CN110035697B - 复苏和换气异步监视器 - Google Patents

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J·亚当斯
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J·库斯
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    • A61M2230/40—Respiratory characteristics
    • A61M2230/43—Composition of exhalation
    • A61M2230/435—Composition of exhalation partial O2 pressure (P-O2)

Abstract

本发明提供复苏和换气监视装置。一种装置包含与和患者的肺交换的气流流体连通的入口，以及用于测量所述气流的特性的气流计。用户可经由测量选择器向控制器提供患者信息，例如身高、体重、性别或年龄，从而使所述控制器确定测得气流特性的可接受范围。所述装置可基于所述测得气流特性来确定当前换气模式和相关联的换气机设定。所述装置还可识别并滤除所述换气信号中存在的伪迹，并确定所述换气中是否存在呼吸衰竭表现型。如果所述当前换气模式和相关联的换气机设定落在可接受范围之外，那么将所述换气分类为偏离目标，且所述控制器可致使感官告警器警告所述用户。所述装置可基于检测到的偏离目标换气的所述类型来建议校正性动作。所述装置还可不断地分析换气，以确定肺顺应性随时间的变化，且识别随时间的病理变化。所述装置可经由有线或无线通信在装置和用户接口的网络内工作，且不限于或取决于患者正支持的换气装置的类型。

Description

复苏和换气异步监视器
政府利益声明
本发明是依据美国国家心肺血液研究院(National Heart，Lung，and BloodInstitute)授予的合同号5K12HL108964-05在政府支持下提出。政府在本发明中享有一定权利。
相关申请案的交叉引用
本申请案主张2016年11月11日申请的第62/420,943号美国临时申请案的优先权益，其全部内容以引用的方式并入本文中。
技术领域
本公开涉及病患复苏和换气监视系统。
背景技术
在美国，急性呼吸衰竭是重病监护室(“ICU”)入住的最常见原因，且与平均大约30％的住院死亡率以及540亿美元的可归属年成本相关联。导气管管理是紧急复苏和急救护理的重要方面。提供恰当的换气速率和潮气量又是导气管管理的重要方面。恰当的换气速率和潮气量随着总体患者体型(例如身高和体重)、性别和/或年龄而变化。由此，归因于儿科患者的较宽范围的身高和体重，儿科导气管管理可能特别困难。
在紧急情况期间，第一响应者和临床医生通常使用面罩呼吸囊(“BVM”)或手动复苏器来进行导气管管理。然而，许多第一响应者和临床医生无意中用BVM或其它复苏设备来使患者呼吸加速，这可导致严重的并发症。呼吸加速减少了给定患者体内的CO2，这会导致碱中毒。碱中毒阻碍了患者的血红蛋白与氧结合，这最终会产生潜在严重的情况，例如脑缺氧和换气过度综合征，这可导致脑损伤和病患死亡。碱中毒还导致血管收缩，这可导致流到大脑的血液减少，并且已被证实会因为创伤性脑损伤而对患者造成更坏的后果。此外，不当的潮气量或每次呼吸给定的空气的总量可导致气压伤，并且形成急性呼吸窘迫综合症(“ARDS”，这是一种常见且严重的弥漫性肺损伤形式，与至多达50％的增加的发病率和增加的死亡率相关联)。
导气管管理还可经由机械换气(“MV”)来进行，例如在患者在医院中时。类似地，MV装置可提供挽救生命的治疗，但如果被不恰当地施行，那么可能导致偏离目标的换气，例如当并未针对患者的体型或生理机能适当地优化时，会导致不当的呼吸速率和潮气量，从而造成换气机引起的肺损伤(“VILI”)，例如次换气或超换气以及气压伤。VILI的原理机制中的一者被称为，藉此过多潮气量(“TV”，每次呼吸时换气机所递送的量)的递送导致病理性肺泡扩张、细胞损伤，以及具有ARDS的许多病理和临床标志的弥漫性肺损伤的形成。
肺组织的过度扩张可起因于不适当指定的换气机设定、过度的患者努力，或患者换气机异步(“PVA”)的子类型，这导致呼吸之间不完整的呼气，从而将气体滞留在肺中，且使组织进一步扩张。PVA是一种类型的偏离目标换气，且可在换气机的辅助不匹配患者的呼吸需求时发生，从而导致显著的患者窘迫、呼吸工作增加，以及可进一步促成肺损伤的潜在有害换气的施行。在有ARDS的患者体内的随机受控试验表明以所预测体重的大约6ml/Kg的低潮气量换气(“LTVV”)策略为目标以及控制PVA会改进存活率，但目前的研究尚未能够将过度TV的效应与PVA的那些效应分开。在无ARDS的换气患者体内的研究表明LTVV策略减少了呼吸并发症以及医院获得性ARDS的形成。
另外，急性呼吸衰竭可与若干常见综合征表型相关联，包含ARDS、小-中等大小的导气管梗阻和气胸。ARDS是对肺的大量伤害所导致的临床综合征，包含VILI。ARDS的最佳管理需要肺保护机械换气的施行。然而，大量研究已经证明，临床医生始终未能辨识因患者不必要地暴露于有害换气机设定而导致的ARDS。对使ARDS辨识自动化的之前尝试已需要对来自多个来源的数据的协调分析，包含电子健康记录(“EHR”)数据以及胸部x光片放射科医师报告，从而使得此方法在其中复杂的EHR交流和本文挖掘技术不可用的场景中不切实际。小-中等大小的导气管梗阻通常与哮喘或抽烟相关的长期梗阻肺病的急剧恶化相关联。急性梗阻也可归因于烟雾、雾化化学刺激物以及胃内容物的抽吸而发生。当肺萎陷时(自发地或由于外伤)，发生气胸。气胸的检测需要物理检查和/或放射成像，这在资源受限或时间敏感的情境中可能较困难或不可能。
撇开其高发病率、成本和相关联的痛苦不谈，MV仍难以研究且并不是现存的经良好验证的、广泛可用的分析或临床决策支持工具来促进MV的患者特定精度管理。来自MV(以及大多数其它生命支持装置)的波形数据在EHR中通常不可用，从而限制了开发分析工具的能力。来自临床研究的MV数据通常已每天仅手动记录几次，表示对通常每天呼吸超过20,000次的患者的显而易见不足取样，且大多数研究已经不能够收集和分析临床医生在床边使用的丰富换气机波形数据(“VWD”)流，来诊断和管理病理患者-换气机交互。对大量生理波形数据的手动分析受其劳动密集性质限制，且最新数据表明ICU临床医生在被要求通过对VWD的目视检查来识别常见形式的PVA时表现不佳，从而进一步支持对标准化、自动化分析工具的需要。
若干小型研究已使用侵入式(例如膝上型计算机)或不可扩展的数据获取方法来收集VWD，使用多种分析方法来从手动标注到功率谱分析到专有波形分析软件的应用，对PVA进行分类。这些研究已表明一个重要的概念验证，即MV波形数据在关于病患-换气机交互的历史未记录信息中是丰富的，且对PVA以及其它形式的“偏离目标”换气(“OTV”)的分析可揭示与重要临床后果和护理过程的关联。目前的研究已经因为以下原因而受限：缺乏对换气机数据的存取、可引入观察者偏见且限制连续纵向数据收集的可行性的侵入式数据收集方法、算法性能的受限临床验证、区别OTV子类型的不可能性，以及缺乏确定的分析机制来区别真实OTV事件与可能导致假阳性事件分类的波形伪迹。因为这些问题对于MV不是唯一的，所以改进的MV波形分析软件的开发充当了面对保健“大数据”的较广开发的挑战的可泛化使用情况，例如包含对数据存取、传输、标准化、安全性、存储和计算的阻碍的特定分析和决策支持系统；将临床医生告知的知识和启发并入到算法中能够将复杂的大批量原始数据变换成可操作信息，同时最小化误报警；以及允许扩展性、与其它系统集成，且最终提供对护理点的临床决策支持的经良好工程化的软件解决方案的开发。
因此，将希望提供用于导气管管理的改进的系统和方法。
具体地说，将合乎希望的是提供复苏和监视系统及方法，其通过确定可接受范围的测得气流特性，确定特定类型的偏离目标换气，且响应于检测到的偏离目标换气类型提供所建议的校正性动作，来改进临床决策支持。
将进一步希望提供复苏和监视系统及方法，其可以高等级准确性自动识别综合征表型，而不像通常那样需要高级人类临床附属专业诊断技能。
还将希望具有一种与任何其它装置或系统独立工作的装置。
发明内容
本公开通过提供用于改进的复苏和换气监视以及增强型临床决策支持的系统和方法来克服先前已知系统的缺点。
一个实施例涉及一种复苏和换气监视系统。所述系统包含具有存储器的处理器，所述存储器是具有指令的非暂时性计算机可读媒体，所述指令在由所述处理器执行时，致使所述处理器执行指定操作。举例来说，处理器可接收来自用户的用户输入，例如患者身高、体重、性别、年龄。处理器可经由测量选择器接收用户输入。所述测量选择器可包含具有数字、字母或颜色的替代标记。举例来说，替代标记可包含多个彩色选项，其中所述多个彩色选项中的每一者对应于由布罗兹洛带(Broselow Tape)界定的色彩和相关联测量增量，且由布罗兹洛带界定的所述色彩和相关联测量增量中的每一者可对应于相应的预定换气限制。用户输入还可包含对临床决策支持告警阈值的用户定义设定，以及对校正性动作的建议。
