CN110869074B - 分层自适应闭环液体复苏和心血管药物给予系统 - Google Patents

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Abstract

本发明描述了使用连续测量和自适应控制架构的闭环液体复苏和/或心血管药物给予系统。自适应控制架构使用函数逼近器来识别患者的未知动力学和生理参数，以计算适当的输注速率并调节复苏的结束点。

Description

分层自适应闭环液体复苏和心血管药物给予系统
交叉引用
本申请要求2017年5月12日提交的美国临时申请No.62/505,232的权益，其通过引用而整体并入于此。
政府权利
本发明是在美国陆军医学研究与物资部的W81XWH-14-C-1385和国家科学基金会的IIP-1648292的政府支持下完成的。政府具有本发明中的某些权利。
背景技术
可靠且一致的液体复苏(即，静脉给液)对于人和动物群体的围手术期和重症监护病房(ICU)液体管理至关重要。液体复苏的目的是将循环系统中的血量恢复至可接受水平，以确保适当的组织灌注。然而，患者内或患者间的生理参数的较大可变性以及不同疾病和用药的影响可能导致患者的复苏不足和复苏过度。
援引并入
本申请中所引用的每项专利、出版物和非专利文献都通过引用而整体并入于此，等同于每项专利、出版物和非专利文献都通过引用单独地并入于此。
发明内容
在一些实施例中，本发明提供了一种用于液体复苏和/或心血管药物给予的方法，包括：a)确定起始输注速率，液体和/或心血管药物以该输注速率进入被检体；b)通过分层控制架构系统从附接至所述被检体的至少一个医疗监测装置接收所述被检体的血液动力学传感器数据，其中所述分层控制架构系统包括：至少一个自适应控制器；以及基于逻辑的控制器；其中所述被检体的血液动力学数据由所述基于逻辑的控制器和所述至少一个自适应控制器接收，以及所述至少一个自适应控制器和所述基于逻辑的控制器彼此进行通信；c)由所述至少一个自适应控制器基于所述被检体的血液动力学数据、先前的输注速率、以及所述至少一个自适应控制器的内部参数和状态来生成改变后的输注速率；d)由所述基于逻辑的控制器来验证所述被检体的血液动力学数据和所述至少一个自适应控制器的状态不违反管控所述至少一个自适应控制器的操作的规则；e)从所述基于逻辑的控制器向至少一个输注泵发送改变后的输注速率；f)由所述至少一个输注泵在接收到一个或多个所述改变后的输注速率时以一个或多个所述改变后的输注速率自动地向所述被检体给予液体和/或心血管药物；以及g)以设置的时间间隔重复步骤b)～f)。
在一些实施例中，本发明提供了一种用于液体复苏和/或心血管药物给予的临床决策支持的方法，包括：a)要求用户提供液体和/或心血管药物的初始输注速率；b)通过分层控制架构系统从附接至被检体的至少一个医疗监测装置接收所述被检体的血液动力学传感器数据，其中所述分层控制架构系统包括：至少一个自适应控制器；以及基于逻辑的控制器；所述被检体的血液动力学数据由所述基于逻辑的控制器和所述至少一个自适应控制器接收，所述至少一个自适应控制器和所述基于逻辑的控制器彼此进行通信；c)由所述至少一个自适应控制器基于所述被检体的血液动力学数据、先前的输注速率、以及所述至少一个自适应控制器的内部参数和状态来生成改变后的输注速率；d)由所述基于逻辑的控制器来验证所述血液动力学数据和所述至少一个自适应控制器的状态不违反管控所述至少一个自适应控制器的操作的规则；e)由所述基于逻辑的控制器来验证所述改变后的输注速率是否满足通知用户的要求以及在所述改变后的输注速率不满足所述要求的情况下将所述输注速率保持为先前值；f)在步骤e)中所述改变后的输注速率满足所述要求的情况下显示来自所述至少一个自适应控制器的改变后的输注速率；g)要求所述用户接受所述改变后的输注速率或将新的输注速率改变为不同的一个或多个值；以及h)以设置的时间间隔重复步骤b)～g)。
附图说明
图1版面A示出非烧伤患者体内的液体交换的二室(two compartment)模型。图1版面B示出烧伤患者的微血管交换系统的三室模型。图1版面C示出体内的心血管药物交换的二室模型。
图2版面A示出全自动闭环液体复苏或心血管药物给予系统的整体架构。图2版面B示出全自动闭环液体复苏和心血管药物给予系统的整体架构。
图3版面A示出部分自动(临床决策支持)液体复苏或心血管药物给予系统的整体架构。图3版面B示出部分自动(临床决策支持)液体复苏和心血管药物给予系统的整体架构。
图4版面A示出全自动闭环液体复苏或心血管药物给予系统的组件。图4版面B示出全自动闭环液体复苏和心血管药物给予系统的组件。
图5版面A示出部分自动临床决策支持液体复苏或心血管药物给予系统的组件。图5版面B示出部分自动临床决策支持液体复苏和心血管药物给予系统的组件。
图6示出低级自适应控制架构的流程图。
图7描绘了每搏量变异与时间的关系。
图8描绘了由自适应控制框架计算出的液体输注速率。
图9描绘了循环中的血浆量与时间的关系。
图10描绘了经历受控出血的2个犬类被检体中的过滤后SVV(％)的变化。
图11描绘了经历受控出血的2个犬类被检体中的输注速率的变化。
图12描绘了经历无控制出血的3个犬类被检体中的过滤后SVV(％)的变化。
图13描绘了经历无控制出血的3个犬类被检体中的输注速率的变化。
图14描绘了由于硝普钠(S4-1)的给予和异氟烷(S5-1)的增加而降低血压的2个犬类被检体中的过滤后SVV(％)的变化。
图15描绘了由于硝普钠(S4-1)的给予和异氟烷(S5-1)的增加而降低血压的2个犬类被检体中的输注速率的变化。
图16示出用于闭环液体复苏系统的高级控制器的组件。
图17示出用于临床决策支持情况的高级控制器的组件。
图18描绘了平均动脉压与时间的关系。
图19描绘了由自适应控制框架计算出的心血管药物输注速率。
图20描绘了平均动脉压与时间的关系。
图21描绘了由自适应控制框架计算出的液体输注速率。
图22描绘了每搏量变异与时间的关系。
图23描绘了由液体复苏自适应控制框架计算出的液体输注速率。
图24描绘了平均动脉压与时间的关系。
图25描绘了由心血管药物给予自适应控制框架计算出的血管加压素输注速率。
图26描绘了在硬件上实现的液体复苏和心血管药物给予系统。
具体实施方式
可靠且一致的液体复苏(即，静脉给液)对于人和动物群体的围手术期和重症监护病房(ICU)液体管理至关重要。外科手术患者以及患有低血容量、脓毒症、严重脓毒症、脓毒性休克、烧伤和其它状况的患者需要进行液体管理。液体复苏的目标是将循环系统中的血量恢复至可接受水平，以确保适当的组织灌注(即，向着组织的血液输送)。然而，患者内或患者间的生理参数的较大可变性以及不同疾病和用药的影响可能导致患者的复苏不足和复苏过度。
复苏不足导致低血容量，这可能导致低灌注和器官衰竭。复苏过度导致液体过量，这可能导致诸如肺水肿等的并发症。液体过量与较高的发病率和死亡率相关联。限制性液体复苏方案减少了机械通气天数和住院时长。
心血管药物给予可以独立用于解决临床状况(例如，血管加压素用于使血压升高至临床可接受值，或肌力剂用于改变心脏的收缩性)。在低血压患者的特级护理中独立于液体给予诸如血管加压素等的心血管药物。心血管药物也可以与液体复苏结合使用。例如，为了解决脓毒症中和外科手术期间的低血压和低血容量，可以同时给予血管加压素和液体。
本发明描述了可靠且一致的闭环液体复苏系统、临床决策支持液体复苏系统、闭环心血管药物给予系统、临床决策支持心血管药物给予系统、闭环液体和心血管药物给予系统、以及临床决策支持液体和心血管药物给予系统。系统使用来自用以进行测量连续测量的标准手术室(OR)或ICU血液动力学监测装置或传感器或者内置或附加模块的这种连续测量结果，来计算接收连续输注的患者所需的液体和/或心血管药物输注速率。自适应控制架构用于计算所需的输注速率，以调节液体或药物给予的结束点(endpoint)，包括但不限于液体复苏模块所用的液体反应性的静态指标和液体反应性的动态指标、以及心血管药物给予模块所用的血液动力学度量。在一些实施例中，液体反应性的静态指标包括患者的平均动脉压、中心静脉压、心率、心排出量、每搏量、心指数和尿排出率。在一些实施例中，液体反应性的动态指标包括患者的每搏量变异、脉压变化、收缩压变化、动力学动脉弹性和体积描记(pleth)变异性指数。在一些实施例中，血液动力学度量包括平均动脉压、中心静脉压、收缩压、舒张压、心率、心排出量、心指数、全身血管阻力、每搏量和尿排出量。这里所述的闭环液体复苏和/或心血管药物给予系统包括自适应控制器或两个自适应控制器，该自适应控制器使用诸如神经网络、傅立叶函数或小波等的函数逼近器来识别患者的未知动力学和生理参数，以计算适当的输注速率并调节液体复苏或心血管药物给予的结束点。
开发的液体复苏系统可以在复苏期间使用晶体或胶体，并使用作用于血管的心血管药物(例如，血管加压素)或肌力剂。液体输注速率(例如，以mL/时为单位)高度依赖于患者的需要。在一些实施例中，人的液体输注速率的范围可以为0至3000mL/时或更高，而动物的液体输注速率的范围可以为0至40000mL/时或更高。心血管药物输注速率(例如，以mcg/kg/min为单位)高度依赖于患者的需要。在一些实施例中，心血管药物输注速率(例如，血管加压素或肌力剂)的范围可以为0mcg/kg/min至40mcg/kg/min，或者可以超过40mcg/kg/min。
用于表征液体分布的分室模型
本发明对微血管交换系统进行建模来表征体内液体的分布。
除具有烧伤的患者之外，二室动力学系统模型用于所有患者。二室动力学系统模型的室包括循环(血液)和间质组织。动力学系统的四阶非线性状态空间模型表示可以为非烧伤患者提供微血管交换系统的简化模型。二室动力学系统的状态包括各室中的液体量和白蛋白质量(总共四种状态)。
针对烧伤的患者，使用三室模型。三室动力学系统模型的状态包括循环(血液)、损伤组织和无损伤组织。动力学系统的六阶非线性状态空间模型表示可以为烧伤患者提供微血管交换系统的简化模型。三室动力学系统的状态包括各室中的液体量和白蛋白质量(总共六种状态)。
微血管交换系统的二室和三室模型的参数表征了不同室之间的液体和质量交换。这些参数通常是未知的，并因患者而异。
图1版面A示出非烧伤患者体内的液体交换的二室模型。图1版面B示出烧伤患者的微血管交换系统的三室模型。
在一些实施例中，使用更多的室来对患者群体的微血管交换系统进行建模。在一些实施例中，模型动力学系统包含2个、3个、4个或5个室。在一些实施例中，针对患者群体使用1室、2室、3室或4室动力学系统模型。在一些实施例中，针对患者群体使用二室动力学系统模型。在一些实施例中，针对患者群体使用三室动力学系统模型。在一些实施例中，针对患者群体使用四室动力学系统模型。
用于表征心血管药物分布的分室模型
本发明使用室模型对体内的心血管药物分布进行建模。
可以使用二室模型来对心血管药物分布进行建模。二室动力学系统模型的室包括循环(血液)和组织。动力学系统的二阶非线性状态空间模型表示可以为患者的心血管药物分布提供简化模型。二室动力学系统的状态包括各室中的心血管药物的浓度。
心血管药物分布的二室模型的参数表征了不同室之间的心血管药物质量交换。这些参数通常是未知的，并因患者而异。图1版面C示出体内的心血管药物分布的二室模型。
在一些实施例中，使用更多的室来对患者的心血管药物分布进行建模。在一些实施例中，模型动力学系统包含2个、3个、4个或5个室。在一些实施例中，针对患者群体使用1室、2室、3室或4室动力学系统模型。在一些实施例中，针对患者群体使用二室动力学系统模型。在一些实施例中，针对患者群体使用三室动力学系统模型。在一些实施例中，针对患者群体使用四室动力学系统模型。
用于计算闭环系统或临床决策支持系统所用的液体输注速率和/或心血管药物输注速率的处理
本发明为闭环液体复苏和/或心血管药物给予系统提供了自适应控制架构框架。本发明的液体复苏和/或心血管药物给予系统从监测系统或一组监测系统接收数据。在一些实施例中，液体复苏和/或心血管药物给予系统从一个或多个现有监测系统接收数据。在一些实施例中，液体复苏和/或心血管药物给予系统从一个或多个内置监测系统接收数据。在一些实施例中，液体复苏和/或心血管药物给予系统从一个或多个附加监测系统接收数据。
接收数据包括：血压、心率、每搏量变异、脉压变化、动力学动脉弹性、pleth变异性指数、尿排出率、收缩压变化、中心静脉压、平均动脉压、心排出量、心指数、收缩压、舒张压、全身血管阻力或每搏量。在一些实施例中，接收数据包括血压、心率、每搏量变异、脉压变化、动力学动脉弹性、pleth变异性指数、尿排出率或尿排出量、收缩压变化、中心静脉压、平均动脉压、心排出量、心指数、收缩压、舒张压、全身血管阻力或每搏量的组合。在一些实施例中，使用一个或多个内置或附加监测系统，并且输入数据包括使用血压带从患者的臂或腿收集到的有创血压信号或无创血压信号其中之一或组合。
