CN1153463A

CN1153463A - 对动脉血气体的非侵入性测定

Info

Publication number: CN1153463A
Application number: CN 96190276
Authority: CN
Inventors: 丹尼尔B·雷伯恩
Original assignee: DANIEL B RAYBURN
Current assignee: DANIEL B RAYBURN
Priority date: 1995-02-06
Filing date: 1996-02-06
Publication date: 1997-07-02

Abstract

本发明涉及一种用来导出病人血液中气体含量的非侵入性的系统和方法。该系统相应于体积测量呼气中的二氧化碳浓度。然后处理该数据导出动脉血中二氧化碳气体水平。若数据为时间域，处理可将时间域数据转换成体积域。该方法也经迭代评估了多个变量的显著性，所得的关系可供快速和准确地对健康人和患肺病病人进行血中气体含量的测定。

Description

对动脉血气体的非侵入性测定

发明背景

本发明涉及用于评价病人换气状况的方法和装置。更具体地说，本发明提供了一种系统，该系统能完成测定动脉血管内溶解的二氧化碳浓度的非侵入性操作。动脉二氧化碳含量用分压，即pCO₂表示，它是能最终反映肺部健康状况的换气状况的一个重要指标。

医生和其它医护人员一般以动脉pCO₂(PaCO₂)的增高作为初期呼吸衰竭的指征。就此而言，PaCO₂的测定在使呼吸器的调整达到最佳以及监测手术中威胁麻醉病人生命的血液中的气体变化中是很有用的。得到动脉血液气体值的传统方法是取出动脉血样并用血液气体分析仪测量二氧化碳的分压(PaCO₂ ^ABG)。动脉穿刺有其固有的限制：1)动脉穿刺给病人带来一定程度的不适和危险，2)血液处理对医护人员有潜在的危险，3)在得到结果前会耽误病情，以及4)只能间歇地进行测量。

连续的侵入性监测需要留置动脉导管，这会产生固有的问题，包括脓毒症、应答时间慢和信号的衰减。该监测系统的性质排除了在日常护理中的使用的可能性，一般限于医院的监护病房。

人们试图，包括使用所谓的二氧化碳测量术来间接地测定PaCO₂水平。二氧化碳测量术利用的方法涉及追踪病人的呼气，在一个或多个呼吸周期中测量相对于时间的呼出气体中的CO₂浓度。将所得的关系作图，得到病人在呼气周期中CO₂气体浓度有三个相的图(参见图1)。典型的是，该三相反映了一般不参与气体交换的输送气道的清除(即气道无效区)(第I相)，然后呼出来自输送气道的空气与来自肺内活性(肺泡)膜表面的肺部气体动态地混合的空气，肺部气体在肺中已与动脉血作了气体交换(第II相)。最后一相(第III相)反映了来自正常时与肺泡组织进行主动交换的肺部各区域的未混合气体的呼出。第III相(在健康的病人)因此极为相似于与肺接触进行气体交换(释放CO₂，吸收O₂)的动脉血有关的气体性质。在正常的肺中，由于换气的与灌注的肺泡区域十分一致，故第III相的图线基本水平(斜率＝0)。对于病理的肺，第III相图线由于该肺的换气和灌注区不一致而不是水平。参见下表I

表I

第I相代表从没有气体交换的气道输送结构呼出的无CO₂的气

体第II相 S形上升的CO₂浓度(以百分数表示)代表从气道到肺泡气

体的过渡第III相平台代表来自肺泡的富含CO₂的气体。

以前，二氧化碳测量术采用峰值或潮末值(PetCO₂)来作为PaCO₂估计值。PetCO₂是来自肺部所有有功能的气体交换单位的二氧化碳的肺泡分压的平均测量值。从二氧化碳测量术所得的PetCO₂是肺泡pCO₂的平均测量值，在正常肺中该值接近于PaCO₂。由于CO₂容易地扩散穿过肺泡—毛细管膜，对于正常的换气—灌注，PetCO₂十分接近于PaCO₂。PetCO₂和PaCO₂之间的差主要是不发生气体交换的肺部所占比例的函数(Fletcher，R.，Johnson，G.和Brew，J.，The Concept of Deadspace with Special Reference to Single Breath Testfor Carbon Dioxide，Br.J.Anaesth.53，77，1981)。患肺病的病人其不发生气体交换的肺部区域成比例地增加。这个所谓的“肺泡无效区”的增加使从二氧化碳测量术所得的CO₂峰值(PetCO₂)和升高的动脉CO₂(PaCO₂)间有显著的差异。

