CN111031911B - 用于估计患者的肺的效能的方法及系统 - Google Patents

Abstract

本公开内容涉及用于估计接受呼吸护理的患者的肺的效能的方法及系统。配混器具有用于接收要输送至患者的第一气体的初级输入端口和用于接收要从一个或更多个气体源输送至患者的第二气体的一个或更多个次级输入端口。配混器的患者侧端口将第一气体和第二气体输送至患者。气体成分传感器测量第一气体的分数，并且气体流量传感器测量第一气体的流量。控制器使第一气体和第二气体顺序输送至患者，并且基于来自气体成分传感器和来自气体流量传感器的测量来估计患者的功能残气量。控制器还可以估计患者的心输出量。

Description

用于估计患者的肺的效能的方法及系统

技术领域

本公开内容涉及呼吸护理领域。更具体地，本公开内容涉及一种用于估计患者的肺的效能的方法及系统。

背景技术

连续气体输送(SGD)是一种技术，该技术用于将量良好控制的吸入气体输送至受到呼吸护理的患者的肺泡空间，无论患者是自主呼吸还是受到机械通气机的协助。SGD的使用允许患者的肺泡空间中的吸入气体与在肺部毛细血管床中循环的血液之间的恒定梯度的建立。

连续气体输送将每次呼吸分为两个体积：包含气体11(G1)的第一体积V_G1和包含气体2(G2)的第二体积V_G2，其被这样构成使得其是用于与毛细血管床交换的中性气体和感兴趣的气体g。气体1(G1)在呼吸的第一部分中被输送，并且其体积(或流量)被设定成使得所有的G1将驻留在肺泡空间内并且参与与毛细血管床的气体交换。使用G2来提供每次呼吸的平衡。为了确定G2的浓度F_G2，将其设定为最近呼吸的呼气末浓度F_ET。

最近的SGD与迭代算法结合的应用已经导致产生在有限次数的迭代之后保证恢复稳态的系统。当前的SGD技术使用这些系统的固有动力学来在心输出量(CO)的估计与吸入气体的浓度(F_G1)之间交替。

当前的SGD系统评估接受呼吸护理的患者的功能残气量(FRC)较慢，或者根本不评估。这些系统需要对其算法进行多次迭代以准确地确定患者的心输出量。

需要改进以使提供的气体的体积(或流量)和浓度适应受到呼吸护理的每个个体患者的需要。

发明内容

根据本公开内容，提供了一种用于估计接受呼吸护理的患者的肺的效能的方法，包括：

a).使第一气体以扰动浓度在第一呼吸中输送至患者；

b).在a)之后，基于在患者的第一呼吸的呼气期间获得的测量值确定患者的呼气末浓度；

c).至少部分地基于患者在前次呼吸与当前呼吸之间的呼气末浓度的变化，重新计算在后续呼吸中输送至患者的第一气体的浓度；

d).基于在c)之后的呼气期间获得的测量值来确定患者的更新的呼气末浓度；

e).重复c)和d)，直到以下中至少之一：

i).a)之后经过预定时长，

ii).在a)之后经过了预定次数的呼吸，以及

iii).至少两个相继的更新的呼气末浓度值基本相等；以及

f).在e)之后，估计所述患者的功能残气量(FRC)。

根据本公开内容，还提供了一种用于估计接受呼吸护理的患者的肺的效能的系统，包括：

至少一个气体源；

配混器，该配混器具有适于接收要输送至患者的第一气体的初级输入端口和适于接收来自所述至少一个气体源中的相应一个气体源的第二气体的至少一个次级输入端口，该配混器还具有适于向患者输送第一气体和来自所述至少一个气体源的第二气体的患者侧端口；

