专利名称：呼气末气体估计系统和方法
技术领域：
本发明关于提供对呼气末二氧化碳(co2)，呼气末氧气(o2)，或者
其它气体的可靠估计的方法和设备。
背景技术：
呼吸气体监测系统典型地包括气体感测、测量、处理、通信和显示功 能。这样的系统被认为是分流的(也即，旁流)或者不分流的(也即，主流)。 分流气体测量系统将采样气体的一部分从采样点经采样管输送至测量气体 成分的气体传感器，其中所述采样点典型的是呼吸回路或者患者的气道。 非分流气体测量系统不将气体从呼吸回路或者气道输送走，而是测量经过 该呼吸回路的气体成分。
传统的不分流气体测量系统包括气体感测、测量和用于将探测或测量 到的信号(例如，电压)转换为可以被主系统使用的值的信号处理。该气 体测量系统与放置在呼吸回路处的采样单元通信，并包括用于输出与将要 被测量的气体的属性相对应的信号的部件。采样单元在呼吸回路的直接放
置导致了 "活泼(crisp)"的波形，其实时反映了气道内的所测量气体(例 如二氧化碳或氧气)的分压。采样单元(也被称为试管或气道适配器)位 于呼吸气流中，从而避免了在分流气体测量系统中对气体采样和换气的需 要。
传统的分流气体测量系统利用与呼吸回路中的适配器(例如在气管插管或面罩连接器处的T形接头)或者鼻部导管连接的相对长的采样塑料管。
采样气体以范围是50到250ml/分钟的采样流量率自呼吸回路或者采样点经 采样管被连续送至监测仪内的采样单元。呼吸的采样端口的位置改变并且 其范围可为从与气管插管连接的弯管到Y形连接器的任意位置。
分流和不分流气体测量系统均包括传感器，所述传感器测量经过采样 单元的采样气体中的至少一种气体成分的浓度和/或分压的。临床意义上最 常测量的两种气体是二氧化碳和氧气。分流和不分流气体测量系统均利用 传感器来测量诸如二氧化碳和氧气的气体成分。
为了测量这些气体，经常使用电光组件。在二氧化碳传感器和很多其 它气体传感器的情况下，这些组件包括源，所述源发出对二氧化碳具有吸 收带红外辐射。该红外辐射通常沿与正被分析的气流的流动路径正交的路 径传输。将光电探测器布置为接收和测量已经穿过气流中的气体的该传输 辐射。采样气体中的二氧化碳吸收这个辐射的某些波长而让其他波长通过。 将该传输辐射转换为信号，处理器通过该信号计算二氧化碳的分压。在氧 气传感器的情况下，经常使用基于电化学或荧光的技术。
二氧化碳和氧气通过气体分量(FC02和F02)或者分压(PC02和P02) 表示。当无限制使用时，二氧化碳监测仪和氧气监测仪涉及基于时间的二 氧化碳监测仪和氧气监测仪。除了血气监测，二氧化碳监测仪包括在呼吸 循环过程中的瞬时二氧化碳浓度的图示。从这个图示，该循环的改变可以 实现可视化。
在一个如图1所示的"经典"二氧化碳描记图2的示例中，该二氧化 碳描记图包括两部分"呼气"部分4，和"吸气"部分6。该呼气部分包 括变化的上斜坡段5a，其与恒定或轻微上斜坡段5b齐平。该吸气部分包括 急剧的下斜坡段7a，其稳定于可忽略不计的吸入二氧化碳的平台段7b。然 而，除了通常被认为是呼气末期二氧化碳分压的二氧化碳呼气末分压，临 床报告的只有呼吸频率和吸入二氧化碳水平的测量。这样是因为从二氧化 碳描记图中通常只可以很好地描绘在呼气和吸气部分之间的过渡。
尽管那样，仅当基本没有再呼吸时，这个过渡才确实与如气流波形所 描绘的吸气的实际开始时间相对应。由于充满呼气末期的吸入气体的解剖 死腔的存在，不能很容易的识别吸气和呼气之间的过渡。虽然氧气描记图不如二氧化碳描记图一样被广泛的临床使用，以上讨论的相同问题适用于 氧气描记图，并可理解的是可将氧气描记图认为是二氧化碳描记图的颠倒 版本。
如果测量除二氧化碳之外的气流，就可以确定体积二氧化碳描记图。 类似的，如果测量除了氧气之外的气流，就可以确定体积氧气描记图。图2 示出了体积二氧化碳描记图的三个阶段。阶段I包括二氧化碳自由体积，
而阶段n包括过渡区域，其特点为由肺泡的渐进排空所致的迅速增加的二