采用其它技术来评估，病人血液的气体浓度，得出各不相同的结果。经皮的传感器可测量通过受热的皮肤扩散的组织pCO₂，但有着实践和理论上的局限。广泛使用血氧定量法，这是一种估计负载在血红蛋白上的动脉氧的非侵入性方法。例如，美国专利第4,759,369，4,869,254和5,190,038号揭示了脉冲血氧定量计，它可测量氧合的血红蛋白的百分数。但是，当血红蛋白水平下降时前述的技术均不能测量溶解的氧气量，也不能测量负载的氧的数量。明显失血或红细胞形成不足时血红蛋白的水平就会低下。另外，血氧定量计的读数对附着点具有特异性，一般是在手指尖或耳垂，在诸如休克或体温过低时可能不反映活体器官的氧水平。

现有技术需要准确、非侵入性的灵敏的方法来准确地测定动脉血中气体的水平。从下面可见，本发明提出的一种非侵入性系统能克服现有技术中的问题。

综述

本发明提供了一种系统来快速、准确地得出病人的动脉血的二氧化碳浓度，本发明也使用了一种非侵入性的方法来监测病人动脉血二氧化碳的分压以作为换气状态的指标。

本发明也包括用来检测呼出的CO₂浓度和容积率数值，并以此为基础得到准确的实际动脉pCO₂的系统。该系统提供了非侵入性、实际上实时的血液气体浓度的测定，它得自与以前呼气测量中收集的经处理的数值相关联的即刻呼出值。

本发明将呼出值从时间域转换为体积域，或首先积累体积域的数值作为呼出值。病人的动脉CO₂分压然后可通过选择性地分析体积域中的第II和III相呼出值的斜率和截距来确定。若时间域数值被转换为体积域，该转换通过以体积域来代替而被称为使数据“归一化”，其中病人依赖时间的呼吸差异得以消除，而得到标准化的气体浓度—增加的呼吸体积的关系。

本发明也提供了准确测定动脉CO₂分压的方法，它通过测量呼出气体的值并将该值经统计学过滤以确保得到具有统计学意义的可信水平的与实际肺功能相关性最高的读数。

本发明的上述优点和其它优点通过专门说明的气体分析和按选择数据鉴定和增强程序操作的数据处理系统来实现。特别是，本发明的系统可用于从治疗中的病人收集准确的呼气数据。该数据包括了呼吸衰竭周期中取样的CO₂气体分压、浓度和总的气体体积的细节。进行多次读数来增加准确性。呼出数据从时间域转换为体积域。然后将呼出值作图建立在呼吸周期中的上述明显的三相。取出该三相有关的线性细节，用来得到即刻的动脉CO₂分压，PaCO₂。然后将该值用于肺功能的量化和/或确定是否发生肺衰竭或肺窘迫。

根据本发明的各个方面，本系统包括复杂的人工智能手段，它可反复地分析许多独立的和不同的测量值以及与呼气数据相关的计算值。基于这些变换，该手段量化了这些测得的值以及与实际的动脉CO₂分压最为相关的导出值，得到了包括特定加权变量的表明动脉CO₂分压的固定关系。该关系以矢量表示，在监测外科手术过程和其它与潜在的肺衰竭有关的病人时可按实际的患者的系统参数实施该关系。