处理器还可基于从与用病患的肺交换的气流流体连通的气流计和/或一或多个传感器(例如CO2传感器、O2传感器或压力传感器)接收到的气流、压力、氧气或二氧化碳测量值中的至少一者产生换气信号，其指示当前换气模式和相关联换气机设定。处理器可经由WiFi\蓝牙\串行通信或蜂窝式通信,接收来自气流计和/或一或多个传感器的气流测量值。处理器可经由WiFi、蓝牙、串行通信或蜂窝式通信中的至少一者，向一或多个外部目的地(包含(但不限于)电子医疗记录系统或远程医疗系统)，且向一或多个生理患者监视装置(包含(但不限于)脉搏血氧计、非创伤性血压袖带、创伤性动脉血压力监测器、颅内监视器，或心肌和循环生理机能监视器)发送原始换气数据以及包含临床决策支持的衍生信息。
处理器可识别和滤除存在于换气信号中的伪迹，例如吸气事件、咳嗽或患者-换气机断开。处理器还可确定换气中是否存在呼吸衰竭表现型，例如急性呼吸窘迫综合症、阻塞性肺病或气胸。另外，处理器可基于当前换气模式和相关联换气机设定是否在由用户输入界定的预定限制内，来将所监视的换气分类为正中目标或偏离目标。举例来说，由用户输入界定的换气的预定限制可包含对应范围的可接受呼吸速率和潮气量。另外，换气的预定限制可包含特定针对患者的基于用户输入的通常公认的实践标准。
如果处理器确定换气偏离目标，那么处理器可确定偏离目标换气的类型，例如潮气量违规或PVA，且如果换气偏离目标，那么产生警报。在一个实施例中，可仅在偏离目标换气类型超过临床决策支持告警阈值时才产生警报。所述警报可为(例如)音频或视觉警报。如果警报产生，那么处理器经由用户接口基于偏离目标换气类型，向用户表明校正性动作。举例来说，如果处理器确定偏离目标换气是PVA，例如双触发异步、呼吸叠加异步、流异步、经延迟终止异步、提前终止异步、强制性呼气异步或无效触发异步，那么所建议校正性动作可基于PVA子类型、PVA的频率，或PVA的时间模式。另外，如果处理器确定偏离目标换气是潮气量违规，例如如果所递送的吸气量偏离目标，那么所建议的校正性动作可基于当前换气模式和相关联换气机设定。所建议的校正性动作可由用户实施，以调整机械换气机的患者或换气机设定的手动装袋。
所述系统可不断地分析换气，以确定肺顺应性随时间的变化，且识别随时间的病理变化，例如急性呼吸窘迫综合症、阻塞性肺病或气胸。举例来说，所述系统可不断地分析呼出呼吸中的CO2，以至少识别不当换气速率或病变中的至少一者，或从心跳骤停预测后果，或可不断地分析O2以识别O2含量何时对于当前生理状态来说过高或过低，且向用户提供对O2浓度的变化的反馈。
所述系统可不断地分析经由WiFi、蓝牙、串行通信或蜂窝式通信中的至少一者，从一或多个外部来源(包含(但不限于)电子医疗记录)且从一或多个生理患者监视装置(包含(但不限于)脉搏血氧计、非创伤性血压袖带、创伤性动脉血压力监测器、颅内监视器，或心肌和循环生理机能监视器)获得的临床数据。所述系统可经由WiFi、蓝牙、串行通信或蜂窝式通信中的至少一者，向一或多个外部来源(包含(但不限于)电子医疗记录系统或远程医疗系统)，且向其它生理患者监视装置(包含(但不限于)脉搏血氧计、非创伤性血压袖带、创伤性动脉血压力监测器、颅内监视器，或心肌和循环生理机能监视器)发射原始换气数据或从复苏和换气监视系统导出的较高阶信息。
本公开的另一实施例涉及一种监视患者的复苏和换气的方法。所述方法包含：经由测量选择器从用户接收用户输入，例如患者身高、体重、性别或年龄；基于从与和患者的肺交换的气流流体连通的气流计和/或一或多个传感器接收到的气流测量值，产生指示当前换气模式和相关联换气机设定的换气信号；识别和滤除存在于换气信号中的伪迹；基于当前换气模式和相关联换气机设定是否在由用户输入界定的预定限制内，将换气分类为正中目标或偏离目标；如果换气偏离目标，那么确定偏离目标换气类型且产生警报；以及如果警报产生，那么经由用户接口，基于偏离目标换气类型表明校正性动作，其中所建议的校正性动作可由用户实施，以调整机械换气机的患者或换气机设定的手动装袋。所述方法还可包含：确定换气中是否存在呼吸衰竭表现型；以及不断地分析换气，以确定肺顺应性随时间的变化，且识别随时间的病理变化，例如急性呼吸窘迫综合症、阻塞性肺病或气胸。
所述方法可包含：协同从外部来源导出的临床数据，不断地分析换气数据，以检测与换气状态和不同于呼吸衰竭的疾病两者有关的一或多个病理性状态，例如当特定的换气递送方法可促成循环性休克的形成或恶化，促成终末器官功能障碍的形成或恶化，或不足以满足给定急性病的生理需要；以及促使操作者考虑调整换气设定。
应了解，下文更详细地论述的前述概念和其它概念的所有组合(前提是此类概念不会相互不一致)都涵盖为本文中所公开的本发明标的物的一部分。具体来说，本公开结尾出现的所主张的标的物的所有组合都涵盖为本文中所公开的本发明标的物的一部分。
所述系统可独立于任何其它装置或系统工作，且不依赖于其它装置。具体地说，所述装置与任何类型的机械换气机或面罩呼吸器一起工作，且并不需要来自那些装置的直接输入。
附图说明
熟练技术人员将理解，图式主要是用于说明性目的，并且无意限制本文中所述的标的物的范围。图式未必按比例绘制；在一些情况下，本文中所公开的标的物的各个方面都可在图式中夸大或放大地示出，以便有助于理解不同特征。在附图中，相同的参考标号通常指代相同的特征(例如，功能上类似和/或结构上类似的元件)。
图1是说明根据实例实施例的复苏和换气监视系统的各种特征的示意性框图。
图2A-2D说明气流计的各种布置。
图3A说明CO2传感器的实例布置。
图3B是说明带通滤波器的实例布置的示意图。
图4A-4C说明测量选择器的各种布置。
图5A是说明控制器的各种特征的示意性框图。
图5B是说明低通滤波器的实例布置的示意图。
图6是图1的复苏和换气监视装置的实例实施例的分解视图。
图7说明描绘根据本发明的原理由换气系统的处理器执行的动作的流程图。
图8A-8F说明各种临床伪迹和患者-换气机异步子类型的波形。
图8G说明如根据本发明的原理确定的“正中目标”观察到的换气。
图8H说明如根据本发明的原理确定的“双触发异步”患者-换气机异步。
图9是说明根据本发明的原理的可扩展模数分析引擎，被称作换气机多算法分析平台的示意性框图。
图10A和10B说明根据本发明的原理的在存在和不存在伪迹校正的情况下DTA的检测率。
图11A和11B说明根据本发明的原理的在存在和不存在潮气量-融合的情况下偏离目标呼吸的层别法。
本文所公开的本发明概念的特征和优点在结合图式进行时，将从下文陈述的具体实施方式变得更明显。
具体实施方式
在以下详细描述中，参考附图，所述附图形成本公开的一部分。附图和描述中所描述的实施例既定为示范性的而不是限制性的。如本文中所使用，术语“实例”表示“充当实例或说明”，并且不一定被解释为比其它实施例优选或有利。可利用其它实施例并且可在不脱离本文中所呈现的标的物的精神或范围的情况下进行修改。如本文所描述和说明，本发明的方面可以多种不同配置排列、组合和设计，其全部是明确涵盖的，且形成本公开的一部分。
除非另外定义，否则本文中所使用的各个技术和科学术语均具有与本公开所属领域的普通技术人员通常所理解的相同的含义。根据本文所提供的公开内容后面的权利要求书，除非明确以其它方式陈述，否则用以下含义来定义以下术语。
如在说明书和权利要求中所使用，除非上下文另外明确规定，否则单数形式“一(a/an)”和“所述(the)”包括单数和复数参考。举例来说，术语“传感器”可包含且预期包含多个传感器。有时，所附权利要求和公开可包含术语如“多个”、“一或多个”或“至少一个”；然而不存在此类术语不意味着并且不应被解释为表示不考虑复数个。
如本文所使用，术语“包括(comprising)”或“包括(comprises)”意在表示装置、系统和方法包含所列举的要素，且可另外包含任何其它要素。“基本上由……组成”将意味着装置、系统和方法包含所列举的要素，并且排除对所述目的的组合有重要意义的其它要素。因此，基本上由如本文所定义的要素组成的装置或方法将不排除不实质上影响所要求的发明的基本和新颖特征的其它材料或步骤。“由……组成”将表示装置、系统和方法包含所列举要素，且排除多于不重要的或不连贯的要素或步骤的任何内容。由这些过渡术语中的每一个定义的实施例属于本公开的范围内。
如本文中所使用，“组件”可指个别单元或结构，或其可指较大结构的部分、特征或区段。
如本文中所使用，“患者”将表示接收复苏或换气治疗的任何个人。
如本文中所使用，“用户”将指代与本文所公开的系统或装置中的任一者互动或以其它方式使用所述系统或装置中的任一者的任何个人。举例来说，用户可为保健提供者或保健技术员，或辅助或监视患者的父母或监护人。
本文所公开的各种实施例是针对一种监视各种患者参数(例如复苏过程期间的呼吸速率、潮气量、压力、CO2水平和O2水平)的装置。尽管本公开论述呼吸速率、潮气量、压力、CO2水平和O2水平，明确地说，相关技术的技术人员将认识到，其它实施例还可包含监视患者复苏期间的其它或额外参数的装置。装置可并入有面罩呼吸囊(BVM)、囊和气管导管，或其它复苏设备，例如机械换气机。所述装置包含对应于给定患者的尺寸(例如身高和体重、性别和/或年龄)的可调整控制设定，从而允许装置在不在递送恰当换气速率和潮气量的情况下警告用户。所述装置的一些实施例对于在儿童的导气管管理中使用特别有利，通过将布罗兹洛带系统并入到可调整控制设定中。布罗兹洛带是对应于所建立的儿科患者身高范围的色彩经译码带。每一色彩与特定针对给定大小范围的恰当的换气技术和其它重要临床程序(例如针对给定范围的儿科患者身高的适当换气速率和潮气量)相关联。另外，一些实施例包含测量潮气末CO2的传感器。测量潮气末CO2允许用户确定患者是否具有脉博(例如心跳骤停之后)，监视器心输出量和换气量，且确定相关联的气管内管是否恰当地安置于气管中(即，相对于食道)。所述装置还可包含测量氧浓度的传感器和/或测量气流温度的传感器。在操作中，用户可识别其患者对应于布罗兹洛带上的色彩群组，且可调整装置上对应于所述色彩群组的控制设定。用户还可识别患者的身高和性别，且所述装置将针对所述身高和性别来调整控制设定。用户接着可开始使患者换气；如果换气太快或太慢，那么将触发告警系统，警告用户查看相关联的显示器，来看应如何调整换气。
