CN114728142A - 用于呼吸治疗系统的警报器 - Google Patents

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CN114728142A CN202080074633.0A CN202080074633A CN114728142A CN 114728142 A CN114728142 A CN 114728142A CN 202080074633 A CN202080074633 A CN 202080074633A CN 114728142 A CN114728142 A CN 114728142A
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Fisher and Paykel Healthcare Ltd
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Abstract

披露了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，这些呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气。呼吸辅助设备控制器被配置为确定呼吸气体的目标氧气浓度，并且基于呼吸气体的初始氧气浓度与呼吸气体的目标氧气浓度之间的差以及患者血氧浓度来计算患者血氧浓度的估计的未来值。

Description

用于呼吸治疗系统的警报器
技术领域
本发明涉及用于控制和/或操作呼吸辅助设备的方法和系统。
背景技术
呼吸设备在比如医院、医疗设施、居家护理或家庭环境等各种环境中用于将气体流输送到用户或患者。呼吸设备(例如流量治疗设备)可以包括用以允许与气体流一起输送补充氧气的氧气入口、和/或用以输送经加热和加湿的气体的加湿设备。流量治疗设备可以允许调节和控制气体流的特性，包括流量、温度、气体浓度(比如氧气浓度)、湿度、压力等。
发明内容
披露了涉及用于向患者提供呼吸气体的呼吸辅助设备的一个或多个发明。
一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，这些呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
控制器，该控制器被配置为控制这些呼吸气体的氧气浓度，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，该控制器被配置为确定这些呼吸气体的目标氧气浓度，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
这些呼吸气体的初始氧气浓度与这些呼吸气体的目标氧气浓度之间的差，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
在一些实施例中，控制器被配置为基于目标氧气浓度来控制呼吸气体的氧气浓度。
在一些实施例中，该患者血氧浓度的估计的未来值进一步基于从该控制器将这些呼吸气体的氧气浓度控制到该目标氧气浓度开始以来的时间。
在一些实施例中，该控制器被配置为接收输入并基于该输入来确定这些呼吸气体的目标氧气浓度。
在一些实施例中，该输入包括目标氧气浓度范围，该目标氧气浓度范围包括上限目标氧气浓度和下限目标氧气浓度。
在一些实施例中，加湿器、控制器、流动发生器和呼吸辅助的传感器设置在单个壳体中。
在一些实施例中，该设备包括至少一个气体组合物传感器，该气体组合物传感器被配置为向控制器提供指示呼吸气体的氧气浓度的测量结果。
在一些实施例中，至少一个气体组合物传感器是超声传感器。
在一些实施例中，该控制器被配置为将该患者血氧浓度的所述估计的未来值与血氧浓度警报阈值和/或血氧浓度警报范围进行比较，并且如果该患者血氧浓度的估计的未来值不在所述血氧浓度警报范围内则产生警报输出。
在一些实施例中，该血氧浓度警报范围包括上限血氧浓度警报阈值和下限血氧浓度警报阈值。
在一些实施例中，基于从该控制器将这些呼吸气体的氧气浓度控制到该目标氧气浓度开始以来的时间来确定该血氧浓度警报阈值。
在一些实施例中，该警报阈值可以基于目标氧气浓度的变化的量来确定。
在一些实施例中，警报阈值可以基于目标氧气浓度来确定。
在一些实施例中，警报阈值可以基于当前气体氧气浓度来确定。
在一些实施例中，警报阈值基于目标血氧浓度。
在一些实施例中，该控制器被配置为基于该患者血氧浓度的估计的未来值以及与血氧浓度警报阈值的比较来产生警报输出。
在一些实施例中，该控制器被配置为如果该患者血氧浓度的估计的未来值高于或低于该血氧浓度阈值则产生所述警报输出。
在一些实施例中，警报阈值基于从控制器将呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度开始以来的时间。
在一些实施例中，输入包括目标血氧浓度，并且血氧浓度警报范围基于目标血氧浓度。
在一些实施例中，血氧浓度阈值和/或血氧浓度警报范围基于目标氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
在一些实施例中，呼吸辅助设备可以包括至少一个阀，其中，控制器被配置为控制该阀，以通过改变从氧气源提供给呼吸气体的氧气的量来控制呼吸气体的氧气浓度。
在一些实施例中，呼吸辅助设备可以连接到氧气供应源，其中，控制器被配置为控制来自氧气供应源的气体流量，以控制呼吸气体的氧气浓度。
在一些实施例中，控制器被配置为基于目标氧气浓度和呼吸气体的测得的氧气浓度来控制呼吸气体的氧气浓度。
在一些实施例中，可以确定在预定时间内指示患者血氧浓度的测量结果。
在一些实施例中，控制器被配置为基于患者血氧浓度的估计的未来值来产生警报输出。
在一些实施例中，呼吸辅助设备(或相关装置)被配置为显示警报输出或与该警报输出相关的信息。
在一些实施例中，呼吸辅助设备(或相关装置)被配置为显示患者血氧浓度的估计的未来值。
在一些实施例中，警报输出可以被传输到与呼吸辅助设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
控制器，该控制器被配置为接收输入，该输入包括目标氧气浓度范围，该目标氧气浓度范围包括上限目标氧气浓度和/或下限目标氧气浓度，
控制器，该控制器被配置为将这些呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度，其中，该目标氧气浓度在包括上限目标氧气浓度和下限目标氧气浓度的所述目标氧气浓度范围内，
其中，该控制器被配置为：
基于指示患者血氧浓度的该测量结果以及该目标氧气浓度与该上限目标氧气浓度之间的差，计算针对该目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的估计的最大未来值，或者
基于指示患者血氧浓度的该测量结果以及该目标氧气浓度与该下限目标氧气浓度之间的差，计算针对该目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的估计的最小未来值。
在一些实施例中，控制器被配置为将呼吸气体的氧气浓度从初始氧气浓度控制到目标氧气浓度。
在一些实施例中，初始氧气浓度是在控制器将呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度之前的氧气浓度。
在一些实施例中，呼吸辅助设备被配置为接收指示目标氧气浓度范围的输入。
在一些实施例中，目标氧气浓度范围经由用户接口输入。
在一些实施例中，估计的最大未来值和/或估计的最小未来值基于估计的氧气效率。
在一些实施例中，估计的最大未来值和/或估计的最小未来值被实时更新。
在一些实施例中，最大或最小未来值是在氧气浓度的变化已经对患者血氧产生影响之后。
在一些实施例中，控制器被配置为显示患者血氧的估计的最小未来值和/或患者血氧浓度的估计的最小未来值。
在一些实施例中，控制器被配置为产生警报输出。
在一些实施例中，警报输出可以被传输到与呼吸辅助设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
在一些实施例中，警报输出包括至少一个警报参数。
在一些实施例中，控制器被配置为基于患者血氧浓度的估计的未来值和/或患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值来产生警报输出。
在一些实施例中，控制器被配置为将患者血氧浓度的所述估计的最大未来值与上限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最大未来值小于上限目标血氧浓度则产生警报输出。
在一些实施例中，该警报参数或警报输出基于患者血氧浓度的估计的最大未来值与上限目标血氧浓度之间的差的大小。
在一些实施例中，控制器被配置为将患者血氧浓度的所述估计的最小未来值与下限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最小未来值小于下限目标血氧浓度则产生警报输出。
在一些实施例中，该警报输出的该警报参数或警报参数基于患者血氧浓度的估计的最小未来值与下限目标血氧浓度之间的差的大小。
在一些实施例中，警报参数是警报时间或警报强度。
在一些实施例中，警报输出和/或相关数据被提供给显示器。
在一些实施例中，警报输出被配置为在显示器上呈现消息。
在一些实施例中，警报输出被配置为产生声音或提供指示。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，在该设备的操作期间，该控制器被配置为存储呼吸气体氧气浓度数据，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括：呼吸气体的多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
在一些实施例中，控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
在一些实施例中，控制器被配置为基于患者血氧浓度的估计的未来值来产生警报输出。
在一些实施例中，呼吸辅助设备(或相关装置)被配置为显示警报输出或与该警报输出相关的信息。
在一些实施例中，呼吸辅助设备(或相关装置)被配置为显示患者血氧浓度的估计的未来值。
在一些实施例中，警报输出可以被传输到与呼吸辅助设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，在该设备的操作期间，该控制器被配置为存储呼吸气体氧气浓度数据，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
这些呼吸气体的当前氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
在一些实施例中，控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的最大未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，在该设备的操作期间，该控制器被配置为存储呼吸气体氧气浓度数据，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差。
在一些实施例中，控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的最小未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
在一些实施例中，相关时间戳包括呼吸气体的相关的氧气浓度被记录、和/或测量和/或存储的时间。
在一些实施例中，相关时间戳包括自从呼吸气体的相关的氧气浓度被记录、和/或测量和/或存储以来经过的时间。
在一些实施例中，控制器被配置为确定所存储的呼吸气体氧气浓度数据中呼吸气体的氧气浓度的一系列变化。
在一些实施例中，呼吸气体的氧气浓度被控制到呼吸气体的目标氧气浓度。
在一些实施例中，呼吸气体的氧气浓度是呼吸气体的测得的氧气浓度。
在一些实施例中，该设备包括至少一个气体组合物传感器，该气体组合物传感器被配置为向控制器提供指示呼吸气体的氧气浓度的测量结果。
在一些实施例中，控制器被配置为以规则的时间间隔或不规则的时间间隔更新呼吸气体浓度数据的所存储的氧气浓度。
在一些实施例中，控制器被配置为当呼吸气体的目标氧气浓度被控制器更新时，更新所存储的呼吸气体氧气浓度。
在一些实施例中，基于相关时间戳的加权基于衰减函数。
在一些实施例中，所存储的氧气浓度数据被传输到与呼吸辅助设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，该控制器被配置为维持该呼吸气体氧气浓度的变化的总和，
其中，该控制器被配置为执行估计更新阶段，该估计更新阶段包括：
将衰减函数应用于这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，
计算该当前估计更新阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与该先前估计更新阶段的这些呼吸气体之间的差，
将该差加到这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和上，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，该控制器被配置为维持该呼吸气体氧气浓度的变化的总和，
其中，该控制器被配置为执行估计更新阶段，该估计更新阶段包括：
将衰减函数应用于这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，
计算该当前估计更新阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与先前估计更新阶段的这些呼吸气体之间的差，
将该差加到这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和上，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
在一些实施例中，控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的最大未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，该控制器被配置为维持该呼吸气体氧气浓度的变化的总和，
其中，该控制器被配置为执行估计更新阶段，该估计更新阶段包括：
将衰减函数应用于这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，
计算该当前估计更新阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与该先前估计更新阶段的这些呼吸气体之间的差，
将该差加到这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和上，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差。
在一些实施例中，控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的最小未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
在一些实施例中，控制器被配置为以规则的时间间隔或不规则的时间间隔执行估计更新阶段。
在一些实施例中，控制器被配置为实时执行估计更新。
在一些实施例中，控制器被配置为周期性地执行估计更新阶段。
在一些实施例中，控制器被配置为当呼吸气体的目标氧气浓度被控制器更新时执行估计更新阶段。
在一些实施例中，控制器被配置为将呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度，
在一些实施例中，呼吸气体的氧气浓度被控制到呼吸气体的目标氧气浓度。
在一些实施例中，呼吸气体的氧气浓度是呼吸气体的测得的氧气浓度。
在一些实施例中，该设备包括至少一个气体组合物传感器，该气体组合物传感器被配置为向控制器提供指示呼吸气体的氧气浓度的测量结果。
在一些实施例中，控制器被配置为更新呼吸气体的目标氧气浓度并将呼吸气体的氧气浓度从初始氧气浓度控制到目标氧气浓度。
在一些实施例中，目标氧气浓度由氧气浓度控制器提供。
在一些实施例中，该输入或输入进一步包括目标血氧浓度。
在一些实施例中，该目标血氧浓度或目标血氧浓度是范围。
在一些实施例中，目标血氧浓度包括上限目标血氧浓度和/或下限目标血氧浓度。
在一些实施例中，控制器被配置为基于目标血氧浓度范围的中间值来确定目标氧气浓度。
在一些实施例中，控制器被配置为将目标血氧浓度控制在上限目标血氧浓度与下限目标血氧浓度内。
在一些实施例中，控制器被配置为改变目标氧气浓度，以将患者血氧浓度控制到目标血氧浓度。
在一些实施例中，控制器被配置为改变从氧气源提供到呼吸气体的补充氧气的量，以控制呼吸气体的氧气浓度。
在一些实施例中，该设备包括至少一个阀调布置。
在一些实施例中，阀调布置与吹风机处于流体连通。
在一些实施例中，阀调布置可以是可控的，以调节引入气体流中的氧气量。
在一些实施例中，控制器被配置为产生警报输出。
在一些实施例中，警报输出可以被传输到与呼吸辅助设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
在一些实施例中，警报输出包括至少一个警报参数。
在一些实施例中，控制器被配置为基于患者血氧浓度的估计的未来值和/或患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值来产生警报输出。