附图简述

本发明的前述特征结合下面的附图从具体的说明性的方案细节的叙述可更容易全面理解，其中：

图1显示了健康人体的CO₂/体积曲线的三相；

图2代表正常的呼气的CO₂对呼出体积作图，并显示了无效区；

图3是本发明优选方案的系统的示意图；

图4是本发明优选方法的流程图；

图5是健康人体的二氧化碳测量图；

图6是肺窘迫病人二氧化碳测量图。

较好技术方案的详述

总的来说，本发明包括用于通过对呼出气体的浓度和体积的分析得出动脉血气体含量的非侵入性的系统和方法。呼出气体的浓度和体积可按时间域收集，典型地是使用二氧化碳测量计和呼吸速度测量计。另一种方法是，数据可直接以体积域收集，在二氧化碳测量计和呼吸速度测量计数据之间进行时间迟延或相移校正。pCO₂和体积的原始数据以足以避免混淆的高频率进行读数。对于具有正常换气频率的成人，典型地是以100Hz来收集数据，每0.01秒产生一个数据点。若按时间域读数，则用多项式拟合将测量值从时间域(典型的是每0.01秒1点)转换为体积域(典型的是每1ml呼出体积有1点)。

可按体积域，计算出第II相曲线的斜率。第II相的起始点在曲线超越某一阈值(成人一般为0.5％)处。本应用中设定的第II相的终点为曲线偏离线性规定量(对于成人典型的是5％)处的点。阈值和偏离值基于肺部的大小和呼吸率而定。用相似的方法，通过从呼气的最后一个数据点向第II相直到曲线偏离线性某一固定值(对于成人典型地为5％)来计算出第III相的斜率。第II和第III相曲线的斜率被用作最初输入的变量，这两个变量与其它参数合并成矢量可得出动脉血气体的含量，即CO₂分压或PaCO₂的估计值。

下列缩写和定义用于本发明的说明：

缩写和定义CO₂ 二氧化碳pCO₂ 二氧化碳分压PetCO₂ 潮末CO₂PECO₂ 呼出的CO₂PaCO₂ 动脉CO₂分压PaCO₂ ^ABG 用动脉血液气体分析器测得的动脉CO₂分压％CO₂ 二氧化碳占总气体含量百分数的值COPD 慢性阻塞性肺病

ml 毫升

fds Fowler无效区(气道无效区)

I2 在CO₂轴上第II相的截距

I3 在CO₂轴上第III相的截距

m2 第II相的斜率

m3 第III相的斜率

ph2i 第II相的偏离指数

ph3i 第III相的偏离指数

Tb 相转变的弯曲

Tbi 相转变弯曲指数

TV 空气呼出的潮气量

ang 第II和III相之间的夹角

如上所述，从二氧化碳测量术得到的呼出CO₂型式可作出三相曲线。对于正常人(图5)，CO₂曲线在第III相的开始处形成平台，在第III相末达到几乎等于PaCO₂的值(PetCO₂)。对于不进行气体交换的肺部体积增加的病人(生理或肺泡无效区增加，图6)，典型的是COPD病人，该曲线没有平台，最终的PetCO₂值与实际的PaCO₂较少相关。本发明能确定在这些和其它情况下十分接近实际PaCO₂的估计值。

本发明系统如图3所示，包括差压流速计或呼吸速度测定计(项目15)、流速信号单元(项目14)、气体传感器(项目16)、CO₂信号单元(项目13)、处理器(项目12)和数据显示器(项目11)。该系统可用于机械换气的病人或不进行机械换气的病人。