现参考图1，复苏和换气监视装置100包含入口102、气流计104、传感器106、控制器108、测量选择器110和感官告警器112。在一些布置中，装置100并入到BVM(例如安置成与从泵或囊交换的气流)或一些其它复苏装置(例如囊和气管内管或机械换气装置)中。入口102经配置以使装置100能够与患者的肺流体连通。在一些布置中，入口102安置成与用患者口部提供和接收气流的导管(例如有序安置在BVM中)一致。在一些布置中，入口102是经配置以密封地且可拆卸地接合患者口部的衔嘴。在一些布置中，入口102与直接与患者气管交换的气流流体连通。在这些和其它布置之间一致，入口102使能够与患者交换气流以穿过装置100。
气流计104经配置以检测和测量穿过入口102的呼吸频率和气流体积。气流计104可包含(例如)弗莱施(Fleisch)型呼吸速度测定器、莉莉(Lilly)呼吸速度测定器、可变孔呼吸速度测定器、固定孔呼吸速度测定器、热线式风速计、旋转轮叶呼吸量计、基于超声波的呼吸速度测定器，或所属领域的技术人员已知的任何其它气流计中的至少一者。由此，气流计104向装置100提供对应于患者呼吸速率和潮气量的数据。举例来说，气流计104可经配置以测量范围在1-75每分钟呼吸数(“bpm”)的呼吸速率以及5-5,000mL的潮气量。另外，气流计104可经配置以检测、测量和比较患者在一个呼吸循环内的吸气量与呼气量，使得差(即，Δ)接着可在装置100的用户接口上显示。类似地，传感器106可包含(例如)CO2传感器，其经配置以检测和测量穿过入口102的气流中的CO2水平。举例来说，传感器106可经配置以测量范围从0到99mm Hg的CO2水平。传感器106可包含压力传感器，其测量穿过所述装置的气流内的压力。传感器106可包含O2传感器，其经配置以检测和测量穿过入口102的气流中的O2水平。另外或替代地，传感器106可包含温度传感器，其经配置以检测和测量穿过入口102的气流的温度，以及穿过入口102的气流的湿度。
测量选择器110是允许用户向装置100提供与患者的体型、性别和/或年龄有关的信息的输入组件。在一些布置中，测量选择器110包含多个预设按钮、双态开关、开关或对应于患者体型的预设增量的其它机械或数字交互式组件(例如包含对应于患者的布罗兹洛带或直接测量的色彩的色彩的替代标记)。在其它布置中，测量选择器110允许用户手动输入特定患者体型测量值、性别和/或年龄(例如键盘或数字小键盘，如安置于一组机械键或数字触摸屏上)，从而允许较大的粒度级别。
感官告警器112是经配置以在至少一个参数(例如测得的呼吸速率、潮气量、压力、吸入和呼出量的差、CO2水平或O2水平)高于还是低于可接受水平(即，如由通过测量选择器110提供的患者体型、性别和/或年龄信息确定)时，与用户通信的输出组件。在一些布置中，感官告警器112经配置以向用户提供听觉信号(例如哔哔声、频音等)。在一些布置中，感官告警器112经配置以向用户提供视觉信号(例如照明光，例如点亮的LED或灯丝灯泡、或数字显示器上的消息等)。
另外，在一些布置中，感官告警器112和/或测量选择器112可并入到显示器114中。显示器114是经配置以向用户(例如LCD屏幕)提供信息的数字屏幕。在一些此类布置中，显示器114可包含安置于装置100上的触摸屏组件，允许用户检视测量信息(例如呼吸速率、潮气量、换气波形、压力、吸入量与呼出量的差、温度、CO2水平、O2水平)和此类测量值的可接受范围，以及向装置100提供测量信息(例如患者体型、患者性别、患者年龄、布罗兹洛带色彩选择等)。所述测量信息可包含色彩经译码报警，以指示换气是正中目标还是偏离目标，以及偏离目标的呼吸的百分比。感官告警器112和/或显示器114可以是远离装置100的单独装置的部分，使得当至少一个参数高于或低于可接受水平时，装置100将信息发送到单独远程装置的感官告警器，以经由听觉或视觉信号与用户通信。远程装置可进一步包含用户接口，其例如具有如上文所描述用于输入患者信息的测量选择器。装置100与单独远程装置的用户接口之间的通信可跨多个平台发生，例如WiFi、蓝牙、串行通信、光通信和蜂窝式通信。另外，装置100与单独远程装置的用户接口之间的通信可跨多种范围(例如短(英尺)或远(英里))发生。
控制器108包含数据处理和非暂时性存储硬件以及相关联逻辑，以执行本文所述的各种功能。数据处理硬件，例如处理器，可包含和/或耦合到上面存储有指令(例如算法)的非暂时性存储硬件，所述指令在由所述处理器执行时，致使所述处理器且从而控制器108执行各种功能。举例来说，控制器108可经配置以从测量选择器110接收对应于患者体型(例如布罗兹洛带色彩，或身高和体重的数值测量值)患者性别和/或患者年龄的用户输入。控制器108接着可确定或检索患者体型、性别和/或年龄的可接受测量范围(例如，如存储在非暂时性存储媒体(例如快闪驱动器)中，或如由测量计算逻辑确定)。来自患者的气流接着可穿过入口102，致使气流计104和传感器106向控制器108提供气流测量值。控制器108的数据处理硬件可计算或处理对应的呼吸速率、潮气量、压力、吸入量与呼出量的差、CO2和O2水平，以及执行上面所存储的指令后的温度；将那些值与可接受测量范围进行比较，并在气流测量值落在可接受测量范围之外的情况下，致使感官告警器112警告用户。经处理的信息可呈压力和/或流波形的形式，使得所述波形在用户接口上显示以供观察。控制器108可将气流测量信息和/或所计算的或经处理的信息存储在非暂时性存储媒体中，使得所存储的信息可稍后下载以供分析。另外，装置100可不断地分析换气，以确定肺顺应性随时间的变化，且识别随时间的病理变化，例如急性呼吸窘迫综合症、阻塞性肺病或气胸。
装置100可经配置以在装置和用户接口的网络内工作。举例来说，可按序放置装置100以测量流，且处理信息并将其发送到远程位置，其中远程用户装置具有用户接口，例如平板计算机、电话、计算机，或“抬头显示器”，例如谷歌眼镜，将信息传送给用户。在一些此类布置中，多个装置可将信息发送到单个用户接口。因此，计算可由装置100本身上的控制器108执行，或可将来自气流计104和传感器106的原始数据流发送到单独装置的远程控制器，其中执行计算并向用户显示。装置100与单独远程装置的用户接口之间的通信可跨多个平台发生，例如WiFi、蓝牙、串行通信和蜂窝式通信。另外，装置100与单独远程装置的用户接口之间的通信可跨多种范围(例如短(英尺)或远(英里))发生。在下文更详细地论述所述装置的组件及其若干布置。
现参考图2A，第一气流计布置210并入有风扇的使用，且包含流出腔室211和流入腔室214。流出腔室211包含单向流出阀门213和流出风扇212。反过来，流入腔室214包含对应的单向流入阀门215和流入风扇216。流出腔室211和流入腔室214中的每一者与入口102流体连通，其符合与患者的肺交换的气流。
在第一气流计布置210中，由于每一相应单向阀门，泵抽到患者的肺的空气流经流入腔室214，且从患者的肺排出的空气流经流出腔室211。随着空气流经给定腔室(例如流出腔室211)，相关联的风扇(例如流出风扇212)将自旋。每一风扇包含附接到风扇轴的磁体，从而在风扇自旋时产生电流。所产生的电流可通过风扇电阻器，其中可测量电压。由此，输出电压峰值之间的时间可用于确定换气速率。流入风扇216的电压曲线下面的区域对应于递送到患者的肺的空气量，且流出风扇212的电压曲线下面的区域对应于从患者的肺排出的空气量。所递送和排出(即，分别穿过流入腔室214和流出腔室211)的空气的量之间的差可指示任何空气的存在和空气泄漏的程度(例如在装置100本身中，在换气面罩处，在气管内管处等)。
流出风扇212和流入风扇216应由可经受住患者复苏期间存在的温度和湿气条件的材料组成。可接受的风扇材料包含例如：玻璃加固聚丙烯(PPG)；玻璃加固聚酰胺(PAG-尼龙)；玻璃加固聚酰胺，工业质量(PAGI)；防静电玻璃加固(PAGAS-尼龙)；振动稳定的玻璃加固聚酰胺(PAGST-“超Tuff”尼龙)；以及铝，EN AC-AL SI12CU1(FE)(AL)。
现参考图2B，第二气流计布置220并入有体积流量计的使用。第二气流计布置220包含气流导管221，其具有有第一面积的上游端222以及有较小的第二面积(即，相对于第一面积)的下游端223。气流224(例如行进到患者的肺或从患者的肺行进)从上游端222行进到下游端223。在给定面积差异的情况下，气流224在上游端222展现较低的第一速度和较低的第一压力，且在下游端223展现对应的较高第二速度和较高第二压力。在一个布置中，关节式压力瓣225安置成垂直于下游端223中的气流224的方向。压力瓣225经配置以跨对应于施加在其上的气流压力的运动范围枢转，从而测量下游端223处的压力。由此，在第二气流计布置220中，可从压力瓣225的振荡确定呼吸速率，且可从如应用于伯努利等式(Bernoulli's equation)的已知值(例如第一和第二量)和所测量值(例如第一和第二压力和第一和第二速度)确定潮气量：