在一些实施例中，控制器被配置为将患者血氧浓度的所述估计的最大未来值与上限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最大未来值小于上限目标血氧浓度则产生警报输出。
在一些实施例中，该警报参数或警报输出基于患者血氧浓度的估计的最大未来值与上限目标血氧浓度之间的差的大小。
在一些实施例中，控制器被配置为将患者血氧浓度的所述估计的最小未来值与下限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最小未来值小于下限目标血氧浓度则产生警报输出。
在一些实施例中，该警报输出的该警报参数或警报参数基于患者血氧浓度的估计的最小未来值与下限目标血氧浓度之间的差的大小。
在一些实施例中，警报参数是警报时间或警报强度。
在一些实施例中，警报输出和/或相关数据被提供给显示器。
在一些实施例中，警报输出被配置为在显示器上呈现消息。
在一些实施例中，警报输出被配置为产生声音或提供指示。
在一些实施例中，该传感器或至少一个传感器与控制器电子通信。
在一些实施例中，该至少一个传感器是脉搏血氧仪或动脉氧传感器。
在一些实施例中，呼吸辅助设备进一步包括气体组合物传感器。
在一些实施例中，气体组合物传感器与控制器电子通信。
在一些实施例中，气体组合物传感器是氧气浓度传感器，该氧气浓度传感器被配置为测量呼吸气体的氧气浓度。
在一些实施例中，至少一个气体组合物传感器提供指示呼吸气体的初始氧气浓度的信号。
在一些实施例中，控制器被配置为从氧气浓度传感器接收指示呼吸气体的氧气浓度的氧气浓度信号。
在一些实施例中，控制器被配置为基于来自氧气浓度传感器的氧气浓度信号来控制呼吸气体的氧气浓度。
在一些实施例中，控制器包括一个或多个处理器，其中，这些处理器被配置为具有计算机可读指令。
在一些实施例中，控制器包括至少一个存储器元件，其中，该存储器元件被配置为存储所述计算机可读指令。
在一些实施例中，存储器元件是非暂时性的。
在一些实施例中，流动发生器是或包括吹风机模块，其中，该吹风机模块包括至少一个吹风机，该至少一个吹风机被配置为产生所述气体流。
在一些实施例中，呼吸辅助设备包括至少一个显示器，该至少一个显示器被配置为显示警报输出。
在一些实施例中，显示器包括至少一个屏幕。
在一些实施例中，呼吸辅助设备包括至少一个声音产生装置，该至少一个声音产生装置被配置为输出可听声音。
在包括以上方面中的任一方面的呼吸辅助设备、导管和用户接口的另一个系统中。
另一方面，提供了一种估计患者血氧浓度的未来值的方法，该方法包括：
向该患者提供具有初始目标氧气浓度的呼吸气体，
测量患者血氧浓度，
向该患者提供具有目标氧气浓度的呼吸气体，
基于该患者血氧浓度以及初始目标氧气浓度与该目标氧气浓度之间的差来计算该患者血氧浓度的未来值。
另一方面，提供了一种针对目标氧气浓度范围估计患者血氧浓度的最大未来值的方法，该方法包括：
测量患者血氧浓度，
向该患者提供具有氧气浓度的呼吸气体，
基于患者血氧浓度、以及该目标氧气浓度范围的上限目标氧气浓度与这些呼吸气体的氧气浓度之间的差来计算该患者血氧浓度的最大未来值。
另一方面，提供了一种针对目标氧气浓度范围估计患者血氧浓度的最小未来值的方法，该方法包括：
测量患者血氧浓度，
向该患者提供具有氧气浓度的呼吸气体，
基于患者血氧浓度、以及该目标氧气浓度范围的下限目标氧气浓度与这些呼吸气体的氧气浓度之间的差来计算该患者血氧浓度的最小未来值。
另一方面，提供了一种估计患者血氧浓度的未来值的方法，该方法包括：
为该患者提供呼吸气体，
在该设备存储呼吸气体氧气浓度数据的操作期间，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
测量患者血氧浓度，
基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
另一方面，提供了一种估计患者血氧浓度的估计的最大未来值的方法，该方法包括：
为该患者提供呼吸气体，
在该设备存储呼吸气体氧气浓度数据的操作期间，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
测量患者血氧浓度，
基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
这些呼吸气体的当前氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
另一方面，提供了一种估计患者血氧浓度的估计的最小未来值的方法，该方法包括：
为该患者提供呼吸气体，
在该设备存储呼吸气体氧气浓度数据的操作期间，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
测量患者血氧浓度，
基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差。
另一方面，提供了一种估计患者血氧浓度的未来值的方法，该方法包括：
为该患者提供呼吸气体，
维持这些呼吸气体氧气浓度的变化的总和，
执行估计更新阶段，该估计更新阶段包括：
将衰减函数应用于这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，
计算处于该当前估计更新阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与处于该先前估计更新阶段的这些呼吸气体之间的差，
将该差加到这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和上。
在一些实施例中，控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
在一些实施例中，控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的最大未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
在一些实施例中，控制器被配置为基于以下各项计算患者血氧浓度的估计的最小未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差。
另一方面，提供了一种包括呼吸辅助设备和辅助装置的系统，其中，在辅助装置上计算估计的最大未来值、和/或估计的最小未来值、和/或估计的未来值。
另一方面，提供了一种包括呼吸辅助设备和辅助装置的系统，其中，控制器至少部分地位于辅助装置上。
在一些实施例中，呼吸设备向辅助装置提供传感器输出和/或存储的数据。
在一些实施例中，可以在呼吸辅助设备上提供该警报输出或警报输出。
在一些实施例中，可以在辅助装置上提供该警报输出或警报输出。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备，该呼吸辅助设备用于提供以上方面中的任一方面的方法。
另一方面，提供了呼吸辅助设备的用途，该呼吸辅助设备包括用于提供任何以上方面中的任一方面的方法。
另一方面，提供了一种呼吸辅助设备或一种以上方面中的任一方面的流量治疗设备的用途，其中，该呼吸辅助设备是如以上方面中的任一方面的权利要求中的任一项的设备。
对本文披露的数字范围(例如，1至10)的提及意图也结合了对在该范围内的所有的有理数(例如，1、1.1、2、3、3.9、4、5、6、6.5、7、8、9以及10)以及在该范围内的任何有理数范围(例如，2至8、1.5至5.5以及3.1至4.7)的提及。
广义地说，本文描述的实施例还可以涉及单独地或共同地在本申请的说明书中提及或指示的零件、元件和特征，以及所述零件、元件或特征中的任何两个或更多个的任何或全部组合，并且当本文提到具有本发明所涉及的领域中的已知等效物的特定整体时，此类已知等效物被认为如同单独地进行阐述那样并入本文。
在本说明书中，其中已经参引了外部信息源，包括专利说明书及其他文件，总体上这是出于提供用于论述本发明这些特征的背景的目的。除非另外说明，在任何管辖权中对这类信息源的参引都不应该被解释为承认这类信息源是现有技术或形成本领域的常见的一般知识的一部分。
本说明书中使用的术语“包括”是指“至少部分地由……组成”。当在包括该术语、这些特征(在每次声明中将该术语写在前言)的本说明书中进行解释声明时，需要将全部这些都表示出来但可以将其他的特征也表示出来。相关的术语比如“包括(comprise)”和“被包括(comprised)”将以相同的方式进行解释。
下面参考附图详细描述这些和其他特征和方面。
附图说明
现在将仅通过示例并且参考附图来描述本发明，在附图中：
图1A以图解形式示出了流量治疗设备。
图1B展示了感测电路板，该感测电路板包括可以用于流量治疗设备中的流量传感器。
图1C至图1D展示了使用横流束的传感器组件的各种超声换能器配置的示意图。
图1E至图1F展示了使用顺流束的传感器组件的各种超声换能器配置的示意图。
图2A、图2B和图3展示了示出呼吸装置的操作的曲线图。
图4A至图4D展示了用于估计患者血氧的未来值的过程。
图5A和图5B展示了呼吸装置的警报状况。
图6展示了用于估计患者血氧的最大或最小未来值的过程。
图7展示了示出呼吸装置的操作的曲线图。
图8A和图8B展示了示出呼吸装置的操作的曲线图。
图9A和图9B展示了用于估计患者血氧的最大或最小未来值的过程。
图10展示了示出呼吸装置的操作的曲线图。
图10A展示了用于估计患者氧气效率的过程。
图11是流量治疗设备的主壳体的第一底侧立体图，示出了壳体内的用于马达和/或传感器模块子组件的凹部。
图12是流量治疗设备的主壳体的第二底侧立体图，示出了用于马达和/或传感器模块子组件的凹部。
图13是流量治疗设备的在主壳体的底侧的马达和/或传感器子组件、以及固定弯管的立体图。
图14是马达和/或传感器子组件的部件的分解立体图，通过箭头示意性地示出了穿过子组件的气体流动路径。
图15是马达和/或传感器子组件的盖件和感测PCB的底侧视图，示出了传感器的位置。
图16是流量治疗设备的后视立体图，其邻近于流量治疗设备的后边缘被剖开，示出了主壳体中提供了用于接纳马达和/或传感器子组件的凹部的这一部分的布置。
图17A是流量治疗设备的左前立体图。
图17B是流量治疗设备的左前立体图。
图18是示出了阀模块和过滤器模块的左前局部立体剖视图。
图19是用于过滤器模块和阀模块的示意性气体流动路径图，其中实线箭头表示氧气(或另一种气体)的流动，而虚线箭头表示环境空气的流动。
图20是示出了穿过过滤器模块和阀模块的气体流动路径的截面视图。
图21是第一配置阀模块的后侧俯视立体图。
图22是示出了穿过第一配置阀模块的气体流动路径的后侧俯视立体图，其中实线箭头表示氧气(或另一种气体)的流动，而虚线箭头表示环境空气的流动。
图23是第一配置阀模块的截面视图。
图24是示出了第一配置阀模块的阀和阀歧管的联接、以及穿过该阀和阀歧管的气体流动路径的截面视图。
图25是呼吸辅助设备和辅助装置的示意图。
具体实施方式
具有各种健康状况和疾病的患者可以从呼吸治疗中受益。在至少一种形式中，呼吸治疗可以是氧气治疗。例如，患有慢性阻塞性肺病(COPD)、肺炎、哮喘、支气管肺发育不良、心力衰竭、囊性纤维化、睡眠呼吸暂停、肺部疾病、呼吸系统创伤、急性呼吸窘迫和/或其他状况或疾病的患者可以从呼吸治疗中受益。类似地，接受手术前和手术后输氧的患者也可以从呼吸治疗中受益。治疗这种问题的一种常见方法是给患者供应包含补充氧气的呼吸气体。在至少一种配置中，可以向呼吸气体供应受控浓度的补充氧气。这种补充氧气有助于防止患者的血氧浓度(例如，血氧饱和度(SpO2))下降得太低(例如，低于约90％)。
然而，当比如通过提供补充氧气向患者提供呼吸治疗时，患者的血氧浓度的变化可能滞后于所提供的氧气浓度的变化。也就是说，从所提供的氧气浓度发生变化时起，血氧浓度的任何变化可能需要很长时间才会发生。换句话说，当向患者提供比如补充氧气治疗等呼吸治疗时，在所提供的氧气浓度的变化与患者血氧浓度的最终变化之间可能存在显著的延迟。因此，用户可能难以确定所提供的氧气浓度的变化是否将满足就患者血氧浓度而言的期望治疗目标，直到已经经过了相当长的时间。在此时间期间，患者可能得不到足够的呼吸治疗。
因此，可以提供呼吸治疗设备10，该呼吸治疗设备估计呼吸气体的氧气浓度的变化对患者血氧浓度的影响。
一个益处是用户可以快速看到呼吸气体的氧气浓度的变化对患者血氧浓度的影响，并且确定这是否符合他们的治疗目标(例如期望的血氧浓度)。
另一个益处是呼吸治疗设备10可以基于患者血氧浓度的估计的未来值来进行警报。例如，呼吸治疗设备10可以在呼吸气体的所提供的氧气浓度的变化被估计为不可能提供患者血氧浓度的期望变化时进行警报。
当用户(通常是临床医学家、护士、医生或其他健康从业者)设定目标血氧浓度时，他们也可以设定呼吸气体的目标氧气浓度范围。呼吸治疗设备10然后将试图通过改变呼吸气体的所提供的氧气浓度来控制患者血氧浓度，同时确保呼吸气体的氧气浓度在目标氧气浓度范围内。
然而，在一些情况下，当提供具有在目标氧气浓度范围内的组合物的呼吸气体时，呼吸治疗设备10将不能达到目标血氧浓度。同样，在这种情况下，患者可能没有接受足够的治疗。
另外地，如上所述，患者血氧浓度的变化可能滞后于所提供的氧气浓度的变化。因此，用户可能需要一段时间才能意识到患者没有接受足够的治疗。
因此，可以提供呼吸治疗设备10，该呼吸治疗设备估计对应于目标氧气范围的患者的最大或最小未来血氧浓度。
应当理解，术语“呼吸辅助设备”、“呼吸治疗设备”和“流量治疗设备”可以可互换地使用。
该设备然后可以产生警报输出，以通知用户当提供具有在目标氧气浓度范围内的组合物的呼吸气体时，该设备将不能达到目标血氧浓度。用户然后可以查看患者，并且可选地修改目标氧气浓度范围。
在一些实施例中，如果设备检测到在目标氧气浓度范围内无法达到目标血氧浓度，则设备可以确定更新的目标氧气浓度范围。
对最大或最小未来血氧浓度的估计可以向用户提供患者没有接受充分治疗的早期指示。
血氧浓度可以是外周毛细血管氧饱和度(SpO2)或氧分压(PaO2)。
呼吸气体的氧气浓度可以是吸入氧气分数(FiO2)(例如患者吸入的呼吸气体的氧气百分比)，或者是输送氧气分数(FdO2)(例如输送给患者的呼吸气体的氧气百分比)。
在生理学上，提供给患者的氧气(例如作为吸入氧气分数(FiO2)将经由肺传送到患者的血液中(例如作为氧分压(PaO2))
可以使用血红蛋白饱和函数将患者血液中的氧(例如作为氧分压(PaO2))转换为外周毛细血管氧饱和度(SpO2)。
在图1A中示出了呼吸治疗设备10。呼吸治疗设备10可以包括主壳体100，该主壳体容纳呈马达/叶轮布置形式的流动发生器11(例如，吹风机)、可选的加湿器12、控制器13、以及用户接口14(包括例如显示器和比如按钮、触摸屏等输入装置)。控制器13可以被配置或编程为控制呼吸治疗设备10的操作。例如，控制器13可以控制呼吸治疗设备10的部件，包括但不限于：操作流动发生器11以产生用于输送到患者的气体流(各气体的流)；操作加湿器12(如果存在的话)以对产生的气体流进行加湿和/或加热；控制进入流动发生器吹风机中的氧气流；从用户接口14接收用户输入以对呼吸治疗设备10进行重新配置和/或用户定义的操作；以及向用户输出信息(例如，在显示器上)。
出于这些目的，控制器13包括一个或多个计算机处理器13a和存储处理器可执行指令或代码的相关非暂时性存储器或存储介质。当由一个或多个处理器执行时，这些指令使得呼吸治疗设备实现本文描述的步骤和过程。
用户可以是患者、保健专业人员(例如临床医生)或对使用该设备感兴趣的任何其他人。如本文所使用的，“气体流”可以指代可以在呼吸辅助或呼吸装置中使用的任何气体流，比如环境空气流、包含基本上100％氧气的流、包含环境空气和氧气的某种组合的流等等。
患者呼吸导管16在一个端部处联接到呼吸治疗设备10的壳体100中的气体流出口21。患者呼吸导管16在另一端部处联接到患者接口17，比如具有歧管19和鼻叉18的非密封的鼻插管。另外地或替代性地，患者呼吸导管16可以联接到面罩、鼻罩、鼻枕罩、气管内管、气管造口接口等。由流量治疗设备10产生的气体流可以被加湿，并且经由患者呼吸导管16通过患者接口17被输送到患者。患者呼吸导管16可以具有加热元件16a，以便加热穿过到达患者的气体流。加热元件16a可以在控制器13的控制下。在至少一种配置中，加热元件16a是加热丝16a。患者呼吸导管16和/或患者接口17可以被认为是呼吸治疗设备10的一部分、或替代性地在该呼吸治疗设备的外围。呼吸治疗系统1可以包括呼吸治疗设备10、患者呼吸导管16和患者接口17，它们一起可以形成呼吸治疗系统。
控制器13可以控制流动发生器11以产生具有期望的流量的气体流。控制器13还可以控制补充氧气入口，以允许输送补充氧气。加湿器12(如果存在的话)可以加湿气体流和/或将气体流加热到合适的水平等。控制器13可以被配置为控制加湿器12。气体流通过患者呼吸导管16和患者接口17被引出到患者。控制器13还可以控制加湿器12中的加湿器加热元件16b和/或患者导管16中的加热元件16a，以将气体加热到期望的温度来实现患者的期望的治疗水平和/或舒适水平。控制器13可以被编程有气体流的合适目标温度或可以确定气体流的合适目标温度。
氧气入口端口28可以包括阀，加压气体可以通过该阀进入呼吸治疗设备10。阀可以控制进入呼吸治疗设备10中的氧气流量。该阀可以是任何类型的阀，包括比例阀或二位阀。氧气源可以是氧气罐或医院氧气供应源。医疗级别的氧气的纯度通常在95％与100％之间。也可以使用较低纯度的氧气源。在2016年10月18日提交的名称为“Valve Modules andFilter[阀模块和过滤器]”的美国临时申请号62/409,543以及2017年4月23日提交的名称为“Valve Modules and Filter[阀模块和过滤器]”的美国临时申请号62/488,841中披露了阀模块和过滤器的示例，这些美国临时申请通过援引以其全文并入本文。下文关于图7至图15来进一步详细讨论阀模块和过滤器。