气体成分传感器，适于测量第一气体的分数；

气体流量传感器，适于测量第一气体的流量；以及

控制器，该控制器操作时连接至所述至少一个气体源、气体成分传感器和气体流量传感器，该控制器适于：

将第一气体和第二种气体连续地输送至患者，以及

基于来自气体成分传感器和气体流量传感器的测量值，估计患者的功能残气量(FRC)。

本公开内容还提供一种用于估计接受呼吸护理的患者的肺的效能的方法，包括：

a).使第一气体以扰动浓度在第一呼吸中输送至患者；

b).在a)之后，基于在患者的第一呼吸的呼气期间获得的测量值确定患者的呼气末浓度；

c).至少部分地基于所述患者在前次呼吸与当前呼吸之间的呼气末浓度的变化，重新计算在随后的呼吸中输送至所述患者的所述第一气体的浓度；

d).基于在c)之后的呼气期间获得的测量值确定患者的更新的呼气末浓度；

e).重复c)和d)，直到以下中至少之一：

i).a)之后经过预定时长；

ii).在a)之后经过了预定次数的呼吸；以及

iii).至少两个相继的更新的呼气末浓度值基本相等；以及

f).在e)之后，估计患者的心输出量(CO)。

本公开内容还提供一种用于估计接受呼吸护理的患者的肺的效能的方法，包括：

a).使第一气体以扰动浓度在第一呼吸中输送至患者；

b).在a)之后，基于在患者的第一呼吸的呼气期间获得的测量值确定患者的呼气末浓度；

c).至少部分地基于患者在前次呼吸与当前呼吸之间的呼气末浓度的变化，重新计算在后续呼吸中输送至患者的第一气体的浓度；

d).基于在c)之后的呼气期间获得的测量值确定患者的更新的呼气末浓度；

e).重复c)和d)，直到以下中至少之一：

i).a)之后经过预定时长；

ii).在a)之后经过了预定次数的呼吸；以及

iii).至少两个相继的更新的呼气末浓度值基本相等；以及

f).在e)之后，估计所述患者的混合静脉气体含量。

通过阅读以下示例性实施方式的非限制性描述，前述和其他特征将变得更加明显，所述非限制性描述仅通过示例参照附图给出。

附图说明

将仅通过示例的方式参照附图来描述本公开内容的实施方式，其中：

图1示出了根据一个实施方式的实现滴定方法的系统的示意图；

图2示出了图1的系统的附加细节；

图3a示出了作为图1的系统的一部分的配混器的第一示例的分解图；

图3b示出了作为图1的系统的一部分的配混器的第二示例的分解图；

图3c示出了作为图1的系统的一部分的配混器的第三示例的分解图；

图4是根据一个实施方式的气体成分传感器的示意图；

图5a至图5f是根据一个实施方式的气体流量传感器的视图；

图6是示出根据一个实施方式的用于估计患者的肺的效能的方法的操作的序列图；

图7是根据一个实施方式的图1的系统的控制器部分的框图；

图8a至图8d示出了该算法的5次连续迭代；

图9a至图9d示出了图8a至图8d的第一次迭代的细节；以及

图10a和图10b示出了当FRC和CO二者已知时算法最终迭代的细节。

在各个附图上，相同的附图标记表示相同的特征。

具体实施方式

本公开内容的各个方面总体解决如下问题中的一个或更多个问题，上述问题涉及当前连续气体输送系统适当地评估受到呼吸护理的患者的功能残气量(FRC)、心输出量(CO)和混合静脉气体含量所需的迭代次数以及应适应受到呼吸护理的每个个体患者的需求的供应气体的体积(或流量)和浓度的滴定。

本公开内容介绍了一种用于肺效能的非侵入性测量的方法及系统。所公开的系统操纵通气患者中的气体、气体的体积和/或流量以及气体输送时长，以确定指示总体通气效率的特定特性。基于从吸入和排出的空气中确定的参量进行测量。在一个实施方式中，测量原理依赖于差分菲克(Fick)方程，并且允许在扰动之后快速地重新建立稳态气体输送。该系统可以在不执行冲洗试验或不需要罕见或昂贵气体的情况下估计患者的肺的功能残气量(FRC)。该系统可以提供对患者的肺的灌注和所输送的氧气的估计。

在本公开内容的背景中，术语“气体”不限于由任何单一元素或化合物组成的气体。诸如“一种气体”、“该气体”、“激发气体”、“第一气体”和“第二气体”之类的术语例如可以各自指单一气体例如氧气、二氧化碳等或气体的混合物或配混物，并且不限于呼吸的空气。

本技术旨在用于协助受到呼吸护理的患者，无论患者是自主呼吸还是受到机械通气机的协助。在受到机械通气机协助的情况下，系统提供的信息可以用于协助通气机滴定设置以用于每个个体患者的需要。具体实施方式可以涉及受损的肺的通气。

背景

本技术依赖于将量良好控制的吸入气体输送至患者的肺泡空间的连续气体输送(SGD)的概念。

CO估计是当患者达到关于其肺中的空气组成的稳态时呼吸组成上的差异的结果。当患者的呼气末呼吸停止改变时发生对稳态的检测。从这一点开始，在没有明显分流的情况下对心输出量的估计(可以连续估计)提供对实际的血流量的准确反映。可以使用差分菲克方程以非侵入性方式测量CO。差分菲克方程可以写为式(1)：

在式(1)中，是CO的估计值；/>是呼出的气体g的量；P_ETg是由气体g的浓度确定的气体g的呼气末压力的分压；F_dis(P_g)是气体g的解离曲线；上标B和T分别指示基线测量值和测试测量值。

利用在吸入呼吸中向患者提供已知量的气体进行每次测量，然后进行后续吸入以使得产生气体交换的稳态。只要在心肺系统处于CO稳态的情况下进行基线测量和测试测量并且混合静脉气体含量稳定，式(1)就可以提供对肺血流量的估计。通常，“测试”测量要求患者吸入较高浓度的某些可溶气体，以扰动从肺流出的血液的组成。如果在血液返回肺之前完成测量，则可以假设扰动气体的混合静脉气体含量/>是恒定的。实际量可能因患者而异，并且可能因患者的长期生理状态而改变。然而，即使是病弱的患者，在此处考虑的整个时间范围内(通常为约20秒)，其血气含量也基本稳定。

可以观察到，在以上和随后的讨论中，可以将测量值校正为如其在肺中一样的人体温度、压力、饱和度(BTPS)。此外，假设气体g为CO₂，则解离函数F_dis()包括诸如霍尔登(Haldane)效应和已知影响的补偿。在下面的讨论中，为了简化本公开内容，当讨论特定气体的压力、体积、分数等参数时，未示出下标g。以下提供的示例基于单独使用CO₂，但是也构想使用其他气体或气体组合。

本技术介绍了使用SGD来控制肺泡空间与毛细血管床之间的梯度的系统及方法。本技术使用一种估计功能残气量(FRC)、心输出量混合静脉气体含量/>的方法以及一种用于测量氧气消耗量(VO₂)或用于测量任何感兴趣的气体的方法。该系统可以用于通过提供一种或更多种激发气体(challenge gas)修改患者呼吸的环境空气的组成来协助自主呼吸的患者。该系统可以替选地附接至现有机械通气机的气道，在这种情况下，系统不直接控制装置的操作，而是在不改变呼吸速率或呼气末体积的情况下改变由机械通气机输送至患者的空气的组成。