测量人体呼出体积的许多装置已经能将测得的流速积分，它们可用于本发明。典型的流速测量装置使用下列方法之一来测定流速：

1.测量具有固定阻力的两点间的压力降或差压(差压流速计或呼吸速度测定计)，

2.测量由空气流冷却引起的加热丝的温度改变(热丝流速计)，

3.测量通过空气流的超声波的频率改变(超声多普勒Doppler)，

4.计数空气流过压杆时发出的漩涡数(涡流喷射)，或

5.测量从上游发出的声或热脉冲传递到达下游传感器的时间(穿越装置的时间)。

体积也可通过对放在气流途中的风轮转数进行计数而直接测量(旋转的风轮)。在Sullivan等的Pneumotachographs：Theory and Clinical Application，Respiratory Care，29-7卷，736-749(1984)一文中可找到前述装置和有关技术的讨论，这里列出供参考。已知的差压流速计的例子包括如美国专利4,047,521、4,403,514、5,038,773、5,088,332、5,347,843和5,379,650所揭示的那些，这里列出供参考。

用于测量呼吸流速的装置的例子是差压流速计或“呼吸速度测量计”(图3，项目15)，它提供了指示呼吸流速的压差，该差值可通过流速信号单元(项目14)中的转换器转换为代表呼吸流速和压差之间的关系的电信号。流速计(项目15)由Novametrix Medical Systems，Inc.(美国康尼狄格州)制造、出售。但是，任何前述类型的流速测定装置均可用于本发明的系统。

能测量人体呼气中的二氧化碳含量的传感器是公知的。目前较好的测量二氧化碳的装置是利用非色散红外照射的类型的气体分析器，它给出了代表呼气样本中的CO₂％(或pCO₂)的数值。已知的红外气体分析仪的例子包括美国专利4,859,858、4,859859、4,914,720、4,958,075、5,146,092、5,153,436、5,206,511和5,251,121所揭示的，这里列出供参考。用来测量二氧化碳浓度的其他技术，如拉曼光谱和质谱也可用于本发明。

能测量病人呼气中二氧化碳含量的气体传感器(图3，项目16)的实例由Novametrix Medical Systems，Inc.(美国康尼狄格州)制造，商品名为CAP-NOSTAT^TM。本发明也可使用测量气道(主流)中或取出的样品(支流)中二氧化碳含量的其它方法。

上述气体分析仪采用非色散红外照射测量混合气体中选出的某一气体的浓度。红外照射可由厚膜光源发射并由镜聚焦后通过待分析的气体混合物。红外光束在通过气体混合物之后经过滤光器，它将除了以被待分析的混合物(如来自人体的呼出气体)中的有关气体(如CO₂)吸收的波长为中心的窄带的射线以外的所有其它射线反射掉。该窄带的射线典型地在射线集中的波长的两边各延伸约190 ，该窄带的射线相应于被分析气体混合物中指定气体的浓度按比例地减少它到达监测器时，监测器可与到达的红外线的数量成反比地产生电输出信号。结果监测器产生的信号的强度反比于指定气体的浓度，这样可转换为指示该浓度的信号。处理器可为具有能接受来自CO₂信号单元(图3，项目13)和流速信号单元(图3，项目14)的数字信号的合适的数字接口的个人计算机，或为能计算这里将进一步揭示的矢量的任何特别设计的处理器。

如上所讨论的那样，现有技术中的二氧化碳测量术试图通过使用单次呼吸的峰值或潮末值(PetCO₂)来估计PaCO₂。这类系统在肺部正常时追踪气体的改变是有效的，但在患有诸如COPD等疾病或有明显的肺分路存在时该系统已证明是不可靠的。PetCO\-2不适合测量PaCO₂，部分可归因于肺内一些区域通气与灌注的比率高。来自不发生气体交换的区域的呼出气体由于灌注不充分，降低了所得的PetCO₂值。例如，对于患病的肺，由于气体交换受到损害，第III相斜率的增加使PetCO₂值成为PaCO₂值不可靠的指标。