流量治疗设备10可以测量和控制被输送到患者的气体的氧气含量，且因此测量和控制由患者吸入的气体的氧气含量。在高流量治疗的至少一种实施方式中，输送的气体的高流量满足或超过患者的峰值吸气需求。这意味着，在吸气期间由装置输送到患者的气体的容积满足或超过在吸气期间由患者吸入的气体的体积。因此，高流量治疗可以有助于防止在患者呼入时夹带环境空气，并且冲洗掉患者气道中的呼出气体。只要输送的气体的流量满足或超过患者的峰值吸气需求，就防止了夹带环境空气，并且由装置输送的气体与患者吸入的气体基本上相同。这样，在装置中测得的氧气浓度可以等同于输送氧气分数(FdO2)，并且可以基本上与患者呼吸的氧气浓度、吸入氧气分数(FiO2)相同，并且因而这样的术语可以被视为等同的。
操作传感器3a、3b、3c(比如流量传感器、温度传感器、湿度传感器和/或压力传感器)可以放置在流量治疗设备10中的各个位置中。附加传感器(例如，传感器20、25)可以放置在患者导管16和/或患者接口17上的各个位置(例如，可以在吸气管的端部处或附近存在温度传感器29)。这些传感器可以由控制器13监控。这可以帮助控制器13以提供合适治疗的方式操作流量治疗设备10。在一些配置中，提供合适治疗包括满足患者的峰值吸气需求。呼吸治疗设备10可以具有发射器、接收器和/或收发器15，以使得控制器13能够从传感器接收信号8和/或控制流量治疗设备10的各种部件，包括但不限于流动发生器11、加湿器12和加热元件16a、加湿器加热元件16b或与流量治疗设备10相关的附件或外围设备。另外地或替代性地，发射器、接收器和/或收发器15可以向远程服务器输送数据、或者实现对呼吸治疗设备10或呼吸治疗系统1的远程控制。
在氧气和环境空气已经混合之后，可以通过放置一个或多个气体组合物传感器(比如超声换能器系统)来测量氧气。该测量可以在呼吸治疗设备10、患者呼吸导管16、患者接口17内或者在任何其他合适的位置处进行。
还可以通过在环境空气入口导管、氧气入口导管和患者呼吸导管中的至少两者上使用流量传感器来测量氧气浓度，以确定至少两种气体的流量。通过确定两种入口气体或一种入口气体的流量以及一种总流量连同入口气体的假设的或测得的氧气浓度(环境空气为约20.9％，氧气为约100％)，可以计算出最终气体组合物的氧气浓度。替代性地，可以在环境空气入口导管、氧气入口导管和最终输送导管这三者处全部放置流量传感器，以允许冗余并通过检查读数的一致性来测试出每个传感器正确地工作。还可以使用测量由流量治疗设备10输送的氧气浓度的其他方法。
流量治疗设备10可以包括患者传感器26(比如，脉搏血氧仪或患者监控系统)，以测量患者的一个或多个生理参数(比如，患者的血氧浓度(例如患者的血氧饱和度(SpO2))、心率、呼吸速率、灌注指数)并提供信号质量的量度。传感器26可以通过有线连接或通过经由传感器26上的无线发射器进行的通信来与控制器13通信。传感器26可以是被设计成连接到患者手指的一次性粘合性传感器。传感器26可以是非一次性传感器。针对不同年龄组设计并且将连接至患者身上的不同位置的传感器是可用的，这些传感器可以与流量治疗系统1一起使用。脉搏血氧仪可以附接到患者(典型地附接在其手指处)，但是其他位置(比如耳垂)也是一个选项。脉搏血氧仪可以连接到呼吸治疗设备10中的处理器，并且将不断地提供指示患者的血氧饱和度的信号。患者传感器26可以是可热插拔的装置，其可以在流量治疗设备10的操作期间被附接或互换。例如，患者传感器26可以使用USB接口或使用无线通信协议(比如
Figure BDA0003613963480000191
)连接到流量治疗设备10。当患者传感器26在操作期间断开连接时，流量治疗设备10可以在其先前的操作状态下继续操作限定的时间段。在限定的时间段之后，流量治疗设备10可以触发警报、从自动模式转变到手动模式、和/或完全退出控制模式(例如，自动模式或手动模式)。患者传感器26可以是床旁监控系统或通过物理或无线接口与流量治疗设备10通信的其他患者监控系统。
流量治疗设备10可以包括高流量治疗设备或者是高流量治疗设备的形式。如本文所使用的，“高流量”治疗是指以满足或超过患者的峰值吸气需求的相对高流速向患者的气道施用气体。用于实现“高流量”的流量可以是以下列出的流量中的任一者。例如，在一些配置中，对于成人患者，“高流量治疗”可以指代以以下流量将气体输送到患者：大于或等于约10升/分钟(10LPM)，比如在约10LPM与约100LPM之间、或在约15LPM与约95LPM之间、或在约20LPM与约90LPM之间、或在约25LPM与75LPM之间、或在约25LPM与约85LPM之间、或在约30LPM与约80LPM之间、或在约35LPM与约75LPM之间、或在约40LPM与约70LPM之间、或在约45LPM与约65LPM之间、或在约50LPM与约60LPM之间。在一些配置中，对于新生儿、婴儿或儿童患者，“高流量治疗”可以是指以以下流量向患者输送气体：大于1LPM，如在约1LPM与约25LPM之间、或在约2LPM与约25LPM之间、或在约2LPM与约5LPM之间、或在约5LPM与约25LPM之间、或在约5LPM与约10LPM之间、或在约10LPM与约25LPM之间、或在约10LPM与约20LPM之间、或在约10LPM与15LPM之间、或在约20LPM与25LPM之间。用于成人患者、新生儿、婴儿或儿童患者的高流量治疗设备可以以约1LPM与约100LPM之间的流量或以上文列出的任一子范围子范围中的流量向患者输送气体。流量治疗设备10可以以在约1LPM与约100LPM之间的任何流速递送高达100％的任何浓度的氧气(例如，FdO2)。在一些配置中，这些流量中的任一者都可以与约20％至30％、21％至30％、21％至40％、30％至40％、40％至50％、50％至60％、60％至70％、70％至80％、80％至90％和90％至100％的氧气浓度(FdO2)相组合。在一些组合中，流量可以在约25LPM与75LPM之间并与约20％至30％、21％至30％、21％至40％、30％至40％、40％至50％、50％至60％、60％至70％、70％至80％、80％至90％和90％至100％的氧气浓度(FdO2)相组合。在一些配置中，流量治疗设备10可以在以手动模式操作时包括安全阈值，这些安全阈值防止患者将太多氧气输送到患者。
高流量治疗可以施用到患者的鼻孔和/或经口、或经由气管造口接口来施用。高流量治疗可以以等于或超过预期患者的峰值吸气流量要求的流量将气体输送到患者。高流量治疗可以在鼻咽中产生冲洗效果，使得上气道的解剖学死腔被进入的高气体流量冲洗。这可以产生出可供用于每次呼吸的新鲜气体储备，同时最小化对氮气和二氧化碳的再呼吸。另外地，当试图控制患者的FdO2时，满足吸气需求和冲洗气道是重要的。高流量治疗可以利用非密封的患者接口(例如鼻插管)来输送。患者接口17可以被配置为以超过预期患者峰值吸气流量要求的流量将呼吸气体输送到患者的鼻孔。
如本文所使用的，术语“非密封的患者接口”可以是指在患者的气道与不完全堵塞患者的气道的气流源(比如来自流动发生器11)之间提供气动连接的接口。非密封的气动连接可以包括小于患者的气道的约95％的堵塞。非密封的气动连接可以包括小于患者的气道的约90％的堵塞。非密封的气动连接可以包括在患者的气道的约40％与约80％之间的堵塞。气道可以包括患者的鼻孔或口部中的一个或多个。对于鼻插管，气道穿过鼻孔。
流动发生器11可以是或包括吹风机模块。吹风机模块可以包括至少一个吹风机11，该至少一个吹风机被配置为产生所述气体流。
流动发生器11可以包括环境空气入口端口27，以将环境室内空气夹带到吹风机中。流量治疗设备10还可以包括通向阀的氧气入口端口28，加压气体可以穿过该阀进入流动发生器11。阀可以控制进入流动发生器11中的氧气流。该阀可以是任何类型的阀，包括比例阀或二位阀。
吹风机11可以以大于约1,000RPM且小于约30,000RPM、大于约2,000RPM且小于约21,000RPM或在任何前述值之间的马达转速操作。吹风机11的操作可以混合通过入口端口(例如环境空气入口端口27和/或氧气入口端口28)进入吹风机11的气体。使用吹风机11作为混合器可以降低否则在具有单独混合器(比如包括挡板的静态混合器)的系统中将会发生的压降，因为混合需要能量。
呼吸辅助设备可以进一步包括气体组合物传感器。气体组合物传感器可以是下面描述的传感器(例如超声换能器配置)。
气体组合物传感器可以连接到控制器。
气体组合物传感器可以位于流动路径中的任何点处。
气体组合物传感器可以是氧气浓度传感器，该氧气浓度传感器被配置为测量呼吸气体的氧气浓度。
控制器可以被配置为从氧气浓度传感器接收指示呼吸气体的氧气浓度的氧气浓度信号。
气体组合物传感器可以被配置为向控制器提供气体组合物传感器输出。可选地，气体组合物传感器输出可以是指示呼吸气体的气体组合物(例如氧气浓度)的信号。
气体组合物传感器可以与控制器电子通信。
控制器可以被配置为基于来自氧气浓度传感器的氧气浓度信号来控制呼吸气体的氧气浓度。
呼吸辅助设备可以进一步包括血氧浓度传感器。
血氧浓度传感器可以向控制器提供信号。
血氧浓度传感器可以是脉搏血氧仪或动脉氧传感器。
血氧浓度传感器可以与控制器电子通信。
控制器13可以包括一个或多个处理器。处理器可以配置有计算机可读指令。
控制器13可以包括至少一个存储器元件。存储器元件可以被配置为存储所述计算机可读指令。
存储器元件可以是非暂时性的。
呼吸辅助设备可以包括至少一个显示模块，该至少一个显示模块被配置为显示警报输出。
在一些实施例中，可以显示与估计的未来值相关的信息。例如，患者血氧的估计的最小未来值和/或患者血氧浓度的估计的最小未来值、和/或估计的未来值。)
呼吸辅助设备可以包括至少一个声音模块，该至少一个声音模块被配置为发出声音警报。
显示模块可以包括至少一个显示器(例如液晶显示器(LCD)或发光二极管(LED)显示器，但是应当理解可以使用任何显示技术)。
显示模块可以被配置为接收对系统(例如作为触摸屏)的输入。
额外参考图1B，示出了可以在流量治疗设备10中实施的感测电路板2200。感测电路板2200可以定位于传感器室中，使得感测电路板2200至少部分地浸入气体流中。气体流可以通过导管离开吹风机11并进入传感器室中的流动路径。感测电路板2200上的传感器中的至少一些传感器可以定位在气体流内以测量流内的气体特性。在穿过传感器室中的流动路径之后，气体可以离开而到达上文所描述的加湿器12。
感测电路板2200可以是印刷感测电路板(PCB)。替代性地，可以利用连接电子部件的电线来构建板2200上的电路，而不是将该电路印刷在电路板上。感测电路板2200的至少一部分可以安装在气体流之外。气体流可以由上文所描述的流动发生器11产生。感测电路板2200可以包括超声换能器2204。感测电路板2200可以包括热敏电阻器2205中的一个或多个。热敏电阻器2205可以被配置为测量气体流的温度。感测电路板2200可以包括热敏电阻器流量传感器2206。感测电路板2200可以包括其他类型的传感器，比如湿度传感器(包括要与单独的温度传感器一起使用的仅湿度传感器、以及组合的湿度传感器和温度传感器)、用于测量大气压力的传感器、用于测量压差的传感器、和/或用于测量表压的传感器。热敏电阻器流量传感器2206可以包括热线式流量计，比如铂丝和/或热敏电阻器(比如负温度系数(NTC)热敏电阻器、或正温度系数(PTC)热敏电阻器)。加热式温度感测元件的其他非限制性示例包括玻璃或环氧气树脂包封的热敏电阻器、或者非包封的热敏电阻器。热敏电阻器流量传感器2206可以被配置为通过被供应恒定功率来测量气体的流量，或者维持在恒定传感器温度或维持在传感器与气体流之间的恒定温差。
感测电路板2200可以包括第一部分2201和第二部分2202。第一部分2201可以定位成在气体的流动路径内，而第二部分2202可以定位成在气体的流动路径之外。气体流的方向在图1B中由箭头2203指示。气体流的方向可以是直线的，或者如图1B中所示是弯曲的。
将热敏电阻器2205和/或热敏电阻器流量传感器2206中的一者或多者定位在组合的吹风机和混合器的下游可以将供应到来自吹风机的气体流的热量考虑在内。而且，将基于温度的流量传感器浸入流动路径中可以提高测量的准确度，因为浸入流中的传感器更可能会经受与气体流相同的状况(比如温度)，并且因此提供气体特性的更好表示。
感测电路板2200可以包括感测电路板的超声换能器、收发器或传感器以测量气体流的气体特性，比如气体流内的一种或多种气体的气体组合物或浓度。如应当理解，任何合适的换能器、收发器或传感器都可以安装到感测电路板2200。在这种配置中，气体组合物传感器是采用超声波或声波来确定气体浓度的超声换能器。下文关于图1C至图1F来描述各种传感器配置。
超声换能器可以确定气体流中两种或更多种气体的相对气体浓度。超声换能器可以被配置为测量大宗气体流中的氧气分数，该大宗气体流由用补充氧气增强的大气空气组成，大气空气基本上是氮气(N2)和氧气(O2)的二元气体混合物。还将了解，超声换能器可以被配置为测量已与气体流中的大气空气共混的其他增强气体(包括氮气(N2)和二氧化碳(CO2))的气体浓度。超声传感器可以以相对高的频率确定气体流中的气体的气体浓度。例如，超声传感器可以以传感器的最大采样率或以比最大采样率更低的频率来输出测得的FdO2值，该更低的频率比如在约1Hz与200Hz之间、在约1Hz与100Hz之间、在约1Hz与50Hz之间、以及在约1Hz与25Hz之间。
在一些配置中，感测电路板2200包括设置在感测电路板的相对侧上的一对超声换能器。超声换能器的各种替代性配置可以用于通过发射和接收超声波束或脉冲来感测气体流的特性。
感测电路板2200的相对端部上的超声换能器2204之间的距离会影响测量分辨率。超声换能器2204中的每一者之间的增加的距离可以减小比例误差或分数误差，因为总体而言测得的长度将具有一定量的误差，并且如果长度增加，则在测量期间产生的误差比例小于针对较短长度的误差比例。因此，测量的总不确定度减小。距离的增加还可以提高测量分辨率和准确度，因为它允许超声换能器2204之间的声信号有更长的时间段。然而，距离的增加会导致信号更弱。
超声换能器2204可以被定位成使得超声换能器2204之间的空间至少部分地与流动路径重合。在一些配置中，超声换能器定位于感测电路板的相对端部上。因为流动路径的整个面都暴露于声学路径，因此声波传播通过流动路径中的所有气体。波的平均化可以在整个流动路径上而不是流动路径的一个区段发生。在更长的距离内平均化减小了误差并减小了对空气-氧气混合的依赖性。超声换能器可以被配置为从相对于流动路径的任何角度测量气体特性。
代替定位于流动路径或模块之外，将传感器定位于流动路径或模块中允许换能器2204两者都在相对于彼此的较小温度范围内操作或者两者都基本上在一个温度(即，气体流的温度)下操作。由于换能器对温度敏感，因此使它们处于基本上均匀的温度提高了准确度。进一步，沿着流动路径来定位传感器允许让测量和计算考虑到气体速度的影响，使得可以从传感器测量结果中去除气体速度的影响。
参考图1C至图1F，将针对气体组合物感测系统来描述超声换能器的各种配置，这些各种配置用于通过发射和接收超声波束或脉冲来感测通过气体流的声速。相似的附图标记代表相似的部件。
参考图1C，换能器配置2300提供了存在一对换能器2302、2304的布置，该一对换能器从感测通道2306的相对侧彼此相对，其中空气流动路径方向总体上由2308指示。在这种配置中，换能器2302、2304中的每一者被驱动为专用的发射器或接收器，使得超声波脉冲2310单向地横穿气体流动路径从发射器发射到接收器换能器。如图所示，换能器对相对于空气流动路径方向2308对准(即，在彼此上游或下游不移位)，并且被配置为发射基本上垂直于气体流动路径方向的横流脉冲。
参考图1D，展示了替代性换能器配置2320，其中一对换能器2322、2324彼此相对地设置在感测通道的相对侧上，但是其中每个换能器可以作为发射器和接收器两者操作，即，换能器是超声发射器-接收器或收发器。在这种配置中，可以在换能器对2322、2324之间发送双向超声波脉冲2326。例如，可以在换能器之间来回交替地或以任何其他序列或模式发送脉冲。再次，换能器对相对于气体流动路径方向对准，并且被配置为发射基本上垂直于气体流动路径方向的横流脉冲。
参考图1E，展示了替代性换能器配置2360，其中一对换能器2362、2364来自感测通道2306的相对端部且彼此相对，其中气体流动路径方向或轴线总体上由2308指示。在这种配置2360中，换能器2362、2364中的每一个被驱动为专用的发射器或接收器，使得顺流超声波脉冲2366在发射器与接收器之间的束路径中单向发射，该束路径与感测通道2306中的气体流动路径轴线2308基本上对准或平行。在所示的实施例中，发射器在接收器的上游，但应当理解，可采用相反的布置。利用这种配置，在感测通道中设置流量传感器以提供流量信号，该流量信号指示感测通道中的气体流的流量。应当理解，能以与前述的实施例相似的方式来得到或确定在感测通道中的声速，并且在信号处理中利用该流速信号来除去或补偿声音信号的计算速度中的气体流速。
参考图1F，展示了替代性换能器配置2370，其中与图1E中一样，设置来自感测通道的相对端部且彼此相对的一对换能器2372、2374，但是其中每个换能器可以作为发射器和接收器两者操作(即，该换能器是超声波发射器-接收器或收发器)。在这种配置中，可以在换能器对2372、2374之间发送双向顺流超声波脉冲2376。例如，可以在换能器之间来回交替地或以任何其他序列或模式发送脉冲。再次，换能器对与气体流动路径轴线2308对准，并且被配置为在一条或多条束路径中发射横流脉冲，该一条或多条束路径与感测通道2306中的气体流动路径轴线2308基本上对准或平行。利用这种配置，不一定需要提供单独的流量传感器，因为从所发射和接收的声脉冲的处理就可以直接导出或确定声信号的速度的流量分量。
