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CN107874761A - 在补偿呼吸参数频率的情况下收集并分析一定体积的呼出的气体 - Google Patents

在补偿呼吸参数频率的情况下收集并分析一定体积的呼出的气体 Download PDF

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CN107874761A
CN107874761A CN201711146024.8A CN201711146024A CN107874761A CN 107874761 A CN107874761 A CN 107874761A CN 201711146024 A CN201711146024 A CN 201711146024A CN 107874761 A CN107874761 A CN 107874761A
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breathing
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respiratory
tidal
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安东尼·D·翁德卡
阿尼施·巴特纳格尔
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Soleno Therapeutics Inc
Original Assignee
Capnia Inc
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Abstract

本发明涉及在补偿呼吸参数频率的情况下收集并分析一定体积的呼出的气体。本发明描述了准确测定患者呼吸的样品的气体浓度的设备。该设备可包括样品隔室、呼吸速度分析仪、气体分析仪和处理器。该样品隔室包括接收该呼吸的入口。该呼吸速度分析仪测定该呼吸的一部分的速度。该气体分析仪测定气体浓度。该处理器包括算法，该算法基于该速度测定该样品的非均质性程度，且基于该非均质性程度测定校正的气体浓度。在一些变化形式中，与患者合作无关地测定该气体校正。设备可基于预定群体的预期呼吸模式范围进行调整，使得该样品隔室与个体的呼吸模式无关地经均质呼气末气体样品填满。这些设备例如适用于呼气末CO分析。本发明还描述了方法。

Description

在补偿呼吸参数频率的情况下收集并分析一定体积的呼出的 气体
分案申请的相关信息
本申请是国际申请号为PCT/US2012/071085、申请日为2012年12月20日、发明名称为“在补偿呼吸参数频率的情况下收集并分析一定体积的呼出的气体”的PCT申请进入中国国家阶段后申请号为201280070020.5的中国发明专利申请的分案申请。
相关申请案的交叉参考
本申请案要求2011年12月21日提交的美国临时申请案第61/578,811号的权益，所述申请案的公开内容以其全文并入本文中。
技术领域
此处描述了用于分析针对诊断目的呼出的呼吸的装置和方法。更确切地说，描述了用于对来自人的呼吸的气体进行取样和分析以用于与潜在生理学病况相关并进行诊断的装置和方法。
背景技术
存在用于获得人的呼吸以用于气体分析的两种通用技术。在第一种技术中，人可合作地呼吸到接收气体以用于分析的仪器中。在第二种技术中，仪器可不依赖于人的合作从人的气道获得气体样品。在任一种技术中，鉴于呼吸模式的常常随机且不稳定的性质，实现来自呼吸周期的特定部分的气体的精确收集和精确分析可能具有挑战性。举例来说，以较高的准确度和精确度水平(例如<0.5ppm准确度)可靠地测量呼气的确切呼气末部分处的呼吸CO已被证明是困难的。呼吸CO2的测量通常用于确定呼吸的呼气末部分，且因此可对来自所述呼吸部分的气体进行取样和分析。使用呼气末CO2信号是便利的途径，因为所述技术已众所周知，且提供呼吸波形的瞬时测量。然而，为了在整个系统的剩余部分中获得准确度和精确度，仪器装设仅考虑可能有用的一些可能的外部因素。
恒定流速通常用于从人中抽取气体持续固定的收集时间，且将所抽取的样品置放在固定容积样品隔室中。当使用这种方法时，可能存在呼吸模式有关的不准确性。举例来说，一些样品隔室可能在其中具有非呼气末气体，或者仅呼吸的呼气末部分的部份可得到取样且储存在样品隔室中以用于分析。虽然在某一呼吸速率下的可重复性是极好的，但准确性可由于系统的气体力学和时间安排而随呼吸速率变化而变化。
因此，可能有益于以在一定范围的呼吸模式和呼吸速率中同样准确的方式改进已知系统的准确度。为此，本文中已设想并描述了各种途径和算法。
发明内容
本文中描述了呼吸气体分析仪，其实现了来自呼吸的特定部分的呼吸传送的气体的准确组成分析。所述系统可适应各种各样的呼吸模式且在不损失准确度的情况下定等级。所述系统可确保针对欲足够准确的分析获得足够体积的气体，且所获得的气体是来自呼吸的所需部分且代表呼吸的全部所需部分。在一些变化形式中，这些优势通过以下方式获得：取决于呼吸模式，调整气体取样流速；和/或从呼吸的所需部分获得气体样品持续多次呼吸直到获得用于分析的气体阈限体积为止；和/或将校正因子应用于所计算的结果以补偿所取样的气体的异质性。除了用于获得气体的目标体积的这些方法之外，一些变化形式可鉴别呼吸的所需部分以便准确取样呼吸的正确部分和/或调整系统从而与呼吸模式无关地总是针对分析收集实质上均质呼气末样品。
为了获得以上特征，呼吸分析仪或用于分析呼吸的方法的变化形式可包括以下益处中的一或多者：鉴别呼气相的不同子部分；从呼气相的所需子部分准确收集样品；确保收集用于通过气体组成分析仪分析的预定气体量；对于预期遇到的多种呼吸模式可靠且可重复。
在一种变化形式中，用于呼吸分析的方法包含测量人呼吸模式的时间相关的参数，将来自人呼吸中的至少一者的目标部分的气体收集到具有目标容积的样品隔室中，根据基于时间的参数调整气体收集，以及分析所收集的气体以测定气体的组成参数。在其它变化形式中，调整气体收集可包括选自由以下组成的群组的至少一者：(1)调整气体收集速度，(2)调整从其中收集气体的呼吸的数量，以及(3)用校正因子调整所收集的气体的均质性。在其它变化形式中，基于时间的参数包含至少一个选自由以下组成的群组的参数：(1)呼吸速率，(2)呼气末时间段，(3)呼气时间段，(4)吸气时间段，(5)呼吸期。在其它变化形式中，呼吸的目标部分包含呼气末部分，且组成参数包含一氧化碳。在其它变化形式中，呼吸的目标部分包含至少一个选自由以下组成的群组的相：(1)呼气相；(2)呼气末相；(3)呼气的开始部分；(4)呼气的中间部分；(5)呼气的最后部分；(6)后呼气相；和(7)吸气暂停。在其它变化形式中，测量基于时间的参数包含至少一种选自由以下组成的群组的技术：(1)二氧化碳测定术，(2)监测气道压力，(3)监测气道温度，(4)监测气道流量，(5)体积描记术，(6)监测声音，和(7)监测呼出的氧气。在其它变化形式中，对基于时间的参数求微分以确定目标呼吸部分的时间段。其它变化形式可包括定义用于收集气体的开始时间和结束时间，其中定义开始时间和结束时间包含针对选自由以下组成的群组的至少一者比较所测量的呼吸参数：(1)所测量的呼吸参数的阈限幅度；(2)所测量的呼吸参数的阈限时间段，(3)所测量的呼吸参数的峰值，(4)所测量的呼吸参数的实质上零值，(5)所测量的呼吸参数的负值，(6)所测量的呼吸参数的斜率变化，和(7)所测量的呼吸参数的正负号变化。其它变化形式可包括定义用于收集气体的开始时间和结束时间，其中定义开始时间和结束时间包含计算所测量的呼吸参数的变化率且将其与选自由以下组成的群组的至少一者比较：(1)变化率的阈值；(2)变化率的零值；(3)针对第二变化率的第一变化率；(4)接近零的负斜率；(5)接近零的正斜率；(6)变化率的正峰值；(7)变化率的负峰值；(8)递增的变化率；(9)递减的变化率；和(10)变化率的正负号变化。在其它变化形式中，收集气体进一步包含将与样品隔室连通的取样套管应用于人气道，以及将真空应用于取样套管。其它变化形式可包括用进气阀将样品隔室隔离，以及打开进气阀以开始从目标呼吸部分收集气体以及关闭进气阀以完成从目标呼吸部分收集气体。在其它变化形式中，在样品隔室中收集的气体包含从其中测量基于时间的呼吸参数的呼吸的至少一部分。在其它变化形式中，在样品隔室中收集的气体包含并非从其中测量基于时间的呼吸参数的呼吸的呼吸的至少一部分。
在另一变化形式中，用于呼吸分析的方法包含鉴别呼吸的一部分的时间段，将来自所述部分的气体样品收集在具有目标容积的样品隔室中，其中所述气体样品使用流动机构抽取到隔室中，且其中所述机构的流速是基于所鉴别的时间段，以及分析所收集的气体样品以实现组成分析。
在另一变化形式中，用于呼吸分析的方法包含用呼吸传感器测量人呼吸模式的呼气末时间段，用流动机构将来自人呼吸中的至少一者的呼气末期的气体收集到具有目标容积的样品隔室中，其中所述流动机构的收集流速是基于所测量的呼气末时间段调整的且经选择以用来自呼气末期的气体实质上填满目标容积，以及分析所收集的气体以测定气体的组成参数。
在另一变化形式中，用于呼吸分析的方法包含以下步骤：(a)鉴别呼吸的一部分的时间段，(b)将来自所述部分的气体样品收集在具有目标容积的样品隔室中，其中所述气体样品使用流动机构抽取到隔室中，(c)其中(a)和(b)被重复许多次，其中所述次数至少部分地通过所鉴别的时间段确定，以及(d)分析所收集的气体样品以实现组成分析。