在本发明中，采用时间域的数字化的呼气CO₂和流速值被转换为体积域以解决不同人群之间的变异，从而改善了准确性。可替换的是，可使用流速信号单元14以便将流速信号在连续的基础上积分得到体积，然后按预定的体积间隔读取CO₂读数，当取得数据或其后处理时，应对两个传感器(包括信号处理时间)的相移进行校正。可替换的是，所有的数据可以按时间域形式得到，由处理单元(图3，项目12)处理转换为体积域。最后，如前所述，流量可用如旋转风轮装置直接测量。CO₂浓度对于呼吸流速或体积可作成包括一系列单位的曲线，每一单位由两个点定义。在时间域中，时间的递进单位为几分之一秒，而不管这段时间里排出的空气量。有效的取样速率取决于病人的呼吸率。但是在体积域中，每个单位的递进基于排出空气的体积，而不管呼吸时间。通过采用体积域或将数据从时间域转换为体积域能表达另一个生理关系。接近呼气末，不管病人的健康情况如何，相对于呼出时间增加的百分率，呼吸体积的数量较大。表示出它的生理重要性。例如，对于一名机械换气、化学麻醉的发生支气管痉挛的COPD病人，由于气道狭窄，呼气时间延长(图6)。使用药物治疗，减少其呼出阻力，可减少其完成呼气所需的时间。未用药病人和用药病人之间呼气时间大为不同，但呼出的CO₂与呼出的总气体体积之比是相对恒定的。以体积域作图，未用药和用药病人的二氧化碳测量图是相同的。相反，在现有技术系统(时间域)中，用药前后的测量值则大为不同。

如图3所示，在人体呼气时，CO₂传感器(16)测量了人体呼气中的pCO₂。几乎同时，如前所述的呼吸速度测量计(15)用阻力固定的两点之间的压力差测量人体呼出气体的流速。来自呼吸速度测量计(15)的压力差被转换为电信号，在流速信号单元(14)中数字化，来自CO₂传感器(16)的类似信号在CO₂信号单元(13)中数字化。如这里进一步要揭示的，数字信号在处理器(12)中被处理并通过打印器、VDT、LED或如现有技术所知的其它显示装置(11)显示。在几次呼气后显示了PaCO₂估计值。实际的迟延时间取决于最初至少限度六次呼吸和此后的每三次呼吸的数据的一致性。图4中显示了数据的流程，这是整个转换途径的一部分。如前面所述，CO₂传感器(16)和相关的信号单元(13)测量病人呼气的CO₂含量。来自流速传感器(15)的输出代表了呼气流速。呼吸速度测量计(15)的输出通过流速信号单元(14)中的转换器转换为电信号，它是依赖时间的数据化信号，代表了病人呼气的流速，接着被积分成体积。这些信号被送到处理器(12)。

如图4的流程所示，流速数据和CO₂数据被一次呼气一次呼气地分开，并转换成体积域以表达另一种生理关系。体积域的递进单位基于呼出的一单位体积而不管时间。作为最初的步骤，计算各种变量，它显示了第II相(过渡阶段)和第III相的特征。选择计算得到的变量以包括二氧化碳测量图的所有特征和特性。所得的变量有两种类型：1)已确定生理重要性的变量，2)代表了二氧化碳测量图中生理意义较为模糊的数学特征的变量。所得的这些变量在使多变的肺大小和呼吸类型的数据归一化中有实用性。然后用人工智能评价每个变量并分配数学权量。特别是使用神经网络(neural network)来保证不加初始偏差地评价变量。这些变量如下所述地进行计算。

市场上很容易得到合适的软件系统，这里以NeuralWare，Inc.(位于美国宾夕法尼亚州)提供的神经网络为例说明。

中间变量的计算

通过找出曲线从低于0.5％的值超越到0.5％以上的值的点来检测CO₂的阈值。在本发明中，该点作为第II相的起点。从阈值点起，其后的CO₂数据点相连，并检验线性的情况直到信号偏离线性的数据点。成人中准予偏离的量为5％。偏离点的出现标志着第II相的终结，并得出第II相的斜率。如这里进一步所述的那样，第II相的斜率将在后面使用。第III相的斜率用相似的方法是从呼气的最后数据点(PetCO₂)开始并退回到第II相的终点来测定。一旦计算出第II相和第III相的斜率，其余的输入变量便如下得到