流量治疗设备的一些示例在2016年12月2日提交的题为“Flow Path Sensing forFlow Therapy Apparatus[用于流量治疗设备的流动路径感测]”的国际申请号PCT/NZ2016/050193以及2016年6月24日提交的题为“Breathing Assistance Apparatus[呼吸辅助设备]”的国际申请号PCT/IB2016/053761中进行了披露，这些申请通过援引整体地并入本文中。下文关于图14至图19来进一步详细讨论可以与本披露内容的各方面一起使用的流量治疗设备的配置的示例。
再次参考图1A，控制器13可以被编程有或被配置为执行用于控制流量治疗设备10的操作的闭环控制系统。闭环控制系统可以被配置为确保患者血氧浓度(例如SpO2)达到目标水平并始终保持处于或接近该水平。
于2018年10月5日提交的题为“Closed Loop Oxygen Control[闭环氧气控制]”的国际申请号PCT/NZ2018/050137中描述了氧气控制系统，该国际申请通过援引以其全文并入。
控制器13可以被配置为将患者的血氧浓度控制到目标血氧浓度(或目标血氧浓度范围)。控制器13可以被配置为接收指示患者的血氧浓度的信号并计算呼吸气体的目标氧气浓度，以将患者的血氧浓度控制到目标血氧浓度(或目标血氧浓度范围)。
呼吸气体的目标氧气浓度可以被控制在呼吸气体的目标氧气浓度范围内(下文将更详细地描述)。
控制器13可以被配置为将呼吸气体的氧气浓度控制到呼吸气体的目标氧气浓度。控制器13可以被配置为接收指示呼吸气体的氧气浓度的信号并将呼吸气体的氧气浓度控制到呼吸气体的目标氧气浓度。
呼吸气体的氧气浓度可以是例如呼吸气体的测得的氧气浓度、和/或输送的呼吸气体的氧气浓度、和/或提供的呼吸气体的氧气浓度。
控制器13可以从用户接收可以由控制器13用于执行闭环控制系统的输入。(多个)输入可以包括患者的目标血氧浓度。目标血氧浓度可以是目标SpO2值。目标血氧浓度可以是单个值或值范围。(多个)值可以是预先设定的、由用户选择的、或基于患者的类型来确定的。患者的类型可以指当前的痛苦和/或关于患者的信息，比如年龄、体重、身高、性别和其他患者特征。类似地，目标SpO2可以是两个值，每个值是以上文所描述的任何方式选择的。这两个值将表示患者的目标血氧浓度的可接受值的范围(下文将更详细地描述)。控制器可以将所述范围内的值作为目标。目标血氧浓度可以是该范围的中间值，或者该范围内的任何其他值，其可以由用户预先设定或选择。替代性地，该范围可以基于目标血氧浓度自动设定。控制器可以被配置为当患者的血氧浓度移动到范围之外时具有一个或多个设定的响应。响应可以包括发出警报、改变为对FdO2的手动控制、将FdO2改变为特定值和/或其他响应。控制器可以具有一个或多个范围，其中当控制器移到每个范围之外时，发生一个或多个不同的响应。
流量治疗设备10的图形用户接口可以被配置为提示用户输入患者类型，并且目标血氧浓度(或者例如目标血氧浓度范围)将基于用户选择的内容来确定。另外地，用户接口可以包括自定义选项，其中用户可以定义呼吸气体的目标氧气浓度范围的极限值。
通常，患者血氧浓度(例如SpO2)将被控制在约80％与约100％之间、或在约80％与约90％之间、或在约88％与约92％之间、或在约90％与约99％之间、或在约92％与约96％之间。SpO2可以被控制在来自上述范围中的任何两个范围的任何两个合适值之间。目标SpO2可以在约80％与约100％之间、或在约80％与约90％之间、或在约88％与约92％之间、或在约90％与约99％之间、或在约92％与约96％之间、或约94％、或94％、或约90％、或90％、或约85％、或85％。目标SpO2可以是来自上述范围中的任何两个范围的任何两个合适值之间的任何值。目标SpO2可以对应于定义的SpO2范围的中间值。
控制器13接收的(多个)输入可以另外地或替代性地包括目标氧气浓度范围。目标氧气浓度范围可以是目标FdO2或FiO2。
目标氧气浓度范围可以经由用户接口14提供。
如以上所讨论的，呼吸气体(例如FdO2)的氧气浓度可以被控制在呼吸气体的目标氧气浓度范围内。目标氧气范围可以是FdO2被控制在其中的允许范围。如先前所讨论的，只要流量满足或超过患者的峰值吸气需求，在设备中测得的氧气浓度(例如FdO2)就将与患者呼吸的氧气浓度(FiO2)基本上相同，并且因而这样的术语可以被视为等同的。目标氧气浓度范围的每个极限值可以预先设定、由用户选择、或者基于患者的类型来确定。患者的类型可以指当前的痛苦和/或关于患者的信息，比如年龄、体重、身高、性别和/或其他患者特征。替代性地，可以选择FdO2的单个值。目标氧气浓度范围可以至少部分地基于该值来确定。例如，目标氧气浓度范围可以是高于和低于选择的FdO2的设定量。所选择的FdO2可以用作控制器13的起始点。如果控制器13试图将FdO2移动到目标氧气浓度范围之外，则呼吸治疗设备10可以具有一个或多个响应。这些响应可以包括发出警报、防止FdO2移到范围之外、切换到对FdO2的手动控制、和/或切换到特定的FdO2。呼吸治疗设备10可以具有一个或多个目标氧气浓度范围，其中当该呼吸治疗设备达到每个目标氧气浓度范围的极限值时，发生一个或多个不同的响应。
呼吸气体的目标氧气浓度范围可以包括上限目标氧气浓度。
呼吸气体的目标氧气浓度范围可以包括下限目标氧气浓度。
应当理解，在某些情况下，可以不提供上限目标氧气浓度或下限目标氧气浓度。
呼吸气体(例如FdO2)的氧气浓度可以被控制在约21％与约100％之间、或在约21％与约90％之间、或在约21％与约80％之间、或在约21％与约70％之间、或在约21％与约60％之间、或在约21％与约50％之间、或在约25％与约45％之间。FdO2可以被控制在来自所描述的任何两个范围的任何两个合适值之间。FdO2目标可以在来自所描述的任何两个范围的任何两个合适值之间。如果范围是基于单个值，则可以通过从所选择的值中加上/减去固定量来确定上限和下限。加上或减去的量可以是约1％、或约5％、或10％、或约15％、或约20％、或约30％、或约50％、或约100％。加上/减去的量可以相对于所选择的值而改变。例如，上限可以比所选择的值高20％，因此对于控制的范围，50％FdO2的所选择的值将具有60％的上限。用于该范围的百分比可以是约1％、或约5％、或10％、或约15％、或约20％、或约30％、或约50％、或约100％。用于计算下限和上限的方法将不一定需要相同。如果使用单个值，则该值可以在约21％与约100％之间、或在约25％与约90％之间、或在约25％与约80％之间、或在约25％与约70％之间、或在约25％与约60％之间、或在约25％与约50％之间、或在约25％与约45％之间。
图形用户接口14(GUI)可以被配置为显示FdO2和/或SpO2被控制在其间的值范围。可以通过在GUI上使两个极限值设定为彼此分开来显示范围(例如患者目标血氧范围、或呼吸气体的目标氧气浓度范围)，其中在相应范围内出现指示符以用图形表示当前值相对于范围极限值的位置。
GUI可以显示最近的FdO2和/或SpO2数据的曲线图。GUI可以在限定的时间段(比如，一个或多个小时)内在相同或不同的曲线图上显示每个参数的水平。显示数据的时间长度可以匹配数据在当前可用所历时的时间长度。
所显示的FdO2数据可以是目标FdO2或测得的FdO2中的至少一个。SpO2数据可以包括指示目标SpO2的线。另外地或替代性地，SpO2和/或FdO2数据可以包括指示它们各自的控制界限的一条或多条线或者一个或多个阴影区域。
曲线图可以显示在默认显示器上。替代性地，可以隐藏曲线图，而仅显示当前数据值。通过与GUI的交互(比如，通过选择针对限定的参数来查看曲线图)，曲线图可以变得可用。
闭环控制系统可以利用两个控制环路。第一控制环路可以由血氧浓度(例如SpO2)控制器来实现。血氧浓度控制器可以部分地基于目标血氧浓度和/或测得的血氧浓度来确定目标氧气浓度(例如FdO2)。如以上所讨论的，目标血氧浓度值可以是单个值、或是可接受值的范围。(多个)值可以是预先设定的、由用户选择的、或基于客户特征自动确定的。
目标血氧浓度可以被控制在目标血氧浓度范围内。
目标血氧浓度范围可以包括上限目标血氧浓度和/或下限目标血氧浓度。
控制器13可以被配置为将目标血氧浓度控制在目标血氧浓度范围的上限目标血氧浓度和目标血氧浓度范围的下限目标血氧浓度内。
总体上，在治疗期之前或在治疗期开始时接收或确定目标血氧浓度值，但是可以在治疗期期间的任何时间接收目标血氧浓度值。
在治疗期期间，血氧浓度控制器还可以接收以下项作为输入：来自气体组合物传感器的测得的(多个)氧气浓度读数、以及来自患者传感器的测得的(多个)血氧浓度读数和(多个)信号质量读数。在一些配置中，血氧浓度控制器可以接收目标氧气浓度作为输入。在这种情况下，血氧浓度控制器的输出可以作为输入直接提供回血氧浓度控制器。至少部分地基于这些输入，血氧浓度控制器可以将目标氧气浓度输出到第二控制环路。
第二控制环路可以由呼吸气体氧气浓度控制器来实现。氧气浓度控制器可以被配置为将氧气浓度从初始氧气浓度控制到目标氧气浓度。
血氧浓度控制器可以是独立于控制器13的控制器、或者可以作为控制器13的一部分。
氧气浓度控制器可以是独立于控制器13的控制器、或者可以作为控制器13的一部分。
初始氧气浓度可以是测得的氧气浓度。在一些实施例中，初始氧气浓度将是先前控制氧气浓度的结果。在一些实施例中，例如在系统启动时或者当没有连接补充氧气源时，在这种情况下，初始氧气浓度可以与环境空气的浓度基本上相同。
目标氧气浓度可以是由血氧浓度控制器提供的目标氧气浓度(例如FdO2)。
氧气浓度控制器可以接收呼吸气体的测得的氧气浓度的输入和呼吸气体的目标氧气浓度的输入。呼吸气体氧气浓度控制器然后可以输出氧气入口阀控制信号，以基于测得的氧气浓度值与目标氧气浓度值之间的差来控制氧气阀的操作。当呼吸治疗设备以自动模式操作时，氧气浓度控制器可以接收从第一控制环路输出的目标氧气浓度值。呼吸气体氧气浓度控制器还可以接收附加参数，比如流量值、气体特性和/或测得的氧气浓度。气体特性可以包括O2入口处气体的温度和/或供应源的氧气含量。连接到氧气入口阀的气体供应源可以是富氧气体流，其中供应源的氧气含量可小于纯氧气(即，100％)。例如，氧气供应源可以是氧气含量小于100％且大于21％的富氧气体流。
根据至少一些输入，呼吸气体氧气浓度控制器可以确定达到目标氧气浓度所需的氧气流量。氧气浓度控制器可以使用流量输入来更改阀控制信号。如果流量改变，则氧气浓度控制器可以自动计算将目标氧气浓度维持在新流量所需的新的所需氧气流量，而不必等待来自气体浓度传感器的反馈(比如测得的氧气浓度值)。氧气浓度控制器然后可以输出更改后的阀控制信号，以基于新的流量来控制阀。在一些配置中，氧气浓度控制器的控制信号可以设定氧气阀的电流，以便控制氧气阀的操作。另外地或替代性地，氧气浓度控制器可以检测测得的氧气浓度的变化并相应地更改阀的位置。在手动模式期间，第二控制环路可以独立操作，而无需从第一控制环路接收目标氧气浓度。相反，可以从用户输入或默认值接收目标氧气浓度。
在治疗期期间，血氧浓度和氧气浓度控制器可以继续自动控制流量治疗设备的操作，直到治疗期结束或一个事件触发从自动模式到手动模式的改变。
呼吸气体氧气浓度控制器可以被配置为将呼吸气体中的氧气浓度控制在目标氧气浓度范围内。目标氧气浓度范围可以包括上限目标氧气浓度和/或下限目标氧气浓度。
呼吸辅助设备可以进一步包括至少一个阀调布置(如下文更详细地描述的)。
阀调布置可以由控制器控制，以改变从氧气源提供给呼吸气体的补充氧气的量。
阀调布置可以与吹风机处于流体连通，
阀调布置可以是可控的，以调节引入气体流中的氧气的量。
阀调布置可以包括一个或多个致动器。
控制器可以被配置为改变从氧气源提供给呼吸气体的补充氧气的量，以控制呼吸气体的氧气浓度。
呼吸治疗系统1可以包括预测警报系统。特别地，呼吸治疗设备10可以包括预测警报系统。预测警报系统可以基于患者血氧浓度的估计的未来值来产生警报。
预测警报系统可以是控制器13的一部分或单独警报模块的一部分。
控制器13可以被配置为估计呼吸气体的氧气浓度的变化对患者血氧浓度的影响。
控制器13可以被配置为估计呼吸气体的氧气浓度的以往变化(例如一系列变化)对患者血氧浓度的影响。
控制器13可以被配置为基于呼吸气体的氧气浓度的以往变化(例如一系列变化)的影响以及呼吸气体的目标氧气浓度范围来估计患者血氧浓度的最大未来值。
控制器13还可以考虑患者血氧(即，由传感器测量)。
在一些实施例中，可以确定在一段时间内的患者血氧。
控制器13可以被配置为将呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度。
呼吸气体的氧气浓度的变化(所提供的氧气浓度的变化)可能引起患者血氧浓度的对应变化。
如果该变化是呼吸气体的氧气浓度的增加(例如如图2A所示)，则患者血氧浓度将发生对应的增加。
如果该变化是呼吸气体中氧气浓度的降低(例如如图2B所示)，则患者血氧浓度将发生对应的降低。
图2A示出了呼吸气体的氧气浓度随时间的示例增加(示出为阶跃变化)(例如通过控制器控制到呼吸气体的目标氧气浓度)、以及这随时间对患者血氧浓度的对应影响。
在时刻t1，控制器13通过阶跃变化921将呼吸气体的氧气浓度从初始氧气浓度920控制到更高的目标氧气浓度922。如图2A中随时间变化的血氧浓度所示，氧气浓度的变化921对血氧浓度的影响是随时间逐渐变化的，其中估计的血氧浓度从t1到t3随时间增加。
图2B示出了呼吸气体的氧气浓度随时间的示例降低(示出为阶跃变化)(例如通过控制器控制到呼吸气体的目标氧气浓度)、以及这随时间对患者血氧浓度的对应影响。
在时刻t1，控制器13通过阶跃变化931将呼吸气体的氧气浓度从初始氧气浓度930控制到下限目标氧气浓度932。如血氧浓度随时间的变化所示，氧气浓度的变化931对血氧浓度的影响是随时间逐渐变化的，其中估计的血氧浓度933从t1到t3随时间降低。时刻t4表示呼吸气体的氧气浓度的变化对估计的血氧浓度933具有其全部影响的时刻。
图2A和图2B示出了氧气浓度随时间的单个阶跃变化。应当理解，控制器可以在一段时间内执行一系列改变(例如如图3所示)。
图3示出了呼吸气体的氧气浓度随时间的一系列示例性变化(例如，控制器控制到呼吸气体的目标氧气浓度)、以及这随时间对患者血氧浓度的对应影响。
在时刻t1，控制器13通过阶跃变化939将呼吸气体的氧气浓度控制到呼吸气体的更高氧气浓度，随后在t2通过进一步的阶跃变化939’将呼吸气体的氧气浓度控制到呼吸气体的更高氧气浓度，随后在t3通过进一步的阶跃变化939”将呼吸气体的氧气浓度控制到呼吸气体的更低氧气浓度，随后在t4通过进一步的阶跃变化939”’将呼吸气体的氧气浓度控制到呼吸气体的更低氧气浓度。
控制器13可以基于对(如上所述)患者血氧浓度的控制对呼吸气体的氧气浓度执行这些变化。
控制器13可以执行这些变化以达到呼吸气体的目标氧气浓度。
尽管图2A、图2B和图3示出了呼吸气体的氧气浓度随着阶跃变化而变化，但是这些变化可能会在时间段内发生。在一些实施例中，呼吸气体的氧气浓度的控制可以是连续的。
在设备10的操作期间，控制器13可以存储呼吸气体的氧气浓度作为存储的氧气浓度数据。
控制器13还可以存储相关时间戳。控制器13可以存储呼吸气体的氧气浓度和相关时间戳作为存储的氧气浓度数据。例如，存储的氧气浓度数据可以包括呼吸气体的一个或多个氧气浓度，每个氧气浓度具有相关时间戳。
时间戳可以包括关于呼吸气体的氧气浓度被测量(例如通过传感器)或被确定(例如被计算作为目标)的时间的信息。
参考图4A，更详细地示出了患者血氧浓度的估计的未来值的确定。
如图4A所示的估计的未来值的确定可以基于呼吸气体的氧气浓度的单个变化的影响或者一段时间内呼吸气体的氧气浓度的一个或多个变化的影响。
在框901处，控制器13确定呼吸气体的初始氧气浓度。如以上所讨论的，如果流量治疗设备10已经操作，此初始氧气浓度可能高于环境空气的氧气浓度。替代性地，如果流量治疗设备10没有操作，氧气浓度可以与环境空气的氧气浓度基本上相同。
初始氧气浓度可以由根据(如上所述)气体组合物传感器的信号确定。控制器13可以监控来自气体组合物传感器的读数，以确定初始氧气浓度。
在框902处，控制器13确定呼吸气体的目标氧气浓度。如以上所讨论的，呼吸气体的目标氧气浓度可以是由血氧浓度控制器提供的目标氧气浓度(例如FdO2)。
目标氧气浓度可以根据来自(如上所述)气体组合物传感器的信号确定。
在框903处，控制器13确定患者血氧浓度(例如患者的SpO2)。在一些实施例中，可以确定在预定时间内的患者血氧浓度。
在框904处，控制器确定患者血氧浓度的估计的未来值(下文将更详细地描述)。
控制器13可以被配置为基于呼吸气体的初始氧气浓度与呼吸气体的目标氧气浓度之间的差来计算患者血氧浓度的估计的未来值。
另外地或替代性地，控制器13可以被配置为基于指示患者血氧浓度的测量结果来计算患者血氧浓度的估计的未来值。
在一些实施例中，患者血氧浓度(BOC)的估计的未来值可以基于以下等式：
估计的未来BOC＝当前BOC+K(ΔO2浓度)
其中：
估计的未来BOC是患者血氧浓度的估计值，
当前BOC是当前患者血氧浓度。
K是因子或函数，其定义了所供应的气体的氧气浓度的变化与对患者血氧浓度的影响之间的关系。
ΔO2浓度是呼吸气体的氧气浓度的变化(例如呼吸气体的初始氧气浓度与呼吸气体的目标氧气浓度之间的差)。
患者血氧浓度的估计的未来值可以进一步基于从控制器将呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度开始以来的时间。参考以上等式，因子K可以基于从呼吸气体的氧气浓度发生变化开始以来的时间。
K可以是线性或非线性函数，例如在供应的氧气增加导致患者血氧浓度对应增加的情况下。
患者血氧浓度的估计的未来值可以基于患者的估计的氧气效率。估计的氧气效率是呼吸气体的氧气浓度的变化和患者血氧浓度的变化之间的关系的指示。患者的估计的氧气效率可以作为如上所述因子或函数K的一部分包括在内。
参考图4B，更详细地示出了患者血氧浓度的估计的未来值的另一种确定。