在另一变化形式中，用于呼吸分析的方法包含(a)用呼吸传感器测量人呼吸模式的呼气末时间段，(b)使用流动机构将来自人呼吸的呼气末期的气体收集到具有目标容积的样品隔室中，(c)其中将(a)和(b)重复直到隔室经来自呼气末期的气体实质上填满为止，以及(d)分析所收集的气体以测定气体的组成参数。在另一变化形式中，所述方法包括调整呼吸收集系统从而与呼吸模式无关地总是收集实质上均质呼气末样品。
本文中还描述了各种呼吸气体分析仪。在一种变化形式中，用于分析人呼吸周期的目标部分中的气体的设备包含具有目标容积的样品隔室、可操作以从收集来自人呼吸的气体且将所述气体传递到样品隔室的气动系统、可操作以测量人呼吸的目标部分的基于时间的参数的呼吸传感器、可操作以根据基于时间的呼吸参数调整气动系统的控制系统以及用于分析气体组成的分析仪。在其它变化形式中，提供了气流系统调整，其包含至少一种选自由以下组成的群组的调整：(1)可调速的流量发生器；(2)经配置以执行可改变所收集呼吸气体数量的算法的处理器，以及(3)经配置以执行算法从而用校正因子调整所收集的气体的均质性的处理器。在其它变化形式中，基于时间的要素包含至少一种选自由以下组成的群组的要素：(1)呼吸速率，(2)呼气末时间段，(3)呼气时间段，(4)吸气时间段，和(5)呼吸期。在其它变化形式中，呼吸的目标部分包含呼气末部分，且气体分析仪包含一氧化碳分析仪。在其它变化形式中，呼吸的目标部分包含至少一个选自由以下组成的群组的部分：(1)呼气相；(2)呼气末相；(3)呼气的开始部分；(4)呼气的中间部分；(5)呼气的最后部分；(6)后呼气相；和(7)吸气暂停。在其它变化形式中，呼吸传感器包含选自由以下组成的群组的至少一者：(1)二氧化碳测定计、(2)气道压力转换器、(3)气道温度传感器、(4)气道流量传感器、(5)体积描记器、(6)麦克风、(7)氧气传感器和(8)超声波传感器。在其它变化形式中，所述设备进一步包含(1)经调适以对来自呼吸传感器的信号求微分的微分器和(2)处理器，其中所述处理器执行算法以将经微分的信号与呼吸周期的目标部分相关。在其它变化形式中，所述设备进一步包含处理器，其中所述处理器执行算法以确定用于收集气体的开始时间和结束时间，其中所述算法包含针对选自由以下组成的群组的至少一者比较所测量的呼吸参数：(1)阈值、(2)阈限时间段、(3)峰值、(4)实质上零值、(5)负值、(6)斜率变化和(7)正负号变化。在其它变化形式中，所述设备包含测定所测量的呼吸参数的变化率的微分器和执行算法的处理器，其中所述算法包含将变化率与选自由以下组成的群组的至少一者比较：(1)阈值；(2)零值；(3)针对第二变化率的第一变化率；(4)接近零的负斜率；(5)接近零的正斜率；(6)正峰值；(7)负峰值；(8)递增变化率；(9)递减变化率；和(10)变化率的正负号变化。在其它变化形式中，所述设备进一步包含第一末端可连接于气体分析设备且第二末端可接合于人气道的取样套管；和经调适以将气体经由取样套管从人气道抽取到样品隔室中的流量发生器。在其它变化形式中，所述设备包含经配置以隔离样品隔室的阀系统，其中控制系统控制所述阀系统以允许来自目标呼吸部分的气体进入样品隔室。在其它变化形式中，控制系统进一步经调适以将气体从所测量的呼吸传递到样品隔室。在其它变化形式中，控制系统进一步经调适以将气体从在所测量的呼吸之后的呼吸传递到样品隔室。
在另一变化形式中，用于分析人呼吸的目标部分中的气体的呼吸气体分析仪包含用于鉴别呼吸周期的目标部分的呼吸传感器；用于确定目标部分的时间段的处理器，其中所述时间段至少部分地根据所鉴别的部分确定；具有目标容积的气体收集隔室；用于将气体样品从呼吸的目标部分传递到气体收集隔室的气动系统；用于基于所确定的时间段调整气动系统的气体传递速率的控制系统；和用于分析气体组成的气体分析仪。
在另一变化形式中，用于分析人呼吸的呼气末部分中的气体的呼吸气体分析仪包含用于鉴别呼吸周期的呼气末期的呼吸传感器；用于确定呼气末期的时间段的处理器，其中所述时间段至少部分地根据所鉴别的部分确定；具有目标容积的气体收集隔室；用于将气体样品从呼吸的呼气末期抽取到气体收集隔室的真空源；用于基于所确定的呼气末时间段调整真空源的流速以用呼气末气体实质上填满隔室的控制系统；和用于分析气体组成的气体分析仪。
在另一变化形式中，用于分析人呼吸的目标部分中的气体的呼吸气体分析仪包含用于鉴别呼吸周期的目标部分的呼吸传感器；用于确定目标部分的时间段的处理器，其中所述时间段至少部分地根据所鉴别的部分确定；具有目标容积的气体收集隔室；用于将气体样品从呼吸的目标部分传递到气体收集隔室的气动系统；用于控制气动系统以传递气体直到隔室经来自目标呼吸部分的气体实质上填满为止的控制系统和算法；和用于分析气体组成的气体分析仪。
在另一变化形式中，用于分析人呼吸的目标部分中的气体的呼吸气体分析仪包含用于鉴别呼吸周期的目标部分的呼吸传感器；用于确定目标部分的时间段的处理器，其中所述时间段至少部分地根据所鉴别的部分确定；具有目标容积的气体收集隔室；用于将气体样品从呼吸的目标部分捕获到气体收集隔室中的气动系统；用于执行算法以将校正因子应用于所捕获的气体样品的处理器，其中所述校正因子是基于目标呼吸部分的所确定的时间段以校正所捕获的气体的非均质性；和用于分析气体组成的气体分析仪。
在另一变化形式中，用于呼吸分析的方法包含(a)鉴别呼吸的呼气末部分的时间段，(b)将呼气末部分收集在具有取样容积的样品管中，其中收集次数是基于所鉴别的时间段，(c)重复步骤(a)和(b)直到取样容积经来自相应多次呼吸的多个呼气末部分填满为止，以及(d)分析所收集的多个呼气末部分以测定气体的浓度。
在另一变化形式中，呼吸气体分析仪包含可操作以测量患者呼吸的至少一种特征的系统；可操作以确定呼吸的呼气末部分的起点和终点的处理器，其中所述确定是基于所述至少一种特征；包含近端、远端、耦接到近端的第一阀、耦接到远端的第二阀和取样容积的样品管，其中所述取样容积经配置以储存来自相应多次呼吸的多个呼气末呼吸部分；和用于分析所储存的多个呼气末呼吸中的气体的浓度的传感器。
在另一变化形式中，收集患者呼吸的呼气末部分的方法包含鉴别呼气末部分的起点；打开经配置以收集呼气末部分的容器，其中所述容器经打开以与所鉴别的呼气末部分起点关联；鉴别呼气末部分终点；以及关闭所述容器，其中所述容器经关闭以与所鉴别的呼气末部分终点关联。
在另一变化形式中，用于测定设备入口处气体浓度的气体测量校正数据库通过一种方法填入，所述方法可包括针对入口处相应多种已知气体浓度测量设备中的多种气体浓度(其中气体浓度在多种呼吸速率下测量)；推导第一多个多项式方程(其中第一多个多项式方程中的每一者拟合所述多种呼吸速率中的相应一者的所测量的气体浓度，且其中第一多个多项式方程中的每一者包含方程每一阶处的系数)；推导第二多个多项式方程(其中第二多个多项式方程中的每一者拟合第一多个多项式方程的相应阶的系数，其中第二多个多项式方程中的每一者包含方程每一阶处的系数)；以及将第二多个多项式方程的系数中的每一者记录在数据库中。第一多个多项式方程可包含多个线性方程。所述多种呼吸速率的数量可为至少五种。所述多种呼吸速率可包括10次呼吸/分钟、20次呼吸/分钟、30次呼吸/分钟、40次呼吸/分钟和50次呼吸/分钟的呼吸速率。第二多个多项式方程可包含多个二次方程。第二多个多项式方程的系数可包含第一多个系数和第二多个系数，其中所述第一多个系数对应于等于或低于预定呼吸速率的呼吸速率，且所述第二多个系数对应于等于或高于所述预定呼吸速率的呼吸速率。预定呼吸速率可为30bpm。第二多个多项式方程可包含第一多个二次方程和第二多个二次方程，其中所述第一多个二次方程中的每一者在每一阶处拟合第一多个系数，且其中所述第二多个二次方程中的每一者在每一阶处拟合第二多个系数。入口处的所述多种已知气体浓度的数量可包含三种。入口处的所述多种已知气体浓度可包含选自以下中的每一者的至少一者：相对较低呼吸速率的范围、相对较高呼吸速率的范围和中等呼吸速率的范围。
在另一变化形式中，用于测定设备入口处患者呼吸的气体浓度的方法可包含测定患者的呼吸速率；测量设备中的气体浓度；访问数据库以获得对应于患者的呼吸速率的第一多个系数；基于所述第一多个系数推导第一多个多项式方程；通过将呼吸速率输入到第一多个多项式方程中的每一者中来推导第二多个系数；使用所述第二多个系数推导补偿方程；以及通过将所测量的气体浓度输入到补偿方程中来测定入口处的气体浓度。第一多个多项式方程中的每一者可为二次方程，且第一多个系数的数量可为三个。补偿方程可为线性的，且第二多个系数的数量可为两个。数据库可包括第一系数子集和第二系数子集，其中所述第一系数子集对应于等于或低于预定呼吸速率的呼吸速率，且所述第二系数子集对应于等于或高于所述预定呼吸速率的呼吸速率。预定呼吸速率可为30bpm。