所公开的液体复苏和/或心血管药物给予系统可以将数据发送至接收器或一组接收器。在一些实施例中，所公开的液体复苏和/或心血管药物给予系统可以将数据发送至外部或内置的一个或多个输注泵、用户、电子病历或远程位置。在一些实施例中，所公开的液体复苏和/或心血管药物给予系统可以将数据发送至接收器的组合。在一些实施例中，所公开的液体复苏和/或心血管药物给予系统可以将数据发送至一个或多个输注泵以及一个或多个用户。在一些实施例中，所公开的液体复苏系统可以将数据发送至一个或多个输注泵、一个或多个用户、以及电子病历。在一些实施例中，所公开的液体复苏系统可以将数据发送至一个或多个输注泵、一个或多个用户、电子病历和远程位置。
本发明的自适应架构可以在全自动架构或部分自动架构中实现。
全自动：在一些实施例中，本发明的自适应架构在全自动架构中实现，其中系统使用一个或多个输注速率的最新值来自动更新一个输注泵的输注速率或多个输注泵的输注速率。
部分自动(也称为临床决策支持)：在一些实施例中，本发明的自适应架构在部分自动架构中实现。在一些实施例中，在临床决策支持上下文中使用本发明的框架，其中向最终用户(临床医生)显示建议的输注速率以供批准。在一些实施例中，系统可以在改变一个或多个泵的输注速率之前请求批准。在一些实施例中，最终用户可以使用建议的输注速率变化，并基于他/她的临床判断以及临床决策支持系统所提供的建议来手动地改变一个或多个泵的输注速率。在一些实施例中，最终用户可以对建议的输注速率是被接受还是被拒绝进行输入。在一些实施例中，最终用户可以输入新的手动改变的一个或多个输注速率。在一些实施例中，系统可以在用户批准或修改建议的一个或多个输注速率之后自动地改变泵的一个或多个输注速率。
本发明的架构
本发明能够基于来自患者监测装置、内置监测装置、附加监测模块或传感器的输入来确定合适的输注速率。输注速率可以基于来自患者监测装置、内置监测装置、附加监测模块或传感器的输入进行调整。本发明的自适应控制框架不需要任何患者特定信息(例如，年龄、性别、体重、诊断等)。此外，该框架不需要准确的患者动力学模型和患者特定生理参数。
本发明描述了基于分层自适应控制架构的闭环或临床决策支持液体复苏和/或心血管药物给予系统。在一些实施例中，分层控制架构包括一个或两个低级的自适应控制器、以及高级的基于逻辑的控制器。在一些实施例中，高级的基于逻辑的控制器是基于规则的专家(expert)系统。
如果该系统用于液体复苏，则分层控制架构包括自适应控制器液体模块以及高级的基于逻辑的控制器。如果系统仅用于心血管药物给予，则分层控制架构包括自适应控制器心血管药物模块和高级的基于逻辑的控制器。如果系统用于液体复苏和心血管药物给予，则分层控制架构包括自适应控制器液体模块、自适应控制器心血管药物模块和高级的基于逻辑的控制器。
专注于液体复苏的低级控制器使用自适应控制框架，以通过调整液体输注速率来将液体反应性的度量调节至期望值。在一些实施例中，低级控制器可以调节平均动脉压、收缩压、舒张压或液体反应性的度量(包括每搏量变异、pleth变异性指数、脉压变化、动力学动脉弹性、中心静脉压、尿排出率或尿排出量、或收缩压变化)。虽然这种低级控制器的目标是将液体反应性的度量调节至期望值，但控制器可以实现接近期望值(有一定误差)的测量结果。低级控制器的设计参数可以改变，以调整该误差的值。
专注于心血管药物给予的低级控制器使用自适应控制框架，以通过调整心血管药物的输注速率来将血液动力学度量调节至期望值。在一些实施例中，低级控制器可以调节平均动脉压、收缩压、舒张压、心率、心排出量、每搏量、全身血管阻力或心指数。在一些实施例中，给予的心血管药物是血管加压素，并且低级控制器可以调节平均动脉压、收缩压、全身血管阻力或舒张压。在一些实施例中，给予的心血管药物是肌力剂，并且低级控制器可以调节心排出量、心指数、平均动脉压、全身血管阻力或心率。在一些实施例中，给予的心血管药物是变时剂，并且低级控制器可以调节心率或心排出量。虽然这种低级控制器的目标是将血液动力学度量调节至期望值，但控制器可以实现接近期望值(有一定误差)的测量结果。低级控制器的设计参数可以改变，以调整该误差的值。
高级的基于逻辑的控制器的作用根据系统是用于全自动还是部分自动的液体复苏和/或心血管药物给予而不同。高级的基于逻辑的控制器监测(一个或多个)低级的自适应控制器的性能和患者对治疗的反应。在液体管理的情况下，监测液体反应性或组织灌注的度量(例如，平均动脉压、每搏量变异、脉压变化、收缩压变化、动力学动脉弹性、pleth变异性指数等)，并且在心血管药物给予的情况下，监测血液动力学功能的度量(例如，平均动脉压、心率等)。在违反了某些性能标准的情况下，高级控制器可以使(一个或多个)低级控制器“脱离”(如果系统用于全自动液体复苏)，或者高级控制器将停止提供建议的输注速率并将提醒最终用户(如果系统用于部分自动液体复苏)。时间戳、输注速率和测量数据可以由高级控制器发送至内部数据库或外部数据库以供存档。
高级控制器还可以确定接合各低级控制器的定时。在一些实施例中，高级控制器首先接合液体复苏模块，并且如果在一段时间后不满足某些性能标准，则也接合药物给予模块。高级控制器(在临床决策支持中)还可以确定何时通知用户。在一些实施例中，高级控制器仅在低级控制器新计算出的输注速率与上一用户批准输注速率之间的差值高于某个阈值的情况下才通知用户。
在一些实施例中，在部分自动应用中，高级控制器可以使用(对于接受或拒绝提议的输注速率的)最终用户响应来更新低级控制器的内部状态。此外，在全自动和部分自动中，如果计算出的输注速率超出最终用户所定义的“安全”范围，则高级控制器可以改变(一个或多个)低级控制器的内部状态。在一些实施例中，如果低级控制器所计算出的输注速率超过最大允许输注速率，则高级控制器将控制器的内部参数和变量重置为预设默认值。
如果患者的感兴趣的血液动力学变量在液体复苏后一段时间内未得到改善，则高级控制器也可以向用户提供接合心血管药物给予模块的建议。在一些实施例中，高级控制器要求用户首先接合液体复苏模块，并且如果在一段时间后未满足某些性能标准，则要求用户接合药物给予模块。在一些实施例中，高级控制器要求用户首先接合心血管药物给予模块，并且如果在一段时间后未满足某些性能标准，则要求用户接合液体复苏模块。
图2版面A示出本发明的全自动闭环液体复苏系统或全自动闭环心血管药物给予系统的整体架构。传感器(例如，血液动力学监测器)将数据发送至低级控制器和高级控制器。高级控制器通过监测来自传感器的测量结果、低级控制器的内部状态、以及(由高级控制器发送至输注泵的)低级控制器所计算出的输注速率，来监测低级控制器的性能以及患者对液体或心血管药物的反应。低级控制器可以发送或接收来自高级逻辑控制器的数据。
高级控制器可以发送或接收来自低级控制器的数据。人类用户(临床医生)可以通过用户界面与闭环系统进行交互，以设置测量的目标值(例如，设置13％的目标每搏量变异或设置65mmHg的平均动脉压)、设置“安全”输注速率范围(例如，对于液体为0至3000mL/时，对于血管加压素为0至0.5mcg/kg/min)、启动和停止系统、或者在传感器信号丢失的情况下设置备用输注速率(例如，对于液体为1000mL/时，对于血管加压素为0.2mcg/kg/min)。低级控制器处理从传感器或血液动力学监测装置(外部的或内置的)接收到的患者数据，并将计算出的输注速率发送至高级控制器。高级控制器确保输注速率满足所有要求(例如，在安全范围内)，并且如果是这样，则向输注泵(外部的或内置的)发送向患者给予液体或心血管药物的命令。
图2版面B示出本发明的全自动闭环液体复苏系统和心血管药物给予系统的整体架构。在这个系统中，闭环系统同时提供液体和心血管药物。一个或两个传感器(例如，血液动力学监测器和生命体征监测器)将数据发送至低级控制器液体模块和低级控制器心血管药物模块以及高级控制器。高级控制器通过监测来自传感器的测量结果、低级控制器的内部状态、以及(被高级控制器发送至两个不同的输注泵：液体输注泵和心血管药物输注泵的)低级控制器所计算出的输注速率，来监测低级控制器的性能以及患者对液体和心血管药物的反应。低级控制器可以发送或接收来自高级逻辑控制器的数据。
高级控制器可以发送或接收来自低级控制器的数据。人类用户(临床医生)可以通过用户界面与闭环系统交互，以设置一个或多个测量的目标值(例如，设置13％的目标每搏量变异和65mmHg的平均动脉压)、设置“安全”输注速率范围(例如，对于液体为0至3000mL/时，对于血管加压素为0至0.5mcg/kg/min)、启动和停止系统、或者在传感器信号丢失的情况下设置备用输注速率(例如，对于液体为1000mL/时，对于血管加压素为0.2mcg/kg/min)。低级控制器处理从一个或多个传感器或血液动力学监测装置(外部的或内置的)接收到的患者数据，并将计算出的输注速率发送至高级控制器。高级控制器确保输注速率满足所有要求(例如，在安全范围内)，并且如果是这样，则向输注泵(外部的或内置的)发送向患者给予液体和心血管药物的命令。由低级液体模块和低级心血管药物给予模块所使用的由传感器测量的数据可能是相同的(例如，两个模块所用的平均动脉压)或不同的(例如，液体模块所用的每搏量变异和心血管药物模块所用的平均动脉压)。
图3版面A示出本发明的部分自动(临床决策支持)液体复苏或心血管药物给予系统的整体架构。监测装置或传感器(例如，血流动力学监测器、生命体征监测器、尿比重计等)将数据发送至低级控制器和高级控制器。高级控制器通过监测来自传感器的测量结果、低级控制器的内部状态、以及低级控制器所计算出的输注速率和人类用户(临床医生)所采取的行动，来监测低级控制器的性能以及患者对液体或心血管药物的反应。低级控制器可以发送或接收来自高级逻辑控制器的数据。高级控制器可以发送或接收来自低级控制器的数据。
人类用户可以通过用户界面与部分自动(临床决策支持)系统进行交互，以设置测量的目标值(例如，设置13％的目标每搏量变异或设置65mmHg的目标平均动脉压)、设置“安全”输注速率范围(例如，对于液体为0至3000mL/时，对于血管加压素为0至0.5mcg/kg/min)、以及启动和停止系统。低级控制器可以处理从传感器或血液动力学监测装置(外部的或内置的)接收到的患者数据，并将建议的输注速率发送至用户界面以供显示。然后，人类用户可以接受建议速率或将建议速率改变为可接受值。然后，(如果泵不是内置的或泵并非是通过有线或无线连接而连接至系统则)人类用户可以手动地改变泵的输注速率，或者(对于内置的或通过有线或无线连接而连接至系统的泵)指示系统改变输注速率。
图3版面B示出本发明的部分自动(临床决策支持)液体复苏和心血管药物给予系统的整体架构。在这种架构中，同时给予液体和心血管药物。监测装置或传感器、或两个监测装置和传感器(例如，血液动力学监测器、生命体征监测器、尿比重计)将数据发送至低级控制器液体模块和低级控制器心血管药物模块以及高级控制器。高级控制器通过监测来自一个或多个传感器的测量结果、低级控制器的内部状态、以及低级控制器所计算出的输注速率和人类用户(临床医生)所采取的行动，来监测低级控制器的性能以及患者对液体和心血管药物的反应。低级控制器可以发送或接收来自高级逻辑控制器的数据。高级控制器可以发送或接收来自低级控制器的数据。
人类用户可以通过用户界面与部分自动(临床决策支持)系统进行交互，以设置一个或多个测量的目标值(例如，13％的设置目标每搏量变异，并且设置65mmHg的目标平均动脉压)、设置“安全”输注速率范围(例如，对于液体为0至3000mL/时，对于血管加压素为0至0.5mcg/kg/min)、以及启动和停止系统。低级控制器可以处理从一个或多个传感器或血液动力学监测装置(外部的或内置的)接收到的患者数据，并将建议的输注速率发送至用户界面以供显示。然后，人类用户可以接受建议速率或将建议速率改变为可接受值。如果泵不是内置的、或者泵并未通过有线或无线连接而连接至系统，则人类用户可以手动地改变泵的输注速率。对于内置泵或通过有线或无线连接而连接至系统的泵，用户还可以手动地指示系统来改变输注速率。
图4版面A示出本发明的全自动闭环液体复苏或心血管药物给予系统的组件。血液动力学监测器或传感器将患者的数据发送至传感器测量结果数据库。嵌入在低级控制器中的输注速率计算引擎检索传感器测量结果并计算输注速率。输注速率(和相应的传感器测量结果)与输注速率数据库进行通信。输注速率计算引擎可以向输注速率数据库和输注速率验证系统发送数据。嵌入在高级的基于逻辑的控制器中的输注速率验证系统确保计算出的输注速率满足要求，并在可接受的情况下将新计算出的输注速率发送至输注泵控制器。然后，输注泵控制器基于输注泵控制器所接收到的命令自动地改变输注泵的输注速率，以给予一定量的液体或心血管药物。