氧化碳浓度。阶段n和m共同作为呼吸的二氧化碳包含部分，有效潮气量，
VTeff。阶段III，肺泡平台段，典型地具有正斜坡，其表示上升的PC02。使
用体积二氧化碳描记图的这三个阶段，可以确定生理学相关度量，例如每 个阶段的体积、阶段n和iii的斜坡和二氧化碳消除，以及死腔潮气量和解 剖与生理死腔的比率。
当为患者设定机械通气水平时， 一个目的是达到并保持动脉二氧化碳
浓度(PaC02)的期望浓度。由于对PaC02测量的实时获取是不容易的， 因此使用来自二氧化碳描记图的估计来获得替代的度量。由于肺部分流， 也就是右心的心输出量的一部分不参与气体交换而到达左心房，因此从二 氧化碳描记图中获得的PaC02的最接近替代就是肺泡C02浓度(PAC02)。 临床上使用<302呼气末分压(PetC02)(通常称为呼气末二氧化碳)用 于(例如)评定患者的通气状态和，如以上所述，已经被一些人用于作为 PaC02的替代。类似的，也使用02呼气末分压(Pet02)(可称为呼气末氧 气)。
医学文献中充满着对于PetC02和PaC02之间的关系，以及PetC02的 变化和PaC02的变化之间的关系相矛盾的文章。 一方面，Nangia等指出"对 于婴儿，在大多数临床情况下ETC02与PaC02密切相关"。类似的，Wu等 指出"在NICU中，我们建议使用主流二氧化碳监测仪来监测PetC02而不 是PaC02"。另一方面，Russell等研究了被通气的成年人并指出"P (a-et) C02量级的趋向是不可信赖的，在PetC02和PaC02中的一致方向改变是不 确定的"。
研究人员已经考虑了改善PaC02 "预测"的操作。Tavernier等研究了 对经受胸腹食管切除术的患者的延长呼气操作能否改善从PetC02对PaC02的预测，并得出结论这些操作不能改善估计。在急救护理医生中普遍相
信呼气末C02不能作为动脉PC02或者动脉PC02变化的替代。Chan等指 出"主流PetC02提供了比旁流测量更为精确的PaC02估计"，从而使问题 更为复杂。
如果可以可靠地使用呼气末PC02以作为动脉co2的替代，就可以减 少动脉血采样，当前使用间歇血采样的应用将在临床上变得更可接受，并 且诸如通气的闭合循环控制(尤其是非侵入性通气)的应用将更为可行。
因而，期望对呼气末PC02估计的可靠性和/或指示可靠性的技术。
发明内容
因而，本发明的一个目的是提供指示呼气末气体值的可靠性的方法，
该方法克服了传统呼气末C02测量技术的缺点。根据本发明的一个实施例，
通过提供指示呼气末气体值的可靠性的方法来达到这个目的，该方法包括 测量多个气体浓度值，测量多个通气值，从气体浓度值来确定呼气末气体 值，从通气值确定通气稳定度，以及使用该通气稳定度来提供对呼气末气 体值可靠性的估计。
本发明的另一目的是提供指示呼气末气体值的可靠性的设备，该设备
克服了传统呼气末C02测量技术的缺点。根据本发明的一个实施例，通过
提供一种设备来达到这个目的，该设备包括感测多个气体浓度值的部件， 感测多个通气值的部件，从气体浓度值来确定呼气末值的部件，从通气值 来确定通气稳定度的部件，以及使用该通气稳定度来提供对呼气末气体值 可靠性的估计的部件。
通过考虑以下参考附图的描述和附加的权利要求(其全部作为说明书 一部分)，本发明的这些和其它目的、特征和特点，以及操作方法，结构的 相关部件的功能，部分的组合与制造的经济性将变得更显而易见，其中相 同的附图标记在不同图中指代相应的部分。然而，可以清楚理解的是，图 只用于图示和描述的目的，并不意味着对本发明界限的限定。除非上下文 另有清楚的指示，用于说明书和权利要求中的"一"，"一个"和"该"的 单数形式包括复数指称。