在另一变化形式中，用于分析患者呼吸的气体浓度的设备可包含测量设备中气体浓度的气体分析仪；接收患者呼吸的入口；测定患者呼吸的呼吸参数频率的呼吸速度分析仪；包含对应于多种呼吸参数频率的多个系数的数据库；和含有非暂时性计算机可读媒体的处理器，所述非暂时性计算机可读媒体含有可执行指令，所述可执行指令在执行时执行测定设备入口处患者呼吸的气体浓度的方法，其中所述方法包括访问数据库以基于患者的呼吸参数频率获得第一多个系数；基于所述第一多个系数推导第一多个多项式方程；通过将呼吸参数频率输入到第一多个多项式方程中的每一者中来推导第二多个系数；使用所述第二多个系数推导补偿方程；以及通过将所测量的气体浓度输入到补偿方程中来测定入口气体浓度。第一多个多项式方程可为二次方程，且第一多个系数的数量可为三个。补偿方程可为线性的，且第二多个系数的数量可为两个。数据库可包含第一系数子集和第二系数子集，其中所述第一系数子集对应于等于或低于预定呼吸参数频率的呼吸参数频率，且所述第二系数子集对应于等于或高于所述预定呼吸参数频率的呼吸参数频率。预定呼吸参数频率可为30bpm。
在另一变化形式中，用于测定设备入口处患者呼吸的气体浓度的方法包括测定患者的呼吸参数频率；测量设备中的气体浓度；访问数据库以基于患者的呼吸参数频率是否等于、高于或低于预定呼吸参数频率来获得多个系数，其中所述数据库包含第一系数子集和第二系数子集，其中所述第一系数子集对应于等于或低于所述预定呼吸参数频率的呼吸参数频率，且所述第二系数子集对应于等于或高于所述预定呼吸参数频率的呼吸参数频率；使用所述多个系数推导补偿方程；以及通过将所测量的气体浓度输入到补偿方程中来测定入口处的气体浓度。预定呼吸参数频率可为30bpm。
在另一变化形式中，用于分析患者呼吸的气体浓度的设备可包含测量设备中气体浓度的气体分析仪；接收患者呼吸的入口；测定患者呼吸的呼吸参数频率的呼吸速度分析仪；包含对应于多种呼吸参数频率的多个系数的数据库，其中所述数据库包含第一系数子集和第二系数子集，其中所述第一系数子集对应于等于或低于预定呼吸参数频率的呼吸参数频率且所述第二系数子集对应于等于或高于所述预定呼吸参数频率的呼吸参数频率；和含有非暂时性计算机可读媒体的处理器，所述非暂时性计算机可读媒体含有可执行指令，所述可执行指令在执行时执行测定设备入口处患者呼吸的气体浓度的方法，所述方法包括访问数据库以基于患者的呼吸参数频率是否等于、高于或低于所述预定呼吸参数频率来获得多个系数；基于所述多个系数推导补偿方程；以及通过将所测量的气体浓度输入到补偿方程中来测定入口气体浓度。预定呼吸参数频率可为30bpm。
在另一变化形式中，用于测定设备入口处患者呼吸的气体浓度的方法可包含测定患者的呼吸参数频率；测量设备中的气体浓度；访问数据库以获得对应于患者的呼吸参数频率的多个系数；使用所述多个系数推导补偿方程；以及通过将所测量的气体浓度输入到补偿方程中来测定入口处的气体浓度。补偿方程可为多项式方程。补偿方程可为线性的。数据库可包含第一系数子集和第二系数子集，其中所述第一系数子集对应于等于或低于预定呼吸参数频率的呼吸参数频率，且所述第二系数子集对应于等于或高于所述预定呼吸参数频率的呼吸参数频率。预定呼吸参数频率可为30bpm。
在另一变化形式中，用于分析患者呼吸的气体浓度的设备包含测量设备中气体浓度的气体分析仪；接收患者呼吸的入口；测定患者呼吸的呼吸参数频率的呼吸速度分析仪；包含对应于多种呼吸参数频率的多个系数的数据库；和含有非暂时性计算机可读媒体的处理器，所述非暂时性计算机可读媒体含有可执行指令，所述可执行指令在执行时执行测定设备入口处患者呼吸的气体浓度的方法，所述方法包含访问数据库以基于患者的呼吸参数频率获得多个系数；使用所述多个系数推导补偿方程；以及通过将所测量的气体浓度输入到补偿方程中来测定入口气体浓度。补偿方程可为多项式方程。补偿方程可为线性方程。数据库可包含第一系数子集和第二系数子集，其中所述第一系数子集对应于等于或低于预定呼吸参数频率的呼吸参数频率，且所述第二系数子集对应于等于或高于所述预定呼吸参数频率的呼吸参数频率。预定呼吸参数频率可为30bpm。
在另一变化形式中，用于收集来自患者呼吸的气体的设备包含取样容积；包含取样流速的流量发生器(其中所述流量发生器可在患者呼吸具有所测定的呼吸参数频率时用患者呼吸的呼气末部分完全、或几乎完全填满取样容积)；和经配置以在患者的呼吸参数频率超出预定呼吸参数频率时丢弃从患者收集的气体的处理器。流量发生器可为泵。患者呼吸的呼气末期可被假设为如患者呼吸期四分之一的部份，其中呼吸期包含患者呼吸的一个吸气和呼气周期。
在另一变化形式中，用于分析患者呼吸的样品的气体浓度的设备可包含具有接收患者呼吸的入口的样品隔室；测定患者呼吸的一部分的速度的呼吸速度分析仪；测定样品隔室中气体的气体浓度的气体分析仪；和包含算法的处理器，所述算法基于患者呼吸的一部分的速度测定校正的气体浓度，其中所述校正的气体浓度与患者合作无关地经测定。
在另一变化形式中，用于分析患者呼吸的样品的气体浓度的设备可包含具有接收患者呼吸的入口的样品隔室；测定患者呼吸的一部分的速度的呼吸速度分析仪；测定样品隔室中气体的气体浓度的气体分析仪；和包含算法的处理器，其中所述算法基于患者呼吸的一部分的速度测定样品隔室中呼吸样品的非均质性程度，其中所述算法基于所述非均质性程度测定校正的气体浓度，且其中所述校正的气体浓度与患者合作无关地经测定。
在另一变化形式中，用于分析患者呼吸的样品的气体浓度的设备可包含呼吸参数频率测量传感器；包含定义的最大呼吸参数频率的算法；具有一定容积且具有接收患者呼吸的入口的样品隔室；测定样品隔室中气体的气体浓度的气体分析仪；和将样品以所需速率从患者传递到样品隔室中的取样流速控制单元，其中所述样品隔室容积和所需速率基于所定义的最大呼吸参数频率测定。
附图说明
图1以图解方式描述了基于对从呼吸抽取的气体进行的二氧化碳测量的典型呼吸波形。
图2以图解方式描述了基于在近端气道处进行的气道压力测量的典型呼吸波形。
图3A-3C以图解方式描述了呼吸CO如何可随呼吸的时期而变化以及使用二氧化碳测定术或气道压力来鉴别呼吸的呼气末期的一种变化形式。图3A描述了呼吸周期的不同时期的呼吸中CO水平。图3B描述了呼吸周期的不同时期的呼吸中CO2水平以及鉴别呼气末期的阈值。图3C描述了呼吸周期的不同时期的近端气道呼吸压力以及鉴别呼气末期的阈值。
图4A描述了呼吸周期的不同时期的二氧化碳测定术信号以及用于鉴别呼吸的不同部分的信号微分的一种变化形式。图4B描述了呼吸周期的不同时期的气道压力信号以及用于鉴别呼吸的不同部分的信号微分的一种变化形式。
图5A示意性描述了呼吸捕获系统的一种变化形式的概要。图5B示意性描述了呼吸捕获系统的另一变化形式的概要。
图6提供了说明与使用二氧化碳测定术来鉴别和收集呼吸样品相关的相位移的图式的集合。
图7提供了说明与使用气道压力监测来鉴别和收集呼吸样品相关的相位移的图式的集合。
图8-9G描述了呼吸分析装置的一种变化形式，其在使用固定取样流速和固定取样时间和固定样品收集管容积时，使用呼吸速率校正因子校正所取样气体异质性的呼吸速率相关变异。图8是一系列呼吸的二氧化碳测定术信号的图式。图9A是代表标称呼吸速率的呼吸二氧化碳测定术波形的图式。图9B是代表相对快速的呼吸速率的呼吸二氧化碳测定术波形的图式。图9C描述了从图9A中展示的呼吸捕获呼气末气体样品的图5A或5B的系统。图9D描述了从图9B中展示的呼吸捕获呼气末气体样品的图5A或5B的系统。图9E展示了在应用或未应用校正因子的情况下，使用呼吸模拟器和已知CO气体输入，使用呼吸速率校正因子来补偿所捕获的气体样品的非均质性。图9F描述了图9D中展示的系统的替代性配置，其中呼气末样品被置放在样品管的阀V1侧。图9G描述了图9C和9D的系统，其中呼吸是从相对缓慢的呼吸速率捕获的。
图10A-10B描述了用于捕获目标体积的呼气末气体和后续气体分析的经调整的多次呼吸取样的方法的一种变化形式。图10A是描述多次呼吸取样技术的示意流程图。图10B说明了针对一系列呼吸速率填满示例性取样容积可能需要的呼吸次数的图式。
图11A-11F描述了用于捕获目标体积的呼气末气体和后续气体分析的呼吸速率经调整的多次呼吸取样技术的一种变化形式。图11A以图解方式描述了示例性呼吸速率经调整的多次呼吸取样方案的二氧化碳测定术信号和样品捕获阀位置。图11B-11F描述了图5A或5B中所述的气动系统的示例性呼气末气体捕获。图11B描述了正在捕获来自第一次呼吸的呼气末气体的图5A或5B的气动气体捕获系统。图11C描述了正在将第二次呼吸分级以供捕获的图5A或5B的气动气体捕获系统。图11D描述了正在捕获来自第二次呼吸的呼气末气体的图5A或5B的气动气体捕获系统。图11E描述了正在将第三次呼吸分级以供捕获的图5A或5B的气动气体捕获系统。图11F描述了正在捕获来自第三次呼吸的呼气末气体的图5A或5B的气动气体捕获系统。
图12A-B描述了用于捕获目标体积的呼气末气体和后续气体分析的经调整的可变取样流速的方法的一种变化形式。图12A描述了呼吸速率经调整的可变取样流速技术的操作顺序的示意流程图。图12B说明了针对示例取样容积的取样流速相对于相应呼气末时间段的图式。
图13A-13F描述了用于捕获目标体积的呼气末气体以用于后续分析的呼吸速率经调整的可变取样流速技术的一种变化形式。图13A以图解方式描述了相对快速的呼吸速率的呼吸二氧化碳测定术信号。图13B以图解方式描述了相对缓慢的呼吸速率的呼吸二氧化碳测定术信号。图13C描述了被调整成相对快速的取样流速的用于示例性呼气末气体捕获的图13A中展示的呼吸的气体收集系统的气动图式。图13D描述了被调整成相对缓慢的取样流速的用于图13B中展示的呼吸的气体收集系统的气动图式。图13E描述了使用二氧化碳测定术信号来确定先前呼吸的平均呼气末时间并相应调整取样流速以从单次随后的呼吸收集目标体积的呼气末气体。图13F描述了使用气道压力信号来从前呼气末期的测量确定计划的呼气末时间并相应调整取样流速以从呼吸收集目标体积的呼气末气体。