图4版面B示出本发明的全自动闭环液体复苏和心血管药物给予系统的组件。整个系统包括两个子系统：用于液体管理的子系统、以及用于心血管药物管理的子系统。在各子系统中，血液动力学监测器或传感器将患者的数据发送至传感器测量结果数据库。嵌入在低级控制器中的输注速率计算引擎检索传感器测量结果并计算输注速率。输注速率和相应的传感器测量结果与输注速率数据库进行通信。输注速率计算引擎可以向输注速率数据库和输注速率验证系统发送数据。嵌入在高级的基于逻辑的控制器中的输注速率验证系统确保计算出的输注速率满足要求，并在可接受的情况下将新计算出的输注速率发送至输注泵控制器。然后，输注泵控制器基于输注泵控制器所接收到的命令自动地改变输注泵的输注速率，以给予一定量的液体或心血管药物。
图5版面A示出本发明的部分自动临床决策支持液体复苏或心血管药物给予系统的组件。血液动力学监测器或传感器将患者的数据发送至传感器测量结果数据库。嵌入在低级控制器中的输注速率计算引擎检索传感器测量结果并计算输注速率。输注速率和相应的传感器测量结果与输注速率数据库进行通信。输注速率计算引擎将数据发送至输注速率验证系统，其中该输注速率验证系统嵌入在高级的基于逻辑的控制器中。输注速率验证系统确保计算出的输注速率满足要求(包括向用户通知输注速率的显著变化的要求)，并在可接受的情况下使用用户界面来通知临床医生。建议的新输注速率被呈现给临床医生，临床医生基于临床医生的定性判断批准建议的输注速率或请求修改输注速率。批准或修改后的输注速率被发送至数据库，从而将临床医生批准的输注速率进行存档。如果泵不是内置的或者泵并未通过有线或无线连接而连接至系统，则临床医生通过手动地改变输注速率来给予批准或修改后的液体或心血管药物。如果泵是内置的或者泵通过有线或无线连接而连接至系统，则临床医生还可以指示系统将输注速率改变为批准值。
图5版面B示出本发明的部分自动临床决策支持液体复苏和心血管药物给予系统的组件。整个系统包括两个子系统：用于液体管理的子系统、以及用于心血管药物管理的子系统。在各子系统中，血液动力学监测器或传感器将患者的数据发送至传感器测量结果数据库。输注速率计算引擎检索传感器测量结果并计算输注速率。输注速率和相应的传感器测量结果与输注速率数据库进行通信。嵌入在低级控制器中的输注速率计算引擎可以将数据发送至输注速率验证系统。嵌入在高级的基于逻辑的控制器中的输注速率验证系统确保计算出的输注速率满足要求(包括向用户通知输注速率的显著变化的要求)，并在可接受的情况下使用用户界面来通知临床医生。建议的新输注速率被呈现给临床医生，临床医生基于临床医生的定性判断批准建议的输注速率或请求修改输注速率。批准或修改后的输注速率被发送至数据库，从而将临床医生批准的输注速率进行存档。如果泵不是内置的或者泵并未通过有线或无线连接而连接至系统，则临床医生通过手动地改变输注速率来给予批准或修改后的液体和心血管药物。如果泵是内置的或者泵通过有线或无线连接而连接至系统，则临床医生还可以通过指示系统将输注速率改变为批准值来给予批准或修改后的液体和心血管药物。
示例
示例1：使用低级自适应控制架构来计算液体或药物输注速率。
本发明描述了使用低级自适应控制架构来计算液体或心血管药物输注速率的处理。低级自适应控制架构适用于涉及仅液体给予、仅心血管药物给予、或液体和心血管药物给予的问题。在组合式液体和心血管药物给予的情况下，实现并行运行的两个低级自适应控制器以计算液体的输注速率和心血管药物的输注速率。通过以下步骤使用低级自适应控制架构来计算液体输注速率或心血管药物输注速率：
1)选择可测量液体或心血管药物给予的结束点的传感器。对于液体给予，结束点包括诸如每搏量变异、脉压变化、平均动脉压、动力学动脉弹性、尿排出率、pleth变异性指数、动力学动脉弹性、中心静脉压、收缩压、舒张压或收缩压变化等的变量。对于心血管药物给予，结束点包括诸如平均动脉压、心排出量、心指数、心率、收缩压、舒张压、全身血管阻力或中心静脉压等的变量。使用窗口平均或其它降噪技术来记录传感器的值并使其平滑。测量可以是有创或无创地进行的。
2)控制器架构假定通过包含2室、3室、或n室模型(表征液体或心血管药物分布)和虚构状态的增强动力学系统模型来对患者进行建模。虚构状态遵循与循环中的液体量(在液体管理的情况下)或循环中的心血管药物质量(在心血管药物管理的情况下)相同的趋势，且存在一定的时滞。
3)使用动态观测器(估计器)来估计虚构状态和循环中的液体量(在液体管理的情况下)或循环中的心血管药物质量(在心血管药物管理的情况下)相对于稳态(均衡)值的偏差。
4)使用函数逼近器(例如，神经网络或小波等)来对由增强动力学系统进行建模的患者的参数和患者的未知动力学进行逼近。
5)使用函数逼近器权重(或系数)、传感器测量值、以及自适应控制器在时刻t-Δt处计算出的输注速率来计算新的输注速率。可选地，使用函数逼近器权重(或系数)、传感器测量值、以及自适应控制器在时刻t-Δt和t-2Δt处计算出的输注速率来计算新的输注速率。
6)将新的输注速率发送至高级控制器以供进一步处理。
7)使用动态观测器所提供的估计、传感器测量值、以及自适应控制器在时刻t-Δt处计算出的输注速率来更新函数逼近器权重(或系数)。可选地，使用动态观测器所提供的估计、传感器测量值、以及自适应控制器在时刻t-Δt和t-2Δt处计算出的输注速率来更新函数逼近器权重。
8)引入T秒/分钟(例如，1秒、10秒、1分钟、2分钟等)的延迟。
9)重复步骤3)以闭合循环。
图6详细示出本发明的低级自适应控制架构的流程图，其概述了步骤1)～9)。
示例2：用于对液体分布的未知动力学和患者参数进行建模的函数逼近。
使用二室模型来建立闭环液体复苏架构。同样的方法适用于具有3室或更多个室的分室模型。
通过以下给出二室动力学系统模型的质量平衡方程：
Figure GDA0002659580600000181
Figure GDA0002659580600000182
Figure GDA0002659580600000183
Figure GDA0002659580600000184
其中u(t)是液体输注速率，JL(t)是从间质组织到循环的量转移率，Jt(t)是从循环到间质组织的量转移率，Jurine(t)、Jblood(t)和Jevaporation(t)分别表示由于尿生成、出血、或者蒸发(和其它类型的不可感知水损失)而导致的液体损失量。此外，ablood(t)表示由出血引起的蛋白(白蛋白)质量的损失率，Qt(t)是从循环到间质组织的白蛋白质量转移率，以及QL(t)是从间质组织到循环的白蛋白质量转移率。
以上方程可以用状态空间形式进行改写，即，
Figure GDA0002659580600000191
Figure GDA0002659580600000192
Figure GDA0002659580600000193
Figure GDA0002659580600000194
其中，对于t≥0，v(t)＝[vc(t)，ac(t)，vt(t)，at(t)]T，并且vc(t)、ac(t)、vt(t)和at(t)分别表示循环中的液体量、循环中的白蛋白质量、间质组织中的液体量和间质组织中的白蛋白质量。另外，f1(v)和f3(v)分别表示表征循环室和组织室中的液体的变化率的函数，以及f2(v)和f4(v)分别表示表征循环室和组织室中的白蛋白的变化率的函数，g(v(t))表征液体输注对分室模型的影响。注意，表示与外部环境的量或质量交换的变量(包括Jurine(t)、Jblood(t)、Jevaporation(t)和ablood(t))已被并入函数f1(v)、f2(v)和f3(v)中。注意，vc，0、ac，0、vt，0和at，0分别表示t＝0时的循环和间质组织中的量和白蛋白质量。另外注意，函数f1(v)、f2(v)、f3(v)、f4(v)和g(v)对于每个个体患者而言一般是未知的。
然后修改原始的二室模型，以在动力学中引入特定结构。增加虚构状态xf(t)，使得虚构状态遵循与循环中的液体量vc(t)相同的趋势且存在一定的时滞。用线性微分方程给出了虚构状态的动力学
Figure GDA0002659580600000195
其中c1、c2∈R是设计参数。接着，定义用于量化各变量相对于其均衡状态(稳态值)的偏差的误差变量。误差变量由公式(6)～(10)定义：
ef(t)＝xf(t)-xf，e (6)
ev，c(t)＝vc(t)-vc，e (7)
ea，c(t)＝ac(t)-ac，e (8)
ev，t(t)＝vt(t)-vt，e (9)
ea，t(t)＝at(t)-at，e (10)
其中，ef(t)表示虚构状态相对于虚构状态均衡值xf，e的偏差，ev，c(t)表示循环中的液体量相对于其均衡值vc，e的偏差，ea，c(t)表示白蛋白质量相对于其均衡值ac,e的偏差，ev,t(t)表示组织中的液体量相对于其均衡值vt,e的偏差，以及ea,t(t)表示白蛋白质量相对于其均衡值at,e的偏差。
由(5)得出，
Figure GDA0002659580600000201
因此，(1)～(5)可以改写为
Figure GDA0002659580600000202
Figure GDA0002659580600000203
Figure GDA0002659580600000204
Figure GDA0002659580600000205
Figure GDA0002659580600000206
其中，对于t≥0，ev(t)＝[ev,c(t),ea,c(t),ev,t(t),ea,t(t)]，并且在使用方程(6)～(10)进行变量的改变之后，f1(v(t))、f2(v(t))、f3(v(t))、f4(v(t))、g(v(t))被分别改写为
Figure GDA0002659580600000207
然后引入参数α1和α2，其中α1、α2∈R，并且方程(12)被改写为
Figure GDA0002659580600000208
其中
Figure GDA0002659580600000209
并且
Figure GDA00026595806000002010
接着，使用诸如神经网络基函数(例如，径向基函数或S型函数)、小波或傅立叶函数等的一系列基函数，以逼近
Figure GDA00026595806000002011
和
Figure GDA00026595806000002012
具体地，
Figure GDA00026595806000002013
Figure GDA00026595806000002014
其中
Figure GDA00026595806000002015
和
Figure GDA00026595806000002016
是两组基函数，
Figure GDA0002659580600000211
Figure GDA0002659580600000212
以及
Figure GDA0002659580600000213
是与基函数相对应的时变权重(或系数)，以及εp和εq是逼近误差。
所提出的框架是一般性的；然而，为了说明目的，可以使用
Figure GDA0002659580600000214
形式的S形神经网络基函数的形式。可以选择α1、α2、c1和c2以使得：
Figure GDA0002659580600000215
是渐进稳定的(即，A的所有特征值的实部为负)。这些参数的一个特定选择是c1＝100，c2＝-100，α1＝0，并且α2＝-100。
示例3：用于对心血管药物分布的未知动力学和患者参数进行建模的函数逼近。
使用二室模型来构建这里公开的闭环心血管给予架构。同样的方法适用于具有3个或更多个室的分室模型。
通过以下给出二室动力学系统模型的药物质量平衡方程：
Figure GDA0002659580600000216
Figure GDA0002659580600000217
其中u(t)是药物输注速率，JM(t)是由于代谢而引起的药物质量从循环中消除的速率，Jt(t)是从循环到组织的药物质量转移速率，Jc(t)是从组织到循环的药物质量转移速率，Jother(t)是除代谢之外(例如，由于出血引起)的药物从循环中消除的速率。
以上方程可以用状态空间形式进行改写，即，
Figure GDA0002659580600000218
Figure GDA0002659580600000219