图1是示例性的基于时间的二氧化碳描记图的曲线图； 图2是示例性的体积二氧化碳描记图的曲线图； 图3是根据本发明示例性实施例的气体测量系统的示意图； 图4是示出对患者的流量、压力和C02测量的图表； 图5是示例性的具有长时间呼气暂停的基于时间的二氧化碳描记图； 图6是图5中波形的示例性体积二氧化碳描记图； 图7是适于实施本发明的方法的示例性设备的示意图； 图8A和8B是模拟流量、体积和肺泡C02浓度的图示； 图9A是由接口管记录的基于时间的二氧化碳描记图，图9B是由面罩 记录的基于时间的二氧化碳描记图IO是体积二氧化碳描记图和相应的幂回归近似曲线。
具体实施例方式
本发明利用以下列出的到目前为止的研究来解决已知的问题，所述研 究包括(a)对呼气末气体值清楚定义的缺乏，(b)呼气末气体值如何在"稳 定"和"非稳定"的通气方式下与动脉气体值相关，以及(c)对呼气末气 体值何时将是和不是动脉和或肺泡气体值的可靠相关的理解。本发明解决 该需求来提供更可靠的呼气末气体值。需要注意的是尽管当前讨论的大部 分是有关二氧化碳(co2)而发生的，但是在此描述的方法也可应用于其它 气体，包括但不限于呼吸气体，例如氧气， 一氧化二氮， 一氧化氮和诸如 麻醉剂的其它气体。为了确定更可靠的呼气末气体值，对呼气末气体值的 适当描绘和估计可靠性的确定是很重要的。
图3示出了适用于本发明的气体测量系统10的一个示例性实施例。图 示的系统10的示例性实施例包括差压流量计12、流量信号单元16、气体 传感器14、 C02信号单元18、处理器或处理单元20和数据显示器22。系 统IO可以单独使用或者与患者的机械通气装置结合使用。它可以是独立的 监测系统或者与通气机相整合。
用于呼吸流量测量的示例性设备是差压流量计12，其提供表示呼吸流 量的压差；差压经流量信号单元16中的压力换能器转换为代表呼吸流量和压差之间关系的电信号。示例性的差压流量计由Respironics, Inc., Wallingford，Conn.生产和销售。然而，可使用任何流量测量装置，包括基于 诸如光学，轮叶型，声学等的其它流量测量技术的流量传感器。
能够在气体样本中测量二氧化碳含量的传感器是公知的。测量二氧化 碳含量的示例性装置是采用非色散红外辐射类型的气体分析器，其显示的 数据代表呼出气体样本中的。/。C02 (或者pC02)。用于测量二氧化碳浓度的 其它技术，例如电化学技术，拉曼(Raman)光谱和质谱分析，也可以在 本发明中使用。能够测量患者呼出气体中的二氧化碳含量的示例性气体传 感器14可以由Respironics, Inc., Wallingford, Conn获得，其商标名称为 CAPNOSTAT 。然而以理解的是，可在本发明中使用测量二氧化碳含 量的其它方法，无论是在气道处(不分流)或者通过移走样本(分流)，。
图4示出了为具有通气机-患者不协调的两个"呼吸"而利用根据时间 的流量24、压力26和C0228的图示来确定可重复和可靠的呼气末值的问 题之一。PetC02的测量值取决于如何对PetC02值进行定义。例如，根据如 何确定呼气末C02，可将其报告为27、 30或31mmHg。在图4中，在位置 82处的PetC02是27 mmHg，在位置84处的是31 mmHg，以及在位置86 处的是30 mmHg。呼气末期，如流量波形所定义的(位置82)，导致了 27mmHg的呼气末值。然而，仅使用来自二氧化碳描记图的明显的呼气-吸 气过渡位置86导致30mmHg的PetC02。另一方面，如果使用最大值(位 置84)，可获得31mmHg的PetC02。
通常，接近于时间或者体积二氧化碳描记图的阶段III末期的浓度被认 为是肺泡C02浓度(也即PetC02)的良好的估计量，并常常以每次呼吸 (breath-by-breath)作为基础而确定。如之前所述，确定PetC02的最简单
方法是仅仅使用通常在阶段m期间出现的最大值。由于极值常常对于伪迹 或噪声是敏感的，其它方法可使用阶段m最后部分的平均，其中该"最后 部分"可以依据时间或者依据呼气体积而定义。