图14A和14B描述了推导并使用校正因子方程来调整呼气末气体的异质性。图14A是说明作为呼吸速率函数的ETCO ppm的图式。图14B在表中提供有一些示例性呼吸速率校正因子方程。
图15A说明了用于建立查找表以将在给定呼吸速率下测量的ETCO转换成经校正的ETCO的方法。图15B提供了ETCO准确度的图式。图15C提供了比较呼吸速率的斜率和偏移的图式。图15D提供了比较呼吸速率的斜率和偏移的图式。图15E提供了查找表和一些示例性补偿方程。
图16A说明了测定流量发生器的气体取样速率以与上限呼吸速率和预定取样容积关联的方法。图16B说明了在上限呼吸速率下抽取患者呼吸的图5A或5B的气动气体捕获系统。图16C说明了在低于上限呼吸速率的呼吸速率下抽取患者呼吸的图5A或5B的气动气体捕获系统。
具体实施方式
此处描述了用于捕获和分析呼出的呼吸的装置和方法。在一些变化形式中，测量一或多种呼吸参数以鉴别呼吸的不同构成部分和相应时间段，且气动系统用于使用所鉴别的时间段将呼出的呼吸的部分捕获在取样管中。在一些变化形式中，一或多个阀和/或流量控制机构(例如，如真空泵)用于调整抽取到取样管中的气体的流速。在一些变化形式中，分析所捕获的呼吸部分以指示患者的生理状态。
呼吸的一部分可包括呼出的呼吸的呼气末部分、开始部分、中间部分和结束部分。所测量的呼吸参数可包括二氧化碳、氧气、气道压力、气道温度、呼吸流速和呼吸压力中的一或多者。鉴别呼吸的一部分的时间段可包括鉴别所述时间段的大致起点和终点。
在多次呼吸呼气末样品收集算法的一些变化形式中，所收集的样品的数目随呼吸速率而变化，以便用呼吸的全部呼气末部分填满固定的样品收集容积。在可变取样真空速率算法的一些变化形式中，真空速率基于呼吸速率调整，使所收集的样品为呼吸的整个呼气末部分。
呼出的气体的组成可对应于呼气期的不同阶段变化。举例来说，接近呼气结束取样的气体可代表最近从血流中扩散进入肺泡的气体。在图1中展示的实例中，如下所述，呼气期分成两个部分：前呼气末和呼气末。在前呼气末部分期间，来自传导性气道和肺远端部分的气体被排出，且在呼气末部分期间，新鲜扩散到肺泡容积中的气体被排出。诊断气体样品可最好从呼气末期采集，例如在试图诊断血流中的生理学病况(如胆红素血或溶血)时。出于说明性目的，下文给出用于对呼气末气体进行取样以用于呼气末CO测量的示例性变化形式，然而原理适用于其它诊断目的。
图1以图解方式从作为时间函数的由人气道(如由其鼻子)抽取的呼吸中测量的二氧化碳(CO2)信号的视角描述了典型的呼吸模式100，其中横轴上为时间，且纵轴上为CO2水平。在呼气相期间，CO2被排出，因此CO2水平升高。在吸气相期间，环境空气占据鼻子，因此所测量的CO2下降到基本上零。基于人呼吸模式、其年龄、其如何呼吸和任何潜在的急性或慢性医学病况，可能存在各种形状的呼吸CO2曲线。一些曲线可展示呼气相的以下子部分：(1)较低或无CO2的开始部分，因为气体可能仅仅是缺乏CO2的来自近端气道的气体，(2)展示CO2从零快速递增到肺远端部分处CO2水平的中间部分，(3)展示CO2趋于平稳或趋于平衡的结束部分，代表所述呼出的呼吸的来自肺泡的CO2，和(4)在呼气期最末端处潜在恒定的峰值水平。然而，可存在与这种典型曲线不同的许多其它曲线。峰值CO2水平在呼气末期期间可能是4％-6％且在吸气期期间接近或等于零。
在一些变化形式中，呼出的呼吸中的CO2水平用于测定呼吸期的持续时间。在其它变化形式中，呼吸期的持续时间的特征可在于所述时期的起点和终点。在一些变化形式中，CO2水平用于确定呼吸期的起点或终点。在其它变化形式中，CO2水平的一阶时间导数用于确定呼吸期的起点或终点。在其它变化形式中，CO2水平的二阶时间导数用于确定呼吸期的起点或终点。在一些变化形式中，CO2水平和CO2水平时间导数的组合可用于确定呼吸期的起点或终点。在一些变化形式中，呼气末期的起点可通过呼出的呼吸的CO2水平的一阶时间导数的变化(如CO2水平的一阶时间导数的突然减小)来确定。在一些变化形式中，CO2水平的一阶时间导数的减小是超过10％的减小。在一些变化形式中，CO2水平的一阶时间导数的减小是超过25％的减小。在一些变化形式中，导数将接近或变为零，分别展示极小的变化率或峰坪。在其它变化形式中，呼气末期的起点可通过CO2水平的较大二阶时间导数确定。在一些变化形式中，呼气末期的终点可通过最大CO2水平确定，所述水平可通过在导数变为负数(与CO2水平从其峰值下降相关)时CO2水平的一阶时间导数的正负号变化检测或确认。在其它变化形式中，开始时期的起点可通过CO2水平的一阶时间导数的突然增大来确定。在其它变化形式中，开始时期的起点可通过CO2水平从零CO2水平增大来确定。在一些变化形式中，CO2水平的增加可为非零的(如接近零)或从基线起。在一些变化形式中，中间时期的终点可通过呼出的呼吸的CO2水平的一阶时间导数的变化(如CO2水平的一阶时间导数的突然减小)来确定。在一些变化形式中，CO2水平、其一阶时间导数、其二阶时间导数或前述的组合可用于确定一或多个时期的起点和终点。
图2以图解方式从所测量的气道压力的视角描述了典型的呼吸信号200，展示出在吸气相期间的负压和在呼气相期间的正压。在静止呼吸期间，峰值呼气压可对应于呼气相的中点和呼气末期的起点。在图1和2中，TI、TE、TPET、TET、TPE分别代表吸气时间、呼气时间、前呼气末时间、呼气末时间和后呼气时间。吸气暂停也可存在(未图示)，其中吸气期间的肺肌肉运动暂停，随后呼气期开始。在鼻孔入口处测量时，峰值吸气压在平静的呼吸期间可为-1到-4cwp，且在较重呼吸期间高达-15cwp，且峰值呼气压在安静的呼吸期间可为+0.5到+2.0cwp，且在较重呼吸期间高达+10cwp。所属领域的技术人员将易于认识到此处给出的cwp是示例性的，且其它cwp可在不偏离本发明范围的情况下存在。
在一些变化形式中，气道压力用于确定呼吸期的起点或终点。在其它变化形式中，气道压力的一阶时间导数用于确定呼吸期的起点或终点。在其它变化形式中，气道压力的二阶时间导数用于确定呼吸期的起点或终点。在一些变化形式中，气道压力和气道压力时间导数的组合可用于确定呼吸期的起点或终点。在一些变化形式中，呼气末期的起点通过最大气道压力(即气道压力的零一阶时间导数)确定。在一些变化形式中，呼气末期的终点可通过零气道压力确定。在一些变化形式中，气道压力、其一阶时间导数、其二阶时间导数或前述的组合可用于确定一或多个时期的起点和终点。
在一些变化形式中，呼吸传感器监测人随时间推移的呼吸，且通过测定作为呼吸模式特征的不断更新的值来做出呼吸模式的趋势。举例来说，可测量并更新每一次呼吸的呼吸信号的正峰值。峰值可与先前峰值对比。峰值可在先前数量的多次呼吸上求平均值。类似地，可将呼吸的时间相关的方面做出趋势，如呼气时间。可鉴别并非正常呼吸的各种呼吸相关的事件，且可存在排除算法以便非故意地不包括决定性步骤中的这些非正常呼吸事件。举例来说，打喷嚏、咳嗽、堆积的呼吸或非完全呼吸的特征波形可提前定义或基于特定患者的监测加以定义，且在通过呼吸传感器检测时，从适当确定性算法中排除。
图3A-3C更详细地描述了使用呼吸信号来鉴别呼吸周期的一部分以用于捕获用于组成分析的所需样品的一种变化形式。在所展示的实例中，二氧化碳测定术信号或气道压力信号用于鉴别呼气相的呼气末部分以用于测量呼气末CO。在图3A中，显示了呼吸CO水平300，展示CO如何随呼吸周期而变化，其中CO峰值对应于呼气末期。CO峰值310是所关注的值，因为其与血液中的CO水平最紧密地相关联。在图3B中的二氧化碳测定术实例330中，确立时间和幅度阈值以确定呼气末期的开始和结束。YA和YB分别是在斜率转变点和峰值水平下的CO2幅度，分别代表开始和结束的呼气末CO2幅度。XA和XB分别是从t1'(如由从基线CO2水平增大所定义的呼气期的起点)起测量的前呼气末期和呼气期的持续时间。阈值Y1、Y2、X1和X2可分别由YA、YB、XA和XB的趋势、平均、模式识别或其它方案并基于其确立，例如忽略不计例外的移动平均趋势值百分比。在图3C的气道压力实例360中，YC代表峰值幅度，对应于呼气末期的起点，且XA和XB代表前呼气末期和呼气期的持续时间。阈值X1、X2和Y1分别由XA、XB和YC的趋势、平均、模式识别或其它方案并基于其确立，且阈值Y2基于零压力确立。举例来说，呼气末气体样品收集可基于趋势达到零，当鼻的压力达到峰值、或Y1或在呼气相的中点(XB/2)时，在适当相位移的情况下开始，且当鼻的压力变为负数或零时，或当其达到Y2时，或在XB的时间延迟之后，或在基于先前测量的呼气时间的时间延迟之后结束。测量呼吸气流或近端气道温度提供了与气道压力极其类似的信息，且这些信号还可以先前所述的方式用于确定呼吸曲线的不同部分和呼气末期。另外，可进行其它呼吸测量以辨别呼吸模式，如声音、超声波、振动和体积描记术。
图3B和3C中所述的阈值技术在呼吸模式是相对恒定和非不稳定时可为高度可靠的。然而，在不恒定或不稳定的呼吸情形中，二氧化碳测定术和气道压力可能并非可靠地区分呼气末期的开始和结束。举例来说，二氧化碳测定术在可靠地鉴别前呼气末与呼气末期之间的确切转变方面可能有困难，因为不同呼吸模式的这一转变看上去可能不同。举例来说，在呼气相期间的CO2增加的斜率可能是恒定的，且无图3B中从第一斜率到第二斜率的转变点。或者，在呼气相期间可能存在超过两个CO2斜率，因此存在超过一个转变，使得可任意确定哪个斜率转变对应于呼气相的开始。前面的仅仅是在鉴别呼气末期的开始方面的潜在困难的实例，且可能存在其它问题。近端气道压力信号与适当算法可相较于二氧化碳测定术改进可靠性，因为给定呼吸将很少存在超过一个峰值呼气压力，使得这一标记成为可靠的标记。类似地，在适当归零算法下从正压到零压力的转变可与呼气末期的结束可靠性关联。因此，使用近端气道压力感应可提供增强的保真性且另外可实质上降低成本。尽管如此，气道压力也可受其保真性限制。