在框911处，控制器13可以更新存储的呼吸气体氧气浓度数据(如上文更详细讨论的)。
控制器13可以存储从设备的启动、或从治疗开始、或在当前时间之前的预定时间量(例如过去的15分钟)的呼吸气体氧气浓度数据。
控制器13可以以规则的时间间隔或不规则的时间间隔更新存储的呼吸气体氧气浓度数据。在一些实施例中，控制器可以实时更新存储的呼吸气体氧气浓度数据。
在一些实施例中，更新存储的呼吸气体氧气浓度数据可以包括添加呼吸气体的一个或多个另外的氧气浓度和相关时间戳(例如呼吸气体的新测得的氧气浓度以及作为时间戳的测量时间)。
在框912处，控制器13确定患者血氧浓度(例如患者的SpO2)。
在框913处，控制器确定患者血氧浓度的估计的未来值(如下文更详细描述的)。
在一些实施例中，患者血氧浓度(BOC)的估计的未来值可以基于以下等式：
估计的未来BOC＝f(BOC,O2浓度,C)
其中：
估计的未来BOC是患者血氧浓度的估计值，
BOC是在治疗期间或预定时间内患者的血氧浓度(例如测得的血氧浓度)，
O2浓度是治疗期间或预定时间内呼吸气体的氧气浓度(例如目标氧气浓度)，
C可以包括常数和/或函数(例如患者的氧气效率和/或血红蛋白饱和函数)。
该等式示出了估计的未来BOC是患者血氧浓度、呼吸气体的氧气浓度以及常数和/或函数C的函数。
在一些实施例中，控制器被配置为基于存储的呼吸气体氧气浓度数据和指示患者血氧浓度的测量结果来计算患者血氧浓度的估计的未来值。
可以基于相关时间戳对所存储的呼吸气体氧气浓度数据的呼吸气体的氧气浓度进行加权。
控制器可以在存储的呼吸气体氧气浓度数据中确定呼吸气体的氧气浓度的一系列变化。
基于时间戳的加权可能与时间成反比，因为呼吸气体的氧气浓度已经发生变化。
也就是说，在血氧浓度的未来值的计算中，相对更早的变化将被赋予相对较低的权重，因为与相对较新的变化相比，这些变化可能已经(至少部分地)对患者血氧浓度产生了影响。
在一些实施例中，患者血氧浓度(BOC)的估计的未来值可以基于呼吸气体的氧气浓度的变化的总和。
参考图4C，更详细地示出了患者血氧浓度的估计的未来值的另一种确定。
在框916处，控制器13执行估计更新阶段。
估计更新阶段可以被配置为确定设备10的一个或多个变量并相应地更新呼吸气体的氧气浓度的变化的总和。
在框917处，控制器13确定患者血氧浓度。
在框918处，控制器13基于氧气浓度的变化总和(其已经在框916处的估计更新阶段中被更新)来估计患者血氧浓度的未来值。
在图4D中更详细地示出了估计更新阶段916。
在框990处，将衰减因子应用于呼吸气体的氧气浓度的变化的当前总和。
衰减因子使在每个估计更新阶段的呼吸气体的氧气浓度的变化的总和衰减，以说明对患者血氧浓度有影响的呼吸气体的氧气浓度的变化。
在框991处，控制器13确定呼吸气体的氧气浓度。如以上所讨论的，呼吸气体的氧气浓度可以是(例如由气体组合物传感器测量的)测得的氧气浓度或目标氧气浓度(即由控制器13设定)。
在框992处，控制器13确定在先前估计更新时呼吸气体的氧气浓度。
在框993处，控制器13确定呼吸气体的氧气浓度与在先前估计更新时的呼吸气体的氧气浓度之间的差。
在框994处，控制器13通过加上呼吸气体的氧气浓度与先前估计更新时的呼吸气体的氧气浓度之间的差来更新呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，并且使呼吸气体的氧气浓度的变化的总和衰减。
呼吸气体的氧气浓度的变化的总和可以指示提供给用户的氧气的变化，这些变化还没有影响患者的血氧浓度。
患者血氧浓度的估计的未来值可以基于患者的氧气效率和/或血红蛋白饱和函数。
估计更新阶段可以由下面的等式表示。
(∑ΔO2浓度)t＝∝(∑ΔO2浓度)t-1+((O2浓度)t-(O2浓度)t-1)
其中：
(∑ΔO2浓度)t是处于当前估计更新阶段(在时间t)的呼吸气体的氧气浓度的变化的总和
∝是衰减因子
(∑ΔO2浓度)t-1是处于先前估计更新阶段(在时刻t-1)的呼吸气体的氧气浓度的变化的总和
(O2浓度)t是处于当前估计更新阶段(在时刻t)的呼吸气体的氧气浓度
(O2浓度)t-1是处于先前估计更新阶段(在时刻t-1)的呼吸气体的氧气浓度。
控制器13可以被配置为以规则的时间间隔或不规则的时间间隔执行估计更新阶段。
在一些实施例中，控制器13可以被配置为约每0.5秒至约每2秒、或每1秒至约每1.5秒、或每0.5秒、或每1秒、或每1.5秒执行估计更新阶段。
在一些实施例中，衰减因子可以提供指数衰减。
衰减因子可以基于估计更新阶段之间的时间。
在一些实施例中，可以选择衰减因子，使得呼吸气体的氧气浓度的任何变化的幅度在45秒内衰减到其初始值的36％。
所存储的氧气浓度数据可以由呼吸设备装置传输到一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
控制器13可以被配置为将患者血氧浓度的估计的未来值与血氧浓度警报范围进行比较。
如果患者血氧浓度的估计的未来值不在所述血氧浓度警报范围内，则控制器13可以产生警报输出。
例如，在图5A中，血氧浓度警报范围可以包括上限血氧浓度警报阈值996和下限血氧浓度警报阈值997。
警报输出可以基于估计的未来值与上限血氧浓度警报阈值996(或下限血氧浓度警报阈值997)之间的差、以及时间的量度。
产生警报输出所花费的时间可能与差成反比。例如，如果差相对较小，则警报可能需要较长的时间来激活，而如果差相对较大，则警报可能需要较短的时间来激活。
在一些实施例中，如果估计的血氧浓度接近警报阈值，则警报将需要相对长的时间来激活。
在一些实施例中，如果估计的血氧浓度与警报阈值相距较远，则警报将花费相对较短的时间来激活。
上限血氧浓度警报阈值996和/或下限血氧浓度警报阈值997可以基于从控制器将呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度开始以来的时间。例如，下限血氧浓度警报可能会随着时间的推移而增加。
警报阈值可以基于目标氧气浓度的变化量(例如目标氧气浓度和初始氧气浓度之间的差)来确定。
另外地或替代性地，警报阈值可以基于目标氧气浓度来确定。
另外地或替代性地，警报阈值可以基于当前气体氧气浓度来确定。
警报阈值可以基于目标血氧浓度。
例如如图5B所示，控制器13可以被配置为基于患者血氧浓度的估计的未来值与血氧浓度警报阈值998的比较来产生警报输出。
控制器13可以被配置为如果患者血氧浓度的估计的未来值高于或低于血氧浓度阈值则产生所述警报输出。
警报阈值可以基于从控制器将呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度开始以来的时间。
警报输出可以被传输到与呼吸治疗设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
警报阈值可以基于目标氧气浓度的变化量(例如目标氧气浓度和初始氧气浓度之间的差)来确定。
另外地或替代性地，警报阈值可以基于目标氧气浓度来确定。
另外地或替代性地，警报阈值可以基于当前气体氧气浓度来确定。
警报范围可以基于目标血氧浓度。
警报输出可以被传输到与呼吸治疗设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
血氧浓度警报阈值可以基于目标血氧浓度。例如，血氧浓度警报阈值可以是与目标血氧浓度的百分比差或相差的预定量。
控制器还可以被配置为确定在呼吸气体的目标氧气浓度范围内呼吸气体的氧气浓度的任何进一步的可能变化对患者血氧浓度的影响。
例如，如果目标氧气浓度范围的上限目标氧气浓度高于呼吸气体的氧气浓度，则控制器可以确定呼吸气体的氧气浓度增加到上限目标氧气浓度对患者血氧浓度的影响。
在下文更详细地描述了警报输出。
参考图6，更详细地示出了针对对应的目标氧气范围的患者血氧浓度的最大或最小未来值的确定。
最大或最小未来值可以是在呼吸气体的氧气浓度的任何变化已经对患者血氧产生影响之后(例如当患者的血氧不再变化或达到稳定状态时)。
在框941处，控制器13确定(上文更详细地描述的)呼吸气体的目标氧气浓度范围。例如，目标氧气浓度范围可以被提供作为来自用户的输入，或者可以由控制器13或设备的另一个控制器13来确定。
在框942处，控制器13确定患者血氧浓度(例如，利用比如脉搏血氧仪等传感器)。
在框943处，控制器13确定呼吸气体的氧气浓度。如果控制器13处于改变或控制呼吸气体的氧气浓度的过程中，则呼吸气体的氧气浓度可以是呼吸气体的目标氧气浓度。
在框944处，控制器13确定患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值。患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值可以基于呼吸气体的目标氧气浓度范围、呼吸气体的当前氧气浓度和当前患者血氧浓度。
图7示出了控制器13将呼吸气体的氧气浓度从初始氧气浓度920控制到目标氧气浓度921的示例。目标氧气浓度921可以在目标氧气浓度范围内。如以上所讨论的，目标氧气浓度范围可以包括上限目标氧气浓度935和/或下限目标氧气浓度936。
控制器可以确定上限目标氧气浓度935与目标氧气浓度921之间的差(如附图标记937所示)。
控制器可以确定下限目标氧气浓度936与目标氧气浓度921之间的差(如附图标记938所示)。
控制器13可以被配置为计算针对目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值。也就是说，在给定所提供的氧气浓度的可能的进一步变化的情况下，计算患者血氧浓度的最大或最小未来值的估计值，所提供的氧气浓度是该设备可以提供的，同时仍然在目标氧气浓度范围内。
此估计的最大或最小未来值在向用户提供信息时会是有用的，该信息关于设备可以在由用户输入的呼吸气体的目标氧气浓度范围内关于患者血氧浓度提供的估计影响。例如，如果估计的最大或最小未来值对于用户来说是不可接受的，则可以通知用户并改变系统的输入参数，或者修改治疗。
控制器13可以被配置为计算针对目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的估计的最大未来值。针对目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的估计的最大未来值可以基于目标氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差、以及指示患者血氧浓度的测量结果。
患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值可以另外地基于指示患者血氧浓度的测量结果。
患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值的确定可以包括上述用于确定患者血氧浓度的估计的未来值的方法的方面。
患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值可以基于过去已经发生的呼吸气体的氧气浓度的变化(例如所存储的呼吸气体氧气浓度数据)、以及未来可能发生的潜在变化(例如将呼吸气体的氧气浓度控制在呼吸气体的目标氧气浓度范围内时可能发生的变化)。
在一些实施例中，患者血氧浓度的最大的估计的未来值(BOC)可以基于以下等式：
Figure BDA0003613963480000361
其中：
Figure BDA0003613963480000362
是针对对应目标氧气范围的患者血氧浓度的估计的最大值。
当前BOC是当前患者血氧浓度。
P是因子或函数，其定义了所供应的气体的氧气浓度的进一步潜在增加与对患者血氧浓度的影响之间的关系。
上限目标O2浓度是(可选地目标氧气浓度范围的)上限目标氧气浓度。
当前O2浓度是呼吸气体的当前氧气浓度。
控制器13可以被配置为计算针对目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的估计的最小未来值。患者血氧浓度的估计的最小未来值可以基于目标氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差、以及指示患者血氧浓度的测量结果。
在一些实施例中，患者血氧浓度的最大的估计的未来值可以基于以下等式：
Figure BDA0003613963480000371
其中：
Figure BDA0003613963480000372
是针对对应目标氧气范围的患者血氧浓度的估计的最小值。
当前BOC是当前患者血氧浓度。
Q是因子或函数，其定义了所供应的气体中氧气浓度的进一步潜在降低与对患者血氧浓度的影响之间的关系。
下限目标O2浓度是可选地目标氧气浓度范围的下限目标氧气浓度。
当前O2浓度是呼吸气体的当前氧气浓度。
图8A示出了呼吸气体的目标氧气浓度范围，其由上限目标氧气浓度935和下限目标氧气浓度936限定。
图8A和图8B中示出了计算患者血氧浓度的估计的最小未来值或最大未来值的示例。图8A示出了呼吸气体的氧气浓度922随时间的变化。在此示例中，控制器13将呼吸气体的氧气浓度922控制为恒定值(即，不存在变化)。
随着时间的推移，呼吸气体的氧气浓度922对应于患者的血氧浓度932。因为呼吸气体的氧气浓度922是恒定的，所以患者的血氧浓度932也是恒定的。
如上所述，控制器13可以计算呼吸气体的上限目标氧气浓度935与呼吸气体的氧气浓度922(例如，呼吸气体的当前氧气浓度)之间的差937。此差937然后可以与指示患者血氧浓度的测量结果923一起用于估计患者血氧浓度的最大未来值950。
如上所述，控制器13可以计算呼吸气体的下限目标氧气浓度936与呼吸气体的氧气浓度922(例如，呼吸气体的当前氧气浓度)之间的差938。此差938然后可以与指示患者血氧浓度的测量结果923一起用于估计患者血氧浓度的最小未来值951。
在一些实施例中，如上所述，患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值可以例如基于患者血氧浓度的估计的未来值(基于氧气浓度的最近变化)。这允许对患者血氧浓度的最大未来值或最小未来值进行估计，以说明呼吸气体的氧气浓度的以往变化或最近变化(如上所述)。
在一些实施例中，患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值可以基于(如上文更详细地描述的)存储的呼吸气体氧气浓度数据。
在一些实施例中，患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值可以基于(如上文更详细地描述的)呼吸气体的氧气浓度的变化的总和。
患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值可以另外地基于指示患者血氧浓度的测量结果和患者血氧浓度的估计的未来值(如上所述)。
参考图9A，更详细地示出了针对呼吸气体的对应目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的最大或最小未来值的确定。
在框960处，控制器13可以更新存储的呼吸气体氧气浓度数据(如上文更详细地讨论的)。
控制器13可以存储从机器启动、或从治疗开始、或从当前时间起预定时间量(例如最后15分钟)内的呼吸气体氧气浓度数据。
控制器13可以以规则的时间间隔或不规则的时间间隔存储呼吸气体氧气浓度数据。在一些实施例中，控制器可以实时更新存储的呼吸气体氧气浓度数据。
在框961处，控制器13确定患者血氧浓度(例如患者的SpO2)。
在框962处，控制器13确定(上文更详细地描述的)呼吸气体的目标氧气浓度范围。例如，呼吸气体的目标氧气浓度范围可以被提供作为来自用户的输入，或者可以由控制器13或设备的另一控制器13来确定。
在框963处，控制器13计算患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值(如说明书中其他地方所描述)。
在一些实施例中，患者血氧浓度(BOC)的估计的最大或最小未来值可以基于以下等式：
估计的最大或最小未来BOC＝f(BOC,O2浓度,目标O2浓度,C)
其中：
估计的最大或最小未来BOC是患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值，
BOC是在治疗期间或预定时间内患者的血氧浓度，
O2浓度是治疗期间或预定时间内呼吸气体的氧气浓度，
目标O2浓度是呼吸气体的目标氧气浓度范围
C可以包括常数和/或函数(例如患者的氧气效率和/或血红蛋白饱和函数)。
该等式示出了估计的最大或最小未来BOC是患者血氧浓度、呼吸气体的氧气浓度、呼吸气体的目标氧气浓度范围以及常数和/或函数C的函数。
在一些实施例中，控制器被配置为基于存储的呼吸气体氧气浓度数据、呼吸气体的目标氧气浓度范围、以及指示患者血氧浓度的测量结果来计算患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值。
可以基于相关时间戳对所存储的呼吸气体氧气浓度数据的呼吸气体的氧气浓度进行加权。
控制器可以在存储的呼吸气体氧气浓度数据中确定呼吸气体的氧气浓度的一系列变化。
基于时间戳的加权可能与时间成反比，因为呼吸气体的氧气浓度已经发生变化。
也就是说，在计算估计的最大或最小未来血氧浓度时，与相对较新的变化相比，相对较早的变化将被赋予相对较低的权重，因为这些相对较早的变化可能已经(至少部分地)对患者血氧浓度产生了影响。
参考图9B，更详细地示出了患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值的另一种确定。
在框970处，控制器13执行(如上文更详细地讨论的和如图4C所示的)估计更新阶段。
在框971处，控制器13确定患者血氧浓度。
在框972处，控制器13确定呼吸气体的目标氧气浓度范围。