其中对于t≥0，d(t)＝[dc(t)，dt(t)]T，dc(t)和dt(t)分别表示循环中和组织中的心血管药物质量。另外，f1(d)和f2(d)分别表示表征循环室内和组织室内的药物质量变化速率的函数，g(d(t))表征心血管药物输注对分室模型的影响。注意，表示与外部环境的质量交换的变量、即Jother(t)和JM(t)已被并入函数f1(d)和f2(v)中。注意，dc，0和dt，0分别表示循环中和组织中的药物质量。另外注意，函数f1(d)、f2(d)和g(d)对于每个个体患者而言一般是未知的。
然后修改原始的二室模型，以在动力学中引入特定结构。增加虚构状态xf(t)，使得虚构状态遵循与循环中的心血管药物质量dc(t)相同的趋势且存在一定的时滞。用线性微分方程给出了虚构状态的动力学
Figure GDA0002659580600000221
其中c1、c2∈R是设计参数。接着，定义用于量化各变量相对于其均衡状态(稳态值)的偏差的误差变量。误差变量由公式(23)～(26)定义：
ef(t)＝xf(t)-xf，e (23)
ed，c(t)＝dc(t)-dc，e (24)
ed，t(t)＝dt(t)-dt，e (25)
其中，ef(t)表示虚构状态相对于虚构状态均衡值xf，e的偏差，ed，c(t)表示循环中的心血管药物质量相对于其均衡值dc，e的偏差，以及ed，t(t)表示组织中的心血管药物质量相对于其均衡值dt，e的偏差。
由(22)得出
Figure GDA0002659580600000222
因此，(20)～(22)可以改写为
Figure GDA0002659580600000223
Figure GDA0002659580600000224
Figure GDA0002659580600000225
其中，对于t≥0，ed(t)＝[ed，c(t)，ed，t(t)]，并且在使用方程(23)～(26)进行变量的改变之后，f1(d(t))、f2(d(t))、g(d(t))被分别改写为
Figure GDA0002659580600000226
然后引入参数α1和α2，其中α1、α2∈R，并且方程(12)被改写为
Figure GDA0002659580600000231
其中
Figure GDA0002659580600000232
并且
Figure GDA0002659580600000233
接着，使用诸如神经网络基函数(例如，径向基函数或S型函数)、小波或傅立叶函数等的一系列基函数，以逼近
Figure GDA0002659580600000234
和
Figure GDA0002659580600000235
具体地，
Figure GDA0002659580600000236
Figure GDA0002659580600000237
其中
Figure GDA0002659580600000238
和
Figure GDA0002659580600000239
是两组基函数，
Figure GDA00026595806000002310
Figure GDA00026595806000002311
以及
Figure GDA00026595806000002312
是与基函数相对应的时变权重(或系数)，以及εp和εq是逼近误差。
所提出的框架是一般性的；然而，为了说明目的，可以使用
Figure GDA00026595806000002313
形式的S形神经网络基函数。可以选择α1、α2、c1和c2以使得：
Figure GDA00026595806000002314
是渐进稳定的(即，A的所有特征值的实部为负)。这些参数的一个特定选择是c1＝0.2，c2＝0.013，α1＝0，并且α2＝-0.2。
示例3：计算连续输注的值。
在各时刻t，控制器的(用于液体或心血管药物的)输注速率由以下给出
Figure GDA00026595806000002315
其中
Figure GDA0002659580600000241
并且
Figure GDA0002659580600000242
Figure GDA0002659580600000243
σ1,…,σnode是S形参数(例如，范围为-100至100)，nnode表示神经网络的节点数(例如，nnode＝8)，以及m(t)表示在时刻t处的用作液体或药物给予结束点的平滑(去噪)传感器测量结果(例如，对于液体复苏为每搏量变异、尿输出率、平均动脉压、中心静脉压、收缩压变化等；以及对于心血管药物给予为平均动脉压、心率、收缩压、舒张压、全身血管阻力、中心静脉压等)。u(t)表示时间t处的计算出的输注速率。例如，平滑(去噪)传感器测量结果可以通过移动窗口平均来获得，其中计算传感器测量结果在时间窗口(例如，2分钟)中的平均值并将其分配给m(t)。可以对传感器值进行预处理以丢弃似乎有噪音或无效的测量结果，并且窗口平均中仅包括可接受值。
可选地，
Figure GDA0002659580600000244
Figure GDA0002659580600000245
权重的更新定律由一组常微分方程给出
Figure GDA0002659580600000251
Figure GDA0002659580600000252
Figure GDA0002659580600000253
yc(t)＝Cxc(t)，
其中，xc(t)＝[xc,1(t),xc,2(t)]T表示ef(t)和ev,c(t)(在液体复苏的情况下)或ef(t)和ed,c(t)(在心血管药物给予的情况下)的估计值，β1、β2>0表示设计参数(例如，β1＝0.02和β2＝0.04)，以及其它参数的代表值由L＝[-1,0]T、B0＝[0,1]T和C＝[-1,0]T给出。另外，mtarget是液体复苏或心血管药物给予的结束点的期望值(例如，对于液体复苏，如果目标是维持13％的每搏量变异，则mtarget＝13；类似地，对于心血管药物给予，如果目标是维持65mmHg的平均动脉压，则mtarget＝65)，并且
Figure GDA0002659580600000254
满足由以下给出的Lyapunov方程：
Figure GDA0002659580600000255
其中
Figure GDA0002659580600000256
例如，如果
Figure GDA0002659580600000257
并且使用以上的参数值，则对于心血管药物给予，
Figure GDA0002659580600000258
并且对于液体复苏，
Figure GDA0002659580600000259
另外，使用函数Γ(θ,y)以确保控制器参数是有界的。该函数被定义为：
Figure GDA00026595806000002510
其中f:Rn→R被定义为：
Figure GDA00026595806000002511
θmax>0、εθ>0、
Figure GDA00026595806000002512
表示梯度算子，以及||·||表示欧几里得范数。例如，θmax＝1e6并且εθ＝1e-5。
示例4：针对液体复苏的计算机模拟。
使用自适应控制框架以在t＝0时模拟以2ml/kg/min的速率失血的70kg患者的液体复苏。目标是将每搏量变异测量结果保持在15％。模拟使用0.001小时(3.6秒)的Δt,并且β1＝2，β2＝4以及nnode＝8。患者模型包含用以对液体分布进行建模的分室模型，并且循环的量与SVV之间的关系根据的是基于犬的实验结果的非线性关系。
图7示出每搏量变异(SVV(％))与时间的关系。目标每搏量变异为15％。SVV(％)以约9％开始，并随着液体复苏的引入而发生变化。SVV(％)增加至目标值15％。在t＝1小时处，失血增加至3mL/kg/min，并且控制器使输注速率增加以将每搏量变异测量结果驱动至目标值15％。
图8示出自适应控制框架所计算出的输注速率。在t＝0(模拟开始)时，输注速率约为700mL/时。输注速率迅速提高至约1500mL/时，以维持15％的SVV(％)。在t＝1小时处，失血增加至3mL/kg/min，并且控制器使输注速率增加至约2250mL/时，以维持15％的目标SVV(％)。
图9示出循环中的血浆量与时间的关系。尽管发生液体复苏，循环中的血浆量也由于失血而迅速减少，直到达到约450mL的均衡值。在t＝1小时处，失血量增加至3mL/kg/min，并且控制器增加输注速率以将每搏量变异测量结果驱动至目标值15％。即使在失血增加后，循环中的血浆量仍保持大致相同。
示例5：针对液体复苏的动物研究。
使用本发明的自适应控制框架对处于不同的出血/低血容量情况下的5只犬提供自动和半自动(临床决策支持)液体复苏。
实验中包括经体格检查和血象检查被确定为健康的5只成年完好的Beagle犬。这些犬被单独饲养，并被随意提供商业干犬粮和水。标识每只犬和实验(表1)。例如，S1-2表示对被检体S1进行的第二项实验。在不同的日期进行对被检体的研究。在同一天进行对同一被检体的单独试验，并且在试验之间使用稳定期。在实验完成时将所有犬用戊巴比妥钠(100mg/kg，IV)安乐死。
表1.研究被检体信息和实验总结。CH＝受控低血容量，UH＝无控制低血容量，RH＝相对低血容量，RAH＝相对和绝对低血容量
Figure GDA0002659580600000271
动物准备：每项实验前，禁食6小时，但不禁水。静脉内导管经皮置入头静脉中，以给予二氢吗啡酮0.15mg/kg IV。10分钟后通过给予3.5至6mg/kg IV异丙酚进行麻醉，以便于经口气管插管，并且最初维持在氧气中含1.5～2％异氟烷的蒸发器设置。将犬右侧放置，以10～12次呼吸/分钟和10～14ml/kg潮气量进行机械通气，以使二氧化碳的潮气末分压(ETCO2)维持在38至48mmHg之间。为了避免SVV的潜在变化，在研究期间不改变每个被检体的潮气量设置。用温控暖气毯维持食管温度(37℃)。
在血管周围给予0.5～1.0ml 2％利多卡因之后通过外科手术将血管导管置入左颈静脉和右颈动脉及股动脉。颈动脉或股动脉导管连接至具有低顺应性充液管的FloTrac传感器。FloTrac传感器连接至Vigileo监测器，用于确定和持续监测SVV。FloTrac传感器在胸骨的水平放置并归零。用4ml/时的乳酸林格氏液(LRS)冲洗FloTrac传感器的压力线。由Ⅱ导联心电图(ECG)确定心率。采用用于在机械通气期间获得准确SVV记录的标准。
在透视引导下使5Fr Swan-Ganz导管经右颈静脉(2只犬)穿刺进入肺动脉，以通过热稀释法来测量心排出量。可选地，心排出量由先前植入的流量探测器(3只犬)来确定，其中该流量探测器位于升主动脉周围，肱骨头-肱骨干的近端，用于连续记录心排出量。
实验过程：5只犬经受了9项实验。给予乳酸林格氏液(LRS)作为液体复苏。创造各种实验性低血容量状况以模拟各种临床状况(表1)。在1.5最小肺泡浓度(MAC：始终使用1.27％)的异氟烷麻醉下，通过从右颈动脉或右股动脉进行每15分钟15ml/kg的抽取(S1-1)而产生绝对受控低血容量(2项试验)。在闭环液体复苏(S1-1)的结束与每30分钟40ml/kg的第二次出血(S1-2)开始之间有30分钟稳定期。在每次抽血完成后的10分钟内开始闭环液体给予，并且继续直到SVV达到等于或小于13±3％的预定目标范围为止。
通过在一小时内从右颈动脉或右股动脉抽取犬的估计血量(80ml/kg)的约50％(40ml/kg)而产生被设计为模拟来自断裂动脉的失血的绝对无控制低血容量(S3-1、S4-2、S5-2；3项试验)。连续抽取5次连续的8.0ml/kg增量的血液，顺次在开始出血后的约7～8、18～20、30～32、43～45和60分钟完成。在绝对无控制低血容量开始(即，抽血的第2阶段开始)之后的10分钟处开始闭环液体复苏，并且继续直到SVV达到等于或小于13±3％的预定目标范围为止。
通过将异氟烷的吸入浓度增加至2.0～2.5MAC(S5-1，1项试验)或给予硝普钠(5～10mcg/kg/min；S4-1，1项试验)来产生相对低血容量(2项试验)，直到平均动脉血压≤50mmHg为止。针对S4-1，目标范围SVV被设置为13±3％，并且针对S5-1，目标范围SVV被设置为5±3％。通过增加异氟烷的浓度(0.25～0.5％,1.5～2.0MAC倍)数以使MAP降低≥30％(S2-1，1项试验)或者给予硝普钠(1-15mcg/kg/min；S2-2，1项试验)然后进行15ml/kg/分钟的抽血，来产生相对和绝对受控低血容量。针对S2-1和S2-2，目标范围SVV被设置为13±3％。被检体复苏至S2-1中的目标SVV值并在开始第二项研究(S2-2)之前稳定。在实现相对和绝对受控低血容量之后的15分钟处，液体复苏开始。