Figure BDA0002082176620000111
其中ρ、v和p分别表示气流的密度、速度和压力。压力瓣225还可经配置以平行于下游端223处的传感器的壁。另一压力传感器可经配置以平行于上游端222处的壁。这两个压力传感器可用于计算传感器上的差压，且使用柏努利等式来计算流。
现参考图2C，第三气流计布置230并入有超声波换能器，以测量潮气量和呼吸速率。第三气流计布置230包含气流导管231，其具有上游端232和下游端233。气流234(例如行进到患者的肺或从患者的肺行进)从上游端232行进到下游端233。第一超声变换器235朝上游端232安置于气流导管231中，且第二超声变换器236朝下游端233(即，相对于第一超声变换器235)安置于气流导管231中。每一变换器在交替方向上发射和接收声音。当气流234存在于气流导管231中时，声波从第一超声变换器235行进到第二超声变换器236所花费的时间td(即，声波顺着气流234行进)比从第二超声变换器236到第一超声变换器235所花费的时间tu(即，声波逆着气流234行进)短。此时间差Δt与气流234的速度成比例，且也可以如下方式计算气流量：
数学模型
V＝L2Δt/2Xtutd
V：流速
L：变换器之间的距离
X：沿阀门的路径的所投影长度(X＝Lcosθ)
tu：波信号向上游行进的时间
td：波信号向下游行进的时间
体积流量
Q＝VA
可用数字时钟来精确地测量来自每一变换器的每一声音脉冲的运送时间。
在第三气流计布置230中，气流导管231可为一次性的，因为其可配置成不具有暴露于气流234的传感器元件和/或不具有移动部分。在此布置中，气流导管231仅用作卫生护罩，且对在变换器之间行进的超声脉冲透明。第三气流计布置230的潜在优点包含不与气流直接接触的传感器元件，以及对例如流体的温度、压力、密度和黏度等其它因素相对不敏感的测量数据。
现参考图2D，第四气流计布置240并入有质量气流传感器。第四气流计布置240包含气流导管241，其具有上游端242和下游端243。气流244(例如行进到患者的肺或从患者的肺行进)从上游端242行进到下游端233。另外，加热器电路245安置于上游温度传感器246与下游温度传感器247之间，其中的每一者围绕气流导管241环形安置。
在操作中，将预定量的热量施加到加热器电路245。上游温度传感器246和下游温度传感器247各自不直接加热，并且因此，充当加热器电路245的参考点。当没有流经过气流导管241时，加热器电路245与上游温度传感器246和下游温度传感器247中的每一者之间的温度差处于其最大值。随着气流244流经气流导管241，加热器电路245冷却，且加热器电路245与上游温度传感器246和下游温度传感器247中的每一者之间的温度差减小。另外，因为上游温度传感器246和下游温度传感器247安置于加热器电路245的两侧，所以所得温度差还可指示气流244的方向。因此可检测气流244的交替方向，且得出呼吸率。
在一些布置中，双惠斯通电桥系统248安置于气流导管241上，且并入有加热器电路241、上游温度传感器246和下游温度传感器247，作为电阻-温度检测器(“RTD”)。在RTD中，电阻值中的一者将取决于测得温度差。RTD的输出与温度呈相对线性，从而得出直接对应于跨惠斯通电桥的差分电压的比率输出电压，所述差分电压与质量流成比例。
尽管图2A-2D中已提供了气流计104的四个实例，但相关领域的技术人员将认识到，其它布置是可能的。举例来说，可使用其它IR分光仪、弗莱施(Fleisch)型呼吸速度测定器、莉莉(Lilly)呼吸速度测定器、可变孔呼吸速度测定器、固定孔呼吸速度测定器、热线路风速计、旋转轮叶呼吸量计或基于超声波的呼吸速度测定器，来试试气流计104。
现参考图3A，实例传感器布置300对应于并入有IR光谱测定的传感器106。传感器布置300包含传感器外壳302，其充当传感器组件附接在上面的基座。IR源304安置于传感器外壳302中，与IR检测器306相对。IR源304跨与患者的肺交换的气流提供红外光，且提供到IR检测器306。在一些布置中，IR源304包含IR滤波器，其经配置以缩小穿过气流的波长的范围。另外，在一些布置中，带通滤波器可安置于传感器外壳302内，以去除在CO2或O2的吸收范围之外的所有其它波长，取决于传感器的类型(例如如图3B所示的电路组件320)。IR检测器306可包含具有内置滤波器的热电堆，所述内置滤波器对应地经配置以检测穿过气流之后的IR强度，且可因此确定气流中的CO2和O2的量。传感器外壳302可经配置以啮合安置成与气流导管310一致的对应适配器槽308。适配器槽308经配置以允许IR源304跨气流导管310内的气流发射红外光，且发射到IR检测器306。在一些布置中，气流导管310包含一或多个滤波器，其经配置以将水从气流去除。
现参考图4A，示出测量选择器110的第一布置410。第一布置410包含显示器411(例如显示器114)。显示器411是数字屏幕，其经配置以向用户提供与复苏和换气监视装置100的操作有关的信息(例如测量信息、可接受测量范围等)。在一些布置中，显示器411包含输入方面，例如触摸屏或相关联的小键盘或键盘。由此，在一些此类布置中，用户可能够使用显示器411来手动输入精确的患者测量值(例如具体身高和体重)、性别和/或年龄。装置100可经配置以使用手动输入的患者测量值来将患者分类为适当群组(例如布罗兹洛带色彩中的一者，对应于包含所输入的具体身高和体重的身高和体重范围)，或产生为患者的具体身高和体重、性别和/或年龄定制的可接受测量范围。
第一布置410还包含拨号盘412，其具有对应于布罗兹洛带的可选色彩。布罗兹洛带根据患者的体型(例如身高和体重)来指派不同色彩，其可由拨号盘412上的对应有凹口区段来表示。当用户使用拨号盘412来选择色彩时，装置100将告诉用户适当的换气速率，且当换气不足时，将警告用户(例如经由显示器411)。儿科医生和其它医务人员可能已经熟悉如何使用布罗兹洛带，并且因此，使用拨号盘412可比使用显示器411来手动输入给定患者的身高、性别和体重值要快且容易。除对应于布罗兹洛带的色彩的区段之外，拨号盘412可包含对应于一或多个成人体型的一或多个带凹口区段。
现参看图4B，如测量选择器110的第二布置420所示，可将布罗兹洛带设定指派给多个按钮421中的一些或全部(即，代替图4A的拨号盘412)。另外，多个按钮421还可包含对应于布罗兹洛带色彩的身高的标签，因此用户可在复苏期间快速选择正确的设定。另外，如测量选择器110的第三布置430所示，可保护多个按钮431免于对应的多个开关盖432的无意致动。
现参考图5A，控制器108包含信号处理逻辑502、数据存储系统504和阈值监视逻辑506。信号处理逻辑502经配置以接收来自气流计104和传感器106的测量数据。一方面，信号处理逻辑502经配置以接收来自传感器106的测得CO2水平，且将测得的CO2水平投送到阈值监视逻辑506。另一方面，信号处理逻辑502经配置以接收来自传感器106的测得O2水平，且将测得的O2水平投送到阈值监视逻辑506。在又一方面，信号处理逻辑502经配置以接收来自传感器106的测得温度，且将测得温度投送到阈值监视逻辑506。在又一方面，信号处理逻辑502经配置以接收来自气流计104的测得气流数据，且将所述气流数据投送到阈值监视逻辑506。在又一方面，信号处理逻辑502经配置以接收来自传感器106的测得压力，且将压力数据投送到阈值监视逻辑506。另一方面，信号处理逻辑502可经配置以接收来自传感器106的测得空气湿度，且将测得的湿度测量值投送到阈值监视逻辑506。在一些布置中，信号处理逻辑502进一步经配置以从测得的气流数据计算呼吸率、潮气量，以及吸入量与呼出量的差异，例如Δ(例如如上文相对于图2A-2D所论述)，并将呼吸率、潮气量和Δ转发到阈值监视逻辑506。
在一些布置中，气流计104处的传感器以及传感器106产生的输出电压在200SLPM(每分钟标准)下可处于约5Vdc±0.36Vdc范围内，并且因此，不需要信号放大。对应于人体呼吸速率的频率范围可处于约0.1到1.0Hz的范围内。因此，低通滤波器接着是具有规范的单位增益电压缓冲器(例如，如由图5B中的低通滤波器电路510所示)可用作信号处理逻辑502的一部分，以消除噪声且调整输出阻抗。另外，在一些布置中，来自传感器的输入信号是模拟和信号处理逻辑502还可经配置以执行模/数转换(例如8/16信道、10、12或16位ADC)。
数据存储系统504是板上存储媒体，其经配置以可检索地保存数据，例如对应于针对多种患者体型的可接受CO2水平、O2水平、潮气量、呼吸率、压力，以及吸入和呼出量的差异的范围的数据。在一些布置中，通过对应于布罗兹洛带的色彩的类别来组织所述范围。在一些布置中，针对成人的可接受范围也存储在数据存储系统504上。另外，在一些布置中数据存储系统504可包含用于确定针对具体患者身高和体重、性别和/或年龄的CO2水平、O2水平、潮气量、呼吸率以及吸入和呼出量的差异的计算算法。数据存储系统504可存储所述数据，使得稍后可下载所存储的数据以供分析。