表 II

Fds 通过检查使第II相开始的数据和第III相开始的数

据之间得出相等面积来确定Fowler无效区体积。通

过部分差分(fractional difference)进行计算。

(Fowler W.S.Lung Function Studies II.The Res-

piratory Dead Space.Am.J.Physiol.154：405，

1948-这里列出供参考)。i2 第II相在CO₂轴上的截距。有效的第II相斜率

(m0)用于Fds体积。等式为：i2＝模型CO₂(Fds)-

m0*Fds，其中模型CO₂(Fds)是以Fds水平评价的

模型。m3 第III相的斜率。i3 第III相在CO₂轴上的截距。第III相的斜率在潮末

体积中使用。等式为：i2＝模型CO₂(PetCO₂)-m3

*PetCO₂，其中模型CO₂(PetCO₂)是以PetCO₂水

平评价的模型。ang 第II相和第III相之间的夹角的度数。使用了第II

相的有效斜率(m0)。两线间的角度为：(tan(m3)-

tan(m0)+π)*(180/π)。PetCO₂pCO₂的潮末值。CO₂(体积)数据组中的最后一个元

素被用作PetCO₂。TV 呼出空气的总体积，单位为ml。ph2i 第II相偏离指数。这是第II相曲线偏离平滑的CO₂

数据的最小体积。通过部分差分进行比较。ph3i 第III相偏离指数。这是在相转变宽度(Tw)附近第

III相曲线偏离平滑的CO₂数据的最小体积。模型

曲线的二阶导数的相反数显示第II和第III相之间

的区域有一个峰。该峰的宽度为Tw，由峰最大值一

半处的全宽确定。所有二阶导数曲线都具有下降到

最大增加体积一半之下的峰。但是，某些导数曲线的

峰并不下降到最大下降体积的1/2。因此，Tw是从

最大值一半处的峰的右侧半宽得出，并乘以2得到

全宽。Tb 相转变的弯曲。该值是模型曲线二阶导数相反数的

最大值。它反映了转变尖锐程度。Tbi 相转变弯曲指数。该值是发生相转变的弯曲(Tb)时

的指数(体积)。

ModAng 在第II相和第III相曲线之间的角度经修饰的形

式。该修饰是对真实的角度进行调节以增加模型拟

合曲线的差异。调节是采用试探法。经修饰的角度

如下计算：(tan(400*m3)-tan(400*m0)+π)*

(180/π)。

这些中间变量和它们指定的数学权重的乘积用于双曲调节函数的自变数，进行计算得到最后的PaCO₂。每个变量的数学权重最初由一组100个导出变量，用作完全连接的、反向传送的神经网络的输入而确定，实际的动脉二氧化碳作为所需的输出。经过75,000次迭代，提出所得的权重，并用于其后测得实际的Pa-CO₂时的推导。

在图4的流程中显示了基于储存的矢量自变量的系统操作。如这里所述，该系统输入每一次呼气的流速数据和CO₂数据，并转换为体积域以表达另一种生理关系。体积域的递进单位基于呼出体积的单位而与时间无关。参见图4，逻辑在起始程序块100开始，然后由块110定义的处理回路开始，它设定了10次迭代的顺序(作为举例)。在块120中，数字化的呼吸数据作为变量RESP(I)进行输入，在块130中转换为体积域，然后在块140VRESP(I)中作图、显示前述二氧化碳测量图的三相。

在块150中检测第II相的阈值，THRESH(I)，然后在块160中完成第II相偏离进入第III相的检测，DEVIA(I)。基于此，在块170中确定二氧化碳测量图中的变量，VAR(I)。基于矢量的估计权重储存的自变量在块180再调出，产生最终的矢量，VEC(I)。基于此，块190中得到了PaCO₂并储存供第I次迭代。在块200中，重复该过程处理病人的下一次呼吸数据，达到10次迭代或10次呼气周期(作为举例)。