本发明，不同于这些其它技术，构想使用流量和/或压力波形来更好的 描绘呼气末期，尤其是如果出现显著的再呼吸，从而可简单且可重复地确 定呼气末气体值。类似的，由于体积是流量的积分，体积二氧化碳描记图 也可使用来更好的描绘呼气末期(见下文)。如果不能获得流量波形或替代，本发明构想使用波形形状分析来更好的描绘呼气末期。
图5和6是基于时间的二氧化碳描记图和体积二氧化碳描记图，其示 出了从单独基于时间的二氧化碳描记图来获得呼气末值的潜在困难。图5 示出了在婴儿中常见的现象由于1:8-1:10的I:E比率而导致长时间的呼气 暂停，在此期间只有很轻微的吸入力从而导致难于解释二氧化碳描记图。 对这样的基于时间的二氧化碳描记图的研究是很难确定呼气末值的。然而， 将图5和6中的基于时间的二氧化碳描记图和基于体积的二氧化碳描记图 相比较，可以允许其比较清楚。注意到肺的通气-灌注关系通过体积二氧化 碳描记图比通过基于时间的二氧化碳描记图更加精确的反映阶段III的斜 坡，其中基于时间的二氧化碳描记图中阶段III斜坡的梯度通常是较不明显， 并可是令人误解的。这可能是由于呼气气体的较小体积(大约最后的15%) 通常占据了呼气所用时间的一半，从而C02浓度中的类似改变在基于时间 的二氧化碳描记图中比在体积二氧化碳描记图中分布于更长的时间长度 中。
图6中，呼气期间的呼气体积相对于C02分压的图示清楚显示出一个 平台段90，可使用各种方法来从平台段90确定呼气末值。也可以确定与体 积二氧化碳描记图相关的所有参数。例如，可通过计算最后X% (例如5 或10%)体积的平均PC02值，将曲线或者曲线的一部分与模型(以生理 学为基础，例如基于Weibel模型或经验的模型)拟合来确定呼气末气体值。 使用基于模型的方法来拟合浓度-体积曲线允许确定潜在的临床相关值。
除了已经描述的问题，在PetC02值的确定和临床使用时的一个主要问 题来自于一个隐含的假设，PetC02代表肺泡C02浓度(PAC02)的平均值。
由于在呼气期间，C02连续的从血液经过至肺泡气体状态，该肺泡C02浓
度在呼气期间上升。在吸气期间，C02自由气体起冲淡肺泡气体的作用， 并且肺泡C02浓度降低。呼吸流量波形的形状(例如，换气量、吸气到呼 气的时间比率)，肺部毛细血管的流量、静脉C02浓度、死腔的总量，以及
连续和肺泡的死腔影响着肺泡C02浓度波形的特定形状。这个形状，反过
来，影响着平均肺泡C02浓度。离开肺部的呼气体积的最后部分，永远无 法到达气体传感器14，而是仍然在解剖学和设备(连续的)的死腔中。 在图8A和8B中所示的显示了模拟流量202、体积204和肺泡(302浓度206波形的模拟示出了这个是如何影响PetC02以及它与平均肺泡C02 浓度的关系。在肺泡C02浓度图206和306中的线210和310指示平均肺 泡浓度。在肺泡C02浓度图206和306中的加粗的线220和320示出了肺 泡波形的一部分，其以二氧化碳描记图的形式由气体传感器14测量。通常 将加粗的线220和320的末端部分221和321报告为PetC02。
图8A示出了在肺泡和气体传感器14之间没有连续死腔的情况下将观 察到的波形。得到的PetC02值(末端部分221)将在这个模拟中过高的估 计平均肺泡C02。图8B示出了在肺泡和气体传感器14之间具有正常连续 死腔(例如，150ml)的情况下将观察到的波形。得到的PetC02值(末端 部分321)将在这个模拟中过低的估计平均肺泡C02。肺泡C02浓度图206 和306的步长大约是4mmHg。更大的死腔和更小的潮气量可以增加PetC02 和平均肺泡C02浓度之间的差别。同样，由于自发呼吸患者的潮气量在每 次呼吸之间(breath-to-breath)变化，这个效应可增加PetC02信号的噪声。