在一些布置中，数据存储系统504包含用以调整压力传感器读数来补偿如传感器106所测量的温度或湿度的计算算法。
阈值监视逻辑506允许控制器108与装置100的用户介接。举例来说，阈值监视逻辑506可经配置以从测量选择器110接收对应于患者的身高和体重(例如布罗兹洛带色彩，或具体身高和体重)、性别和/或年龄的用户输入。阈值监视逻辑506接着可从数据存储系统504检索适当的呼吸速率、潮气量、吸入和呼出量的差异、CO2水平和O2水平范围。在用户输入中提供具体患者身高和体重、性别和/或年龄的情况下，阈值监视逻辑506可从数据存储系统504检索并执行计算算法，以确定适当的范围。在一些布置中，阈值监视逻辑506致使显示器(例如显示器114)向用户呈现用户输入和范围。
阈值监视逻辑506从信号处理逻辑502接收测量数据(例如呼吸速率、潮气量、压力、吸入和呼出量的差异、CO2水平和O2水平)，并将所述测量数据与适合于所述患者的体型、性别和/或年龄的呼吸速率、潮气量、吸入和呼出量的差异、CO2水平和O2水平范围进行比较。在一些布置中，如果至少一个这些测量数据类型下降到高于还是低于相应范围，那么阈值监视逻辑506导致感官告警器112，以通知用户当前正应用的换气不适合于患者的体型、性别和/或年龄。在一些此类布置中，阈值监视逻辑致使显示器114向用户提供与当前测量数据有关的信息，以及当前测量数据是否下降到高于还是低于适当的范围。
现参考图6，示出装置100的实例实施例600。在实例实施例600中，入口102以连通方式啮合到气流导管604，其又以连通方式啮合到出口606。入口102可进一步啮合到衔嘴或其它适配器，其经配置以可拆卸地啮合患者导气管。出口606可啮合到压力操纵装置，例如BVM或机械换气机。气流导管604容纳气流计104和传感器106，并将入口102桥接到出口606。
在实例实施例600中，入口102和出口606安置于围封体602的外部上，而气流导管604安置于围封体602的内部中。围封体602是装置100的各种组件的保护性外壳和基座。围封体602可由任何若干类型的材料(例如塑料、丙烯酸、金属或其合金)制成，且可以各种方式组装(例如在多个钉和槽搭扣在一起，经由螺栓或螺钉固定、胶合等)。
控制器108安置于围封体602内。控制器108可实施为例如Arduino Mega(阿尔杜伊诺.梅加)2560 8位微控制器或其它合适的可编程微控制器。除数据处理硬件之外，ArduinoMega 2560包含128KB的快闪存储器(即，数据存储系统504)。另外，在实例实施例600中，控制器108包含安装在相关联电路板上的感官告警器112，例如作为闪光LED和/或扬声器。控制器108还可实施为用于结合数据存储系统504进行数据处理的定制微控制器。
实例实施例600进一步包含实施为数字(例如LCD)屏幕的显示器114。显示器114电啮合到控制器108，并且因此可经配置以向用户提供测量、范围、波形和警报信息。
现参考图7，流程图700说明由耦合到换气机的装置100的控制器108执行的动作。控制器使用预设定义接着是与当前换气测量值的比较来识别理想换气条件，以提供临床决策支持。最初，在步骤702，控制器108经由测量选择器110接收来自用户(例如患者或临床医生)的用户输入。举例来说，用户可输入患者信息，包含身高、体重、性别和年龄。对于成人患者，可使用带型测量器或所报告身高，以度量或英文测量单位来输入身高。可基于布罗兹洛带，使用色彩来输入小儿身高，或使用带型测量器或所报告身高，以度量或英文测量单位来小儿身高。另外，用户输入可输入对临床决策支持告警阈值的用户定义设定，以及对校正性动作的建议。从所输入的信息，控制器108可使用存储在控制器108的存储器(例如数据存储系统504)中的预设定义来确定理想换气条件。理想换气条件可为基于所输入的信息通常接受的实践标准。
接下来，在步骤704，控制器108接收来自气流计104和/或一或多个传感器106的气流测量值，如上文所描述，且根据从气流测量值导出的压力和流波形来自动计算换气机的当前模式以及相关联的换气机设定。可分析压力波形的形状和流波形的形状，以确定当前正使用的换气机设定的类型，包含机械换气的模式以及多种其它换气相关参数，例如峰值吸气压力(PIP)、呼气末正压(PEEP)、平均导气管压力(Pmaw)、平稳段压力(Pplat)、驱动压力(Pd)、吸气压力曲线下方的面积(ipAUC)、呼气压力曲线下方的面积(epAUC)、静态和动态呼吸系统顺应性、导气管阻力、所估计的呼吸工作量、峰值吸气流(PIF)、吸气末流(EIF)、峰值呼气流(PEF)、呼气末流(EEF)、吸气时间(Ti)、呼气时间(Te)、吸气与呼气时间的比(I：E)、吸气潮气量(TVi)、呼气潮气量(TVe)，以及TVe/TVi比。另外，为了准确地确定换气机设定的类型，控制器108必须可靠地识别呼吸的吸气转变成呼气的点，例如χφ。控制器108通过计算从永久吸气(正)流到永久呼气(负)流的真实过渡点，同时滤除可导致假正χφ分类的常见信号伪迹来识别χφ。因此，为了识别常见换气信号伪迹，控制器108进行到步骤706。
在步骤706，控制器108基于来自气流计104和/或一或多个传感器106的测得压力和流波形来确定换气中是否存在一或多个伪迹。伪迹可包含(例如)吸痰、咳嗽和患者-换气机断开。吸痰是指分泌物通过气管内管的闭合直插式抽吸，其导致呼吸输送的快速“自动触发”，这导致如图8A所示的多个连续双触发或呼吸叠加异步的波形外观。频繁地咳嗽会导致吸气和呼气流中的快速波形尖峰，其可模仿双触发、呼吸叠加、流以及延迟的终止异步，如图8B所示。咳嗽波形形态是高度可变的。优选的是，控制器108可设计成仅检测咳嗽形态的子集，其模仿控制器108可检测的PVA子类型。当换气机不完全连接或从患者断开时，患者-换气机断开发生，且可导致如图8C所示的波形。通常在例行保健期间观察到的若干换气机波形数据伪迹共享与所关注的PVA的形态学相似性，从而产生PVA和TVV的假正分类。控制器108可执行被称作“伪迹校正”的高阶启发式算法，其将也被辨识为临床伪迹的任何检测到的PVA变换为类别“非PVA”。返回参看图7，如果在步骤706观察到一或多个伪迹，控制器108滤除伪迹，以避免PVA的假正检测，并返回到步骤704，使得装置100可继续复苏并监视耦合到装置100的患者。相比之下，如果在步骤704处未观察到伪迹，那么控制器108进行到步骤708。
在步骤708，控制器108基于测得压力和流波形数据来自动确定是否存在呼吸衰竭表现型，例如ARDS、导气管梗阻或气胸。如果在步骤708处检测到呼吸衰竭表现型，那么控制器108进行到步骤710，并将信息发送到传感器告警器112以向用户传送警报。取决于检测到的呼吸衰竭表现型的类型，控制器108指导传感器告警器112将特定警告传送给用户。
相比之下，如果控制器108未检测到呼吸衰竭表现型，那么控制器108进行到步骤712。在步骤712，控制器108将换气分类为正中目标或偏离目标。为了基于如在步骤702处在测量选择器110中输入的患者的身高、体重、性别和/或年龄，在给定患者的身高、体重、性别和/或年龄的情况下，确定换气是否为正中目标，例如观察到的换气是否在患者的正常限制内，或在通常接受的标准内，控制器108基于测得压力和流波形数据来识别潮气量。举例来说，控制器108首先识别χφ，如上文所描述，同时滤除作为假χφ分类的频繁来源的常见信号伪迹来源。在识别χφ之后，控制器108通过整合从呼吸开始(例如流中的正偏转)直到达到χφ为止的流时间曲线下方的面积来计算TVi，且通过整合从χφ直到呼吸结束为止的流时间曲线下方的面积来计算TVe。偏离目标TV的定量分析需要TVi和TVe的精确测量，且提供用于PVA和临床伪迹两者的算法检测的必要呼吸水平元数据。在计算TVi和TVe后，控制器108基于通常接受的标准来计算测得的潮气量与从所输入的患者身高、体重、性别和/或年龄或理想潮气量导出的理想潮气量之间的差，以确定适当性等级。因此，如果在给定患者的身高、体重、性别和/或年龄的情况下，适当性等级在正常限制内，或基于患者的身高、体重、性别和/或年龄在通常接受的标准内，那么控制器108可确定观察到的换气正中目标。举例来说，参考图8G，控制器108将TVi计算为365ml，且将TVe计算为393ml，并确定观察到换气(例如TVV类)正中目标。
返回参看图7，如果在步骤712处，控制器108确定观察到的换气正中目标，例如同步，那么控制器108返回到步骤704，且装置100继续到复苏和监视耦合到装置100的患者。如果控制器108确定观察到的换气偏离目标，例如在给定患者的身高、体重、性别和/或年龄的情况下，适当性等级不在对患者的正常限制内，控制器108进行到步骤714。
在步骤714处，控制器108确定观察到的偏离目标换气的类型。偏离目标换气的类型包含(但不限于)潮气量违规、压力违规、呼吸工作违规和PVA。在确定偏离目标换气的类型之后，控制器108进行到步骤716，并将信息发送到传感器告警器112，以将警报传送给用户。基于在步骤702处输入的临床决策支持告警阈值的用户定义设定，可仅在偏离目标换气超过告警阈值的情况下，产生警报。举例来说，在控制器108指令传感器告警器112将警报传送给用户之前，告警阈值可需要5％或20％异步，或5％或20％潮气量违规。取决于观察到的偏离目标换气的类型，装置100指导传感器告警器112将特定警告传送给用户，且在步骤718处，为用户建议校正性动作，以执行在给定患者的身高、体重、性别和/或年龄的情况下，使观察到的换气在对患者的正常限制内所需的调整。