用于估计患者的肺的效能的系统

现在参考附图，图1示出了鉴于估计患者的肺的效能的根据一个实施方式的实现滴定方法的系统100的示意图。图2示出了图1的系统的附加细节。同时参照图1和图2，机械通气机102和控制器104通过公共呼吸气道线路103接合以将气体引导至受到呼吸护理的患者106的口腔和从患者106的口腔引导气体。控制器104包括内部阀108，以使用配混器112来控制向公共呼吸气道线路103的吸入分支110的气体的输送，配混器112将来自相应的一个或更多个激发气体源114的一种或更多种激发气体混合到在吸气导管115中提供的气流中，吸气导管115提供机械通气机102与配混器112之间的流体连接。在本公开内容的上下文中，术语“激发气体”是指使用SGD技术添加到呼吸气体中的气体或气体组合。

机械通气机102不是系统100的必要部件。系统100也可以在患者106自主呼吸时使用，在这种情况下，吸气导管155可以向环境空气开放。

由患者106呼出的气体可以通过呼气分支111并且进一步通过排气导管117排出。使用气体成分传感器116和气体流量传感器118在患者106的口腔附近监测吸入和呼出气体的总体组成。尽管如图1所示的气体流量传感器118安装在呼气分支111与排气导管117之间，但是也构想了将一个或更多个气体流量传感器定位在系统100的其他部分上。控制器104可以随着时间(例如，在患者106的吸气时段)对由气体流量传感器118测量的气体流量求积分，以确定输送至患者的气体的体积。也可以基于系统100的各种部件的构造以及基于气体压力来测量或计算气体体积。

在连接至控制器104的操作员接口120的显示装置上显示来自气体成分传感器116和来自气体流量传感器118的各种生理参数。

有益的是，配混气体的元件应具有最小的体积，以使患者被通气有详细描述的混合物，该混合物不会在公共呼吸气道线路103的共享空间中经受不必要的稀释。系统包含具有这样的受限制的公共体积而不会阻碍气流通过的气体配混器(d)的设计。在图3和图4上提供了配混器112的非限制性示例实施方式。

图3a示出了作为图1的系统的一部分的配混器112的第一示例的分解图。配混器112a包括输入侧130a和输出侧132a。输入侧130a包括相对较大的初级输入端口134a，并且在非限制性示例中，包括四(4)个较小的次级输入端口136a、138a、140a和142a(在图3a上，次级输入端口142a从初级输入端口134a的后面看隐藏起来)。初级输入端口134a可以流体连接至机械通气机102(当存在时)，或者可以直接接收来自大气的环境空气。尽管仅示出了一个，但是连接导管139可以附接至次级输入端口136a、138a、140a和142a中的每一个。输出侧132a包括相对较大的患者侧端口144a、内部混合腔室146a和连接至相应的次级输入端口136a、138a、140a和142a的四(4)个内部导管148a、150a、152a和154a。套管156可以用作相应的次级输入端口与内部导管之间的接口；当通过将输入侧130a接合至输出侧132a来组装配混器112a时，套管156在外部不可见。任选的单向阀133可以插入在输入侧130a与输出侧132a之间。呼吸气体经由大口径的吸气导管115(如图1所示)在配混器112a处被接收，所述大口径的吸气导管115向环境空气开放或将机械通气机102连接至初级输入端口134a。来自多达四(4)个激发气体源114的激发气体经由多达四(4)个较小口径的导管(在图2中示出了三(4)个这样的导管158)在配混器112a处被接收，所述较小口径的导管将激发气体源114经由控制器104连接至安装到次级输入端口136a、138a、140a和142a中的每一个的连接管139。尽管仅示出了一个，但是相应的连接管139可以附接至次级输入端口136a、138a、140a和142a中的每一个，以便于导管158的附接。呼吸气体和激发气体在混合腔室146a中混合，并且经由患者侧端口144a排出到图1的公共呼吸气道线路104中。混合腔室146a被定尺寸和配置成使由配混器112a添加到呼吸气道线路103的任何死空间(例如在机械通气机102与患者106的口腔之间)最小化。

图3b示出了作为图1的系统的一部分的配混器的第二示例的分解图。配混器112b包括初级输入端口134b和患者侧端口144b。配混器112b与配混器112a的主要区别在于次级输入端口136b、138b、140b和142b的构造、形状和取向，但是以另外方式实现了与配混器112a相同或等同的特征。

配混器112a或112b或配混器112的任何其他实施方式可以集成为如图2所示的Y形配置。例如，图3c示出了作为图1的系统的一部分的配混器的第三示例的分解图。配混器112c通常实现与配混器112a和112b相同或等同的特征。配混器112c包括输入侧130c和输入/输出侧132c。输入端口134c、次级输入端口136c、138c、140c和142c、内部导管148c、150c、152c和154c以及混合腔146c执行与针对配混器112a和112b的可比较特征所描述的相同的功能。在输入/输出侧132c上，患者侧端口144c是双向的，用于使吸入气体进入患者106和呼出气体排出患者106。通常在157处的输入/输出侧132c的内部分叉允许将吸入气体和呼出气体分开。内部分叉157至少部分地实施图1的公共呼吸气道线路103的变型。吸入气体通常以与配混器112a和112b的情况相同的方式通过输入/患者侧端口144c从混合腔室146c朝向患者106被引导。来自患者106的呼出气体通过可以连接至图1和图2的排气导管117的排气端口159排出。可替选地，排气端口159可以将呼出气体直接排放至大气。任选的单向阀133(如果存在的话)可以防止呼出气体通过输入端口134c排出。