在通过面罩(而不是气管插管)呼吸的患者中，二氧化碳描记图还受 到面罩体积的"拖尾"效应影响一由小的或变化的潮气量再次恶化。这个 "拖尾"效应如图9A和9B所示。在图9A中，患者通过接口管呼吸，导 致了二氧化碳描记图405的、只稍微比90度大的a角410。另外，二氧化 碳描记图405具有一个相对平的阶段m。在图9B中，相同的患者通过面罩 呼吸，导致了二氧化碳描记图415的a角420，该角420比角410更加的钝。 另外，二氧化碳描记图415的阶段III比二氧化碳描记图405的阶段III更加 圆，主要是由于面罩死腔体积内的冲淡和混合。通常，在大多数对象中 PetC02和平均肺泡C02浓度之间的差别较小(例如，大约2或3mmHg) 并且不具有严重的通气-灌注异常。然而，如果(例如)利用部分C02再呼 吸操作使用PetC02来提取额外的信息，这些小差别可变得显著。
本发明构想使用数学函数来逼近呼气体积二氧化碳描记图。当尝试着 在诸如以上所述那些，以及大噪声出现(生理学上的和设备的)的不利条 件下获得二氧化碳描记图时，这个是尤其有帮助的。 一个可用于逼近呼气 体积二氧化碳描记图的示例性数学函数是以下形式的幂函数
invC02=fXVEn ,
其中invC02=COrmaxC02， (302是由气体传感器测量的呼出C02，Ve是呼气体枳，f和n是近似参数，并且maxC02是恒定。02值，其是另
一个近似参数。
近似参数f和n可以由己知的数值方法，包括invC02的自然对数对比VE的自然对数的线性回归，而得到。近似参数maxC02可以通过使用已知
的查找算法或者使用广义最小二乘法而不是传统的线性回归来迭代得到。
图10示出了原始二氧化碳描记图510的示例，其由幂回归曲线520拟合。构想很多方法用于从这个幂回归近似来确定PetC02等效值。通常，如果潮气量大的话，PetC02值应更能代表肺泡C02浓度。如果潮气量小的话，幂回归近似可用于外推至在更大呼气体积处的二氧化碳描记图值。可选择的，对所有呼吸，可使用幂回归近似来报告在一个恒定呼气体积处的PetC02
浓度，无论它们是小或者大。
本发明构想从模型获取的PetC02值可用于取代在传统C02监测仪中所确定的传统的PetC02值，以及取代针对肺部毛细血管血液流量的差别C02菲克(Fick)的确定的传统确定的PetC02值。其它近似函数，除了上述的幂函数，也是可预期的。近似参数可通过现有技术已知的方法来获得，所述方法包括但不限于，线性回归、最小二乘法、人工神经元网络和迭代査找算法。获得近似参数的算法也可考虑来自之前呼吸的近似结果，从而更快、计算复杂性更小、更精确的获得当前呼吸的近似参数。
本发明构想提供对(无论以任何方式确定的)呼气末C02何时是动脉C02的可靠/可行估计，以及它何时不是动脉C02的可靠/可行估计的更好界定。这可与患者心-肺系统的生理状态以及对患者的肺和血液储备有显著影响的最新通气模式两者有关。因而，对Vd/Vt生理/肺泡或为评定损伤程度
的替代的估计以及对C02储备的紊乱程度评定将允许确定呼气末C02值并
以更高置信度显示。以下更加详细讨论的图7示出了提供呼气末C02何时是或者不是动脉co2的可靠/可行估计的指示的示例性方法和设备。
本发明也构想确定生理损伤的程度。使用C02的肺泡分压(PAC02)(每其不具有Enghoff修正的界定)优选地估计Vd/Vt生理。可通过将模型应用于体积二氧化碳描记图以及神经元网络、遗传算法和其它方法或者方法的组合来估计PAC02。美国专利No.5，632，281描述了一种动脉估计方法，其可用于肺泡估计。也可使用VDalv/VTalv， Hardman等描述了估计这个比率
13的方法。
本发明也构想确定紊乱的程度。紊乱的程度或者通气稳定性可以由不同的方法来评定。例如，C02储备紊乱程度的评定可通过通气测量(并使用模型)来确定，并能更好的确定"稳定"的时期。估计C02储备的方法
可在美国专利No.6，955，651 ("该'651专利")中找到，其内容在此通过参考合并。潮气量相对于解剖死腔必须足够大。功能性的解剖死腔可通过本技术领域已知的技术，例如Fowler方法，来估计。通过将基于呼气流量率的标准应用于进行呼气末测量的呼吸可进一步增加呼气末值的稳定性。这些标准的应用有助于允许可靠的呼气末值的确定。