举例来说，如果在步骤714处，控制器确定偏离目标换气是潮气量违规，例如如果已递送吸气量偏离目标，那么控制器108评估换气来看潮气量违规的严重性，将数据信息记录在事件计数器中。如果控制器108确定潮气量违规的严重性超出默认或定制事件严重性或事件速率阈值，那么在步骤716处，控制器108产生给用户的警报。接着控制器108进行到步骤718，且建议校正性动作，例如来调整换气机设定；如果仍偏离目标，那么处理疼痛/不适，直到症状受控为止；如果仍偏离目标，那么增加镇静，直到正中目标或实现深镇静为止；如果仍偏离目标且检测到ARDS或临床上明显，那么考虑麻痹输液。
相比之下，如果在步骤714中，控制器108确定观察到的偏离目标换气是PVA，那么控制器108识别观察到的PVA的子类型，并将信息发送到传感器告警器112，以在步骤716处，将特定针对观察到的PVA子类型的警报传送给用户。举例来说，PVA子类型可包含(但不限于)双触发异步、呼吸叠加异步、流异步、延迟终止异步、过早终止/循环异步，以及自动触发异步。对偏离目标换气进行子分类的能力对于临床决策支持系统的开发可能特别重要，其中基于偏离目标换气的类型、频率和严重性而不是单独的其存在或不存在来细化告警阈值的能力可允许使决策支持与个别患者和提供者需要更好地匹配。
当换气机的预设吸气时间短于患者的所要呼吸时间时，发生双触发异步，例如在换气机已终止呼吸之后，患者继续吸气，从而紧接在第一次呼吸结束之后触发第二呼吸，而无实质性的既定呼气，且导致气体滞留在胸腔内。双触发异步可导致大于既定潮气量(例如使既定潮气量加倍)，从而导致肺组织的潜在有害扩张，而不管换气机设定的原本最佳选择如何。双触发异步可导致如图8D所示的波形。参看图8H，当所计算的TVe/TVi小于25％，且呼气时间小于或等于300ms，那么控制器108可将PVA子类型确定为双触发异步。另外，控制器108可将观察到的换气(例如TVV类)分类为“适中”。返回参看图7，如果控制器108确定PVA子类型是双触发异步，那么控制器108可在步骤718处建议校正性动作，例如增加吸气时间，如果处于时间循环模式；减小流速率，如果处于辅助控制/体积控制；增加设定潮气量，如果处于辅助控制/体积控制，且未检测到ARDS或未临床上怀疑ARDS；减小吸气循环关闭阈值，如果处于压力支持或其它流循环模式；将模式改变为压力目标模式，且延长吸气时间，如果处于时间循环模式，或减小吸气循环关闭阈值，如果处于压力支持/流循环模式；处理疼痛和/或躁动以减小呼吸驱动以及因此患者的所要呼吸速率。
当患者开始呼气时，发生呼吸叠加异步，但在完整的呼气已发生之前，触发另一呼吸，从而导致随着每次叠加呼吸，气体滞留在胸腔内。不同于双触发异步，呼吸叠加异步起因于换气机设定或患者触发的呼吸速率过快，以致连续呼吸之间没有充足的时间来进行完整的呼气。基于随着每次呼吸叠加事件滞留在胸腔中的气体的量，将呼吸叠加异步进一步分类为轻度、中度或严重，且呼吸叠加异步在具有呼气流限制的疾病中是常见的，例如哮喘急性加重或慢性阻塞性肺病(“COPD”)。如果频繁，那么呼吸叠加可导致显著的肺过度充气，肺组织过度且潜在具损坏性地扩张。除肺损伤之外，频繁的呼吸叠加可导致高水平的胸内压力，这可减少从胸外器官返回到心脏的血液，从而导致低血压，这可发展成心血管崩溃。这些高胸内压力可使肺破裂，从而潜在地导致低血氧水平和心跳骤停。呼吸叠加异步可导致如图8E所示的波形。返回参看图7，如果控制器108确定PVA子类型是呼吸叠加异步，那么控制器108可在步骤718处建议校正性动作，例如减小设定呼吸速率；处理疼痛和/或躁动以减小呼吸驱动以及因此患者的所要呼吸速率；减少吸气时间，如果处于时间循环模式；增加吸气循环关闭阈值，如果处于流循环模式；增加喷雾沙丁胺醇支气管扩张剂治疗的剂量/频率并添加喷雾异丙托铵，如果还存在梗阻。
双触发异步和呼吸叠加异步两者导致动态过度充气，其可通过计算两个连续TVis的总和并减去介入的TVe以得到表示肺的有效扩张体积的“融合”TVi来定量。未能顾及融合呼吸的有效扩张体积可能导致无法检测TVi与调查研究中的临床后果之间的关联，且如果临床上未辨识且不治疗，那么可能导致容积伤以及更坏的临床后果。相反，假正OTV的过度检测可使调查偏离，且在临床决策支持系统中实施的情况下，导致“告警疲乏”。控制器108可执行被称作“TV-融合”的启发式事件分类算法，其使用来自TV计算、DTA分类和伪迹校正算法的输出来融合DTA呼吸的分量吸气和呼气TV，并输出每一DTA的有效扩张TV。
流异步在机械换气模式中发生，其在患者尝试比预指定的换气机-递送流的速率更快地吸气时，递送预指定的强制性吸气流，这致使吸气期间回路中的压力下降。流异步可进一步分类为早、晚或平吸气，且还可基于换气机回路中的压力下降的程度，分类为轻度、中度或严重。归因于吸气肌肉负载，流异步导致呼吸工作增加，血流再次引导到呼吸肌肉并远离在严重疾病的情况下可能已经有代谢压力的其它生命器官，且更重要的是，归因于呼吸窘迫情况下对流不足的感知，相当多的患者发生窘迫。流异步可导致如图8F所示的波形。如果控制器108确定PVA子类型是流异步，例如使斜坡流递送模式减速，那么控制器108可在步骤718处建议校正性动作，例如如果为早，那么增加吸气流；如果为晚，那么减小设定的吸气流；增加设定潮气量，如果未检测到ARDS且临床上不怀疑ARDS，或不存在ARDS的强风险因素，例如败血症、抽吸、钝挫伤、吸入损伤、胰脏炎；处理疼痛和躁动以减少呼吸驱动/流饥饿；深镇静，如果检测到或临床上怀疑伴随严重血氧过少的ARDS；添加麻痹性输液，如果深镇静不足，且检测到或临床上怀疑伴随严重血氧过少的ARDS。
当换气机的设定吸气时间比患者的所要吸气时间长时，发生延迟终止异步，例如在换气机的呼气阀门完全打开之前，患者尝试强制性地呼出，从而导致呼气肌肉负载，血流重新引导到呼吸肌肉，并远离在严重疾病的情况下可能已经有代谢压力的其它生命器官，且重要的是，归因于感知到无法呼出，相当多的患者发生窘迫。如果控制器108确定PVA子类型是延迟终止异步，那么控制器108可在步骤718处建议校正性动作，例如减少设定的吸气时间，如果处于时间循环模式；增加吸气循环关闭阈值，如果处于流循环模式；增加设定的峰值流，如果处于辅助控制-体积控制；处理疼痛和躁动来减少呼吸驱动。
如果控制器108确定PVA子类型为过早终止/循环异步，那么控制器108可在步骤718处建议校正性动作，例如增加设定的吸气时间，如果处于时间循环模式；减小吸气循环关闭阈值，如果处于流循环模式。如果控制器108确定PVA子类型为自动触发异步，那么控制器108可在步骤718处建议校正性动作，例如增加设定的压力触发阈值；增加设定的流触发阈值；检查包含气管内/气管切开术套管气囊的回路中的某处的泄漏。如果控制器108确定PVA子类型是无效触发/努力，那么控制器108可在步骤718处建议校正性动作，例如增加触发灵敏性，减少压力支持，增加流循环，和/或增加呼气末正压(“PEEP”)。
在接收到来自装置100的校正性动作建议后，用户可即刻调整换气机，例如患者的手动装袋或机械换气机的换气机设定，在给定患者的体型和体重测量值、性别和/或年龄的情况下，使观察到的换气在对患者的正常限制内。
另外，装置100可不断地分析换气，以确定肺顺应性随时间的变化，且识别随时间的病理变化，例如急性呼吸窘迫综合症、阻塞性肺病或气胸。举例来说，装置100可不断地分析呼出呼吸中的CO2，以至少识别不当换气速率或病变中的至少一者，或从心跳骤停预测后果，或可不断地分析O2以识别O2含量何时对于当前生理状态来说过高或过低，且向用户提供对O2浓度的变化的反馈。
所属领域的技术人员将了解，结合本文中所公开的实施例而描述的各种说明性逻辑块、模块、电路和算法步骤可实施为电子硬件、计算机软件或两者的组合。为清晰地说明硬件与软件的此可互换性，上文已大体就各种说明性组件、块、模块、电路和步骤的功能性加以描述。此类功能性是实施为硬件还是软件取决于特定应用及强加于整个系统的设计约束。本领域的技术人员可针对每一具体应用以不同方式来实施所描述的功能性，但这样的实施决策不应被解释为会引起脱离本发明的范围。
可用通用处理器、数字信号处理器(“DSP”)、专用集成电路(“ASIC”)、现场可编程门阵列(“FPGA”)或其它可编程逻辑装置、离散门或晶体管逻辑、离散硬件组件或其经设计以执行本文所描述的功能的任何组合来实施或执行结合本文中所公开的实施例而描述的各种说明性逻辑块、模块和电路。通用处理器可为微处理器；但在替代方案中，处理器可为任何常规处理器、控制器、微控制器或状态机。处理器还可实施为计算装置的组合，例如DSP与微处理器的组合、多个微处理器的组合、一或多个微处理器与DSP核心结合，或任何其它此类配置。