图4是根据一个实施方式的气体成分传感器116的示意图。图4未按比例绘制。气体成分传感器116可以例如沿着图2上标识为A-A'的线安装在配混器112上(在配混器的变型112a或112b上，或在任一等效的配混器112上)。气体成分传感器116包括第一耦接器160和第二耦接器162，第一耦接器160和第二耦接器162二者安装在配混器112的患者侧端口144a或144b上。第一耦接器160和第二耦接器162适于相应的第一外部光纤164和第二外部光纤166的附接。光源168照射第一外部光纤164。第一透镜170安装在配混器112的患者侧端口144a、144b或144c的第一内表面172上。第一透镜170被定位成通过第一外部光纤164被照射。第二透镜174安装在配混器112的患者侧端口144a、144b或144c的第二内表面176上。第二透镜174被定位成与第一透镜170相对，使得通过第一透镜170发射的光178在在第二透镜174处被接收之前通过由第一气体和第二气体形成的流180，以照射第二外部光纤166。光谱分析器182接收来自第二外部光纤174的光，并且向控制器104提供流180的成分的测量(例如，第一气体的分数的测量)。

窗184可以包括在气体成分传感器中，以保护第一透镜170和第二透镜174免受冷凝和可能留在流180中的任何杂质的影响，并且有助于气体成分传感器116的清洁。

尽管流180在图4上被示为单向的，但是气体成分传感器116可以适于测量双向流的成分。另外，还构想使用安装在公共呼吸气道线路103的吸气分支110上、吸气导管115上、呼气分支111上和/或排气导管117上的不同的气体成分传感器。

图5a至图5f是根据一个实施方式的气体流量传感器118的视图。图5a至图5f均未按比例绘制。在一个非限制性实施方式中，安装在导管188(例如，吸气分支110、呼气分支117或配混器112的患者侧端口144a、144b或144c)上的气体流量传感器118包括：光源190，其可以是诸如激光之类的定向光源；单向阀192，其适于阻挡反向的气流并且在气流的前向方向194下弯曲。当弯曲时，单向阀192使由光源190发射的光196偏转。气流传感器118还包括光检测器198。光检测器198被定位成使得单向阀192的弯曲修改对光源190所发射的光的检测。

更详细地，图5a示出了处于“无流量”状态的气体流量传感器118，在“无流量”状态时，气体流量传感器118中没有压力或者单向阀192阻挡在没有单向阀192的情况下可能由当前压力条件引起的任何反向气流。图5b示出了第一变型，其中来自光源190的光196直接到达第一光检测器198，不受单向阀192的阻碍。图5c示出了第二变型，其中光源190被定位成使得来自光源190的光196入射在单向阀192上，被单向阀192的反射表面以一定角度朝着光检测器198反射。

图5d示出了单向阀192弯曲以允许气体在前向方向194上流动。图5e示出，在图5b的变型中，单向阀192的弯曲造成光196的阻挡，使得光196不再到达光检测器198。图5f示出，在图5c的变型中，单向阀192的弯曲导致光196以另一角度反射，因此光196不再到达光检测器198。

虚拟吸入气体分数

系统基于“虚拟吸入气体分数”的概念。“虚拟吸入气体浓度”可以定义为在完成吸入之后且在与毛细血管床的气体交换发生之前，肺泡空间中吸入气体的想象浓度。这是一个虚拟参量，因为肺泡空间与毛细血管床之间的气体交换是连续发生的。随着患者的呼气，新血液被泵入具有尚未达到平衡的分压的毛细血管床，并且因此肺泡空间与毛细血管床之间的梯度会不断更新。

尽管如此，虚拟吸入气体分数的概念仍然有用，并且类似于呼气末气体分数的使用。本技术使用呼气的结束作为从患者的肺与环境以及从肺与毛细血管床之间的大量传输之间的虚拟同步点。

根据式(2)定义给定呼吸的肺泡体积：

V_A＝V_G1+V_G2+FRC (2)

在式(2)中，V_G1和V_G2是第一气体(气体1或G₁)和第二气体(气体2或G₂)的连续气体输送(SGD)气体体积，FRC是功能残气量。在患者的给定呼吸的第一阶段中输送G₁和G₂的第一混合物。在患者的给定呼吸的第二阶段中输送G₁和G₂的第二混合物。第一混合物和第二混合物可以各自包含G₁和G₂的不同的体积和/或配混物。注意，为方便起见，将V_G2定义为不包含解剖学死空间体积(V_DA)。

根据式(3)定义呼气末体积V_t：

Vt＝VG1+VG2+VDA(3)

“虚拟吸入气体分数F_AI”定义为吸入后但在与毛细血管床的气体交换发生之前在肺泡空间中的想象气体分数。在呼吸k处，使用式(4)估计虚拟肺泡气体分数：

设置F_A＝F_G2＝F_ET，式(4)简化为式(5)：

式(5)表示在肺泡空间中可用的气体的量。由于与呼吸速率相比，毛细血管床与肺泡空间之间的扩散过程快，因此可以假设，当患者呼气时，肺泡气体将与毛细血管床中的血液达到平衡，直到没有分压梯度。在式(4)和(5)中，术语可以被描述为第二气体G2的可以通过扩散或某些其他过程进行与肺部床的气体交换的部分。因此，/>表示活空间中气体G2的体积。下标L表示可以在进入血流中的气体的交换中起作用的参量(在这种情况下为体积)。这样的体积称为“活”，以区别于无法接触灌注血液的“死”体积。