图4A和4B指示使用二氧化碳测定术和近端气道压力来测量呼吸模式且鉴别呼吸模式的不同部分(包括呼气末期)的另一变化形式。图4A是呼出二氧化碳和呼出二氧化碳的变化率(一阶导数)的图式400。(CO2由线410表示且CO2的导数由线420表示。)在图4A中，测量呼吸CO2，且实时即刻地对测量值求微分。通过观察斜率的瞬时变化且针对适当阈值(如本文中所述的阈值)比较，可以可靠地鉴别呼气末期的起点。并且通过观察从正到负的经微分值的急剧变化，可以可靠地鉴别呼气末期的结束。除了区分呼气末期之外，呼吸相的其它部分可以使用这一技术加以鉴别。在其它变化形式中，所测量的信号的二阶微分可用于进一步改进鉴别呼吸模式的确切部分的保真性或可靠性。
图4B是使用实时经微分的所测量的近端气道压力的另一变化形式。图4B是近端气道压力和近端气道压力的变化率(一阶导数)的图式450。(气道压力由线460表示且气道压力的导数由线470表示。)在正值之后的dPA/dt的第一零值472指示对应于呼气末期起点的在时间t2下的峰值气道压力。在负值之后的dPA/dt的第二零值474指示对应于呼气的呼气末期的结束的在时间t3下的零气道压力值。除了以此方式操纵二氧化碳测定术或气道压力信号之外，可同样地操纵其它呼吸参数。所述其它参数的实例包括呼吸气体温度、湿度、气流、声音和其它。尽管本文实例中描述了呼气末CO气体分析，但应了解所述系统和方法可适用于对来自呼吸周期的其它部分的其它气体进行取样和分析。
对于一些呼吸分析应用，气体组成分析仪需要最低量的气体体积以便其提供准确的分析。用于获得气体样品以用于分析的一种技术是在从患者抽取气体的同时将所述气体收集在临时储存隔室中。储存隔室被定大小成已知容积以符合气体组成分析仪的容积需求，且为方便起见，隔室可具固定或恒定容积。在隔室经所需气体填满之后，可接着将隔室中的气体送到组成分析仪以用于分析。所储存并分析的气体可单纯地来自呼气的目标部分以便获得准确的分析。因此，所述系统可能能够在多种呼吸模式下从正确的呼吸部分获得所述体积的气体，且仍然收集欲准确的用于分析仪的必要量气体。
图5A示意性描述了用于捕获呼出的呼吸的装置的一种变化形式的概要，所述装置包括取样套管501和气体样品收集与分析仪器502。气体可例如使用取样套管501和流量发生器512从患者抽取。流量发生器的流速可由流量传感器(例如与流速传感器(pneumotach)类似安排的压力传感器阵列526和528)测量。所测量的流速可用作闭环反馈控制以控制流量发生器流速。呼吸传感器(如二氧化碳测定计510或压力传感器526)可用于实时测量呼吸模式。将来自所需呼吸部分的气体捕获并隔离在储存收集隔室518中。进入储存隔室的气体由至少一个阀V1控制，例如其中公共端口c总是打开，且第二打开端口或者a收集气体或者b隔离储存隔室。在V1与流量发生器之间可能存在阀V2以与V1一起参与隔离储存隔室。引导未被捕获用于分析的气体经由旁通管道520离开。将所捕获的气体从储存隔室送到气体组成分析仪514，如CO传感器。具有微处理器524的控制系统522用相关算法控制所述系统。流量发生器可为真空或压力泵(如隔膜泵)或另一类型的流量产生装置(如真空源、来自正压源的文氏管(Venturi)或注射泵)。管理气体路径选择的阀可为3通2位阀的安排或可为4通3位阀的安排。二氧化碳测定计510(如果使用)使用红外线(IR)即刻测量呼吸模式。气体组成分析仪可为具有反应时间、气相色谱仪或质谱仪的电化学传感器。其它变化形式可使用不同分析仪。样品储存隔室可为具有相当大长度的小口径的内径管或管道以便使横截面最小化，所述横截面可沿管道长度减少气体分子相互作用。取样套管可为具有0.020-0.080"的内径的有机硅或PVC管。压力传感器516是额外的压力传感器，除了将其用于气道压力测量之外，其还可同526串联使用以可测定流速。流速可在利用可变流速的一些变化形式中用于调整泵速。压力传感器516还可用于环境信息，其中呼吸曲线由压力而非二氧化碳测定术测量。在一些变化形式中，即时一氧化碳传感器被用作呼吸传感器代替二氧化碳测定计或气道压力传感器。也可使用其它即时呼吸传感器。
图5B描述了关于图5A中展示的系统的气动操作的附加细节(也参见以下图9C)。对于图5A中的类似特征，此处不重复论述。旁通管536允许在样品管可与这些气体分离的期间从患者或从环境抽取气体以绕过样品管518。在这一安排中，阀V1可在端口a处关闭，且阀V2可在端口b处打开以允许从b流到c。流量发生器可用于将所取样的气体抽取到旁通式。推进管532可用于将样品管518中的呼气末样品从样品管推进到传感器514中，与此同时阀V1和V3各自在端口b处打开且V2在端口a处关闭。在所希望的是内部气体通路不经患者气体污染或用于净化系统时，阀V4通过打开端口b来将来源气体从患者气体转换成环境气体。
在一些变化形式中，以上图5A和5B中展示的气动系统可包括可去除的样品隔室(未图示)。举例来说，样品管518可从系统去除。以这一方式，气动系统也许能用所需气体填满样品管，且样品管可在另一位置处分析或被保存以用于稍后分析。在其它变化形式中，气体可从样品管投送到可去除的样品隔室。在这一变化形式中，隔室可代替分析仪或以其它方式安置以便其可被去除和/或代替。
图6提供了在用于捕获呼出的呼吸的装置的一种变化形式中说明与使用二氧化碳测定术来鉴别和收集呼吸样品相关的相位移的图式的集合600。顶部图式610说明了实际呼吸相(吸气/呼气)。中间图式630说明了CO2浓度。底部图式660说明了阀位置。气体经由取样套管从人行进到二氧化碳测定计的途经时间由tα表示。因此，二氧化碳测定术信号展示稍微在呼气真正开始之后的呼气的开始。气体离开二氧化碳测定计且开始进入样品收集隔室的途经时间由tβ表示。因此，样品隔室隔离阀V1在时间t(1)(在通过二氧化碳测定计检测呼气末期起点之后的tβ)下打开到位置持续样品收集时间t(s)。
图7提供了在用于捕获呼出的呼吸的装置的一种变化形式中说明与使用气道压力监测来鉴别和收集呼吸样品相关的相位移的图式的集合700。顶部图式710说明了实际呼吸相(吸气/呼气)。中间图式730说明了气道压力。底部图式750说明了阀位置。相在实际呼吸之间位移，且压力是tΦ，近似等于行进距离除以声音速度，因此是相对瞬间的。气体离开人气道且开始进入样品收集隔室的途经时间由tδ表示。因此，阀V1在时间t(1')(其是在通过二氧化碳测定计检测呼气末期起点之后的tδ)下打开到位置持续样品收集时间t(s)。
在以下论述中，提及以上相对于图5A和5B描述的用于捕获呼出的呼吸的装置。应注意到，其它装置可用于在不偏离本发明范围的情况下测定呼出的呼吸的时期的持续时间且捕获呼吸时期。
在图8-9G中展示的呼吸速率经调整的变量的一阶变分中，校正因子被应用于气体组成分析结果以补偿所捕获的气体样品的非均质性。所述系统在所展示的实例中通过使用二氧化碳测定术鉴别呼气末期来分析呼气末CO气体，且使用固定的气体取样时间和取样流速。图8是一系列呼吸的二氧化碳测定术信号的图式800。二氧化碳测定术信号用于将良好呼吸鉴别成样品且鉴别呼气末期，其中最近的呼吸在图式的右端，且最旧的呼吸在图式的左端。针对符合资格准则对呼吸1到3进行监测和评估，且如果符合，那么对呼吸4的呼气末部分进行取样以用于分析。
图9A是对应于图8的标称情况的图式900，其中呼吸次数4的呼气末期匹配取样时间t(s1)。图9C说明了图9A中展示的标称情况中描述的用于捕获气体的气动系统的安排930，其中来自呼吸4的呼气末期的气体完全填满样品收集隔室容积V(s1)。在图9C中，可在样品隔室外在V2的右侧看到呼吸4的前呼气末。可在样品隔室外在V1的左侧看到呼吸5的吸气部分。
在图9B的图式910中，取样时间t(s1)长于呼气末期。图9D中展示的安排940(对应于图9B的图式)包含来自呼吸4的呼气末气体和来自呼吸5的吸气气体两者。举例来说，如果调整所述系统以实现1秒呼气末时间与1秒样品收集时间，且实际呼气末时间是1秒，那么样品气体相对于呼气相的不同部分是均质的，且分析可为最准确的(参见图9A和9C)。然而，如果人的呼气末期的持续时间变得较短或较长，那么样品隔室可能分别错过一些呼气末气体或可能包括一些非呼气末气体，这可能会不可避免地引起分析的不准确性，所述不准确性可通过应用气体异质性呼吸速率校正因子来校正。举例来说，如果呼气末时间是0.5秒，那么样品隔室可能50％经来自整个呼气末期的纯的呼气末气体填充外加50％经吸气气体填充，由此稀释了样品隔室中CO的浓度。假设来自吸气相的气体样品的CO为已知的，例如0.25ppm，且假设分析仪的测量结果是1.25ppm CO，且已知环境CO是0.25ppm，那么样品对于0.5ppm CO的经校正CO来说含有50％的0.0ppm CO和50％的1.0ppm CO。在这一情况下，校正因子是0.5。在图9B中所展示的实例中，取样时间t(s1)长于呼气末期。图9D中展示的所捕获的气体样品(对应于图9B)包含来自呼吸4的呼气末气体和来自下一次呼吸的吸气气体两者。