如上所述，图7示出了根据本发明原理的气体测量系统100的示例性图示实施例。气体测量系统100示出了用于提供气体的呼气末浓度的可靠估计的系统部件。气体浓度或分压值(交替地使用)通过气体测量部件110确定。这可以连续的或者间歇的基础而确定。传统的气体浓度部件提供以从25到100次采样/分钟的采样速率来采样的数据。气体测量部件110与(例如)上述图1中的气体传感器14和C02信号单元18相对应。
通过通气测量部件120在气道或者经由其它技术来确定通气值。通气值包括，但不限于流量、体积、压力、温度和湿度或者它们的任意组合。通气值可以连续的或者间歇的基础而确定。通气测量部件120与(例如)差压流量计12和流量信号单元16相对应。在一个示例性实施例中，通气相关值通过流量、体积或它们的替代测量来确定。构想从(例如来自Andromed公司的)外部表面传感器的声学测量所获取的流量替代。
来自气体测量部件110和通气测量部件120的气体浓度值由呼气末气体测量部件130接收。本发明构想由图1中的处理单元20来实现呼气末气体测量部件130。呼气末气体测量部件130使用所接收的通气值的特征来从气体浓度值得到更加鲁棒性的呼气末气体值。例如，所接收的通气值的变化将用于及时描绘呼气末期，其中该变化指示气道中的呼气流量到吸气流量的变化。这可从流量值、体积值或者它们的替代值来获得。对于流量，可使用从呼气流量横越到吸气流量的时间零点(或者在暂停间隔的情况下为零流量)。对于体积，可使用自体积增加(或平坦)到减少的时间。类似的，对于声学测量，从呼气到吸气的流量变化可用已知的方法确定。通气稳定性测量部件140也可接收来自通气测量部件120的值。本发 明也构想由图1中的处理单元20来实现通气稳定性测量部件140。通气稳 定性可通过对通气值的历史记录评估并评定它的稳定性来确定。用于评定 的时段将基于所谈及气体的气体储备的大小而变化。对于C02和02，所要 考虑的气体储备包括肺和血液储备。所要评定的时间间隔将基于这些储备 的大小，其中该储备可通过'651专利中所披露的方法以及基于患者体型的 经验原则来估计。确定通气值在评定时段内变化的示例性方法包括对潮气 量值分布的分析和，如果在评定时段期间观察到显著的强力呼吸期或肺换 气不足期，则呼气末值将认为是较不可靠的。本发明也构想通气稳定性测 量部件140将接收来自气体测量部件110的值。
决策支持系统150接收来自通气稳定性测量部件140的通气稳定性估 计和来自呼气末测量部件130的呼气末值。本发明还构想由图1中的处理 单元20来实现决策支持系统150。使用这些值以及其它标准，决策支持系 统150确定呼气末值的可靠性。该可靠性可仅仅基于通气稳定性的阈值， 并在主机系统的显示器上数字化或者图像化地显示。呼气末数量可以颜色 编码以指示它的可靠性，例如红、黄、绿分别代表不可靠的、不能肯定的、 可靠的。基于用户或者另一个系统的输入，可将决策支持系统150配置为 基于规则的系统。例如，患者年龄以及疾病可允许使用生理约束(模糊的 或者硬约束)来指示呼气末值的可靠性。还构想在决策支持系统150中使 用之前所述的Vd/Vt的测量来确定呼气末值的可靠性。这可仅仅是一个额 外的规则，例如在Vd/Vt生理的情况下，如果Vd/Vt生理X).70，则呼气末 C02值作为动脉C02的替代是极不可靠的。
虽然出于说明目的，基于当前认为是最实际和优选的实施例对本发明 进行了详细描述，可以理解的是这样的细节只是为说明的目的，本发明并 不限于公开的实施例，并相反的是意图涵盖在所附加的权利要求的精神和 范围之内的修改和等效布置。例如，可以理解的是在尽可能的范围内，本 发明构想可以使任何实施例的一个或多个特征与任何其它实施例的一个或 多个特征相组合。
1权利要求