可以注意到，与呼气末体积相比，FRC大。G₁的变化将导致F_AI的变化，F_AI的变化只是F_G1的变化的分数。

单步恢复稳态

在用于心输出量的估计的差分菲克方法的应用中，在稳态期间执行对的两次测量。然后将这两个测量值与式(1)一起使用以产生估计值。在本公开内容的背景中，术语稳态可以被理解为表示混合静脉气体含量/>是恒定的并且肺泡浓度F_AI从一次呼吸到下一次呼吸是恒定的。

如果测量可以在血液完成循环之前完成(成人通常为20秒或更长时间)，则满足条件a)。假定当F_ET恒定时满足条件b)。期望在大约4次呼吸内使患者恢复稳态，其中第一呼吸是初始扰动。如果FRC已知，则可能导致患者在一次呼吸中恢复稳态。

在基线期间，假定为稳态。用上标B表示基线运算并删除指数k：

式(6)利用在稳态期间的事实。在呼气T0上，通过向V_G1中注入气团使获得与基线的偏差：

任务是将设置为使得/>为此，将搜索确保/>的/>的值。假设找到/>的正确值，则已知FRC+V_G2包含对气体交换没有贡献的中性气体，并且该中性气体将具有浓度/>可以在T0期间重新检查气体的平衡，并且可以为呼吸T1重新分配气体，以使F_AI相同，但F_ET被更新：

如果已知FRC，则可以针对求解式(7)和(8)：

对式(9)的研究表明，后续呼吸的气体浓度等于在T0处扰动的气体浓度减去中性体积的变化。减少反映了下一次呼吸时已经存在的贡献。

式(9)具有一些有趣的性质。当呼气末分数从基线到T0不变时，变成等于/>式(9)不会基于任何有关与毛细血管床交换的假设，也不需要解离函数的知识。因此，该公式对于在SGD下且常数为/>的两个相继呼吸是正确的，并且可以更一般地表示为：

在式(10)中，FRC^k是迭代k次的FRC的估计值，并且是下一次呼吸返回稳态的估计浓度。预期第一气体的体积V_G1在呼吸之间是恒定的，因此不需要携带式(10)中的指数k。由于F_ET的连续值的差异会驱动F_G1的调整，因此可以安全地应用更新，只要/>可以假定为恒定即可，这意味着可以将其应用于相继的呼吸以将系统驱动至稳态。这是本技术的特征，该技术允许在大多数情况下通过一次呼吸准确确定CO。较早的系统可能需要至少3次迭代，每次迭代需要10分钟。

上文表示，涉及气团的注入。该原理在去除气团时同样有效，因为暂时破坏了稳态，然后达到了新的稳态。

FRC的适应

的计算取决于FRC的准确值。可以观察到，FRC本身就是感兴趣的参量，通常通过冲洗试验确定，其中呼气末体积被单一气体例如氦气淹没。

如果可以获得与血液的气体交换的变化的可靠值，则可以从T0处的结果估计FRC。然而，可能会产生的最佳先验猜测基于FRC的当前估计，因此，除非对在肺泡空间与毛细血管床之间发生的传输做出一些假设，否则这种途径是无用的。

在气体交换完成之后，可以观察到的肺泡气体分数。呼气时排出身体的气体g的体积可以使用式(11)确定：

考虑到注入气团时的T0，以及修改(通常减少)以使患者恢复稳态时的T1，可以使用对于T0的式(12)和对于T1的式(13)来计算离开患者的气体的体积：

不管是否实现恢复稳态，变得比/>低得多(对于气团注射)，因为在T0处，也提供了气体来更新FRC。如果患者恢复稳态，即如果/>则式(14)被验证：

验证式(14)表明，要利用气体1的扰动从基线改变肺泡空间的梯度，初始变化调节FRC以及与毛细血管床的交换二者，而随后的气体1分数仅需要供应毛细血管床。求解FRC得出式(15)：

当患者恢复平衡时，式(15)成立。当未达到平衡时，未知因素会影响与毛细血管床的气体交换。然而，实际上，在T0期间F_G1的适度变化会导致与毛细血管床的气体交换发生微小变化。另外，当FRC估计相当接近时，F_ET的差异可能相当小，并且贡献相对较小。

心输出量的计算

使用微分菲克方程(式(1))计算心输出量。

混合静脉气体含量的计算

混合静脉气体含量由以下式(16)计算：

其中：

是从患者体内排出的气体g的质量平衡；

是CO的估计值；以及

是呼气末分数/>处气体b的解离曲线。

算法的实现方式

算法首先等待呼气末分数稳定以建立基线稳态操作。在非限制性示例中，这可以通过在测量之间等待10分钟或监测呼气末气体分数来实现。建立基线稳态操作的标准是呼气末分数的稳定性，而不是等待时间的时长。

图6是示出根据一个实施方式的用于估计患者的肺的效能的方法的操作的序列图。在图6上，序列200包括可以以可变顺序执行的多个操作，一些操作可以同时执行，一些操作是任选的。对于随后的呼吸执行以下操作：

