括：

可以用来接收呼吸机发出的一组测量值的装置，其中所述一组测量值包括至少一个气体浓度测量值；

可以根据所述一组测量值估算病人的能量消耗的装置。

2.根据权利要求1所述的装置，其中所述至少一个气体浓度测量值包括一个呼出二氧化碳浓度测量值。

3.根据权利要求1或2所述的装置，其中所述至少一个气体浓度测量值包括吸入氧浓度测量值。

4.根据权利要求3所述的装置，该装置进一步包括可以根据所述吸入氧浓度测量值估算吸入二氧化碳浓度的装置。

5.根据之前任意权利要求所述的装置，该装置进一步包括可以基于已知医疗空气中二氧化碳浓度估算吸入二氧化碳浓度的装置。

6.根据之前任意权利要求所述的装置，其中所述估算能量消耗的装置可以根据吸入二氧化碳浓度估算能量消耗。

7.根据之前任意权利要求所述的装置，该装置进一步包括可以接收呼出氧浓度测量值的装置，并且所述估算能量消耗的装置可以根据所述一组测量值和呼出氧浓度测量值估算能量消耗。

8.根据权利要求7所述的装置，该装置可以从独立于所述呼吸机的感应器接收所述呼出氧浓度测量值。

9.根据之前任意权利要求所述的装置，其中所述一组测量值进一步包括呼气体积测量值或者吸气体积测量值。

10.根据之前任意权利要求所述的装置，该装置进一步包括根据该组测量值来估算吸气体积或呼气体积的装置。

11.根据之前任意权利要求所述的装置，其中所述用于估算能量消耗的装置还可以基于对吸气体积的估算或对呼气体积的估算而估算病人的能量消耗。

12.根据之前任意权利要求所述的装置，该装置进一步包括可以用于校正该组测量值中的一个测量值从而生成校正值的装置，其中该校正值补偿呼吸机的热动力条件和病人的热动力条件之间的差异，并且其中所述估算病人能量消耗的装置还可以根据所述校正值估算能量消耗。

13.根据权利要求12所述的装置，其中所述校正值补偿温度和/或相对湿度上的差异。

14.根据权利要求12或13所述的装置，其中所述一组测量值进一步包括呼气体积测量值，并且所述用于校正测量值的装置可校正所述呼气体积测量值。

15.根据之前任意权利要求所述的装置，其中所述一组测量值进一步包括呼吸频率。

16.根据之前任意权利要求所述的装置，该装置与所述呼吸机整合为一体。

17.根据权利要求1至15中任一权利要求所述的装置，该装置与所述呼吸机可拆卸的连接在一起。

18.一种用于估算病人的能量消耗的方法，该方法包括：

从呼吸机接收一组测量值，其中所述一组测量值包括至少一个气体浓度测量值；并且

根据所述一组测量值估算病人的能量消耗。

19.根据权利要求18所述的方法，其中所述至少一个气体浓度测量值包括一个呼出二氧化碳浓度测量值。

20.根据权利要求18或19所述的方法，其中所述至少一个气体浓度测量值包括一个吸入氧气浓度测量值。

21.根据权利要求20所述的方法，其中所述方法进一步包括基于所述吸入氧气浓度测量值估算吸入二氧化碳浓度。

22.根据权利要求18-20中任一权利要求所述的方法，其中所述方法包括基于一个已知医疗空气中二氧化碳浓度估算吸入二氧化碳浓度。

23.根据权利要求18-22中任一权利要求所述的方法，其中所述估算能量消耗的步骤是根据对吸入二氧化碳浓度的估算值来计算的。

24.根据权利要求18-23中任一权利要求所述的方法，其中所述方法包括接收一个呼出氧浓度测量值，其中所述估算能量消耗的步骤包括根据所述一组测量值和所述呼出氧浓度测量值来估算能量消耗。