在框973处，控制器13基于氧气浓度的变化总和(其已经在框916处的估计更新阶段中被更新)来估计患者血氧浓度的未来值。
控制器13可以计算呼吸气体的上限目标氧气浓度935与呼吸气体的氧气浓度922(例如，呼吸气体的当前氧气浓度)之间的差937。此差937然后可以与指示患者血氧浓度923的测量结果以及呼吸气体的氧气浓度的变化的总和一起用于估计患者血氧浓度的最大未来值950。
控制器13可以计算呼吸气体的下限目标氧气浓度936与呼吸气体的氧气浓度922(例如，呼吸气体的当前氧气浓度)之间的差938。此差938然后可以与指示患者血氧浓度的测量结果923以及呼吸气体的氧气浓度的变化的总和一起用于估计患者血氧浓度的最小未来值951。
估计的最大未来值和/或估计的最小未来值可以被实时更新。这样，可以在设备10的操作期间不断地更新估计的最大未来值和/或估计的最小未来值。
估计的最大未来值和/或估计的最小未来值可以基于氧气效率比。
在一些实施例中，氧气效率比(包括如上所述的氧气效率比)可以由用户输入。
在一些实施例中，可以基于测得的血氧浓度和呼吸气体的下限目标氧气浓度(或呼吸气体的上限目标氧气浓度)来计算氧气效率比。
在另一个实施例中，流量治疗设备10可以确定与患者相关的氧气效率。
系统可以计算患者的氧气效率(ξO2)的估计值连同其他参数。通常，氧气效率可以基于患者的测得的血氧浓度(例如SpO2)和呼吸气体的测得的氧气浓度(例如FdO2)来计算。在一种配置中，基于患者的测得的SpO2除以测得的FdO2来确定氧气效率。
需要补充氧气的患者的氧气效率可小于健康个体的氧气效率。例如，在健康个体中，FdO2的变化可引起SpO2的变化加倍，这将与具有低氧气效率的患者SpO2一样。测量患者的氧气效率允许更有效地执行闭环氧气控制系统。
如图10A所展示，控制器13可以计算患者的氧气效率。控制器可以接收测得的SpO2值。可以从气体组合物传感器接收测得的FdO2值。然后，可以基于测得的SpO2和测得的FdO2值来计算瞬时氧气效率。然后，可以通过将运行的滤波器应用于瞬时氧气效率数据来估计患者的总氧气效率。对瞬时氧气效率数据进行滤波可以在估计患者的总氧气效率时减少波动。控制器还可对最新数据进行优先级排序。可以根据脉搏血氧仪的信号质量对瞬时氧气效率数据进行加权，使得根据具有低信号质量的数据进行的对瞬时氧气效率的测量会对患者的总氧气效率的估计具有减小的影响。也可以基于对FdO2的最近变化的大小对瞬时氧气效率数据进行加权，使得根据在FdO2发生大的变化后的数据进行的对瞬时氧气效率的测量会对患者的总氧气效率的估计具有减小的影响。这是由于当在FdO2中做出改变时与当测得的SpO2中存在变化时之间有延迟。当估计患者的氧气效率时，控制器还可以将患者是否正佩戴插管考虑在内。例如，控制器可以从患者未佩戴插管时的时段中忽视效率数据。
装置可以不断地监控和更新患者的总氧气效率的估计值。患者的总氧气效率可以由闭环控制系统的多个部分使用，比如在预测模型中、对PID系数的调谐和/或向前送入阶段的阶跃增加。可以在患者的瞬时氧气效率的估计值改变时不断地更新患者的总氧气效率。控制器可以基于针对需要补充氧气的患者的典型氧气效率而从患者的氧气效率的初始估计值开始。然后，可以在接收数据时更新总氧气效率。氧气效率的较高估计值会导致FdO2的变化较小，这可以降低患者接受太多氧气的风险。较低的估计值会导致FdO2的变化较大，这可以允许控制器更快地实现目标SpO2，但可能引起过冲。
在一些配置中，流量治疗设备10可以具有初始氧气效率计算阶段，以便确定患者的氧气效率。在一些配置中，在初始氧气效率计算之后，不更新氧气效率。
控制器可以被配置为产生警报输出。
警报输出可以包括警报信号。
警报输出可以具有如上所述的任何特征。
可以结合上述警报输出来提供警报输出。
控制器13可以被配置为将患者血氧浓度的估计的最大未来值与上限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最大未来值大于上限目标血氧浓度则产生警报输出。
控制器13可以被配置为将患者血氧浓度的估计的最大未来值与下限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最大未来值小于下限目标血氧浓度则产生警报输出。
警报输出的警报参数可以基于患者血氧浓度的估计的最大未来值与上限目标血氧浓度之间的差的大小。
控制器13可以被配置为将患者血氧浓度的所述估计的最小未来值与下限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最小未来值小于下限目标血氧浓度则产生警报输出。
控制器13可以被配置为将患者血氧浓度的所述估计的最小未来值与上限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最小未来值大于上限目标血氧浓度则产生警报输出。
警报输出的警报参数可以基于患者血氧浓度的估计的最小未来值与下限目标血氧浓度之间的差的大小。
警报参数可以是警报持续时间或警报强度。
警报强度可以是警报级别，例如指示警报的严重性。
警报输出可以被提供给显示器。
显示器可以被配置为提供用户接口。
警报输出可以被配置为产生声音、或者提供指示(例如视觉指示)。
警报输出可以被传输到与呼吸治疗设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
警报输出可以基于估计的最大未来值与下限血氧浓度警报阈值931之间的差(或者估计的最小未来值与上限血氧浓度警报阈值930之间的差)以及时间的量度。
产生警报输出所需的时间可能与差成反比。例如，如果差相对较小，则警报可能需要较长的时间来激活，而如果差相对较大，则警报可能需要较短的时间来激活。
在一些实施例中，如果估计的血氧浓度接近警报阈值，则警报将需要相对长的时间来激活。
在一些实施例中，如果估计的血氧浓度与警报阈值相距较远，则警报将花费相对较短的时间来激活。
当控制器13预测患者血氧浓度的估计的最大未来值比目标血氧浓度低超过阈值量时，可以提供欠氧警告警报输出。
欠氧警告警报输出可以在欠氧警告警报输出时间已经过去之后提供，在该欠氧警告警报输出时间期间，患者血氧浓度的估计的最大未来值比目标血氧浓度低超过阈值量。
欠氧警告警报阈值量可以具有对应于欠氧第一水平警告的第一阈值和对应于欠氧第二水平警告的第二阈值，其中，第一阈值大于第二阈值。
欠氧第一水平警告可以指示患者血氧浓度的估计的最大未来值与目标血氧浓度之间的较大差。
欠氧第二水平警告可以指示患者血氧浓度的估计的最大未来值与目标血氧浓度之间的较小差。
欠氧第一水平警告可以具有与欠氧第二水平警告不同的警报参数(例如更长的警报时间)。
当控制器13预测患者血氧浓度的估计的最小未来值比目标血氧浓度高超过阈值量时，可以提供过氧警告警报输出。
过氧警告警报输出可以在过氧警告警报输出时间已经过去之后提供，在该过氧警告警报输出时间期间，患者血氧浓度的估计的最小未来值比目标血氧浓度高超过阈值量。
过氧警告警报阈值量可以具有与过氧第一水平警告相对应的第一阈值和第二阈值、以及过氧第二水平警告，其中，第一阈值大于第二阈值。
过氧第一水平警告可以指示患者血氧浓度的估计的最小未来值与目标血氧浓度之间的较大差。
过氧第二水平警告可以指示患者血氧浓度的估计的最小未来值与目标血氧浓度之间的较小差。
过氧第一水平警告可以具有与过氧第二水平警告不同的警报参数(例如，更长的警报时间)。
也可以根据下面的等式产生警报输出。
∑警报＝∑(BOC最小-估计的最大未来值或最小未来值-β)
其中
∑警报是警报总和，
BOC最小是最小BOC阈值，例如作为用户输入、或作为下限目标血氧浓度，
估计的最大未来值或最小未来值是如上所述的估计的最大未来值或最小未来值，
β是敏感因子。
当警报总和高于阈值时，可能会产生警报输出。
虽然以上描述与设备相关，但是应当理解，以上描述可以被实施为方法。
还披露了一种用于提供如上所述方法的流量治疗设备。
上述实施例可以至少部分地在辅助装置2上执行。
例如，与呼吸辅助装置的控制器不同，计算估计的最大未来值、和/或估计的最小未来值、和/或估计的未来值可以在辅助装置(例如如图25所示)上执行。
如图25所示，辅助装置2可以包括显示器和/或控制器。控制器例如可以承担呼吸辅助设备1的控制器13的任何功能。
如图25所示，呼吸辅助设备可以向辅助装置2提供信息，以提供计算患者血氧的估计的未来值所需的信息。
例如，呼吸辅助设备1可以向辅助装置提供由呼吸辅助设备1测得的变量，比如当前患者血氧浓度和呼吸气体的目标氧气浓度，使得辅助装置2可以执行计算。
呼吸辅助设备1还可以提供要在辅助装置2上显示的其他信息(例如，患者血氧浓度、呼吸气体的目标氧气浓度或由呼吸辅助设备1测得或计算的其他变量)。
在一些实施例中，呼吸设备1可以将警报输出传送到辅助装置2(如上文更详细地描述的)。
辅助装置2可以输出警报(例如经由辅助装置的显示器和/或扬声器输出音频警报和/或视觉警报)。
在一些实施例中，辅助装置2可以确定警报输出并将警报输出提供给呼吸辅助设备1。呼吸设备1然后可以输出如上所述的警报)。
辅助装置2可以是或包括服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站和/或比如平板电脑或移动电话等移动装置。
辅助装置2可以经由有线连接或经由无线连接(例如蓝牙或NFC)与呼吸设备1通信。
辅助装置2可以设置有app或用户接口，以显示信息和/或警报。
辅助装置2可以被配置为改变呼吸辅助设备的至少一个参数(例如呼吸气体的目标氧气浓度)。
马达和/或传感器模块配置
图11至图13展示了流量治疗设备10的配置。该流量治疗设备包括主壳体100。主壳体100具有主壳体上机壳102和主壳体下机壳202。
如图11和图12中所示，下机壳202具有马达凹部250，用于接纳可移除或不可移除的马达和/或传感器模块400，该马达和/或传感器模块在图13至图15中示出并且将在下文进一步详细描述。在底壁230中靠近其后边缘设置有凹部开口251，用于接纳可移除或不可移除的马达/传感器模块400，该马达/传感器模块在图16和图18中示出并将且将在下文进一步详细描述。
图13至图16更详细地示出了马达和/或传感器模块或子组件400。如以上所讨论的，下机壳202包括用于接纳马达和/或传感器模块400的凹部250。
在图13至图16所示的形式中，马达和/或传感器模块400包括三个主要部件的堆叠布置；子组件400的基部403(马达402定位于该基部上)、定位于基部403上方的出口气体流动路径及感测层420、以及覆盖层440。基部403、感测层420和覆盖层440组装在一起以形成子组件壳体，该子组件壳体具有与凹部250的形状互补的形状，使得子组件400可以被接收在凹部250中。基部403被配置为在子组件400定位于凹部250中时封闭凹部开口251。子组件400可以以任何合适的方式(比如利用紧固件、夹子或快速释放布置)被维持在凹部中的适当位置，或者以不可移除的方式被固定。
感测层包括具有一个或多个传感器的气体流动路径，该气体流动路径被布置成将气体输送到壳体的出口端口。
马达402具有本体408，该本体限定了容纳叶轮的叶轮室。马达402可以是任何合适的气体吹风机马达，并且例如可以是公开的PCT说明书W02013/009193中描述的类型的马达与叶轮组件。该说明书的内容以其全文通过援引并入本文。
气体出口406与出口气体流动路径及感测层420的气体入口处于流体连通，该出口气体流动路径及感测层被堆叠在马达顶上。这个层420包括本体422，该本体包括多个安装腿425，这些安装腿可以插入到基部403的多个安装槽缝(未示出)中以将本体422固定到基部403上。在一种配置中，本体422限定了将气体出口406与气体流动路径及感测层420的气体入口联接的气体流动路径。
本体422限定了感测及气体流动路径的下部分426。覆盖层440具有本体442，该本体限定了感测及气体流动路径的上部分446，其中上部分426和下部分446的形状基本上彼此对应。
如图14和图15所示，气体流动路径包括直线长形的气体流动部分428、448。入口与气体流动路径的切向入口部分430、450处于流体连通，该切向入口部分位于气体流动路径的直线长形部分428、448的入口端部处或邻近于其。凹部433、453和434、454可以设置在气体流动路径的直线长形部分的相反两端处。
气体流出口端口452竖直地延伸穿过覆盖层440的本体442，并且位于气体流动路径的直线长形部分428、448的相反出口端部或邻近于其。气体出口端口452与马达凹部250的上部分处于流体连通，该马达凹部继而与气体流通道处于流体连通。同样，由于凹部250的壁252和顶板262的配置，因此如果有气体从马达/传感器模块400泄漏，则该气体将被排放到大气而不是进入主壳体100的容纳大量电子器件和控制装备的部分。凹部250可以包含(多个)间隔物，比如如图15中所示从顶板262向下突出的凸耳，以对于来自气体出口端口452和凹部262的顶板的气流维持适当间距。
从图14中可以看出，穿过和离开马达和/或感测模块400的气体流动路径的至少一部分具有曲折或蜿蜒的构型。例如，穿过长形部分428、448的气体流行进方向总体上与从气体出口端口452到穿过弯管324的气体流通道的入口的气体流行进方向相反。
如图14和图15所示，覆盖层440包括感测印刷电路板(PCB)456。覆盖层440还可以包括一个或多个温度传感器，比如坐于气体流动路径的长形部分428、448中的热敏电阻器。一个传感器将测量气体温度，且另一传感器可以用作冗余温度传感器。替代性地，热敏电阻器之一可以用作参考流量传感器(例如，通过用作恒温热敏电阻器)，并且测得的温度可用来确定穿过气体流动路径的部分428、448的气体流量。一个或多个温度传感器可以位于感测PCB 456的面向气体流的一部分上。另外地，感测PCB 456可以包括其他传感器，包括但不限于压力传感器、湿度传感器和露点传感器。
电子线路板272中的一者或两者将与这些传感器电连通或联接，以处理从传感器接收的信息并基于从传感器接收到的信息来操作设备10。
在替代性配置中，马达/叶轮单元可以远离设备10设置。在该配置中，被接收在凹部250中的模块可以仅包括气体流动路径和各种传感器，以将气体输送到固定式弯管324并由此输送到液体室300。在替代性配置中，被接纳在凹部250中的模块可以仅包括马达和气体流动路径，但是不包括传感器。
在另一种替代性配置中，马达和/或传感器模块400可以不是从凹部250可移除的，而是可以是永久地安装在其中的。在该配置中，将仍提供气体与电气/电子部件相隔离的益处。
流动路径是紧凑的，并且具有减少的转弯/急转弯，这减少了流的分离并且降低了流阻。
马达和流动路径的布置由于壁布置而提供了另一个层隔离。
具有模块化马达和/或传感器模块使得能够在需要进行清洁和/或维修的情况下拆开模块的各个部分。
在马达和/或传感器模块中有利地不存在泄漏路径。虽然马达和/或传感器模块可能是潜在的泄漏点，但该区域中的泄漏将导致氧气排放到大气或排放到液体室中。
图17至图24示出了阀模块4001的第一配置。阀模块4001控制进入设备10的气体流动路径的氧气和/或其他气体的流量，并且使设备10能够调节空气流中夹带的氧气的比例。阀模块被形成为模块化单元以便于制造、组装、维修或更换，例如在发生故障、例行维护或者未来升级/改进的情况下。
阀模块4001沿向上方向竖直地插入到主壳体的下机壳202中的阀模块容座306中。在替代性配置中，阀模块可以沿不同方向可插入到壳体中，比如向前方向、向下方向、向后方向或侧方向。阀模块4001可与设备的主壳体可移除地接合，使得阀模块4001基本上被接纳在壳体中并且可从壳体的外部触及。在一些配置中，阀模块4001可以被固定在主壳体内且不可移除。阀模块4001的一部分被布置成在阀模块与壳体可移除地接合时基本上与壳体的外壁齐平。
由于阀模块是模块化的并且可从壳体的外部触及，因此可以在没有显著拆卸设备10且不损坏设备的壳体的密封件的情况下更换阀模块。由于阀模块4001基本上被接纳在壳体内，因此当阀模块与壳体接合时，它变成与壳体整合并且不增加壳体的大小或体积。另外地，阀模块的部件(比如，下文描述的阀4003和阀歧管4011)在使用中得到保护，因为它们在使用中定位于设备的阀支承件4051和主壳体内。如果设备10无意中被碰撞或掉落，则这种配置显著地降低损坏阀模块和阀模块部件的可能性。
阀模块包括被布置成控制穿过阀歧管4011的气体流的流量控制阀4003。该阀被布置成控制进入设备的一部分中的气体流。例如，阀可以被布置成控制到过滤器模块1001的气体流。替代性地，阀4003可以被布置成控制到设备的另一个部分的气体流。阀模块4001和过滤器模块1001定位于吹风机402和马达和/或传感器模块400的上游。在一些实施例中，阀模块4001和过滤器模块1001定位于吹风机402的下游。
阀4003包括圆柱形本体4005和该本体中的阀构件。
例如，流量控制阀可以是电磁阀、可以是马达驱动的、或者可以是压电式操作的。
在电磁阀中，阀构件在打开位置与关闭位置之间被致动。电磁阀可以是比例阀。穿过阀的气体流的范围(即，由于阀开度的大小)是相对于供应给阀的电流而言的。
替代性地，可以利用经调制的输入信号来控制电磁阀，从而在打开位置与关闭位置之间调制该阀。
阀4003可以是针阀、柱塞阀、闸阀、球阀、蝶阀、截止阀等。阀可以是压力补偿型的。
在一些配置中，阀是常闭阀；也就是说，阀在断电时是关闭的。这在设备断电时将防止所连接的气体供应管线持续地释放氧气或其他气体。在一些替代性配置中，阀是常开阀。
在一些配置中，阀4003是电致动的比例电磁阀。例如，阀可以是可从德国埃利希海姆(Erligheim)的施泰格公司(Staiger GmbH&Co.KG)购买的μProp阀、可以是可从新泽西州的艾默生/阿斯卡阀公司(Emerson/Asco Valves)购买的Asco 202系列Preciflow阀、或者可以是任何其他适合类型的阀。
阀可以具有同轴入口-出口构型。