操作205：可以确定在患者的初步呼吸中输送基线浓度的第一气体时患者的基线呼气末浓度/>

操作210：在时间T0，使第一气体以扰动浓度被输送至患者，从而引起气体输送的扰动。此时，应用固定大小的扰动，使得/>扰动例如可以由向患者输送气团引起。/>

操作215：仍在时间T0处，基于在患者的第一呼吸的呼气期间获得的测量值确定患者的呼气末浓度

操作220：在时间T1处，至少部分地基于患者在前次呼吸与当前呼吸之间的呼气末浓度的变化，重新计算在后续呼吸中输送至患者的第一气体的浓度。可以使用等式(10)来计算该重新计算的第一气体的浓度可以观察到，在该重新计算之后，第一气体的浓度可以改变或保持不变。

操作225：仍然在时间T1处，基于在重新计算第一气体的浓度之后的呼气期间获得的测量值确定患者的更新的呼气末浓度

操作230：进行三(3)个标准的测试。确定是否是以下至少一项中至少之一：i)操作210之后经过预定时长；ii)在操作210之后经过了预定次数的呼吸；或者iii)至少两个相继的更新的呼气末浓度值基本上相等。如果结果是否定的(不满足任何标准)，则序列返回操作220。如果结果为肯定的(至少满足一个标准)，则序列在操作235继续。

操作235：估计患者的功能残气量(FRC)。非限制地，可以使用式(15)来估计FRC。

操作240：还可以估计患者的心输出量(CO)。非限制地，可以使用式(1)估计CO。

尽管在图6上未示出，但是其他事件可能会在序列200内发生。代替操作235和240或除了操作235和240之外，可以例如使用式(16)计算患者的混合静脉气体含量另外，序列200在完成时最有效地操作，而流回患者的肺的血液在序列200开始时几乎没有携带微量气体。通常，血液将在大约20秒内循环回到肺。因此，在一个变型中，如果自从在操作210处施加扰动起经过了20秒在操作230处执行的测试仍为否定，则可以中断序列200。本领域普通技术人员将能够根据患者的临床情况，将此20秒的时长调整为另一个预定的时长。

算法的替选实现方式

作为序列200的替选，算法可以如下实现。算法首先等待呼气末分数稳定以建立基线稳态操作。这可以通过在测量之间等待10分钟或监测呼气末气体分数来实现。接下来，执行以下步骤以进行后续呼吸：

1.基线，无扰动；

a.记录：

2.T0(测试0)：施加固定大小的扰动，使得

a.记录：

3.T_i(测试i)：根据式(10)更新F_G1；

a.记录：

4.重复步骤3，直到：

a.或者

b.受再循环影响

5.更新估计值：

a.使用式(15)更新FRC估计值；以及

b.使用式(1)更新CO估计值。

序列200的操作中的每一个和算法的替选实现方式的操作中的每一个可以被配置成由一个或更多个处理器处理，一个或更多个处理器耦接至存储装置。例如，图7是根据一个实施方式的图1的系统100的控制器104部分的框图。图7是高度示意性的，并不意味着提供控制器104的实际物理表示。技术读者将能够基于本公开内容实现控制器104的特征。控制器104包括多个内部阀108，这些内部阀108可操作以允许或不允许来自激发气体源114的气体通过导管158输送。尽管在图7上示出了三个(3)内部阀108，但是控制器104可以包括更少或更多数量的内部阀108。控制器104还包括一个或更多个处理器250(仅示出一个)，这些处理器250可操作地耦接至内部阀、存储装置252、输入部254和输出部256。处理器250可以经由输入部254接收来自气体成分传感器116和气体流量传感器118的测量值，以及来自操作员接口120的命令。处理器250可以经由输出部256转发来自气体成分传感器116和来自气体流量传感器118的各种生理参数，用于在操作员接口120的显示装置上显示。尽管在图7上示出了一个处理器250、一个存储装置252、一个输入部254和一个输出部256，但是实际的实施方式可以包括一起实现控制器104的特征的这些部件中的每一个中的一个或更多个。控制器104还可以包括其他部件(未示出)，包括通常在控制器和计算机系统上发现的电源和辅助设备。

处理器250使用从气体成分传感器116和从气体流量传感器118接收的测量值来控制内部阀108的打开和关闭，以将气体连续地输送至患者106。存储装置252可以存储非暂态式代码指令，这些指令在由处理器250执行时使控制器104和系统100执行图6所示的序列200的各种操作。在来自操作员接口120的命令中接收的操作参数可以存储在存储装置252并由处理器250使用以启动或终止序列200的执行。相同或附加的操作参数可以用于与将气体顺序输送至患者106有关的其他目的，例如，从激发气体源114中的一个或更多个选择气体。

氧输送

被测量的心输出量排除由于分流而看不到的血流。因此，更好地将其表征为有效肺血流，因为只有这种血流才能被充氧。由于呼气末氧气F_ETO₂是已知的，因此可以估计动脉氧含量，从而可以估计氧气的输送量。然而，随着分流的增加，对动脉氧含量的估计可能会失去一定精度。替选的配置将通过F_ETO₂与吸入氧气的分数F_iO₂之间的差异来体积估计动脉氧含量。使用多种气体的改进的时间分辨率

该方法适用于多种不同的气体类型，并且在T0处的扰动可以是气体分数的突然增加或突然减少。可以使用CO₂、O₂、N₂、氦气或其他气体引起扰动。由于可以独立地施加气体扰动，因此可以通过在不同的时间时刻并行地对不同气体执行迭代来提高时间分辨率。