在块210开始，通过抛弃10个读数中的4个(两个偏高，两个偏低)，XPa-CO₂(I)，将所得的六个数据进行数理统计，如果满足最小可信水平(如95％或99％)则可接受。若可接受，在块220中显示出保留的重复值的平均值，MPaCO₂(I)。该处理继续在块230给出伪实时数据。

对于下列病人显示了系统操作的结果：

表 III得到的PaCO₂ PaCO₂ ^ABGPaCO₂平均标准偏差误差病人编号No. mmHg mmHg mmHg1. 33.00 34.30 2.40 1.302. 33.00 31.33 1.84 1.673. 33.00 32.20 2.33 0.804. 33.50 32.00 1.77 1.505. 38.30 39.67 1.36 1.396. 40.00 38.37 0.86 1.637. 40.00 41.38 0.62 1.388. 41.00 42.63 0.15 0.639. 42.00 44.01 1.60 2.0110. 44.00 45.47 0.18 1.4711. 45.00 45.66 2.35 0.6612. 46.00 46.40 1.31 0.4013. 47.00 47.42 0.96 0.4214. 49.00 51.03 0.12 2.0315. 50.50 50.73 0.50 0.231 6. 51.00 49.77 0.31 1.2317. 51.00 52.07 1.29 1.0718. 51.00 52.22 0.69 1.2219. 53.00 53.20 0.72 0.2020. 57.00 56.60 1.22 1.0021. 63.00 63.34 0.23 0.3422. 65.00 62.20 0.77 2.8023. 76.00 64.98 0.62 2.02

对于持续2-5分钟收集期间的每次呼气，计算出例举的数据。表III包括的计算得的PaCO₂值和标准偏差，它们是通过分析10次连续的呼气中的6次中位值测定的。计算每个病人的6次中位值的标准偏差是为了保证数值的重现性。计算的数据然后与同时得自动脉血气体样品的PaCO₂ ^ABG值比较。用本发明方法测定PaCO₂的准确性典型地约为±2mmHg。但是，不是输出一次PeCO₂值，实际的数值的95或99％可信水平的范围可作图显示(图3，项目11)。

既然对于该技术领域的人员显然可根据特定操作要求和环境作出其它改进和改变，本发明不为作揭示用的实施例限定，不违背本发明真正精神和范围的所有改变和改进也被本发明所覆盖。

Claims

1.一种非侵入性动脉气体分压的测定系统，包括：

呼出气体取样装置，它被用来从病人收集一次或多次的呼出气体样品，并显现出所述气体样品的至少一种组份的含量；和

气体样品数据处理装置；它被用来接受代表所述气体特点的数据输入，选择性地处理所述的输入数据以确定至少一种动脉血的气体分压值。

2.根据权利要求1所述的系统，进一步包括用来对所述样品气体呼出体积评价所述气体分压的装置。

3.根据权利要求2所述的系统，进一步包括用来重复地在一次呼气周期中根据气体分压与呼出体积评价所述样品气体以显示出多变量的关系的装置。

4.根据权利要求3所述的系统，其中所述的多变量关系以时间域显示，它进一步包括将所述的多变量关系从时间域转换为体积域的装置。

5.根据权利要求3所述的系统，进一步包括一个记忆装置，它用来储存线性自变量的方阵，可再取出形成矢量，被所述的数据处理装置结合所述的多变量关系用于测定动脉CO₂分压。