25.根据权利要求24所述的方法，其中所述呼出氧气浓度测量值是一个独立于所述呼吸机的感应器测出的。

26.根据权利要求18-25中任一权利要求所述的方法，其中所述一组测量值进一步包括呼气体积测量值或者吸气体积测量值。

27.根据权利要求18-26中任一权利要求所述的方法，其中所述方法进一步包括基于所述一组测量值来估算吸气体积或呼气体积。

28.根据权利要求18-27中任一权利要求所述的方法，其中所述估算能量消耗的步骤是基于一个吸气体积的估算值或呼气体积的估算值来估算的。

29.根据权利要求18-28中任一权利要求所述的方法，其中所述方法进一步包括校正该组测量值中的一个测量值从而生成一个校正值，其中该校正值补偿呼吸机的热动力条件和病人的热动力条件之间的差异，并且其中所述估算病人的能量消耗的步骤进一步包括基于所述校正值估算能量消耗。

30.根据权利要求29所述的方法，其中所述校正值补偿温度和/或相对湿度上的差异。

31.根据权利要求29或30所述的方法，其中所述一组测量值进一步包括一个呼气体积测量值，并且所述校正测量值的步骤包括校正所述呼气体积测量值。

32.根据权利要求18-31中任一权利要求所述的方法，其中该组测量值进一步包括呼吸频率。

33.一种包含指令的处理器可读介质，当处理器执行所述指令时，所述处理器执行估算病人的能量消耗的方法，所述方法包括：

从呼吸机接收一组测量值，其中所述一组测量值包括至少一个气体浓度测量值；并且

根据所述一组测量值估算病人的能量消耗。

34.根据权利要求33所述的处理器可读介质，其中所述至少一个气体浓度测量值包括一个呼出二氧化碳浓度测量值。

35.根据权利要求33或34所述的处理器可读介质，其中所述至少一个气体浓度测量值包括吸入氧浓度测量值。

36.根据权利要求35所述的处理器可读介质，其中所述方法进一步包括基于所述吸入氧浓度测量值估算吸入二氧化碳浓度。

37.根据权利要求33-36中任一权利要求所述的处理器可读介质，其中所述方法进一步包括基于一个已知医疗空气中二氧化碳浓度估算吸入二氧化碳浓度。

38.根据权利要求33-37中任一权利要求所述的处理器可读介质，其中所述估算能量消耗的步骤是根据对吸入二氧化碳浓度的估算值来估算能量消耗的。

39.根据权利要求33-38中任一权利要求所述的处理器可读介质，其中所述方法进一步包括接收一个呼出氧浓度测量值，并且所述估算能量消耗的步骤包括根据所述一组测量值和所述呼出氧浓度测量值估算能量消耗。

40.根据权利要求39所述的处理器可读介质，其中所述呼出氧测量值是由一个独立于所述呼吸机的感应器测量出的。

41.根据权利要求33-40中任一权利要求所述的处理器可读介质，其中所述一组测量值进一步包括一个呼气体积测量值或者一个吸气体积测量值。

42.根据权利要求41所述的处理器可读介质，其中所述方法进一步包括根据该组测量值估算吸气体积或呼气体积。

43.根据权利要求42所述的处理器可读介质，其中所述估算能量消耗的步骤基于对吸气体积的估算或对呼气体积的估算。

44.根据权利要求33-43中任一权利要求所述的处理器可读介质，其中所述方法进一步包括校正所述一组测量值中的测量值从而生成校正值，其中校正值补偿呼吸机的热动力条件和病人的热动力条件之间的差异，并且其中所述估算病人的能量消耗的步骤进一步包括根据所述校正值估算能量消耗。

45.根据权利要求44所述的处理器可读介质，其中所述校正值补偿温度和/或相对湿度上的差异。

46.根据权利要求44或45所述的处理器可读介质，其中该组测量值进一步包括呼气体积测量值，并且所述校正测量值的步骤包括校正所述呼气体积测量值。

47.根据权利要求33-46中任一权利要求所述的处理器可读介质，其中所述一组测量值进一步包括呼吸频率。

48.根据权利要求33-47中任一权利要求所述的处理器可读介质，其中所述处理器可读介质与所述呼吸机整合。