使用辅助气体的提高的准确性

当增加气体例如CO₂的输送时，另一种气体例如O₂的分数减少。可以并行分析辅助气体中相关联的阶跃变化，以提高测量分辨率。

跟踪氧解离曲线的变化

在了解CO的情况下，也可以考虑通过应用CO₂解离曲线确定O₂解离曲线的点，因为CO₂解离曲线的变化较小。/>

模拟结果

图8a至图8d示出了算法的5个连续迭代。CO₂用作扰动气体。更详细地，图8a示出了呼气末分数F_ETCO₂随时间的变化，图8a示出了用作激发气体的二氧化碳的体积随时间的变化，图8c示出了FRC随时间的变化，图8d示出了CO随时间的变化。图8a至图8d共享公共时间标度。迭代之间需要十分钟，以使心肺系统恢复到稳态。在每次迭代处，应用四个测试呼吸(T0至T3)。

图9a至图9d示出了图8a至图8d的第一次迭代的细节。图9a至图9d上的曲线具有与图8a至图8d相同的维度，然而在较短的时间尺度上呈现。注意，F_ETCO₂从T0到T1增加，表明FRC估计值不正确，并且患者不会立即恢复稳态。图9a示出，在第一次呼气中，从T0到T1，呼气末分数F_ET最初急剧上升而未达到稳定值。在随后的呼气中，需要对呼气末分数进行小的校正。然而，对F_G1的重复重新计算设法使气体交换在T3之前恢复稳态。结果，在单次迭代中实现了CO的收敛。

图10a和图10b示出了对FRC和CO二者进行正确估计的算法最终迭代的细节。F_ET从T0到T1立即恢复稳态，第一次呼气与第二次呼气匹配。通过简单的稳态标准，可以将测试呼吸的次数限制为两(2)次。这进而减少了迭代之间的恢复时间，从而提高了采样速度。因此减少了必须中止图6的序列200的可能性。

本技术的各种实施方式介绍了一种系统，该系统通过吸入气体的成分的控制，在从体外或体内输送扰动后，将感兴趣的气体的呼出的呼气末浓度恢复稳态。为了达到稳态，在初始扰动之后，针对呼吸计算期望的气体吸入浓度。

在一些实施方式中，系统被配置成使得在初始扰动之后针对呼吸计算期望的气体吸入浓度，而无需依赖于患者的肺的功能残气量(FRC)的明确了解。

在相同或其他实施方式中，系统允许使用间接差分菲克方法来快速估计患者的心输出量以获得心输出量的值。

在相同或其他实施方式中，系统允许在扰动之后使呼吸状态恢复平衡。然后，对FRC进行估计。

在相同或其他实施方式中，系统允许通过使用普通气体例如O₂、CO₂或N₂确定FRC的值。系统可以使用自适应方法，该方法不需要对血液中发生的气体交换做出无根据的假设。

在相同或其他实施方式中，系统使用FRC的知识并在单次呼吸中恢复稳态。

在相同或其他实施方式中，系统使用呼气末氧气气体浓度传感器来确定患者的氧气消耗量(VO₂)。

在相同或其他实施方式中，系统结合多种气体以改进阐明肺功能的准确性，改进例如是所确定参数的基于数值或时间的准确性。

本领域普通技术人员将认识到，用于估计患者的肺的效能的方法及系统的描述仅是说明性的，并且不旨在以任何方式进行限制。受益于本公开内容的本领域普通技术人员将容易想到其他实施方式。此外，所公开的方法及系统可以被定制成给现有与体积(或流量)的滴定有关的需求和问题提供有价值的解决方案，并且所供应的气体的浓度适合于受到呼吸护理的每个个体患者的需求。为了清楚起见，未示出和描述该方法及系统的实施方式的所有常规特征。特别地，特征的组合不限于在前面的描述中呈现的那些，因为在所附权利要求中列出的要素的组合形成本公开内容的组成部分。当然，将认识到，在方法及系统的任何这样的实际实施方式的开发中，可能需要做出许多特定于实施方式的决定，以实现开发者的特定目标，例如对与应用程序、系统和业务相关的限制的遵守，并且这些特定目标将因实施方式以及因开发者而异。此外，将理解，开发工作可能是复杂且耗时的，但是对于受益于本公开内容的机械通风领域的普通技术人员而言，这仍将是工程的例行工作。

已经在前面的说明书中通过作为示例提供的非限制性说明性实施方式描述了本公开内容。这些说明性实施方式可以任意修改。权利要求的范围不应该由示例中阐述的实施方式来限制，而是应该被赋予与整个说明书一致的最宽泛的解释。

Claims (16)

1.一种用于估计接受呼吸护理的患者的肺的效能的系统，包括：

至少一个气体源；

配混器，所述配混器具有适于接收要输送至所述患者的第一气体的初级输入端口和适于接收来自所述至少一个气体源中的相应一个气体源的第二气体的至少一个次级输入端口，所述配混器还具有适于向所述患者输送所述第一气体和来自所述至少一个气体源的所述第二气体的患者侧端口；