在一或多个实例实施例中，所描述的功能可以硬件、软件、或在处理器上执行的固件或其任何组合来实施。举例来说，某些实施例可包括用于执行本文所呈现的操作的计算机程序产品。此类计算机程序产品可包括其上存储(和/或编码)有指令的计算机可读媒体，所述指令可由一或多个处理器执行以实施本文中所描述的操作。当本文所述的功能实施于软件中时，所述功能可存储在计算机可读媒体上作为一或多个指令或代码经由计算机可读媒体传输。计算机可读媒体包含计算机存储媒体和通信媒体两者，通信媒体包含有助于将计算机程序从一处传送到另一处的任何媒体。存储媒体可为可由计算机存取的任何可用媒体。借助于实例而非限制，此类计算机可读媒体可包括RAM、ROM、EEPROM、CD-ROM或其它光盘存储装置、磁盘存储装置或其它磁性存储装置，或可用于以指令或数据结构形式运载或存储所要程序代码且可由计算机存取的任何其它媒体。并且，适当地将任何连接称作计算机可读媒体。举例来说，如果使用同轴电缆、光纤电缆、双绞线、数字订户线(“DSL”)或例如红外线、无线电和微波等无线技术从网站、服务器或其它远程源传输软件，那么所述同轴电缆、光纤电缆、双绞线、DSL或例如红外线、无线电和微波等无线技术包含于媒体的定义中。如本文所使用的磁盘和光盘包含压缩光盘(“CD”)、激光光盘、光学光盘、数字多功能光盘(“DVD”)和蓝光光盘，其中磁盘通常是以磁性方式再现数据，而光盘用激光以光学方式再现数据。以上各项的组合也应包含在计算机可读媒体的范围内。
另外，应了解，用于执行本文中描述的方法和技术的模块和/或其它适当装置可下载和/或由装置在适当时以其它方式获得。举例来说，此类装置可耦合到服务器，以促进用于执行本文中所描述的方法的装置的传送。或者，本文所述的各种方法可经由存储装置(例如RAM、ROM、例如CD或快闪驱动器的物理存储媒体等)提供，，使得在将存储装置耦合或提供到装置后，所述装置可即刻获得各种方法。此外，可利用用于将本文中所描述的方法和技术提供到装置的任何其它合适的技术。
样品研究
研究旨在开发和验证集成MV波形数据获取和分析平台，其能够进行不引人注目的连续数据收集以及OTV的逐呼吸分类以支持临床后果调查、转化患者表型、连续质量改进以及通过临床决策支持的精准医疗，所述研究在以下文献中描述：亚当斯(ADAMS)、杰森.Y(Jason Y)等人的“用以检测偏离目标机械换气的多算法分析平台的开发和验证(Development and Validation of a Multi-Algorithm Analytic Platform to DetectOff-Target Mechanical Ventilation)”，科学报告7，第14980卷，2017年11月3日[在线]，[检索2017-11-08]。从因特网检索<URL:https://www.nature.com/articles/s41598-017-15052-x#Sec14><DOI:10.1038/s41598-017-15052-x>，其全部内容以引用的方式并入本文中。
如图8中所说明，被称作换气机多算法分析平台(“ventMAP”)的可扩展模数分析引擎经开发来使用从MV波形的临床床边解译导出的基于规则的逻辑使OTV的定量分析自动化以确定TVi和TVe两者，与肺的超充气相关联的两种很好辨识的PVA形式，以及形态上类似于真实PVA的若干种常见类型的VWD“临床伪迹”。结合进一步算法导出以及使用患者导出数据的最终验证，执行个别组件算法的广泛临床前模拟测试。
集中在事件分类上的研究被认为促成通过肺组织的过度扩张而导致的VILI，包含过度TV，即潮气量违规(“TVV”)和PVA。本文称为双触发异步(“DTA”)和呼吸叠加异步(“BSA”)的PVA的两种子类型导致呼吸之间不同程度的不完整呼气，从而产生如上文所描述被称作动态过度充气的现象。
虽然DTA和BSA两者导致动态过度充气，但其不同的病理生理机制应受独特的检测方法。因此，开发和验证不同的基于规则的分类算法来计算TVi和TVe，DTA和BSA两者，以及若干常见的临床伪迹(换气机的抽吸/自动触发、咳嗽的子集，以及从换气机暂时断开)，其可导致将伪迹假正分类为PVA。所述研究是针对相对于换气机测得的TV在10％的预指定当量阈值内的TV准确性，以及在临床伪迹去除前后，针对每一PVA检测算法的≥90％的灵敏性和特定性。
所述研究假设ventMAP引擎将能够以等效于商业换气机的准确性来测量TV，且临床伪迹的辨识和算法去除(本文称为“伪迹校正”)将显著减小PVA检测的特定性而不损害灵敏性。导出和验证研究的结果呈现如下。
偏离目标TV的定量分析需要TVi和TVe的精确测量，且提供用于PVA和临床伪迹两者的算法检测的必要呼吸水平元数据。所使用的普利滕-班尼特(Puritan Bennett)模型840(PB840)换气机(美敦力公司(Medtronic Corporation))准确到设定TV的10％内，受换气机的流传感器的固有不精确性限制。因此，使用机械肺(QuickLung，英格玛医学(IngMarMedical))来测试ventMAP的TVi和TVe测量算法的准确性。使用三个不同的PB840来执行三个单独的实验，使用+/-10％的预指定当量阈值，跨某一范围的换气机模式、触发器机构、设定TV和设定吸气压力，测试总共1021此呼吸的ventMAP导出的TVi和TVe。ventMAP导出的TVi和TVe等效于跨所有测得条件的换气机导出的TV。跨辅助控制-体积控制(“AC/VC”)和辅助控制-压力控制(“AC/PC”)两种换气机模式的所有受测设定而汇总的平均ventMAP导出TVi和TVe等效于由换气机的内部软件记录的TV，如下文复制的表1中所示。
Figure BDA0002082176620000241
表1
表1说明体积控制和压力控制模式下ventMAP计算的潮气量与换气机记录的潮气量之间的差。报告为平均差的差、95％置信区间，以及当量测试的p值具有预指定的当量裕度+/-10％(H0：换气机和ventMAP不是等效的)。正值指示换气机体积大于ventMAP体积。
在研究中，使用逻辑回归控制患者体内的波形特性的潜在相似性以及患者之间的差动事件率，针对灵敏性、特定性和总准确性来评定算法性能。将算法性能与从相同呼吸的多临床医生手动标注导出的黄金标准分类数据集进行比较，例如包含来自33个患者的接近10,000次呼吸的数据，包含多种换气机模式以及MV的急性指示。举例来说，如下文复制的表2中所示，在导出队列中，针对DTA的分类，ventMAP分别实现了0.988、0.965和0.967的灵敏性、特定性和总准确性。接着测试ventMAP性能，而不进一步修改由来自17个机械换气患者的4644次手动标注呼吸组成的单独验证数据集。在验证队列中，ventMAP的性能在某种程度上减小，其中灵敏性、特定性和总准确性分别为0.940、0.920和0.922，但保持高于所有三个量度的≥90％的预指定目标。另外，在导出队列中，对于BSA的分类，ventMAP实现了分别为0.985、0.984和0.984的灵敏性、特定性和总准确性，且在验证队列中，性能稍微下降，灵敏性、特定性和总准确性分别为0.967、0.980和0.977。
Figure BDA0002082176620000242
表2
在优化导出队列中的伪迹校正算法之后，使用或不使用验证队列中的伪迹校正来测试ventMAP，以测试伪迹校正将改进PVA检测的特定性而不降低灵敏性的假定。如下文复制的表3中所示，在导出队列中，伪迹校正的使用导致DTA分类特定性的2.8％[95％置信区间(“CI”)0.9-4.7％；p＝0.006]的改进，以及灵敏性的非显著0.6％[95％CI-2.0-0.8％；p＝0.361]的减小，但伪迹校正对BSA分类没有显著影响。在验证队列中，研究观察到DTA分类的特定性的7.1％[1.1-13.2％；p＝0.024]的改进，以及灵敏性的非显著3.0％[-6.3-0.3％；p＝0.067]的减小。伪迹校正导致BSA分类的特定性的0.6％[0.2-1.0％；p＝0.009]的改进，以及灵敏性的非显著0.3％[-0.9-0.2％；p＝0.189]的减小。
Figure BDA0002082176620000251
表3
如图10A和图10B所示，所述研究观察到在使用伪迹校正的情况下，DTA的假正检测率减小了9倍，从而导致检测到的DTA事件的总数从没有伪迹校正的718次呼吸减小了44.2％到使用伪迹校正的401次呼吸，黄金标准数据集具有399个真实DTA事件。
所述研究计算了在使用和不使用TV融合算法的情况下，跨验证队列中的所有DTA呼吸的平均TVi以及TVV分布(正中目标与偏离目标，以及偏离目标呼吸的相对严重性)。在验证数据集中，当使用TV融合时，DTA的平均TVi显著较高，在无TV融合的情况下，平均TVi为293.3ml(95％CI，278.6-308.0)，且在具有T-V融合的情况下，为562.2ml(95％CI，529.7-594.7；对于装置之间的差，p＜0.0001)。临床上，指定TV是基于从性别和身高导出的预测体重(“PBW”)，其中≤PBW的6.5ml/kg的TVi表示针对患有严重血氧过低呼吸衰竭的患者的标准治疗。在所述研究中，使用美国女性的平均身高来标准化TV融合前后的验证队列中的所有DTA TV。在识别所有潜在DTA呼吸并通过伪迹校正去除假正之后，在具有或不具有TV融合的情况下，基于给定呼吸超出≤6.5ml/kg的目标的程度，使偏离目标呼吸分层为轻度、中度或重度，如图11A所示。如图11B中所示，TVV在融合呼吸之中显著比非融合呼吸严重，每呼吸的TVV类平均增加1.58[95％CI：1.02-2.15，p＜0.0001]。
尽管前述的内容已包含了一些实施例的详细描述作为说明和实例，但所属领域的技术人员根据这些实施例的教示将容易明白，可在不脱离所附权利要求书的精神或范围的情况下，进行大量改变和修改。