在如下的两项实验试验中以“部分自动”模式(临床决策支持)采用闭环液体复苏系统：一项实验试验涉及绝对无控制出血(S4-2)，另一项涉及由于硝普钠给予引起的相对低血容量(S4-1)，其中系统每分钟显示建议的输注速率，并且用户手动地改变输注速率。以部分自动模式使用Horizon NXT Modular Infusion System泵。虽然系统能够更频繁地提供输注速率建议，但选择了1分钟的更新间隔，以允许临床工作人员有足够的时间手动调整泵设置。在所有的研究(包括自动和部分自动模式)中使用1分钟移动窗口平均来对测量SVV值进行过滤以去除噪声。自适应控制器是使用具有S型基函数的神经网络用作函数逼近器而实现的。
被检体连续接受液体输注，并且控制系统响应于SVV的变化而每几秒钟改变输注速率。Vigileo使用串行通信每2秒发送SVV测量的最新值。自适应控制框架是在膝上型电脑上实现的。膝上型电脑使用串行到USB电缆而连接至Vigileo。闭环液体复苏系统使用1分钟移动窗口平均来去除噪声。控制算法是以在具有Linux操作系统的膝上型电脑上运行的Python编程语言实现的。来自Vigileo的测量结果由膝上型电脑使用串行通信进行记录。闭环液体复苏算法使用过去1分钟的平均SVV值每11秒计算输注速率。由膝上型电脑使用USB连接向输注泵(支持0.06至4200ml/时的流速)发送输注速率。
性能度量：定义了具有临床相关性的性能度量，以评估闭环液体复苏系统的性能。具体地，Ttarget被定义为从开始液体给予到恢复可接受SVV目标范围的持续时间。
将可接受SVV目标范围定义为等于13±3％；但两项实验除外，即S5-2(无控制低血容量)和S5-1(相对低血容量)，其中可接受SVV目标范围分别为10±3％和5±3％。Rin range被定义为在达到SVV目标范围后SVV停留在可接受范围内的时间百分比(即，在达到SVV目标范围后SVV停留在可接受范围内的持续时间除以复苏的总持续时间)。其它性能度量包括分别以umin和umax表示的最小输注速率和最大输注速率、用以达到可接受SVV目标范围的总输注量Vtarget、以及在绝对低血容量实验中包括以Vratio表示的总输注液体量与总失血的比率。为了确保被检体可以保持在可接受SVV目标范围内，在达到可接受SVV目标范围之后继续进行复苏，因此Vtarget和总输注量不相等。在达到Vtarget之后继续的复苏平均持续约15分钟。针对同一被检体的不同试验之间的稳定期是在前一项试验的液体复苏完成之后开始的。
受控低血容量：1.5MAC异氟烷麻醉期间的绝对低血容量使得MAP在抽取15ml/kg、然后是40ml/kg的血之后分别从100mmHg减小至86mmHg(犬S-1)以及从109mmHg减小至54mmHg(S1-2)(表2)。在抽取15ml/kg和40ml/kg的血之后，心率增加并且心排出量减小(表2)。另外，在抽取15ml/kg和40ml/kg的血之后，SVV增加。SVV在给予7ml/kg和66ml/kg的LRS之后分别恢复至目标范围(13％±3)(表2)。总输注量分别为189ml(S1-1：Vratio＝1.1)和925ml(S1-2：Vratio＝2)。
表2.受控低血容量研究的血液动力学数据和性能度量。Ttarget表示从开始液体给予到恢复可接受SVV目标范围的持续时间，umin和umax分别表示最小和最大输注速率，以及Vtarget表示用以达到可接受SVV目标范围的总输注量。
Figure GDA0002659580600000301
性能度量
Figure GDA0002659580600000302
无控制低血容量：闭环液体给予在第二阶段的抽血期间开始，并在整个出血期间(S3-1、S4-2、S5-2)持续。闭环液体给予在最后(第五)阶段的出血结束后的约30分钟时停止，因为这超过了与间质液室进行液体平衡的平均时间。在无控制低血容量的最初3～4个阶段期间，平均动脉血压和心排出量降低，并且心率增加(表3)。心率在整个出血期间增加，并且在整个出血和液体给予期间保持升高(表3)。SVV在无控制低血容量第一阶段期间增加，随后恢复到基线值(表3)。S3、S4和S5的总输注量分别为1,092ml(Vratio＝2.5)、1,243ml(Vratio＝2.8)和548ml(Vratio＝1.4)。在S4的部分自动(人在回路中)模式下使用液体给予系统，其中每分钟向用户显示建议输注速率，并且用户手动将输注速率更改为建议值。
表3.无控制低血容量研究的血液动力学数据和性能度量。umin和umax分别表示最小和最大输注速率，以及Rin range是在达到SVV目标范围后SVV停留在可接受范围内的时间百分比。
Figure GDA0002659580600000311
性能度量
Figure GDA0002659580600000312
由于血管舒张引起的相对低血容量：通过增加异氟烷的吸入浓度(S5-1)或给予硝普钠(S4-1)来使犬降压，直到平均动脉血压小于或等于50mmHg为止。针对S4-1，目标范围SVV被设置为13±3％，并且针对S5-1，目标范围SVV被设置为5±3％。异氟烷或硝普钠的给予分别使平均动脉血压降低并且使心率增加，或者不改变或增加心排出量(表4)。两只犬的SVV增加(表4)。闭环液体复苏使两只犬的心排出量增加并且使SVV降低。在液体给予期间，动脉血压在犬被给予硝普钠(S4-1)时升高，但在犬被给予异氟烷(S5-1)时不升高(表4)。总输注量为187ml(硝普盐：15ml/kg)和265ml(异氟烷：28ml/kg)。表4.相对低血容量研究的血液动力学数据和性能度量。Ttarget表示从开始液体给予到恢复可接受SVV目标范围的持续时间，umin和umax分别表示最小和最大输注速率，Vtarget表示用以达到可接受SVV目标范围的总输注量，以及Rin range表示在达到SVV目标范围后SVV停留在可接受范围内的时间百分比。I＝异氟烷；SN＝硝普钠
Figure GDA0002659580600000321
性能度量
Figure GDA0002659580600000322
相对低血容量和受控低血容量：将异氟烷浓度从1.5MAC增加至2.5MAC(S2-1)或给予硝普钠(S2-2)，然后抽血(15ml/kg/15分钟)。硝普钠输注速率从1mcg/kg/min开始，并且增加至15mcg/kg/min。目标范围SVV被设置为13±3％。2.5MAC异氟醚麻醉期间的绝对低血容量(15ml/kg/15min)使MAP从抽血前的60mmHg降至抽血后的39mmHg(S2-1)。另外，在15分钟稳定期之后，MAP从39mmHg增至46mmHg。在产生与受控低血容量(15ml/kg/15min)组合的相对低血容量之后，心率变化极小(110vs.112bpm)，并且心排出量降低20％(1.0vs.0.8L/min)。SVV从1.5MAC时的13％增加至2.5MAC时的21％，然后在抽取15ml/kg的血之后增加至41％。在15分钟的稳定期之后，SVV降至26％。在给予78ml/kg的LRS之后，SVV于43分钟(Ttarget)时恢复至目标范围(13％±3)。总输注量为573ml(Vratio＝5.4)。最大液体给予速率(umax)为113ml/kg/时。在LRS给予之后，心率下降(112至99)，并且心排出量增加至高于基线值(1.0vs.1.2)，但MAP保持相对不变(43mmHg)，直到异氟烷浓度降低为止。
在1.5MAC和硝普钠给予期间的绝对低血容量(15ml/kg/15min)在抽血之前使MAP从113mmHg降低至92mmHg(S2-2)。抽血之后的MAP为101mmHg。在产生与受控低血容量(15ml/kg/15min)组合的相对低血容量之后，心率变化极小，并且心排出量降低25％(1.3vs.1.0L/min)。SVV在硝普钠给予之后从10％增加至15％，然后在抽取15ml/kg的血之后增加至22％。在给予46ml/kg的LRS之后的26分钟(Ttarget)时，SVV恢复至目标范围(13％±3)。最大输注速率(umax)为108ml/kg/时。心排出量在LRS给予之后增加至高于基线值(1.3vs.2.1)，并且MAP升高至接近基线值(表5)。总输注量为400ml(Vratio＝3.7)。表5.相对低血容量和受控低血容量研究的血液动力学数据和性能度量。Ttarget表示从开始液体给予到恢复可接受SVV目标范围的持续时间，umin和umax分别表示最小和最大输注速率，Vtarget表示用以达到可接受SVV目标范围的总输注量，Rin range表示在达到SVV目标范围后SVV停留在可接受范围内的时间百分比。I＝异氟烷；SN＝硝普钠
Figure GDA0002659580600000331
Figure GDA0002659580600000341
性能度量
Figure GDA0002659580600000342
闭环液体复苏系统使用分室建模框架来计算液体输注速率。微血管交换系统的二室模型涉及通常未知且因患者而异的参数。另外，二室模型仅仅是体内的液体分布的逼近，从而导致建模误差。
自适应控制液体复苏算法使用体内的液体分布的分室特性。为了解决管控液体分布的分室模型的建模误差和未知参数，自适应算法使用“函数逼近器”。函数逼近器由一组参数表征，这些参数是由闭环系统实时连续估计的。闭环液体复苏系统周期性地重新计算液体输注速率。函数逼近器使用输注速率的值和SVV测量的值来估计液体分布的动力学。在进行动物研究之前，在二室模型上利用计算机模拟来评价控制器性能。所呈现的结果是对活体被检体中使用本发明的第一次尝试。
本研究的数据证实，基于液体分布的分室模型的自适应闭环液体给予系统为经受实验条件的犬提供了针对性的目标导向液体治疗，其中实验条件模仿了绝对(受控、无控制)、相对低血容量或相对低血容量和绝对受控低血容量的组合的临床情况。在开始液体给予后不到一小时内，每搏量变异恢复并维持在预先选择的正常目标范围内。较大的失血量(40相对于15ml/kg)使将SVV恢复至目标范围所需的Vratio增加，但仍低于基于乳酸林格氏液(LRS)分布的量。
自适应控制算法是基于生理学的，并且模型的参数是实时估计的。该框架提供了考虑液体复苏过程中的患者间和患者内变化性的机制。
图10和11示出2个犬类被检体S1和S2(共4项研究)经受受控出血的结果。图10示出过滤后的SVV(％)的变化与时间的关系，以及图11示出输注速率(mL/时)的变化与时间的关系。目标SVV为13％。在研究S1-1中，输注速率从750mL/时降至约400mL/时，以维持13％的SVV。一旦达到目标SVV(％)，输注速率在300至400mL/时之间浮动，以维持13％的SVV。在研究S1-2中，输注速率从约800mL/时开始增加至约1000ml/时，并且降低至约850ml/时。在研究S2-1中，输注速率从约800mL/时开始，并在最后达到约650ml/时。在研究S2-2中，输注速率从约750mL/时开始并在约30分钟内达到约500ml/时，但增加至750ml/时。
图12和13示出3个犬类被检体S3、S4和S5经受无控制出血的结果。图12示出过滤后的SVV(％)的变化与时间的关系，以及图13示出输注速率的变化与时间的关系。在研究S3-1和S4-2中，目标SVV为13％，并且在研究S5-2中，目标SVV为10％。在研究S4-2中，使用部分自动(临床决策支持)，其中临床医生每1分钟使用系统建议的液体速率来手动改变泵上的输注速率。在其它两项研究S3-1和S5-2中，使用了全自动闭环系统。在研究S3-1中，输注速率从约600mL/时开始，并且增加至约1200mL/时以将SVV驱动至13％，然后下降至750mL/时。在研究S4-2中，输注速率从约750mL/时开始增加至999mL/时，然后降低至约600mL/时以将SVV驱动至13％。在研究S5-2中，输注速率从约500mL/时开始，并在400至600mL/时之间浮动，以将SVV驱动至目标值10％。
图14和15示出由于硝普钠的给予(S4-1)和吸入异氟烷的增加(S5-1)而降低血压的2个犬类被检体S4和S5的液体复苏。在研究S5-1中，使用全自动闭环系统，而在研究S4-1中，使用部分自动(临床决策支持)系统，其中每1分钟向用户显示建议的输注速率，并且用户手动改变泵上的输注速率。图14示出过滤后的SVV(％)的变化与时间的关系，以及图15示出输注速率的变化与时间的关系。在S4-1中，目标SVV为13％，并且在S5-1中，目标SVV为5％。在S4-1中，输注速率以约650mL/时开始，并且一旦达到目标13％就降低至150至350mL/时之间。在S5-1中，输注速率以约700mL/时开始，并保持接近该值，直到研究进入25分钟为止，此时由于SVV接近5％的期望SVV，因此研究终止。
示例6：高级控制器。
高级控制器设计为基于规则的专家系统，并且用于：
i)监测低级控制器(液体复苏模块和/或心血管药物给予模块)功能，以获得可能的异常情况；
ii)监测患者的一般状况以及对液体治疗和/或心血管药物给予的反应；