气体成分传感器，适于测量所述第一气体的分数；

气体流量传感器，适于测量所述第一气体的流量；以及

控制器，所述控制器操作时连接至所述至少一个气体源、所述气体成分传感器和所述气体流量传感器，所述控制器适于：

将所述第一气体和所述第二气体连续地输送至所述患者，以及

实现从所述气体成分传感器和所述气体流量传感器获得基线测量值和测试测量值的序列，所述序列包括：

a).使体积V_G1的第一气体以扰动浓度在第一呼吸中输送至所述患者；

b).在a)之后，基于在所述患者的所述第一呼吸的呼气期间获得的测量值确定所述患者的呼气末浓度

c).至少部分地基于所述患者在前次呼吸与当前呼吸之间的呼气末浓度的变化，重新计算在后续呼吸中输送至所述患者的所述第一气体的浓度

d).基于在c)之后的呼气期间获得的测量值来确定所述患者的更新的呼气末浓度

e).重复c)和d)，直到在b)之后经过了不超过3次呼吸的预定次数的呼吸；以及

f).在e)之后，基于测量值估计所述患者的功能残气量FRC，并且所述FRC被估计为：

其中，是所述患者的基线呼气末浓度。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器还适于：

在a)之前，确定在所述患者的初步呼吸中输送基线浓度的第一气体时所述患者的所述基线呼气末浓度/>

基于在所述患者的吸气阶段期间获得的来自所述气体成分传感器的测量值，确定输送至所述患者的所述第一气体的所述基线浓度和重新计算的浓度；

基于在所述患者的呼气阶段期间获得的来自所述气体成分传感器的测量值，确定所述患者的所述基线呼气末浓度和所述更新的呼气末浓度；以及

通过对在所述患者的吸气阶段获得的来自所述气体流量传感器的测量值求积分，确定输送至所述患者的所述第一气体的体积V_G1。

3.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述控制器还适于：如果在a)之后的预定时长之后没有获得所述患者的更新的呼气末浓度的两个相继且基本相等的值，则中止所述序列。

4.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述控制器适于通过控制来自所述至少一个气体源的所述第二气体到所述配混器的输送来修改所述第一气体的浓度

5.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述控制器包括一个或更多个阀，所述一个或更多个阀适于控制来自所述至少一个气体源中的相应气体源的气体向所述配混器的所述至少一个次级输入端口中的相应端口的输送。

6.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述配混器包括：

输入侧，所述输入侧包括所述初级输入端口和一个或更多个次级输入端口；以及

流体连接至所述输入侧的输出侧，所述输出侧包括混合腔，所述混合腔适于接收来自所述初级输入端口和来自所述一个或更多个次级输入端口的气体以及将所接收的气体的混合物引导至所述患者侧端口。

7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述混合腔被设定尺寸和配置成使由所述配混器在连接至所述患者的呼吸气道线路中添加的死空间最小化。

8.根据权利要求6所述的系统，其中，所述气体成分传感器和所述气体流量传感器被安装到所述配混器的所述输出侧。

9.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述配混器包括：

输入侧，所述输入侧包括所述初级输入端口和一个或更多个次级输入端口；以及

输出侧，所述输出侧包括：

流体连接至所述输入侧的混合腔，所述混合腔适于接收来自所述初级输入端口和来自所述一个或更多个次级输入端口的气体以及将所接收的气体的混合物引导至所述患者侧端口，以及

排气端口，所述排气端口流体连接至所述患者侧端口并且适于排出从所述患者侧端口接收的呼出气体。

10.根据权利要求1或2所述的系统，其中：

所述气体成分传感器是第一气体成分传感器，所述第一气体成分传感器安装在连接至所述患者的呼吸气道线路的吸气分支上并且适于测量输送至所述患者的气体的成分；

所述系统还包括第二气体成分传感器，所述第二气体成分传感器安装在所述呼吸气道线路的呼气分支上并且适于测量所述患者呼出的气体的成分；

所述气体流量传感器是第一气体流量传感器，所述第一气体流量传感器安装在所述呼吸气道线路的吸气分支上并且适于测量输送至所述患者的气体的流量；以及

所述系统还包括第二气体流量传感器，所述第二气体流量传感器安装在所述呼吸气道线路的呼气分支上并且适于测量所述患者呼出的气体的流量。

11.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述气体流量检测器包括：

光源；

单向阀，所述单向阀适于阻止反向气流、沿所述气流的前向方向弯曲、以及在弯曲时使光源发出的光偏转；以及

光检测器，所述光检测器被定位成使得所述单向阀的弯曲修改对所述光源发出的光的检测。

12.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述气体成分传感器包括：

一对耦合器，所述一对耦合器安装在所述配混器的患者侧端口上并且适于一对外部光纤的附接；

适于照射所述外部光纤中的第一外部光纤的光源；

第一透镜，所述第一透镜安装在所述配混器的所述患者侧端口的第一内表面上，所述第一透镜被定位成被所述外部光纤中的所述第一外部光纤照射到；

第二透镜，所述第二透镜安装在所述配混器的所述患者侧端口的第二内表面上，所述第二透镜被定位成与所述第一透镜相对，所述第一透镜发出的光当在所述第二透镜处被接收以照射所述外部光纤中的第二外部光纤之前穿过由所述第一气体和所述第二气体形成的流；以及

光谱分析器，所述光谱分析器适于接收来自所述外部光纤中的所述第二外部光纤的光以及提供对所述第一气体的分数的测量。

13.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述配混器的所述初级输入端口适于连接至机械通气机，所述机械通气机用于从所述配混器接收要被输送至所述患者的第一气体。

14.根据权利要求1或2所述的系统，还包括流体连接至所述配混器的所述初级输入端口的机械通气机。

15.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述控制器还适于：

基于来自所述气体成分传感器和所述气体流量传感器的测量值，估计所述患者的心输出量(CO)。

16.根据权利要求1或2所述的系统，其中，所述控制器还适于：

基于来自所述气体成分传感器和所述气体流量传感器的测量值，估计所述患者的混合静脉气体含量。