Claims (27)

1.一种复苏和换气监视系统，所述系统包括：
处理器；以及
具有指令的非暂时性计算机可读媒体，所述指令在由所述处理器执行时，致使所述处理器：
接收用户输入，所述用户输入包括患者身高、体重、性别及年龄中的至少一者；
基于从与和所述患者的肺交换的气流流体连通的气流计和一或多个传感器中的至少一者接收到的气流、压力、氧及二氧化碳测量值中的至少一者，产生所述患者的换气信号，所述换气信号指示当前换气模式和相关联的机械换气机设定；
识别并滤除所述换气信号中存在的临床伪迹，其中所述临床伪迹对应于除患者换气机异步之外的换气事件；
响应于确定经滤波的所述换气信号不在由所述用户输入界定的预定限制内，确定经滤波的所述换气信号对应于患者换气机异步；
基于确定经滤波的所述换气信号对应于患者换气机异步，而识别观察到的患者换气机异步的子类型，其中所述患者换气机异步子类型是双触发异步、呼吸叠加异步、流异步、延迟终止异步、提前中止异步、强制性呼气异步及无效触发异步中的至少一者；
产生指示存在患者换气机异步的警报；以及
经由用户接口建议用户可实施的校正性动作，以基于所述当前换气模式和所述相关联的机械换气机设定来调整所述机械换气机的设定，以便纠正所述患者换气机异步。
2.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其进一步包括经配置以接收所述用户输入的测量选择器，
其中所述测量选择器包含替代标记，其包含数字、字母及色彩中的至少一者。
3.根据权利要求2所述的复苏和换气监视系统，
其中所述替代标记包含多个彩色选项，所述多个彩色选项中的每一者对应于由布罗兹洛带界定的色彩和相关联测量增量；以及
其中由所述布罗兹洛带界定的所述色彩和相关联测量增量中的每一者对应于经滤波的所述换气信号的相应预定限制。
4.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，
其中所述用户输入进一步包括针对临床决策支持告警阈值的用户定义的设定以及针对校正性动作的建议，且
其中响应于所述患者换气机异步超过所述临床决策支持告警阈值，产生所述警报。
5.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述处理器经由WiFi、蓝牙、串行通信及蜂窝式通信中的至少一者，接收来自所述气流计和所述一或多个传感器中的至少一者的气流、压力、氧及/或二氧化碳测量值。
6.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述处理器经由WiFi、蓝牙、串行通信及蜂窝式通信中的至少一者，向包括电子医疗记录系统或远程医疗系统的一或多个外部目的地，且/或向包括脉搏血氧计、非创伤性血压袖带、创伤性动脉血压力监测器、颅内监视器，或心肌和循环生理机能监视器的一或多个生理患者监视装置，发送原始换气数据以及包含临床决策支持的导出信息。
7.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述临床伪迹由抽吸事件、咳嗽及患者-换气机断开中的至少一者所引起。
8.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述指令在由所述处理器执行时，进一步致使所述处理器确定呼吸衰竭表现型是否由经滤波的所述换气信号所指示，所述呼吸衰竭表现型是急性呼吸窘迫综合症、阻塞性肺病及气胸中的至少一者。
9.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中由所述用户输入界定的经滤波的所述换气信号的所述预定限制包括可接受呼吸速率和潮气量的对应范围。
10.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中经滤波的所述换气信号的所述预定限制包括基于所述用户输入的通常接受的实践标准。
11.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所产生的所述警报是视觉警报。
12.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所产生的所述警报是音频警报。
13.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，
其中所述所建议的校正性动作是基于所述患者换气机异步子类型。
14.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，
其中所述指令在由所述处理器执行时，进一步致使所述处理器不断地分析经滤波的所述换气信号，以确定肺顺应性随时间的变化，且在病变包含急性呼吸窘迫综合症、阻塞性肺病及气胸中的至少一者时，识别随时间的病理变化。
15.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述一或多个传感器中的至少一者包括CO2传感器。
16.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述指令在由所述处理器执行时，进一步致使所述处理器不断地分析呼出呼吸中的CO2，以至少识别不当换气速率或病变中的至少一者，及预测心跳骤停的后果。
17.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述一或多个传感器中的至少一者包括O2传感器。
18.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述指令在由所述处理器执行时，进一步致使所述处理器：
不断地分析氧测量值；
识别所述患者的O2含量何时对于当前生理状态来说过高或过低；以及
向所述用户提供对输送给所述患者的O2浓度的变化的反馈。
19.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述指令在由所述处理器执行时，进一步致使所述处理器不断地分析经由WiFi、蓝牙、串行通信及蜂窝式通信中的至少一者从包括电子医疗记录或远程医疗系统的一或多个外部来源且/或从包括脉搏血氧计、非创伤性血压袖带、创伤性动脉血压力监测器、颅内监视器或心肌和循环生理机能监视器的一或多个生理患者监视装置获得的临床数据。
20.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述警报特定针对所述观察到的患者换气机异步的子类型。
21.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述指令在由所述处理器执行时，进一步致使所述处理器经由WiFi、蓝牙、串行通信及蜂窝式通信中的至少一者，向包括电子医疗记录系统或远程医疗系统的一或多个外部目的地，且/或向包括脉搏血氧计、非创伤性血压袖带、创伤性动脉血压力监测器、颅内监视器或心肌和循环生理机能监视器的其它生理患者监视装置发射原始换气数据或从所述复苏和换气监视系统导出的较高阶信息。
22.根据权利要求1所述的复苏和换气监视系统，其中所述一或多个传感器中的至少一者包括压力传感器。
23.一种具有指令的非暂时性计算机可读媒体，所述指令在由机械换气机的处理器执行时，致使所述处理器：
接收用户输入，所述用户输入包括患者身高、体重、性别及年龄中的至少一者；
基于从与和所述患者的肺交换的气流流体连通的气流计和一或多个传感器中的至少一者接收到的气流、压力、氧及二氧化碳测量值中的至少一者，产生所述患者的换气信号，所述换气信号指示当前换气模式和相关联的机械换气机设定；
识别并滤除所述换气信号中存在的临床伪迹，其中所述临床伪迹对应于除患者换气机异步之外的换气事件；
响应于确定经滤波的所述换气信号不在由所述用户输入界定的预定限制内，确定经滤波的所述换气信号对应于患者换气机异步；
基于确定经滤波的所述换气信号对应于患者换气机异步，而识别观察到的患者换气机异步的子类型，其中所述患者换气机异步子类型是双触发异步、呼吸叠加异步、流异步、延迟终止异步、提前中止异步、强制性呼气异步及无效触发异步中的至少一者；
产生指示存在患者换气机异步的警报；以及
经由用户接口，建议用户可实施的校正性动作，以基于所述当前换气模式和所述相关联的机械换气机设定来调整所述机械换气机的设定，以便纠正所述患者换气机异步。
24.根据权利要求23所述的非暂时性计算机可读媒体，
其中所述所建议的校正性动作是基于所述患者换气机异步子类型。
25.根据权利要求23所述的非暂时性计算机可读媒体，其中所述指令在由所述处理器执行时，进一步致使所述处理器确定所述换气中是否存在呼吸衰竭表现型。
26.根据权利要求23所述的非暂时性计算机可读媒体，其中所述指令在由所述处理器执行时，进一步致使所述处理器不断地分析经滤波的所述换气信号，以确定肺顺应性随时间的变化，且识别随时间的病理变化，所述病理变化包含急性呼吸窘迫综合症、阻塞性肺病或气胸。
27.根据权利要求23所述的非暂时性计算机可读媒体，其中所述警报特定针对所述观察到的患者换气机异步的子类型。
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