图9E的图式中由实线展示的在60bpm下的所得CO分析展示出因样品稀释所致的15％误差，然而应用由虚线展示的呼吸速率依赖性校正因子在这一实例中实现了2％准确度。校正因子可为适用于装置的工作范围内的所有呼吸速率的具有斜率和偏移值的线性方程。
图9E使用呼吸模拟器和已知CO气体浓度输入和数学校正公式描述了来自呼气末CO分析仪的准确度相对于呼吸速率的图式950。图9E中图式950中的实线曲线在40bpm下描述了所收集样品的CO分析的所得准确度。在所展示的实例中，针对与I:E比(“吸气:呼气”)为1:1的30次呼吸/分钟对应的500毫秒呼气末期，将样品管容积和气体样品流速分别定大小和设定以使来自整个呼气末期的呼气末气体填满样品管。如图式中可看出，曲线在低于30bpm的呼吸速率下极其准确，因为在30bpm下，样品管完全经均质呼气末气体填充，且低于30bpm，样品管也经均质呼气末气体(尽管并非来自整个呼气末期)填充。然而，高于30bpm，样品管包含来自所取样呼吸的整个呼气末期的气体外加一些来自呼气末期之前或之后的气体，因为在这些呼吸速率下的呼气末期的持续时间与气体取样时间相比较短，因此产生因稀释所致的曲线的负斜率。如校正曲线中可看出，在大于30的呼吸速率下的结果经校正因子准确调整。在10bpm与30bpm之间的准确度可能并非线性的，因为在10bpm下样品管含有呼气末气体的最末端，其与整个呼气末期中的平均值相比CO浓度可能稍微较高，而在30bpm下，样品管含有来自整个呼气末期的气体。描述所测量的气体与实际气体之间关系的通用方程为x＝My+B，例如x＝0.0074y+0.07，其中x为所测量的ETCO，M为方程的斜率，y为呼吸速率经校正的ETCO，且B为方程y截距或偏移。因此，ETCO(经校正的)＝[ETCO(所测量的)-偏移]/斜率。
图9F描述了图9D中展示的系统的替代性配置960，其中呼气末样品被置放在样品管的阀V1侧。这是与图9D类似的配置，除了呼吸4的呼气的呼气末期的一部分而非吸气相(如图9D中的配置所示)被捕获在样品中。图9G说明了图9C和9D的系统的配置970，其中呼吸是从缓慢的呼吸速率捕获的。在图9G的配置中，一些呼气末气体并未被捕获在样品管的超过V2的区域中。
图10A说明了用于对多次呼吸进行取样以收集目标体积的呼气末气体的方法1000。方法1000任选地始于步骤1002，用环境空气冲洗所述系统。这可能并非每次执行所述方法时必需的。方法1000继续收集第一呼气末样品1004。取样管上的阀在适当时间下打开以与呼气末期的开始相关联。图10A中描绘的变化形式指示了阀被打开以与二氧化碳浓度的一阶导数的第二平台相关联，但其它变化形式可使用呼气末期的开始的替代性触发物，如本发明中描述的那些。取样管上的阀在适当时间下关闭以与呼气末期的结束相关联。图10A中描绘的变化形式指示了阀被关闭以与二氧化碳浓度的一阶导数的零值相关联，但其它变化形式可使用呼气末期的结束的替代性触发物，如本发明中描述的那些。所述方法用步骤1006来测定步骤1004中捕获的气体的体积。图10A中描绘的变化形式基于泵速和阀打开时间指示体积，但可等效地使用其它机构。接着将所捕获的体积与样品管容积比较以确定样品管是否被填满。如果不是，步骤1008重复1004的捕获步骤和步骤1006的比较直到取样容积被填满为止。接着，所述方法在步骤1010中将所收集的体积推进到CO分析仪。在一些变化形式中，所收集的体积可能被推进到不同类型的气体分析仪中，或被推进到可去除的储存管中以用于传递到实验室或其它分析机构。
如上所述，为了补偿任何呼吸速率或呼吸模式并仍然获得所需样品体积和气体纯度，可能对多次呼吸进行取样。呼吸的次数将取决于呼吸模式和隔室容积。图10B说明了填满取样容积可能需要的呼吸次数的图式1020。出于示例性目的，样品隔室是2.5ml，样品流速是100ml/min，且假设呼气末气体正在被分析，则需要例如在30次呼吸/分钟的呼吸速率下对3次呼吸进行取样等。应了解，改变样品隔室、流速等可能产生不同的图式。图式1020提供了简易的参考来确定填满隔室管可能需要多少次呼吸。尽管图10B的变化形式描绘了作为整数取样的呼吸(且因此是阶跃函数图式)，但其它变化形式可使用连续图式线，由此指示将捕获部分呼吸(除了一或多个完整呼吸之外)以填满取样容积。这一信息可用于在适当时间下关闭样品隔室阀。
图11A-11F出于说明性目的以图解方式描述了使用图5A或5B的设备的图10A-10B的方法。应注意到，可在不偏离本发明范围的情况下使用任何数目的设备来捕获呼吸的特定部分。
图11A说明了展示一系列呼吸的二氧化碳水平的图式1100。在鉴别并评估前三次呼吸之后，所述系统决定从第四次呼吸(标记为呼吸1)开始收集样品。根据普遍呼吸模式，对适当数量的呼气末期进行取样以收集必要的体积。可首先验证呼吸符合取样的必要准则，产生多次连续呼吸或非连续呼吸。图11A还说明了样品管入口上的阀V1的阀状态的图式1105。在验证前三次呼吸(“呼吸-3”到“呼吸-1”)时，样品管的入口被关闭(“b打开”)。在系统确定对呼吸1取样时，阀的入口被打开(“a打开”)以允许样品管收集呼吸1的呼气末期。如图11A中可看出，从呼气末期开始到打开进气阀存在相位移(时间偏移)。这可反映出呼吸从患者行进到进气阀所需的时间有限，如上所述。当呼气末期结束时，进气阀再次被关闭。接着针对另外两次呼吸重复进气阀的打开和关闭。
在储存每一样品之后，在储存下一样品之前，引导从患者抽取的气体绕过储存隔室。所述系统的这些配置说明于图11B到11F中。在图11B的配置1110中，来自第一次呼吸的呼气末相的气体开始被储存在样品管中。在图11C的配置1120中，引导第一次呼吸的呼气末相之后的气体(即，第二次呼吸的吸气和前呼气末相)通过旁通管。在图11D的配置1130中，来自第二次呼吸的呼气末相的气体开始被储存在隔室中。在图11E的配置1140中，引导第二次呼吸的呼气末相之后的气体(即，第三次呼吸的吸气和前呼气末相)通过旁通管。在图11F的配置1150中，来自第三次呼吸的呼气末相的气体开始被储存在隔室中，此后隔室经来自多次呼吸的纯的呼气末气体完全填满。此后，样品收集可结束，且储存隔室中的气体可被送到气体分析仪以用于组成分析。在一种变化形式中，针对从与可想象的尽可能最长的呼气末持续时间相关的单次呼气末期抽取的气体样品，可对样品隔室的容积定大小。所有其它呼吸速率都将导致从一次的以上呼吸进行气体取样。在另一变化形式中，在一些临床应用中，可能需要将储存隔室定大小以便所述系统总是对至少几次呼吸进行取样或对至少30秒之呼吸进行取样，以便收集一段时间内的平均读数，从而减弱任何呼吸间扰动在实际气体组成中的作用。
图12A说明了使用可变泵速来收集目标体积的呼气末气体的捕获呼吸的方法1200。方法1200任选地始于步骤1202，用环境空气冲洗所述系统。这可能并非每次执行所述方法时必需的。方法1200继续测量呼气末时间1204。在方法1200的变化形式中，呼气末时间可使用二氧化碳测定术信号、二氧化碳测定术信号的微分或压力信号测量。在其它变化形式中，呼气末时间可以不同的方式(如本文所述的那些)测量。方法1200接着继续步骤1206，基于步骤1204中所测量的呼气末时间调整泵速。方法1200接着继续步骤1208，其中阀在呼气末样品到达阀时被打开。阀可保持打开状态持续所测量的呼气末时间的持续时间，且接着在呼气末时间已过去时被关闭以捕获样品。接着，所述方法在步骤1210中将所收集的体积推进到CO分析仪。在一些变化形式中，所收集的体积可能被推进到不同类型的气体分析仪中，或被推进到可去除的储存管中以用于传递到实验室或其它分析机构。
如上所述，为了补偿任何呼吸速率或呼吸模式变化性并仍然获得所需样品体积，可对样品流速进行调整。图12B说明了对应于呼气末期的取样流速的图式1220。出于示例性目的，样品储存隔室是1.25ml且特定呼吸的呼气末部分的持续时间是1秒。在所述实例中，样品流速被调整成1.25毫升/秒或75毫升/分钟以便收集从整个呼气末期取样的1.25ml气体样品。应了解，改变样品隔室、流速等可能产生不同的图式。
图13A-13F描述了使用图5A或5B的设备的图12A-12B的方法，具有用于比较的两种呼吸情况。应注意到，可在不偏离本发明范围的情况下使用任何数目的设备来捕获呼吸的特定部分。图13A中的图式1300代表“情况A”(相对快速的呼吸)。图13B中的图式1310代表“情况B”(相对缓慢的呼吸)。情况A和B分别引起相对较短和较长的呼气末时间。在分别图13C和13D的配置1320和1330中，所述系统具有固定的样品隔室容积V(s1)，例如1.0ml。应了解，可在不偏离本发明范围的情况下使用其它容积的样品管。在情况A(图13A和13C)中，呼气末持续时间是0.4秒，且因此取样流速被调整成150ml/min，以便在0.4秒中抽取1.0ml气体样品。在情况B(图13B和13D)中，呼气末持续时间是0.833秒，且因此取样流速被调整成50ml/min，以便在0.833秒中抽取1.0ml气体样品。因此，在情况A和B两者中，对整个呼气末期进行取样以用于分析，而非仅仅呼气末期的一部分，且样品收集隔室含有纯的呼气末气体且100％经呼气末气体填满。正确量的气体1ml在两种情况下均可被送到气体CO分析仪以用于准确的分析。在其它实施例中，气体可能被推进到不同类型的气体分析仪中，或被推进到可去除的储存管中以用于传递到实验室或其它分析机构。泵速可通过基于相关软件中的查找表调整驱动泵的电压或电流来精确调整。在一些实施例中，泵速可通过以下方式使用闭环反馈控制系统进行精确调整：例如使用如图5A和5B中所述的流速传感器测量流体的流速，且通过基于所测量的流速调整电流来调整泵速。在一些实施例中，查找表可用于取决于所需流速而将电流施加于泵，接着，另外，流速传感器反馈环可用于对电流进行精密调整以精确获得所需的确切流速。