iii)在闭环模式的情况下决定接合液体复苏模块、心血管药物给予模块或这两者、以及接合这些模块的时间；
iv)处理与传感器故障或超过最大安全极限的输注速率相关的情况；
v)如果用户不同意计算出的输注速率，则在临床决策支持的情况下修改低级控制器(液体复苏模块或心血管药物给予模块)状态；
vi)提供临床决策支持以解决潜在问题；以及
vii)在临床决策支持模式下，当需要更新输注速率时，向用户通知新的输注速率。
使输注速率维持在安全范围内。如果低级控制器(液体复苏模块和/或心血管药物给予模块)所计算出的输注速率大于用户所指定的最大安全速率，则高级控制器对与不允许的输注速率相关联的低级控制器进行重置，即高级控制器将低级控制器的内部状态(包括函数逼近器权重(或系数))重新初始化为默认值(即，将wp、wq和xc改变为t＝0时的值)。
警告用户。如果输送到患者的总量超过设置的阈值(例如，2000mL或10,000mcg)，则高级控制器向用户警告并发症的风险。
监测低级控制器。如果检测到闭环系统中的性能下降，则高级控制器通过视听警报来通知用户，并且高级控制器停止低级控制器。性能下降被定义为：i)函数逼近器的权重(或系数)的快速变化，即，
Figure GDA0002659580600000371
(例如，0.1或1、10等)；或者ii)高级控制器对低级控制器的重置次数，其超过阈值(例如，1、2、3、4等)；或者iii)在输注持续增加的用户设置时间段内，测量值(例如，SVV或平均动脉压)与目标值之间的绝对差未降低。在传感器故障或测量不可用的情况下，高级控制器停用低级控制器，并将输注速率设置为用户所设置的备用输注速率。
决定何时接合液体复苏和心血管药物给予模块。在诸如脓毒症等的特定情况下，最好先提供液体复苏，并且在无法成功达到可接受条件的情况下给予诸如血管加压素等的心血管药物。高级控制器首先接合液体复苏模块并监测患者。在尽管发生液体复苏、临床相关血液动力学变量(例如，平均动脉压)也没有得到改善(例如，平均动脉压在30分钟后不在65～80mmHg的可接受范围内)的一段时间之后，高级控制器接合心血管药物给予模块以给予血管加压素。在一些实施例中，临床医生指示高级控制器在液体复苏模块已经运行的同时接合心血管药物给予模块。在一些实施例中，临床医生指示高级控制器在心血管药物给予模块已经运行的同时接合液体复苏模块。在这种情况下，仅通过给予心血管药物(例如，血管加压素)不能改善每搏量变异，并且高级控制器接合液体复苏模块。
图16示出用于闭环液体复苏和/或心血管药物给予系统的高级控制器的组件。高级控制器可以根据系统仅用于液体复苏、仅用于心血管药物给予、或者用于组合式液体复苏和心血管药物给予，来监测液体复苏模块和/或心血管药物给予。
在临床决策支持系统的情况下，低级控制器(液体复苏模块或心血管药物给予模块或这两者)向高级控制器发送新计算出的输注速率。具体地，考虑了三种情况：i)仅液体复苏模块；ii)仅心血管药物给予模块；以及iii)液体复苏模块和心血管药物给予模块同时工作。在每种情况下，低级控制器向高级控制器发送新计算出的输注速率。高级控制器将新的输注速率与上一用户批准速率进行比较(即，对于液体复苏，将新计算出的液体输注速率与上一用户批准液体输注速率进行比较，并且对于心血管药物给予，将药物输注速率与上一用户批准药物输注速率进行比较)。
如果新输注速率与上一用户批准速率之间的差小于阈值(例如，上一批准速率的25％)，则输注速率不改变，不通知用户，并且低级控制器继续其操作。如果新输注速率与上一用户批准速率之间的差高于某个阈值(例如，上一批准速率的25％)，则通过图形用户界面来向用户显示建议的输注速率。如果用户接受输注速率，则高级控制器允许低级控制器继续其操作，并且输注速率被更新为新速率。然而，如果用户将建议的输注速率更改为不同值，则高级控制器重置控制器并设置函数逼近器的权重，使得由低级控制器计算出的输注速率与由用户输入的输注速率相匹配。输注速率也被更新至用户所提供的速率。给定用户指定输注速率，选择函数逼近器的权重以使得
wq，new(0)＝wq(0)
Figure GDA0002659580600000381
图17示出用于临床决策支持案例的高级控制器的组件。
示例7：针对血管加压素给予的计算机模拟。
使用自适应控制框架以模拟经受脓毒症和相关低血压的70kg患者的心血管药物(血管加压素)给予。目标是将平均动脉压维持在65。模拟使用0.1分钟(6秒)的Δt,并且β1＝6e-5，β2＝13e-6以及nnode＝8。仅给予血管加压素以维持75mmHg的平均动脉压。患者模型包含用以对血液动力学进行建模的心血管模型以及用以对液体分布进行建模的分室模型。
图18示出平均动脉压(MAP)与时间的关系。目标MAP为75mmHg，并且在图中突出显示65～75mmHg区域。MAP在60mmHg以下开始，并随着血管加压肾上腺素的引入而变化。MAP升高至目标值75mmHg。
图19示出自适应控制框架所计算出的输注速率。在t＝8(血管加压素给予开始)时，用户将初始输注速率选择为0.12mcg/kg/min。随着MAP开始接近75mmHg的目标MAP，输注速率逐渐增加，随后开始下降，从而达到0.85mcg/kg/min的低输注速率。然后，输注速率开始逐渐增加，以维持75mmHg的MAP。
示例8：使用平均动脉压来进行液体给予的计算机模拟。
使用自适应控制框架来模拟由于脓毒症而患有低血压的70kg患者的液体复苏。目标是将平均动脉压维持在75mmHg。模拟使用0.1分钟(6秒)的Δt,并且β1＝0.02，β2＝0.04以及nnode＝8。患者模型包含用以对血液动力学进行建模的心血管模型以及用以对液体分布进行建模的分室模型。
图20示出平均动脉压(MAP)与时间的关系。目标MAP为75mmHg，并且在图上突出显示65～75mmHg区域。MAP以约45mmHg开始，并随着晶体液的引入而变化。MAP升高至目标值75mmHg。
图21示出自适应控制框架所计算出的输注速率。初始输注速率被选择为约140mL/min。输注速率逐渐增加至160mL/min，随后降低至约80ml/min。
示例9：针对液体给予和心血管药物给予的计算机模拟。
使用自适应控制框架来模拟由于脓毒症而患有低血压的70kg患者的液体复苏和心血管药物(血管加压肾上腺素)给予。目标是将平均动脉压维持在75mmHg，并将每搏量变异(SVV)维持在12％。模拟使用0.1min(6秒)的Δt,并且对于液体复苏模块，β1＝0.02，β2＝0.04且nnode＝8，以及对于心血管药物给予模块，β1＝6e-5，β2＝13e-6，且nnode＝8。模拟包含晶体液和肾上腺素(血管加压素)。液体复苏模块使用SVV数据来计算液体输注速率，并且心血管药物给予模块使用平均动脉压(MAP)来计算血管加压素输注速率。高级控制器首先接合液体复苏模块以提供液体输注。在30分钟后，高级控制器接合心血管药物给予模块，这是因为平均动脉压在液体输注后未得到改善。患者模型包含用以对血液动力学进行建模的心血管模型以及用以对液体分布进行建模的分室模型。模拟的开始是在患者病情迅速恶化时。
图22示出每搏量变异(SVV(％))与时间的关系。目标每搏量变异为12％。SVV(％)以约18％开始，并在液体复苏后降至10％。SVV由于肾上腺素的给予而短暂地升高(瞬时血管舒张作用)。在模拟结束时，SVV约为11％，并且保持接近12％的目标SVV值。
图23示出由液体复苏自适应控制框架计算出的液体输注速率。输注速率以约130mL/min开始，并在SVV处于可接受范围内后降至40mL/min。SVV在t＝30min时的突然增加导致输注速率增加，输注速率在SVV降低之后又降低至40mL/min。
图24示出平均动脉压(MAP)与时间的关系。目标MAP为75mmHg，并且在图上突出显示65～75mmHg区域。随着患者病情恶化，MAP下降至50mmHg。30分钟后，当高级控制器接合心血管药物给予模块时，MAP开始升高并接近75mmHg的设置值。在模拟结束时，MAP约为70mmHg，并且保持接近75mmHg的目标MAP值。
图25示出由心血管给予自适应控制框架计算出的血管加压素输注速率。初始输注速率被选择为约0.12mcg/kg/min。在稍微升高之后，速率降低至约0.9mcg/kg/min，然后在MAP保持接近70mmHg时稳定在0.12mcg/kg/min左右。
示例10：在硬件上实现的液体复苏和心血管药物给予系统。
开发了用以实现液体复苏系统和心血管药物给予系统的硬件平台。系统由处理模块和相关触摸屏组成。处理模块能够通过有线连接从血液动力学监测器(有创或无创测量)或血压模块(通过连接至动脉管路的压力换能器进行的有创测量、或无创测量)接收数据。另外，处理模块能够通过与输注泵的有线连接来发送实时输注速率数据。触摸屏用于显示图形，诸如随时间变化的接收测量结果和随时间变化的输注速率。主仪表板还显示当前测量结果、当前输注速率、以及总的液体/药物输注量。触摸屏允许用户指定系统所需的不同参数。例如，用户设置目标测量值、初始输注速率、备用输注速率(在缺少传感器数据的情况下，闭环系统脱离并转变为备用输注速率，直到用户接管为止)、最大输注速率和其它变量。在临床决策支持的情况下，触摸屏用于通信新的输注速率值，以请求用户批准或赋予用户修改速率的能力。一旦用户批准输注速率，处理模块就将输注泵的输注速率更新为用户批准的输注速率。
图26示出硬件平台的图片。

Claims (88)

1.一种用于提供对于调节被检体的血液动力学测量结果的临床决策支持的系统，所述系统包括：
用户界面，其被配置为接收液体和/或心血管药物的至少一个初始输注速率；以及
分层控制架构系统，其被配置为从传感器接收被检体的血液动力学测量结果，
其中，所述分层控制架构系统包括：
至少一个低级控制器；以及
高级逻辑控制器；
其中，所述被检体的血液动力学测量结果由所述高级逻辑控制器和所述至少一个低级控制器接收；
所述至少一个低级控制器和所述高级逻辑控制器彼此通信；以及
所述至少一个低级控制器包括：
动态观测器，其包括用于估计所述被检体的生理参数的当前值的动态观测器状态集；以及
动力学系统，其用于使用包括基函数的组和权重集的函数逼近器来对用于描述所述被检体的身体内的液体和/或药物的分布的至少一个未知函数进行逼近；
所述至少一个低级控制器被配置为：
(a)至少部分地基于所述被检体的血液动力学测量结果以及所述至少一个低级控制器的权重集来生成改变后的输注速率；
所述高级逻辑控制器被配置为：将所述至少一个初始输注速率作为上一用户批准输注速率记录在数据库中；至少部分地基于所述至少一个初始输注速率来对所述至少一个低级控制器的权重集的值进行初始化；至少部分地基于所述权重集的当前值、所述动态观测器状态集以及所述血液动力学测量结果的当前值来更新所述至少一个低级控制器的权重集；
所述高级逻辑控制器进一步被配置为：
(b)验证所述改变后的输注速率是否满足通知用户的要求；
所述用户界面还被配置为：
(c)在所述改变后的输注速率满足所述要求的情况下，显示来自所述至少一个低级控制器的改变后的输注速率；
(d)通过所述用户界面要求所述用户接受所述改变后的输注速率或将所述改变后的输注速率更改为不同值；
所述高级逻辑控制器还被配置为：
(e)将所述数据库中的所述上一用户批准输注速率的值替换为所述用户所接受的改变后的输注速率、或者在所述用户对所述改变后的输注速率进行更改的情况下替换为所述不同值；
(f)在所述用户对所述改变后的输注速率进行更改的情况下，至少部分地基于所述改变后的输注速率的所述不同值来将所述至少一个低级控制器的权重集中的至少一个元素的值重置为新的值以使得所述至少一个低级控制器所计算出的改变后的输注速率与被用户更改后的改变后的输注速率相匹配，否则所述至少一个低级控制器的权重集保持相同；以及
(g)以所述数据库中的所述上一用户批准输注速率作为输注泵的输注速率，从而调节所述被检体的血液动力学测量结果。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述函数逼近器是具有S型基函数的神经网络。
3.根据权利要求1所述的系统，其中，在违反至少一个性能标准的情况下，通知所述用户。
4.根据权利要求3所述的系统，其中，通过将设置的阈值与在设置的时间间隔中所述被检体的血液动力学测量结果和目标血液动力学数据之间的差进行比较来确定所述至少一个性能标准的违反。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述分层控制架构系统还包括第二低级控制器。
6.根据权利要求5所述的系统，其中，第一低级控制器通过所述高级逻辑控制器接合，以及其中，所述高级逻辑控制器被配置为在违反至少一个性能标准的情况下建议对所述第二低级控制器的附加接合。