1、一种指示呼气末气体值可靠性的方法，包括测量多个气体浓度值；测量多个通气值；从所述气体浓度值确定呼气末气体值；从所述通气值确定通气稳定性程度；以及使用所述通气稳定性程度来提供对所述呼气末气体值的可靠性的估计。
2、 如权利要求l所述的方法，其中，确定所述呼气末气体值是基于，至少部分地基于，所述通气值。
3、 如权利要求2所述的方法，其中，确定所述呼气末气体值包括将数学关系式应用于所述通气值和所述气体浓度值。
4、 如权利要求3所述的方法，其中，所述数学关系式是幂回归。
5、 如权利要求l所述的方法，其中，所测量的所述气体浓度值是二氧化碳、氧气、 一氧化二氮、 一氧化氮和麻醉剂或者它们的任意组合的浓度值。
6、 如权利要求l所述的方法，其中，所测量的所述通气值是流量、体积、压力、温度和湿度或者它们的任意组合。
7、 一种指示呼气末气体值可靠性的方法，包括测量多个气体浓度值；测量多个流量值；从所述流量值确定多个体积值；从所述气体浓度值确定呼气末气体值；从所述流量值和所述体积值确定通气稳定性程度；以及使用所述通气稳定性程度来提供对所述呼气末气体值的可靠性的估计。
8、 如权利要求7所述的方法，其中，确定所述呼气末气体值是基于， 至少部分地基于，所述通气值。
9、 如权利要求8所述的方法，其中，确定所述呼气末气体值包括将数 学关系式应用于所述通气值和所述气体浓度值。
10、 如权利要求9所述的方法，其中，所述数学关系式是幂回归。
11、 如权利要求7所述的方法，其中，所测量的所述气体浓度值是二 氧化碳、氧气、 一氧化二氮、 一氧化氮和麻醉剂或者它们的任意组合的浓 度值，并且其中，所测量的所述通气值是流量、体积、压力、温度和湿度 或者它们的任意组合。
12、 一种用于改善呼气末气体值可靠性的设备(10)，包括 用于感测多个气体浓度值的部件(18， 110); 用于感测多个通气值的部件(16， 120); 用于从所述气体浓度值确定呼气末值的部件(20， 130); 用于从所述通气值确定通气稳定性程度的部件(20， 140);和 使用所述通气稳定性程度来提供对所述呼气末气体值的可靠性的估计的部件(20， 150)。
13、 如权利要求12所述的设备，其中，用于确定呼气末值的所述部件 基于，至少部分地基于，所述通气值来确定所述呼气末气体值。
14、 如权利要求13所述的设备，其中，用于确定呼气末气体值的所述 部件将数学关系式应用于所述通气值和所述气体浓度值。
15、 如权利要求14所述的设备，其中，所述数学关系式是幂回归。
16、 如权利要求12所述的设备，其中，所测量的所述气体浓度值是二 氧化碳、氧气、 一氧化二氮、 一氧化氮和麻醉剂或者它们的任意组合的浓 度，并且其中，所测量的所述通气值是流量、体积、压力、温度和湿度或 者它们的任意组合。
17、 一种用于确定呼气末气体值的设备(10)，包括 用于感测多个气体浓度值的部件(18， 110); 用于感测多个通气值的部件(16， 120);和通过使用数学关系式来从所述气体浓度值和所述通气值确定呼气末值的部件(20， 130)。
18、 如权利要求17所述的设备，其中，用于确定呼气末气体值的所述 部件基于，至少部分地基于，所述通气值来确定所述呼气末气体值。
19、 如权利要求17所述的设备，其中，所测量的所述气体浓度值是二 氧化碳、氧气、 一氧化二氮、 一氧化氮和麻醉剂或者它们的任意组合的浓 度，并且其中，所测量的所述通气值是流量、体积、压力、温度和湿度或 者它们的任意组合。
全文摘要
一种指示呼气末气体值的可靠性的设备(10)和方法，其包括测量很多气体浓度值，测量很多通气值，自气体浓度值来确定呼气末气体值，自通气值确定通气稳定度，以及使用该通气稳定度来提供对呼气末气体值可靠性的估计。
文档编号A61B5/08GK101636109SQ200880008303
公开日2010年1月27日 申请日期2008年3月13日 优先权日2007年3月15日
发明者J·A·奥尔, M·B·贾菲 申请人:Ric投资有限责任公司