图13E说明了图式1340，其描述了在将二氧化碳测定术用于测量呼吸模式时图12A的可变取样流速技术，展示出一系列呼吸，且最近的呼吸在图式的右端。在从一系列先前呼吸(呼吸1-3)测定平均呼气末时间之后，将样品流速从基线预设取样流速Q(d)调整为取样流速Q(s)，等于隔室容积V(s1)除以计划的呼气末时间或取样时间t(s)。使用流量发生器的闭环控制，对流量进行微调调整直到其等于Q(s)(在呼吸4期间)为止。接着，在流速Q(s)下抽取来自后续呼吸(呼吸5)的呼气末期的气体且将其带入样品收集隔室。另外，所取样的呼吸的呼气末时间可经测量以确认其等于t(s)，以便验证样品的完整性。如果呼吸是不稳定的不符合t(s)，那么样品可被丢弃且重复程序。
图13F说明了图式1350，其描述了在使用气道压力来测量呼吸模式时图12A的可变取样流速技术，展示出一系列呼吸，且最近的呼吸在图式的右端。在所展示的实例中，对来自呼吸3的呼气末气体进行取样以用于分析。可以各种方式调整样品流速。在一种变化形式中，可从较早的呼吸预测呼气末时间，且在从靶向的呼吸中抽取样品之前相应地调整流速。在其它变化形式中，可在T(e)已经测量并已知之后，基于前呼气末持续时间T(e)即刻进行流速的调整。
在一些变化形式中，所测量的气体浓度可被调整成接近实际气体浓度。所述调整可顾及在一定范围的呼吸速率内呼吸取样设备的保真性的变化。所测量的浓度可使用校正方程修改，所述校正方程可能是所使用的设备所特有的，但也可以是在各种设备中可使用的。在一些变化形式中，将校正方程作成公式以覆盖一定范围的呼吸速率。在一些变化形式中，使用校正方程，呼吸速率和设备中气体浓度的测量值可能足以接近设备入口处气体的实际浓度。
图14A是说明作为呼吸速率函数的ETCO ppm的图式1400。在所展示的实例中，实际ETCO ppm是4.1ppm。图式1400描绘了三条曲线：测量值、呼吸速率校正值和实际值。实际值可代表呼吸取样设备入口处的气体浓度。测量值可代表在呼吸取样设备中的另一点(如出口)处测量的气体浓度。呼吸速率校正值可代表气体浓度在其已经调整之后的测量值。为了产生图式1400，可获取四种呼吸速率的四个气体浓度测量值：10bpm、30bpm、40bpm和60bpm。如图式1400说明，呼吸速率校正值接近或匹配实际值。呼吸速率可使用一或多种呼吸速率校正因子方程校正。
图14B中的表1420提供了一些示例性呼吸速率校正因子方程。每一方程将所测量的气体浓度(y)与呼吸速率(x)相关联。在一种变化形式中，呼吸速率校正因子方程是线性的。在其它变化形式中，呼吸速率校正因子包含多元线性方程，且每一方程为特定范围的呼吸速率提供校正。使用不同范围可改进校正的保真性。在另一变化形式中，呼吸速率校正因子方程是二次方程。在其它变化形式中，多元二次方程可用于多种呼吸速率范围。
在一些变化形式中，线性或二次方程的系数通过使用呼吸模拟器来测定。在所述变化形式中，呼吸模拟器将入口处已知浓度的气体在已知呼吸速率下提供给呼吸取样设备。从呼吸速率以及在取样设备另一位置处测量的气体浓度与入口处已知气体浓度的偏差，通过将测量值拟合到方程中来推导速率因子方程。举例来说，图14A中描绘的实施例可为每一个别的呼吸速率提供偏差。可将每一呼吸速率下的偏差外推以产生覆盖工作范围的一或多个方程。以这一方式，可针对工作范围内的任何呼吸速率对所测量的气体浓度进行校正以接近实际气体浓度。
其它变化形式可提供在一定范围的呼吸速率内将一定范围的所测量的气体浓度调整成一定范围的校正的气体浓度。在一种变化形式中，用于推导呼吸速率校正方程的方法可包括推导覆盖所测量的气体浓度、实际气体浓度和呼吸速率的范围的多元多项式方程，并使用所述多项式方程以填入查找表。在其它变化形式中，设备可包括处理器，所述处理器参考查找表以确定给定呼吸速率的多项式方程，其中多项式方程为在给定呼吸速率下测量的气体浓度提供校正的气体浓度。以这一方式，本发明的变化形式可有利地提供用于与患者合作无关地测定患者呼吸中的气体浓度。即，可针对不愿意或不能调整其呼吸以与“正常”呼吸模式关联的患者测定气体浓度。
图15A说明了根据一种变化形式用于建立查找表以将在给定呼吸速率下测量的ETCO转换成经校正的ETCO的方法1500。所述方法可通过确立个别呼吸速率和个别已知气体浓度的ETCO准确度来开始(步骤1502)。在图15A中展示的变化形式中，获取个别呼吸速率和气体浓度以覆盖工作范围，但应了解，所述个别呼吸速率或气体浓度不必覆盖整个范围。在一些变化形式中，如有必要，个别呼吸速率可覆盖工作范围的子集，且所述方法可将所述子集外推到较广的范围。举例来说，在一种变化形式中，覆盖8bpm到60bpm的工作范围的查找表可通过在10bpm、30bpm和50bpm下获取测量值来填入。
尽管相对于图15A-E特别论述了ETCO，但本发明不限于ETCO。在其它变化形式中，本文中所述的方法可应用于其它气体和/或呼吸阶段和多种气体浓度。其它影响变量也可包括于数据库建立中，如不同的工作温度、不同的二次气体水平等。
在一些实施例中，查找表可通过经由设备入口抽取已知ETCO且接着在所述设备的另一点处测量ETCO来填入。可针对多种呼吸速率重复所述程序。
确立ETCO准确度的特定变化形式(如步骤1502中)描绘于图15B的图式1520中。图式1520说明了三种已知CO浓度(x轴，“实际CO”)的测量的气体浓度(y轴，“所测量的ETCO”)。在五种呼吸速率(10bpm、20bpm、30bpm、40bpm和50bpm)中和在三种气体浓度(0.91ppm、9.70ppm和24.4ppm)下重复所述测量。尽管图15B的变化形式展示了五种特定呼吸速率和三种气体浓度，但其它变化形式可使用不同数目和/或不同速率和浓度。
回到图15A，方法1500继续步骤1504。在这一步骤下，建立个别呼吸的准确度方程。如本文所用，“准确度方程”可被了解为多项式方程，其将所测量的气体浓度拟合于呼吸速率的实际气体浓度，其中数据在所述数据被内推、外推或平滑时“拟合”方程。方程不必与数据正确地相关联且可接近所述数据。近似度可通过特定应用的要求测定。
在一些变化形式中，非多项式方程可用于描述关系，如对数方程、指数方程或其它方程。特定准确度方程说明于图15B的图式1520中。针对呼吸速率中的每一者，推导在所有“实际CO”浓度中使“实际CO”接近“所测量的ETCO”的线性方程。线性方程通过拟合每一呼吸速率的已知CO浓度和测量的ETCO浓度来推导。
尽管图15B中的变化形式说明了线性方程，但其它变化形式可包括更高阶的多项式方程。例如，二阶、三阶和四阶多项式方程。在一些变化形式中，最大阶数可为小于所进行的测量次数的阶数。举例来说，在图15B中说明的实施例中进行了三次测量，且因此多项式方程的最大阶可为二(即，二次方程)。在图15B中，测量产生线性方程，但不是必须有的。然而，线性方程可为有益的，因为其可需要较少的计算资源来求解。在一些变化形式中，测量值可拟合于小于最大阶的方程。在所述变化形式中，可能有益的是将测量值拟合于较低阶的“最佳拟合”方程以减少对计算资源的需求。
再次参考图15A，方法1500接着移到步骤1506且在准确度方程与呼吸速率之间建立连续的关系。在这一步骤中，系数通过呼吸速率准确度方程中的每一者中的阶数校对。对于每一阶，所述阶的系数和每一系数的相应呼吸速率用于测定连续的关系。
图15C和15D说明了两种所述比较。图15C说明了将线性准确度方程的斜率(M)和偏移(b)与介于10与30之间的个别呼吸速率作图的图式1530。类似地，图15D说明了将线性准确度方程的斜率(M)和偏移(b)与介于30与50之间的个别呼吸速率作图的图式1535。两种分离的范围可允许针对系数推导较低阶方程，由此减少求解方程所必需的计算机资源的量。另外，通过将呼吸速率减少到两种分离的范围，可改进系统的保真性。举例来说，图15C和15D说明了具有恒定二阶导数的两种方程。更高阶多项式方程可产生不恒定的二阶导数，由此在所测量的浓度范围中产生可能的较广变异。
尽管图15C和15D描绘了将呼吸速率分离到两种范围中，但其它变化形式可能不将呼吸速率分离到范围中。其它变化形式可将呼吸速率分离到三种、四种、或五种或超过五种范围中。
回到图15A，方法1500继续基于所建立的连续关系确定准确度方程的斜率和偏移的方程，步骤1508。在一些实施例中，步骤1506和1508可同时执行，即，确定连续关系之间的关系可引起确定斜率和偏移方程。图15C和15D说明了从准确度方程的系数与呼吸速率之间的关系推导的二次方程。图15C和15D中的二次方程中的每一者在每一阶下具有系数(在一些变化形式中，其可包括系数＝0)。这些系数被用于方法1500的下一步骤。
尽管图15C和15D说明了二次方程，但可使用其它阶的多项式方程。举例来说，可使用一阶(线性)、三阶、四阶、五阶、六阶或更高阶的多项式方程。多项式方程的最大阶数可为个别呼吸速率的数目减去一。如图15C和D中，多项式方程可包含比最大阶数低的阶数。如果曲线的一些个别区域可代表较低阶曲线，那么这可改进保真性。这也可减少计算资源的使用，因为求解多项式方程的难度会随着阶数增大而增大。