6.一种计算机控制的数据收集和处理的方法，该方法用来监测至少一种动脉气体值，它包括下列步骤：

对病人的呼出气体取样以测定在所述呼出气体中所述动脉气体的分压，作为一个呼气周期中呼气体积增量的函数；

将所述的分压数值分成三个不同的相，代表所述的呼气周期中至少一种气体的浓度；

从所述的不同相的至少两相得出函数变量的斜率和截距值；

将储存的与上述得出的变量有关的权重参数的方阵从记忆装置中取出；

基于所述的得出的变量用所述的储存的权重参数修饰得到一个矢量；和

基于所述的矢量确定至少一种气体的动脉气体值。

7.根据权利要求6所述的方法，它进一步包括基于提出的显著性通过人工智能方式给各个变量指定权重计算所述的权重参数方阵。

8.根据权利要求7所述的方法，它进一步包括以约10-1000Hz的频率对所述的呼出气体取样。

9.根据权利要求8所述的方法，它进一步包括消除算得的动脉气体的极端值，从统计上使多个计算得到的初步动脉气体值的平均值更可靠，并测得所述至少一种气体的动脉气体值。

10.根据权利要求9所述的方法，根据病人需要的间隔对所述的呼出气体取样。

11.一种导出血液中至少一种气体的浓度的系统，包括：

a)数据采集装置，它用来测量呼出的气体，并在所述的呼出气体体积增加时确定其中一种或多种气体的浓度；

b)数据处理装置，它用来接受所采集的数据，并从中取得选择的参数以形成一个关系，从所述的关系中导出所述的血中至少一种气体的浓度。

12.根据权利要求11所述的系统，它进一步包括用来将导出的血液气体浓度表达为分压的装置。

13.根据权利要求12所述的系统，其中所述的至少一种气体为CO₂。

14.根据权利要求11所述的系统，其中所述的数据处理装置进一步包括一个用来将储存的权重值方阵用于所述关系的记忆装置。

15.根据权利要求14所述的系统，其中所述的权重值系通过将所述至少一种气体的预测浓度与实际气体浓度比较进行迭代评价来计算。

16.一种基于体积域测定血液气体含量的非侵入性方法，包括下列步骤：

a)在至少一次呼吸周期中用呼吸速度测量计和用来对所述呼气中所述血液气体浓度能感知的气体传感器按时间域测定病人的多次呼气，所述的测量以约10-1000Hz的频率进行；

b)将所述的时间域测量值转换为体积域；

c)将所述的体积域数据作图形成曲线；

d)确定在所述呼气中的所述血液气体的所述浓度的阈值点，在这一点曲线从低于阈值上升到阈值以上；

e)计算所述曲线的第I相斜率，其中所述的阈值点是最初的相点，接着对其后的点作图直到所述的点偏离线性，所述的偏离标志着所述第I相的终止；

f)在所述的至少一个呼吸周期中，通过取呼吸的最后一个数据点并退回到所述第I相的终止点来计算出所述曲线第II相的斜率；

g)取出第I相和第II相的斜率值来得到呼气关系；

h)将所述的呼气关系与储存的自变量合并为至少一个矢量；

i)用所述的至少一个矢量来得出所述血中的所述血液气体浓度的估计值；以及

j)形象化地显示所述血液中所述气体的含量。

17.根据权利要求16所述的方法，其中所述的气体是CO₂。

18.根据权利要求17所述的方法，其中所述的阈值为所述血液气体浓度的约0.5％。

19.根据权利要求17所述的方法，它进一步测定CO₂的分压。

20.一种测定肺动脉管中溶解的气体含量(用分压表示)的非侵入性方法，包括下列步骤：

a)用呼吸速度测量计和气体传感器以约100Hz的频率得出成年病人的多次呼气的按时间域的测定值；

b)将所述的时间域测定值转换为体积域；

c)将气体分压对气体体积作图形成曲线关系；

d)确定阈值点，所述的阈值点是此曲线关系从所述气体分压低于0.5％的值上升到超过0.5％的值的点；

e)计算所述曲线的第I相斜率，其中所述的阈值点是最初的一点，包括将其后的点作图直到所述的点偏离线性，所述的偏离标志着所述第I相的终止；

f)取呼气的最后一个数据点并退回到所述第I相的终止点来计算出第II相的斜率；

g)用第I相和第II相的斜率来得到呼气的定量关系；

h)将所述的呼气关系与储存的自变量合并为至少一个矢量；

i)用所述的至少一个矢量来对所述动脉血中的分压进行估算；以及

j)形象化地显示所述的动脉血液中溶解的气体的所述分压。

21.根据权利要求20所述的方法，其中所述动脉血中溶解的气体为CO₂。