阀模块4001包括阀歧管4011，该阀歧管具有本体4013，该本体在阀歧管气体入口4017与一个或多个阀歧管气体出口4019之间限定气体流动路径4015。阀歧管的气体入口4017轴向地定位在阀歧管的端部处或朝向阀歧管的端部定位。在一些配置中，阀歧管4011具有径向地定位在阀歧管上的单一气体出口4019。在一些配置中，阀歧管4011包括径向地定位在阀歧管周围的多个阀歧管气体出口4019。阀歧管出口4019被布置成将气体从阀歧管气体入口4017输送到过滤器模块1001的气体入口。(多个)出口4019的径向布置帮助将氧气(或其他气体)引向过滤器模块，从而使氧气的损失最小化并提高了夹带效率。阀4003被布置成控制从阀歧管气体入口4017到(多个)阀歧管气体出口4019的气体流。当阀“关闭”时，阻止从气体入口4017到(多个)气体出口4019的气体流。当阀“打开”时，实现从气体入口4017到(多个)气体出口4019的气体流。
阀歧管4011的与气体入口相反的端部4018接纳阀4003并与其密封地接合，使得阀和阀歧管处于流体连通。端部4018包括待安装到阀的凸缘4023。凸缘4023具有孔口4023A，这些孔口用于接纳紧固件4023F以将歧管紧固到阀4003。可以围绕阀4003与阀歧管4011之间的界面的外围设置(多个)O形环，以将阀与阀歧管密封地接合。
阀歧管4011经由径向地定位的气体出口4019来引导/分散来自阀的氧气。在一些实施例中，在阀歧管中设置了单一气体出口4019。在氧气穿过(多个)出口时，产生噪声。因为设备可能在医疗和/或家庭环境中紧邻患者使用，因此期望使产生的噪声最小化。
另外地或替代性地，可以在(多个)阀歧管出口4019周围、附近或与其流体连通地形成罩、管道或通道，以便降低噪声。另外地或替代性地，可以在阀歧管周围、阀歧管出口附近放置泡沫等等，以降低噪声。
可以在阀歧管气体入口4017的入口内部设置小型过滤器，以防止将灰尘或微粒引入到阀中。
阀歧管的对应于气体入口4015的端部被布置成接纳并连接到连接器4031。在所示的形式中，连接器4031是旋转连接器。替代性地，连接器4031可以布置成使得连接器的气体入口4033可以按不同的方式移动，例如平移移动或枢转移动。
阀模块4001位于设备的流动路径的起点处。如果阀4003被阻塞(即，被灰尘、微粒等阻塞)而使得其将保持打开，则过量的加压氧气或其他气体将从阀支承件4051中的(多个)环境空气入口开口(例如，图26中被示为在旋转连接器下方的开口)中“倾倒”出来。这将防止任何过度的压力到达患者。因而，系统可以固有地被认为是压力受限的，而无需使用压力释放阀。
(多个)开口4051O设置在阀支承件4051中以允许环境空气被吸入设备的气体流动路径中。环境空气流动路径在阀附近或近处经过。在所示的形式中，开口4051O位于旋转连接器的气体入口周围。另外地或替代性地，开口可以位于阀支承件中的其他地方。当设备的吹风机马达402操作时，将产生通过过滤器模块和阀模块的抽吸，以将环境空气吸入设备中。环境空气流动路径穿过阀模块并允许环境空气被来自流量控制阀的气体流夹带。环境空气流动路径具有气体出口，该气体出口被适配成输送环境空气，使得它流过用于输送气体流的设备的一个或多个温度传感器。
该设备可以同时吸入来自阀歧管的气体入口的气体、以及环境空气，或者对来自气体入口的气体的加压可以迫使该气体穿过过滤器。气体将退出阀模块并进入过滤器中的气体入口。设备可以被配置为使得来自气体入口的气体和环境空气在被输送到设备的气体出口之前在设备中被动态地夹带/混合。
阀模块可以被配置为通过以下各方式中的一种或多种来最小化阀模块两端的压降：使环境空气的大开口4051O位于旋转连接器周围和/或其他地方；在流动路径中具有半径/圆形/倾斜边缘(即，例如在阀歧管内部)以最小化湍流和平滑流。
本文中所描述的阀模块4001布置成直接与过滤器1001联接以提供从阀模块到过滤器的气体流动路径。阀模块与过滤器模块之间不需要软管连接。这使部件的大小最小化，并且使得容易将模块化阀模块和过滤器模块连接和断开连接。
本文中所描述的过滤器模块和阀模块可以为设备提供变化的气体流动路径。例如，阀模块可以控制经由阀模块和过滤器模块进入设备的气体流动路径的氧气流。替代性地，可以通过第一子隔室气体入口(例如图37的入口1011)将替代性氧气源直接连接到过滤器模块，从而绕过阀模块。这在用户可能希望手动地调节氧气供应源(即，比如通过壁式供应转子流量计)的情况下是实用的。
应当理解，本文中所描述的过滤器模块和阀模块可以分开地在用于输送气体流的设备中使用。替代性地，过滤器和阀模块可以一起用作过滤器和阀组件以获得改进的功能性。
在所示的配置中，设备10通过以下各方式中的至少一种来接收氧气：
经由阀模块(对于设备的自动氧气调节)，或
经由设置在过滤器的顶部上的替代性气体入口(允许附接可手动调节的氧气供应源，即，比如通过壁式供应转子流量计)。
所描述的各种配置仅是示例性配置。来自任一配置的任何一个或多个特征可以与来自任何其他配置的任何一个或多个特征组合使用。
例如，阀模块中使用的旋转连接器可以具有附加功能。在一些配置中，旋转连接器可以布置成绕多于一条轴线旋转；并且可以例如具有旋转轴线横向于彼此的两个邻近的旋转连接部分，使得旋转连接器的气体入口可以围绕这两条轴线旋转。在一些配置中，旋转连接器可以包括球窝布置或类似布置，以使得旋转连接器的气体入口可以沿基本上任何方向旋转。在一些配置中，旋转连接器可以布置成提供旋转和平移两种运动；使得旋转连接器的气体入口既可以绕一条或多条轴线旋转，例如又可以直线地行进。这对于将气体入口从设备的一个部分平移到另一个部分可能是实用的，例如从设备的一侧平移到设备的另一侧。在一些配置中，气体入口可以布置成进行平移而不是旋转。
作为另一个示例，虽然马达和/或传感器子组件凹部被描述为位于主壳体的底侧中，但它可以替代性地位于壳体的后部、侧部、前部或顶部中。对于这样的变型，空气和/或氧气入口也可以根据要求而不同地定位。
作为另一个示例，代替将液体室和室凹穴配置为使得从壳体的前部将液体室插入到室凹穴中和从室凹穴中移除，配置可以为使得从壳体的侧部、后部或顶部将液体室插入到室凹穴中和从室凹穴中移除。
作为另一个示例，尽管过滤器模块被描述为从上方插入到壳体中并且阀模块从下方插入到壳体中，但这些部件中的任一个或两个可以插入到壳体的任何合适部分中，比如上部部分、下部部分、侧部部分、前部部分或后部部分中。
参考能够将经加热和加湿的气体输送到患者或用户的流量治疗设备来描述过滤器模块和阀模块。该设备可以适合于治疗慢性阻塞性肺疾病(COPD)。该设备可以被配置为以高流量将气体输送至患者接口(高流量治疗)，特别是鼻高流量治疗。
替代性地，可以在用于不同目的的设备中使用过滤器模块和/或阀模块。该设备可以是高流量治疗设备，或者可以是低流量治疗设备。这些特征还可以设置在用于提供连续气道正压通气(CPAP)的设备中，该设备可以在正压下输送气体(经加湿的或其他的)。
替代性地，过滤器模块和/或阀模块可以与不需要加湿器且因此不需要液体室300或室凹穴108特征的设备一起使用。例如，应当理解，使马达和气体流动路径与电气和电子部件隔离的配置在其他类型的气体输送设备中具有广泛应用。
语言“流量治疗设备”旨在涵盖所有此类变型。

Claims (108)

1.一种呼吸辅助设备，包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，这些呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
控制器，该控制器被配置为控制这些呼吸气体的氧气浓度，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，该控制器被配置为确定这些呼吸气体的目标氧气浓度，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
这些呼吸气体的初始氧气浓度与这些呼吸气体的目标氧气浓度之间的差，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
2.如权利要求1所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于该目标氧气浓度来控制这些呼吸气体的氧气浓度。
3.如权利要求1或权利要求2所述的呼吸辅助设备，其中，该患者血氧浓度的估计的未来值进一步基于从该控制器将这些呼吸气体的氧气浓度控制到该目标氧气浓度开始以来的时间。
4.如权利要求1至3中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为接收输入并基于该输入来确定这些呼吸气体的目标氧气浓度。
5.如权利要求4所述的呼吸辅助设备，其中，该输入包括目标氧气浓度范围，该目标氧气浓度范围包括上限目标氧气浓度和下限目标氧气浓度。
6.如权利要求1至5中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为将该患者血氧浓度的所述估计的未来值与血氧浓度警报阈值和/或血氧浓度警报范围进行比较，并且如果该患者血氧浓度的估计的未来值不在所述血氧浓度警报范围内则产生警报输出。
7.如权利要求6所述的呼吸辅助设备，其中，该血氧浓度警报范围包括上限血氧浓度警报阈值和下限血氧浓度警报阈值。
8.如权利要求6或权利要求7所述的呼吸辅助设备，其中，基于从该控制器将这些呼吸气体的氧气浓度控制到该目标氧气浓度开始以来的时间来确定该血氧浓度警报阈值。
9.如权利要求6至8中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报阈值能够基于目标氧气浓度的变化的量来确定。
10.如权利要求6至9中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报阈值可以基于目标氧气浓度来确定。
11.如权利要求6至10中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报阈值可以基于当前气体氧气浓度来确定。
12.如权利要求6至11中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报阈值基于该目标血氧浓度。
13.如权利要求6至12中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于该患者血氧浓度的估计的未来值以及与血氧浓度警报阈值的比较来产生警报输出。
14.如权利要求13所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为如果该患者血氧浓度的估计的未来值高于或低于该血氧浓度阈值则产生所述警报输出。
15.如权利要求14所述的呼吸辅助设备，其中，所述警报阈值基于从该控制器将这些呼吸气体的氧气浓度控制到该目标氧气浓度开始以来的时间。
16.如权利要求1至15中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该输入包括目标血氧浓度，并且该血氧浓度警报范围基于该目标血氧浓度。
17.如权利要求16所述的呼吸辅助设备，其中，该血氧浓度阈值和/或血氧浓度警报范围基于该目标氧气浓度与该上限目标氧气浓度之间的差。
18.一种呼吸辅助设备，包括：
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
控制器，该控制器被配置为接收输入，该输入包括目标氧气浓度范围，该目标氧气浓度范围包括上限目标氧气浓度和/或下限目标氧气浓度，
控制器，该控制器被配置为将这些呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度，其中，该目标氧气浓度在包括上限目标氧气浓度和下限目标氧气浓度的所述目标氧气浓度范围内，
其中，该控制器被配置为：
基于指示患者血氧浓度的该测量结果以及该目标氧气浓度与该上限目标氧气浓度之间的差，计算针对该目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的估计的最大未来值，或者
基于指示患者血氧浓度的该测量结果以及该目标氧气浓度与该下限目标氧气浓度之间的差，计算针对该目标氧气浓度范围的患者血氧浓度的估计的最小未来值。
19.如权利要求18所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为将这些呼吸气体的氧气浓度从初始氧气浓度控制到目标氧气浓度。
20.如权利要求18或权利要求19所述的呼吸辅助设备，其中，该初始氧气浓度是在该控制器将这些呼吸气体的氧气浓度控制到该目标氧气浓度之前的氧气浓度。
21.如权利要求18至20中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该呼吸辅助设备被配置为接收指示该目标氧气浓度范围的输入。
22.如权利要求21所述的呼吸辅助设备，其中，该目标氧气浓度范围经由用户接口输入。
23.如权利要求18至22中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该估计的最大未来值和/或该估计的最小未来值基于估计的氧气效率。
24.如权利要求18至23中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该估计的最大未来值和/或该估计的最小未来值被实时更新。
25.如权利要求18至22中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该最大或最小未来值是在氧气浓度的变化已经对患者血氧产生影响之后。
26.一种呼吸辅助设备，包括
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，在该设备的操作期间，该控制器被配置为存储呼吸气体氧气浓度数据，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
27.如权利要求26所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
28.一种呼吸辅助设备，包括
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，在该设备的操作期间，该控制器被配置为存储呼吸气体氧气浓度数据，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
这些呼吸气体的当前氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
29.如权利要求28所述的呼吸设备，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
30.一种呼吸辅助设备，包括
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，在该设备的操作期间，该控制器被配置为存储呼吸气体氧气浓度数据，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差。
31.如权利要求30所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
32.如权利要求30或31所述的呼吸辅助设备，其中，该相关时间戳包括这些呼吸气体的相关的氧气浓度被记录、和/或测量和/或存储的时间。
33.如权利要求30至32中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该相关时间戳包括自从这些呼吸气体的相关的氧气浓度被记录、和/或测量和/或存储以来经过的时间。
34.如权利要求30至33中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为确定所存储的呼吸气体氧气浓度数据中这些呼吸气体的氧气浓度的一系列变化。
35.如权利要求30至34中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，这些呼吸气体的氧气浓度被控制到这些呼吸气体的目标氧气浓度。
36.如权利要求30至34中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，这些呼吸气体的氧气浓度是呼吸气体的测得的氧气浓度。
37.如权利要求30至36中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该设备包括至少一个气体组合物传感器，该气体组合物传感器被配置为向该控制器提供指示这些呼吸气体的氧气浓度的测量结果。
38.如权利要求30至37中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为以规则的时间间隔或不规则的时间间隔更新这些呼吸气体的所存储的氧气浓度。
39.如权利要求30至38中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为当这些呼吸气体的目标氧气浓度被该控制器更新时，更新这些呼吸气体的所存储的氧气浓度。
40.如权利要求30至39中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，基于该相关时间戳的该加权基于衰减函数。
41.如权利要求30至40中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，所存储的氧气浓度数据被传输到与该呼吸治疗设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
42.一种呼吸辅助设备，包括