再次返回图15A，步骤1510基于先前步骤中确定的系数方程建立查找表。现参考图15E中的示例性实施例，查找表可见于表1540的底部。对于给定呼吸速率(小于等于30或大于30)，可鉴别二次方程的每一阶的系数。存在针对斜率中的每一者且针对偏移推导的两种方程。由于斜率和偏移通过图15A-E中的二次方程确定，故查找表包括在每一呼吸速率下针对斜率和偏移中的每一者的三种系数。
图15E还提供了对所测量的气体浓度进行校正的一种变化形式。一旦确定呼吸速率，即确定相关的系数。一旦确定相关的系数，即可确定斜率和偏移的方程。使用呼吸速率，可确定斜率和偏移的实际值。这些值接着被用于使用下式计算校正的浓度：
ETCO(BR经校正的)＝[ETCO(所测量的)-b]/M
应了解如果准确度方程的系数的数目改变，那么以上方程可改变。举例来说，图15E的变化形式具有两个系数。因此，以上方程从求解线性方程(两个系数)产生。如果使用更多系数，那么可能需要对更高阶方程的求解。求解可使用能够求解更高阶方程中未知变量的任何数学技术获得。
当设备在使用中时，所测量的呼吸速率或所测量的气体浓度应超出由以上程序定义的范围，设备可以各种方式起作用，取决于临床应用的详情。设备可能不计算校正的ETCO结果，且通知用户超出设备范围之外的所测量的参数。尽管超出范围，设备可能仍计算校正的ETCO，且在通知用户结果的准确度可能因所测量的参数超出工作范围之外而较不准确的同时向用户提供结果。在一些变化形式中，设备可能仅仅通过用适当方程外推来计算结果。以这一方式，本发明的变化形式可有利地提供用于与患者合作无关地测定患者呼吸中的气体浓度。即，可针对不愿意或不能调整其呼吸以与“正常”呼吸模式关联的患者测定气体浓度。
在一些变化形式中，可能预先测试在工作范围内的一整组值，且基于结果建立查找数据库。举例来说，可在1.0ppm、1.1ppm、1.2ppm等到25.0ppm的气体浓度下预先测试10bpm、11bpm、12bpm等到50bpm(例如)的呼吸速率。当装置在使用中时，校正的气体浓度可通过针对所测量的呼吸速率和所测量的气体浓度在数据库中查找适当值来获得。在一些变化形式中，使用组合的方法，如预先测试所有呼吸速率但仅一组个别气体浓度在工作范围内或接近工作范围。
虽然以上实施例描述了使用呼吸速率作为校正中所用的呼吸模式参数，但应了解相同实施例可用任何呼吸模式相关的参数实现，而非呼吸速率。其它参数的实例包括呼气时间、呼气末时间、吸气时间、吸气:呼气比、潮气量、每分呼吸量、气道压力幅度、二氧化碳测定术信号幅度和二氧化碳测定术信号的正斜率的持续时间。
在一些变化形式中，测定设备入口处气体浓度的方法可包括测定患者的呼吸速率并测量设备中其它地方患者呼吸的浓度。如本文所用，在设备中测量气体可被了解为意指测量设备内的任何地方，在设备中的出口或内部点处，如在管或隔室中。使用所测量的气体浓度，可访问数据库以获得对应于患者的呼吸速率的多个系数。在图15E的实例中，所述多个系数通过呼吸速率分离成两种范围：等于或低于30bpm，或等于或高于30bpm。其它变化形式可不同地安排系数。一旦获得系数，所述方法即可推导第一多个多项式方程(在图15A-E中，第一多项式方程为二次的)。这些方程为第二多个方程(在图15A-E中，第二多项式方程为线性的)提供系数，其中系数接着用于形成补偿方程(在图15A-E中，补偿方程为线性的)。补偿方程接着被用于调整所测量的气体浓度以测定入口处的气体浓度。
在一些变化形式中，设备可包括用于进行上述测定设备入口处气体浓度的方法的处理器。设备还可包括测量点、用于测定测量点处气体浓度的气体分析仪、入口和呼吸速度分析仪。处理器可访问存储在非暂时性计算机可读媒体上的数据库，其中所述数据库包括工作范围中每一呼吸速率的多个系数。
在一些变化形式中，取样系统可针对上限呼吸速率加以调整。对于给定取样容积(取样容积可经确定以符合特定应用的规格)，可配置流量发生器(如泵)的流速以针对上限呼吸速率用呼气末气体填满整个取样容积。对于低于上限呼吸速率的呼吸速率，取样容积经呼气末气体完全填满，即使并非所述呼吸的所有呼气末气体。在其它变化形式中，系统可包括限制对等于或低于上限的呼吸取样的上限截止点。以这一方式，这些变化形式可有利地防止非呼气末气体进入取样容积。因此，本发明的变化形式可有利地提供用于与患者合作无关地测定患者呼吸中的气体浓度。即，可针对不愿意或不能调整其呼吸以与“正常”呼吸模式关联的患者测定气体浓度。
在一些变化形式中，气体取样流速可经确定以符合特定应用的要求。举例来说，正常呼吸的上限可通过呼吸频率参数(如60bpm)描述。然而，对于某些患者(如新生儿，例如)，正常呼吸速率可超过60bpm。在这类实例中，上限可能较高，如在100bpm。类似地，取样容积可经选择以反映特定应用的需求。在一些变化形式中，可选择其它频率参数，如吸气时间、呼吸期、呼气时间、呼气末时间、二氧化碳测定计信号上升持续时间或描述患者呼吸的至少一部分的另一参数。在一些变化形式中，使用即时一氧化碳传感器。
图16A说明了测定流量发生器的气体取样速率以与上限呼吸速率和预定取样容积关联的方法1600。方法1600始于步骤1602：定义呼吸速率(BR)的上限。如上所论述，上限可经确定以满足特定应用的需要。
方法1600继续步骤1604，定义所需取样容积(V(s))。在方法1600的变化形式中，取样容积被定大小以用于充分和可靠的分析。在其它变化形式中，取样容积可被定大小以作为其它考虑的因素。
方法1600继续步骤1606，测定气体取样流速(Q(s))。在方法1600的变化形式中，流量发生器为泵，但可使用其它流量发生器，如本文中所述的实例。气体取样流速可经计算以在上限呼吸速率下填满所需取样容积。
在一些变化形式中，取样流速由以下方程计算：Q(s)＝TET/V(S)，其中TET为估计的呼气末期且为呼吸速率的函数。在一些变化形式中，TET可被假设为呼气时间的一半，其自身可被假设为呼吸期的一半(吸气和呼气期)。呼吸期(秒)为60/呼吸速率。举例来说，如果上限呼吸速率为60bpm，那么TET可被假设为0.25秒。如果这一实例中的取样容积为0.5ml，那么取样流速为每秒2ml。
图16B说明了呈配置1620的图5A或5B的气动气体捕获系统。配置1620包括针对上限呼吸速率配置的泵的气体取样速率，且其中患者的呼吸速率处于上限。如图16B中可看出，取样容积经呼气末气体完全填满且不存在超出取样容积之外的呼气末气体。
图16C说明了呈配置1640的图5A或5B的气动气体捕获系统。配置1640包括针对上限呼吸速率配置的泵的气体取样速率，且其中患者的呼吸速率低于上限。如图16C中可看出，取样容积经呼气末气体完全填满，但存在超出取样容积之外的来自呼吸的呼气末气体。图16C说明了如位于V2下游(右侧)的超出取样容积之外的呼气末气体。然而，在其它实施例中，超出取样容积之外的呼气末气体可位于V1上游(左侧)或者V1上游或V2下游的组合。以这一方式，本发明的变化形式可有利地提供用于与患者合作无关地测定患者呼吸中的气体浓度。即，可针对不愿意或不能调整其呼吸以与“正常”呼吸模式关联的患者测定气体浓度。
一些变化形式包括来自上述个别变化形式的要素和功能性，即一些变化形式可组合上述不同变化形式的不同要素。举例来说，设备的用户界面可允许用户输入某一患者参数，如患者类型，例如成人或婴儿，或例如早产新生儿或足月婴儿。设备的控制系统将选择由上述实施例中选出的优选的呼吸速率补偿方法，并相应地使用所述方法。在一些变化形式中，设备可例如使用图16中所述的实施例，其中系统针对60bpm的呼吸速率加以调整，因此针对等于或低于60bpm的任何呼吸速率收集未经稀释的呼气末样品且因此并不需要呼吸速率补偿。所述变化形式可进一步允许收集高于60bpm的呼吸速率，其中调用呼吸速率补偿算法。呼吸速率补偿算法可例如为收集来自两次呼吸的呼气末气体以便填满样品管，如关于图10A-11F所述，或可使用多项式方程校正因子，如关于图15A-15E所述。
在本发明的变化形式的先前说明中，所提供的实例说明本发明的原理，且所属领域的技术人员可在不背离本发明的范围和精神的情况下作出各种修改、改变和组合。本文所公开的各种呼吸测量和取样装置的任何变化形式可包括通过任何其它呼吸测量和取样装置或本文中呼吸测量和取样装置的组合所述的特征。因此，并不打算使本发明受到除所附权利要求书以外的限制。对于上述所有变化形式，所述方法的步骤不必依序执行。

Claims (1)

1.一种用于分析患者呼吸的气体浓度的设备，所述设备包含：
气体分析仪，其测量所述设备中的气体的浓度；
入口，其接收所述患者的呼吸；
呼吸分析仪，其测定所述患者呼吸的呼吸参数频率；
数据库，其包含对应于多个呼吸参数频率的多个系数；和
处理器，其含有非暂时性计算机可读媒体，所述非暂时性计算机可读媒体含有可执行指令，所述可执行指令在执行时执行测定所述设备的所述入口处的所述患者呼吸的所述气体浓度的方法，所述方法包含：
访问所述数据库以基于所述患者的呼吸参数频率获得第一多个系数；
基于所述第一多个系数推导第一多个多项式方程；
通过将所述呼吸参数频率输入到所述第一多个多项式方程中的每一者中来推导第二多个系数；
使用所述第二多个系数推导补偿方程；以及
通过将所测量的气体浓度输入到所述补偿方程中来测定所述入口气体浓度。
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