7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述性能标准包括给予液体或心血管药物期间所述被检体的血液动力学测量结果的改善。
8.根据权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，通过将设置的输注速率阈值与所述改变后的输注速率和所述上一用户批准输注速率之间的差进行比较来确定由所述高级逻辑控制器验证以通知所述用户的至少一个要求。
9.根据权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，基于逻辑的控制器是基于规则的专家系统。
10.根据权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，以设置的时间间隔重复(a)～(g)。
11.根据权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述被检体的血液动力学测量结果包括所述被检体的血压、心率、每搏量变异、尿排出率、中心静脉压、脉压变化、动力学动脉弹性、收缩压变化、平均动脉压、收缩压、舒张压、心排出量、心指数、全身血管阻力或每搏量。
12.根据权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述被检体的血液动力学测量结果由具有设置的长度的时间窗口内的传感器获得的血液动力学测量结果得到。
13.根据权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述血液动力学测量结果是有创或无创地测量到的。
14.根据权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述液体是晶体、胶体或血液制品，以及所述心血管药物是用于改善心血管功能的血管活性药或肌力药。
15.根据权利要求4所述的系统，其中，所述至少一个性能标准包括：权重变化速率大于设置的阈值；以及/或者在所述被检体的通过血液动力学测量结果测量的液体复苏、血液动力学、或心血管状况没有得到改善的情况下的输注速率的持续增加。
16.一种用于控制液体和/或心血管药物的输注速率的系统，所述系统包括：
用户界面，其被配置为接收至少一个初始输注速率；以及
分层控制架构系统，其被配置为从传感器接收被检体的血液动力学测量结果，
其中，所述分层控制架构系统包括：
至少一个低级控制器；以及
高级逻辑控制器；
其中，所述被检体的血液动力学测量结果由所述高级逻辑控制器和所述至少一个低级控制器接收；
所述至少一个低级控制器和所述高级逻辑控制器彼此通信；以及
所述至少一个低级控制器具有适配于所述被检体的动力学系统模型的内部动力学系统模型，所述内部动力学系统模型用于使用包括基函数的组和权重集的函数逼近器来对用于描述所述被检体的身体内的液体和/或药物的分布的至少一个未知函数进行逼近；
所述至少一个低级控制器被配置为：
至少部分地基于所述血液动力学测量结果以及所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数、以设置的时间间隔生成新的输注速率；
所述高级逻辑控制器被配置为：
将所述至少一个初始输注速率作为上一用户批准输注速率记录在数据库中；
至少部分地基于所述至少一个初始输注速率来对所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数进行初始化，以使得所述低级控制器生成与所述至少一个初始输注速率相等的输注速率；
在所述至少一个低级控制器生成新的输注速率时验证所述新的输注速率是否满足通知用户的要求；
所述用户界面还被配置为：
在所述新的输注速率满足所述要求的情况下通知所述用户；
通过所述用户界面要求所述用户接受所述新的输注速率或将所述新的输注速率更改为不同值；
所述高级逻辑控制器还被配置为：
将所述数据库中的所述上一用户批准输注速率的值替换为所述用户所接受的新的输注速率、或者在所述用户对所述新的输注速率进行更改的情况下替换为所述不同值；
在所述用户对所述新的输注速率进行更改的情况下至少部分地基于所述新的输注速率的所述不同值来将所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的至少一个参数重置为新的值，否则所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数保持相同；以及
以所述上一用户批准输注速率来作为所述液体和/或心血管药物的输注速率。
17.根据权利要求16所述的系统，其中，所述函数逼近器是具有S型基函数的神经网络。
18.根据权利要求16所述的系统，其中，在所述新的输注速率被更改为所述不同值的情况下，至少部分地基于所述上一用户批准输注速率来将所述权重集中的至少一个元素重置为所述新的值。
19.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，所述分层控制架构系统还包括第二低级控制器。
20.根据权利要求19所述的系统，其中，第一低级控制器最初通过所述高级逻辑控制器接合，所述高级逻辑控制器被配置为在违反至少一个性能标准的情况下建议对所述第二低级控制器的附加接合。
21.根据权利要求20所述的系统，其中，所述性能标准包括给予液体和/或心血管药物期间所述被检体的血液动力学测量结果的改善。
22.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，所述内部动力学系统模型通过至少部分地基于所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数的当前值以及所述被检体的血液动力学测量结果来更新所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数，来适配于所述被检体的动力学系统模型。
23.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，通过将设置的输注速率阈值与所述新的输注速率和所述上一用户批准输注速率之间的差进行比较来确定由所述高级逻辑控制器验证以通知所述用户的至少一个要求。
24.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，基于逻辑的控制器是基于规则的专家系统。
25.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，所述被检体的血液动力学测量结果包括所述被检体的血压、心率、每搏量变异、尿排出率、中心静脉压、脉压变化、动力学动脉弹性、收缩压变化、平均动脉压、收缩压、舒张压、心排出量、心指数、全身血管阻力或每搏量。
26.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，所述被检体的血液动力学测量结果由具有设置的长度的时间窗口内的传感器获得的血液动力学测量结果得到。
27.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，所述血液动力学测量结果是有创或无创地测量到的。
28.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，在违反至少一个性能标准的情况下，通知所述用户。
29.根据权利要求28所述的系统，其中，所述至少一个性能标准包括：
所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数的变化速率大于设置的阈值；以及/或者
在所述被检体的通过血液动力学测量结果测量到的液体复苏、血液动力学、或心血管状况没有得到改善的情况下的输注速率的持续增加。
30.根据权利要求16至18中任一项所述的系统，其中，通过将所述新的输注速率与预先批准的输注速率范围进行比较来确定由所述高级逻辑控制器验证以通知所述用户的至少一个要求。
31.根据权利要求30所述的系统，其中，在所述新的输注速率在所述预先批准的输注速率范围内的情况下，所述高级逻辑控制器将所述数据库中的所述上一用户批准输注速率的值替换为所述新的输注速率。
32.一种用于液体复苏或药物给予的临床决策支持系统，包括：
处理模块，其被配置为从血液动力学监测装置接收被检体的传感器获得的血液动力学测量结果；
至少一个低级控制器，所述至少一个低级控制器包括：
动态观测器，其包括用于估计所述被检体的一个或多个生理参数的当前值的动态观测器状态集；以及
动力学系统，其用于使用包括基函数的组和权重集的函数逼近器来对用于描述所述被检体的身体内的液体和/或药物的分布的至少一个未知函数进行逼近；
其中，所述至少一个低级控制器被配置为至少基于所述被检体的传感器获得的血液动力学测量结果和所述至少一个低级控制器的内部状态来计算输注速率；
至少一个高级的基于逻辑的控制器，其通信耦接至所述至少一个低级控制器并且被配置为：
验证所述至少一个低级控制器的输注速率是否满足输注速率要求；
确定与所述至少一个低级控制器接合的定时；
处理对于提议的输注速率的最终用户响应；以及
至少部分地基于所述最终用户响应来判断是否要重置所述至少一个低级控制器的内部状态，以使得在所述用户更改所述至少一个低级控制器所计算出的输注速率的情况下，所述计算出的输注速率与被用户更改后的输注速率相匹配；
用户界面，其被配置为：
显示提议的输注速率；
将最终用户交互通信至所述至少一个高级的基于逻辑的控制器；以及
在违反至少一个性能标准的情况下通知最终用户。
33.根据权利要求32所述的临床决策支持系统，其中，所述至少一个低级控制器的内部状态包括所述动态观测器状态集和所述权重集。
34.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，所述函数逼近器是具有S型基函数的神经网络。
35.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，至少部分地基于所述最终用户响应来将所述权重集中的至少一个元素重置为新的值。
36.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，所述至少一个低级控制器具有适配于所述被检体的动力学系统模型的内部动力学系统模型。
37.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，通过将设置的阈值与设置的时间间隔中所述被检体的血液动力学测量结果和目标血液动力学数据之间的差进行比较来确定由所述用户界面通知所述最终用户的所述至少一个性能标准的违反。
38.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，所述最终用户交互包括要求最终用户接受或修改提议的输注速率。
39.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，所述至少一个高级的基于逻辑的控制器还被配置为验证所述至少一个低级控制器的输注速率是否满足通知最终用户的要求。
40.根据权利要求39所述的临床决策支持系统，其中，通过将设置的输注速率阈值与所述最终用户响应进行比较来确定由所述至少一个高级的基于逻辑的控制器验证以通知最终用户的至少一个要求。
41.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，还包括第二低级控制器。
42.根据权利要求41所述的临床决策支持系统，
其中，第一低级控制器最初通过所述至少一个高级的基于逻辑的控制器接合；以及
其中，所述至少一个高级的基于逻辑的控制器被配置为在违反至少一个性能标准的情况下建议对所述第二低级控制器的附加接合。
43.根据权利要求42所述的临床决策支持系统，其中，所述性能标准包括给予液体和/或心血管药物期间所述被检体的血液动力学测量结果的改善。
44.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，所述至少一个高级的基于逻辑的控制器是基于规则的专家系统。
45.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，所述用户界面还被配置为从最终用户接收至少一个初始输注速率。
46.根据权利要求45所述的临床决策支持系统，其中，至少部分地基于所述至少一个初始输注速率来对所述至少一个低级控制器的权重集的值进行初始化。