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，该控制器被配置为维持该呼吸气体氧气浓度的变化的总和，
其中，该控制器被配置为执行估计更新阶段，该估计更新阶段包括：
将衰减函数应用于这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，
计算该当前估计更新阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与该先前估计更新阶段的这些呼吸气体之间的差，
将该差加到这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和上，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
43.如权利要求42所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
44.一种呼吸辅助设备，包括
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，该控制器被配置为维持该呼吸气体氧气浓度的变化的总和，
其中，该控制器被配置为执行估计更新阶段，该估计更新阶段包括：
将衰减函数应用于这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，
计算该当前估计更新阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与该先前估计更新阶段的这些呼吸气体之间的差，
将该差加到这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和上，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
45.如权利要求44所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
46.一种呼吸辅助设备，包括
流动发生器，该流动发生器被配置为向患者提供呼吸气体，该呼吸气体包括从氧气源提供的补充氧气，
至少一个传感器，该至少一个传感器被配置为向该控制器提供指示该患者血氧浓度的测量结果，
其中，该控制器被配置为维持该呼吸气体氧气浓度的变化的总和，
其中，该控制器被配置为执行估计更新阶段，该估计更新阶段包括：
将衰减函数应用于这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，
计算该当前估计更新阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与该先前估计更新阶段的这些呼吸气体之间的差，
将该差加到这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和上，
其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差。
47.如权利要求46所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
该患者的估计的氧气效率比，
血红蛋白饱和函数。
48.如权利要求42至47中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为以规则的时间间隔或不规则的时间间隔执行该估计更新阶段。
49.如权利要求42至47中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为实时执行该估计更新。
50.如权利要求42至47中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为周期性地执行该估计更新阶段。
51.如权利要求42至47中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为当这些呼吸气体的目标氧气浓度被该控制器更新时执行该估计更新阶段。
52.如权利要求42至51中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为将这些呼吸气体的氧气浓度控制到目标氧气浓度。
53.如权利要求42至47中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，这些呼吸气体的氧气浓度被控制到这些呼吸气体的目标氧气浓度。
54.如权利要求42至53中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，这些呼吸气体的氧气浓度是呼吸气体的测得的氧气浓度。
55.如权利要求1至54中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该设备包括至少一个气体组合物传感器，该气体组合物传感器被配置为向该控制器提供指示这些呼吸气体的氧气浓度的测量结果。
56.如权利要求1至55中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为更新这些呼吸气体的目标氧气浓度并将这些呼吸气体的氧气浓度从初始氧气浓度控制到该目标氧气浓度。
57.如权利要求1至56中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该目标氧气浓度由氧气浓度控制器提供。
58.如权利要求1至57中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该输入或输入进一步包括该目标血氧浓度。
59.如权利要求1至58中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该目标血氧浓度或目标血氧浓度是范围。
60.如权利要求59所述的呼吸辅助设备，其中，该目标血氧浓度包括上限目标血氧浓度和/或下限目标血氧浓度。
61.如权利要求59或60所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于目标血氧浓度范围的中间值来确定该目标氧气浓度。
62.如权利要求59至61中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为将该目标血氧浓度控制在该上限目标血氧浓度与该下限目标血氧浓度内。
63.如权利要求1至62中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为改变该目标氧气浓度，以将该患者血氧浓度控制到该目标血氧浓度。
64.如权利要求1至63中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为改变从氧气源提供到该呼吸气体的补充氧气的量，以控制这些呼吸气体的氧气浓度。
65.如权利要求1至64中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该设备包括至少一个阀调布置。
66.如权利要求65所述的呼吸辅助设备，其中，该阀调布置与该吹风机处于流体连通。
67.如权利要求65或66所述的呼吸辅助设备，其中，该阀调布置能够是可控的，以调节引入该气体流中的氧气的量。
68.如权利要求1或67中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为产生警报输出。
69.如权利要求68所述的呼吸辅助设备，其中，该警报输出能够被传输到与该呼吸治疗设备通信的一个或多个服务器、或患者监控单元、和/或护士监控站。
70.如权利要求68或权利要求69所述的呼吸辅助设备，其中，该警报输出包括至少一个警报参数。
71.如权利要求68至70中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于该患者血氧浓度的估计的未来值和/或患者血氧浓度的估计的最大或最小未来值产生该警报输出。
72.如权利要求70所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为将患者血氧浓度的所述估计的最大未来值与该上限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最大未来值小于该上限目标血氧浓度则产生警报输出。
73.如权利要求68至71中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报输出的警报参数基于患者血氧浓度的估计的最大未来值与该上限目标血氧浓度之间的差的大小。
74.如权利要求68至72中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为将患者血氧浓度的所述估计的最小未来值与该下限目标血氧浓度进行比较，并且如果患者血氧浓度的估计的最小未来值小于该下限目标血氧浓度则产生警报输出。
75.如权利要求70至74中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报输出的警报参数基于患者血氧浓度的估计的最小未来值与该下限目标血氧浓度之间的差的大小。
76.如权利要求70至75中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报参数是警报时间或警报强度。
77.如权利要求70至76中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报输出被提供给显示器。
78.如权利要求70至77中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报输出被配置为在显示器上呈现消息。
79.如权利要求70至78中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该警报输出被配置为产生声音或提供指示。
80.如权利要求1至79中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该至少一个传感器或至少一个传感器与该控制器电子通信。
81.如权利要求80所述的呼吸辅助设备，其中，该至少一个传感器是脉搏血氧仪或动脉氧传感器。
82.如权利要求1至81中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该呼吸辅助设备进一步包括气体组合物传感器。
83.如权利要求82所述的呼吸辅助设备，其中，该气体组合物传感器与该控制器电子通信。
84.如权利要求82或83所述的呼吸辅助设备，其中，该气体组合物传感器是氧气浓度传感器，该氧气浓度传感器被配置为测量该呼吸气体的氧气浓度。
85.如权利要求82至84中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该至少一个气体组合物传感器提供指示这些呼吸气体的初始氧气浓度的信号。
86.如权利要求84或权利要求85所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为从该氧气浓度传感器接收指示该呼吸气体的氧气浓度的氧气浓度信号。
87.如权利要求82至86中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器被配置为基于来自该氧气浓度传感器的氧气浓度信号来控制这些呼吸气体的氧气浓度。
88.如权利要求1至87中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器包括一个或多个处理器，其中，这些处理器被配置为具有计算机可读指令。
89.如权利要求1至88中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该控制器包括至少一个存储器元件，其中，该存储器元件被配置为存储所述计算机可读指令。
90.如权利要求89所述的呼吸辅助设备，其中，该存储器元件是非暂时性的。
91.如权利要求1至88中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该流动发生器是或包括吹风机模块，其中，该吹风机模块包括至少一个吹风机，该至少一个吹风机被配置为产生所述气体流。
92.如权利要求1至88中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该呼吸辅助设备包括至少一个显示器，该至少一个显示器被配置为显示该警报输出或警报输出。
93.如权利要求92所述的呼吸辅助设备，其中，该显示器包括至少一个屏幕。
94.如权利要求1至88中任一项所述的呼吸辅助设备，其中，该呼吸辅助设备包括至少一个声音产生装置，该至少一个声音产生装置被配置为输出可听声音。
95.一种系统，包括如权利要求1至94中任一项所述的呼吸辅助设备、导管和用户接口。
96.一种估计患者血氧浓度的未来值的方法，该方法包括：
向该患者提供具有初始目标氧气浓度的呼吸气体，
测量患者血氧浓度，
向该患者提供具有目标氧气浓度的呼吸气体，
基于该患者血氧浓度以及初始目标氧气浓度与该目标氧气浓度之间的差来计算该患者血氧浓度的未来值。
97.一种针对目标氧气浓度范围估计患者血氧浓度的最大未来值的方法，该方法包括：
测量患者血氧浓度，
向该患者提供具有氧气浓度的呼吸气体，
基于患者血氧浓度、以及该目标氧气浓度范围的上限目标氧气浓度与这些呼吸气体的氧气浓度之间的差来计算该患者血氧浓度的最大未来值。
98.一种针对目标氧气浓度范围估计患者血氧浓度的最小未来值的方法，该方法包括
测量患者血氧浓度，
向该患者提供具有氧气浓度的呼吸气体，
基于患者血氧浓度、以及该目标氧气浓度范围的下限目标氧气浓度与这些呼吸气体的氧气浓度之间的差来计算该患者血氧浓度的最小未来值。
99.一种估计患者血氧浓度的未来值的方法，该方法包括：
为该患者提供呼吸气体，
在该设备存储呼吸气体氧气浓度数据的操作期间，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
测量患者血氧浓度，
基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
100.一种估计患者血氧浓度的估计的最大未来值的方法，该方法包括：
为该患者提供呼吸气体，
在该设备存储呼吸气体氧气浓度数据的操作期间，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
测量患者血氧浓度，
基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对这些呼吸气体的氧气浓度进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
这些呼吸气体的当前氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
101.一种估计患者血氧浓度的估计的最小未来值的方法，该方法包括：
为该患者提供呼吸气体，
在该设备存储呼吸气体氧气浓度数据的操作期间，其中，所存储的呼吸气体氧气浓度数据包括这些呼吸气体的一个或多个氧气浓度，这些呼吸气体的每个氧气浓度具有相关时间戳，
测量患者血氧浓度，
基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
所存储的呼吸气体氧气浓度数据，其中，基于该相关时间戳对所存储的呼吸气体氧气浓度数据进行加权，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差。
102.一种估计患者血氧浓度的未来值的方法，该方法包括：
为该患者提供呼吸气体，
维持这些呼吸气体氧气浓度的变化的总和，
执行估计更新阶段，该估计更新阶段包括：
将衰减函数应用于这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，
计算该当前估计更新阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与该先前估计更新阶段的这些呼吸气体之间的差，
将该差加到这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和上。
103.如权利要求101或权利要求102所述的方法，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果。
104.如权利要求101至103中任何一项所述的方法，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最大未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与上限目标氧气浓度之间的差。
105.如权利要求101至104中任一项所述的方法，其中，该控制器被配置为基于以下各项计算该患者血氧浓度的估计的最小未来值：
这些呼吸气体的氧气浓度的变化的总和，以及
指示该患者血氧浓度的该测量结果，
该当前估计阶段的这些呼吸气体的氧气浓度与下限目标氧气浓度之间的差。
106.一种流量治疗设备，用于提供如权利要求96至105中任一项所述的方法。
107.一种流量治疗设备的用途，该流量治疗设备包括用于提供如权利要求96至105中任一项所述的方法。
108.一种如权利要求106所述的流量治疗设备或如权利要求107所述的流量治疗设备的用途，其中，该流量治疗设备是如权利要求1至95中任一项所述的设备。
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