47.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，所述传感器获得的血液动力学测量结果包括所述被检体的血压、心率、每搏量变异、尿排出率、中心静脉压、脉压变化、动力学动脉弹性、收缩压变化、平均动脉压、收缩压、舒张压、心排出量、心指数、全身血管阻力或每搏量。
48.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，还包括：输注泵，其与所述至少一个高级的基于逻辑的控制器通信耦接以用于给予液体和/或药物。
49.根据权利要求48所述的临床决策支持系统，其中，所述用户界面还被配置为从最终用户接收预先批准的输注速率范围。
50.根据权利要求49所述的临床决策支持系统，其中，在所述至少一个低级控制器所计算出的输注速率在所述预先批准的输注速率范围以外的情况下通过所述用户界面来通知所述最终用户，否则由所述至少一个高级的基于逻辑的控制器在无需与所述最终用户交互的情况下对所述输注泵进行更新。
51.根据权利要求32或33所述的临床决策支持系统，其中，用于通过所述用户界面来通知最终用户的至少一个性能标准包括：
权重变化速率大于设置的阈值；以及/或者
在所述被检体的通过血液动力学测量结果测量到的液体复苏、血液动力学、或心血管状况没有得到改善的情况下的所计算出的输注速率的持续增加。
52.一种用于提供用于调节被检体的血液动力学测量结果的闭环控制的系统，所述系统包括：
用户界面，其被配置为接收液体和/或心血管药物的至少一个初始输注速率；以及
分层控制架构系统，其被配置为从传感器接收被检体的血液动力学测量结果；
其中，所述分层控制架构系统包括：
至少一个低级控制器；以及
高级逻辑控制器；
其中，所述被检体的血液动力学测量结果由所述高级逻辑控制器和所述至少一个低级控制器接收；
所述至少一个低级控制器和所述高级逻辑控制器彼此通信；
所述至少一个低级控制器包括：
动态观测器，其包括用于估计所述被检体的生理参数的当前值的动态观测器状态集；以及
动力学系统，其用于使用包括基函数的组和权重集的函数逼近器来对用于描述所述被检体的身体内的液体和/或药物的分布的至少一个未知函数进行逼近；
所述至少一个低级控制器被配置为：
至少部分地基于所述被检体的血液动力学测量结果以及所述至少一个低级控制器的权重集来生成改变后的输注速率；
所述高级逻辑控制器被配置为：
至少部分地基于所述至少一个初始输注速率来对所述至少一个低级控制器的权重集的值进行初始化；
至少部分地基于所述权重集的当前值、所述动态观测器状态集以及所述血液动力学测量结果的当前值来更新所述至少一个低级控制器的权重集；
在违反至少一个性能标准的情况下，通过所述用户界面通知用户并使所述至少一个低级控制器脱离；以及
与输注泵进行通信以采用所述改变后的输注速率作为所述输注泵的输注速率，从而调节所述被检体的血液动力学测量结果。
53.根据权利要求52所述的系统，其中，所述函数逼近器是具有S型基函数的神经网络。
54.根据权利要求52或53所述的系统，其中，通过将设置的阈值与设置的时间间隔中所述被检体的血液动力学测量结果和目标血液动力学数据之间的差进行比较来确定所述至少一个性能标准的违反。
55.根据权利要求52或53所述的系统，
其中，所述至少一个低级控制器包括最初通过所述高级逻辑控制器接合的第一低级控制器；以及
所述高级逻辑控制器被配置为在违反至少一个患者相关性能标准的情况下自动接合第二低级控制器。
56.根据权利要求55所述的系统，其中，所述患者相关性能标准包括给予液体或心血管药物期间的所述被检体的血液动力学测量结果的改善。
57.根据权利要求52或53所述的系统，其中，所述高级逻辑控制器验证为所述改变后的输注速率在所述用户所指定的安全范围内，并且在所述改变后的输注速率不在所述用户所指定的安全范围内的情况下，所述高级逻辑控制器改变所述至少一个低级控制器的权重集中的至少一个值。
58.根据权利要求52或53所述的系统，其中，以设置的时间间隔重复包含以下操作的各步骤：
由所述至少一个低级控制器至少部分地基于所述被检体的血液动力学测量结果以及所述至少一个低级控制器的权重集来生成改变后的输注速率；
在违反至少一个性能标准的情况下，通知所述用户并使所述至少一个低级控制器脱离；以及
与输注泵进行通信以采用所述改变后的输注速率作为所述输注泵的输注速率。
59.根据权利要求52或53所述的系统，其中，所述被检体的血液动力学测量结果包括所述被检体的血压、心率、每搏量变异、尿排出率、中心静脉压、脉压变化、动力学动脉弹性、收缩压变化、平均动脉压、收缩压、舒张压、心排出量、心指数、全身血管阻力或每搏量。
60.根据权利要求52或53所述的系统，其中，所述被检体的血液动力学测量结果由具有设置的长度的时间窗口内的传感器获得的血液动力学测量结果得到。
61.根据权利要求52或53所述的系统，其中，所述血液动力学测量结果是有创或无创地测量到的。
62.根据权利要求52或53所述的系统，其中，所述液体是晶体、胶体或血液制品，以及所述心血管药物是用于改善心血管功能的血管活性药或肌力药。
63.根据权利要求52或53所述的系统，其中，所述至少一个性能标准包括：
权重变化速率大于所设置的阈值；以及/或者
在所述被检体的通过血液动力学测量结果测量到的液体复苏、血液动力学、或心血管状况没有得到改善的情况下的输注速率的持续增加。
64.根据权利要求52或53所述的系统，其中，所述高级逻辑控制器是基于规则的专家系统。
65.根据权利要求52或53所述的系统，其中，在所述被检体的血液动力学测量结果不可用的情况下，所述高级逻辑控制器将速率设置为所述用户所指定的备用输注速率。
66.一种用于液体复苏或药物给予的闭环系统，包括：
处理模块，其被配置为从血液动力学监测装置接收被检体的传感器获得的血液动力学测量结果；
至少一个低级控制器，所述至少一个低级控制器被配置为至少基于所述被检体的传感器获得的血液动力学测量结果以及所述至少一个低级控制器的内部参数来计算输注速率；以及
至少一个高级的基于逻辑的控制器，其通信耦接至所述至少一个低级控制器并且被配置为：
验证所述至少一个低级控制器的输注速率是否满足输注速率要求；
确定与所述至少一个低级控制器接合的定时；以及
确定在违反至少一个性能标准的情况下使所述至少一个低级控制器脱离的定时；
用户界面，其被配置为：
显示所计算出的输注速率；
从最终用户接收初始输注速率；
将从所述最终用户接收到的输注速率通信至所述至少一个高级的基于逻辑的控制器；以及
在违反至少一个性能标准的情况下通知所述最终用户，
其中，所述至少一个低级控制器包括动力学系统，其用于使用包括基函数的组和权重集的函数逼近器来对用于描述所述被检体的身体内的液体和/或药物的分布的至少一个未知函数进行逼近。
67.根据权利要求66所述的闭环系统，其中，所述至少一个低级控制器还包括：
动态观测器，其包括用于估计所述被检体的一个或多个生理参数的当前值的动态观测器状态集。
68.根据权利要求67所述的闭环系统，其中，所述至少一个低级控制器的内部状态包括所述动态观测器状态集和所述权重集。
69.根据权利要求67所述的闭环系统，其中，所述函数逼近器是具有S型基函数的神经网络。
70.根据权利要求67所述的闭环系统，其中，在所述输注速率落到最终用户指定安全范围之外的情况下，所述权重集中的至少一个元素被重置为新的值。
71.根据权利要求66至70中任一项所述的闭环系统，其中，所述至少一个低级控制器具有适配于所述被检体的动力学系统模型的内部动力学系统模型。
72.根据权利要求66至70中任一项所述的闭环系统，其中，通过将设置的阈值与设置的时间间隔中所述被检体的血液动力学测量结果和目标血液动力学数据之间的差进行比较来确定所述至少一个低级控制器的脱离的标准。
73.根据权利要求66至70中任一项所述的闭环系统，还包括第二低级控制器。
74.根据权利要求73所述的闭环系统，其中，第一低级控制器最初通过所述至少一个高级的基于逻辑的控制器接合，以及所述至少一个高级的基于逻辑的控制器被配置为在违反至少一个性能标准的情况下接合所述第二低级控制器。
75.根据权利要求74所述的闭环系统，其中，所述性能标准包括给予液体和/或心血管药物期间的所述被检体的血液动力学测量结果的改善。
76.根据权利要求66至70中任一项所述的闭环系统，其中，所述至少一个高级的基于逻辑的控制器是基于规则的专家系统。
77.根据权利要求66至70中任一项所述的闭环系统，其中，至少部分地基于从所述最终用户接收到的初始输注速率来对所述至少一个低级控制器的权重集的值进行初始化。
78.根据权利要求66至70中任一项所述的闭环系统，其中，所述传感器获得的血液动力学测量结果包括所述被检体的血压、心率、每搏量变异、尿排出率、中心静脉压、脉压变化、动力学动脉弹性、收缩压变化、平均动脉压、收缩压、舒张压、心排出量、心指数、全身血管阻力、pleth变异性指数或每搏量。
79.根据权利要求66至70中任一项所述的闭环系统，还包括：输注泵，其与所述至少一个高级的基于逻辑的控制器通信耦接以用于给予液体和/或药物。
80.根据权利要求66至70中任一项所述的闭环系统，其中，用于通过所述用户界面来通知最终用户的至少一个性能标准包括：
权重变化速率大于设置的阈值；以及/或者
在所述被检体的通过血液动力学测量结果测量到的液体复苏、血液动力学、或心血管状况没有得到改善的情况下的所计算出的输注速率的持续增加。
81.一种用于控制液体和/或心血管药物的输注速率的系统，所述系统包括：
用户界面，其被配置为接收至少一个初始输注速率；以及
分层控制架构系统，其被配置为从传感器接收被检体的血液动力学测量结果；
其中，所述分层控制架构系统包括：
至少一个低级控制器；以及
高级逻辑控制器；
其中，所述被检体的血液动力学测量结果由所述高级逻辑控制器和所述至少一个低级控制器接收；
所述至少一个低级控制器和所述高级逻辑控制器彼此通信；以及
所述至少一个低级控制器具有适配于所述被检体的动力学系统模型的内部动力学系统模型，所述内部动力学系统模型用于使用包括基函数的组和权重集的函数逼近器来对用于描述所述被检体的身体内的液体和/或药物的分布的至少一个未知函数进行逼近；
所述至少一个低级控制器被配置为：
至少部分地基于所述血液动力学测量结果以及所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数、以设置的时间间隔生成新的输注速率；
所述高级逻辑控制器被配置为：
至少部分地基于所述至少一个初始输注速率来对所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数进行初始化，以使得所述低级控制器生成与所述至少一个初始输注速率相等的输注速率；
在违反至少一个性能标准的情况下，通过所述用户界面通知用户并使所述至少一个低级控制器脱离；以及
以所述新的输注速率作为所述液体和/或心血管药物的输注速率。
82.根据权利要求81所述的系统，其中，通过将设置的阈值与设置的时间间隔中所述被检体的血液动力学测量结果和目标血液动力学数据之间的差进行比较来确定所述至少一个性能标准的违反。
83.根据权利要求81所述的系统，其中，所述函数逼近器是具有S型基函数的神经网络。
84.根据权利要求81所述的系统，其中，在所述新的输注速率落到安全范围之外的情况下，所述权重集中的至少一个元素被重置为新的值。
85.根据权利要求81或82所述的系统，
其中，所述至少一个低级控制器包括最初通过所述高级逻辑控制器接合的第一低级控制器；以及
其中，所述高级逻辑控制器被配置为在违反至少一个患者相关性能标准的情况下自动接合第二低级控制器。
86.根据权利要求85所述的系统，其中，所述患者相关性能标准包括给予一种或多种液体或心血管药物期间的所述被检体的血液动力学测量结果的改善。
87.根据权利要求81或82所述的系统，其中，所述内部动力学系统模型通过至少部分地基于所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数的当前值以及所述被检体的血液动力学测量结果来更新所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的参数，来适配于所述被检体的动力学系统模型。
88.根据权利要求81或82所述的系统，其中，所述高级逻辑控制器验证为所述新的输注速率在所述用户所指定的安全范围内，并且在所述新的输注速率不在所述用户所指定的安全范围内的情况下，所述高级逻辑控制器改变所述至少一个低级控制器的内部动力学系统模型的至少一个参数。
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