阅读说明：本技术 使用呼吸气体样品进行呼吸测量的系统和方法 (The system and method for carrying out respiration measurement using breathing gas sample ) 是由 史蒂夫·李 约翰·B·韦斯特 于 2017-11-16 设计创作，主要内容包括：对于许多患有肺病的患者,或者是生活在高海拔的正常受试者或患有肺部疾病的患者,通常需要测量肺的气体交换率。在这些情况下,通常在诊断时进行测量,并进行后续测量以跟踪疾病的发展。测量气体交换的传统方法是使用动脉血气,通常得到动脉PO<Sub>2</Sub>(氧分压)、PCO<Sub>2</Sub>(二氧化碳分压)和pH(血液的酸碱平衡)。然而,这种测量具有例如有创性、使患者不舒服、需要技术人员、偶尔出现并发症并且昂贵等缺点。因此,测量气体交换有效率或无效率的无创方法是有价值的,其中患者对该方法具有良好的耐受性,并且该方法可以容易地重复。(For many patients for suffering from tuberculosis, or live in the normal subjects of High aititude or the patient with pulmonary disease, it usually needs measure the gas exchange rate of lung.In these cases, it is usually measured in diagnosis, and carries out subsequent measurement to track the development of disease.The conventional method for measuring gas exchanges is to generally yield artery PO using arterial blood gas 2 (partial pressure of oxygen), PCO 2 (carbon dioxide partial pressure) and pH (acid-base balance of blood).However, this measurement have the shortcomings that it is for example invasive, make that patient is uncomfortable, needs technical staff, occurs complication and valuableness once in a while.Therefore, measurement gas exchanges effective percentage or inefficient non-invasive methods are valuable, and wherein patient has good tolerance to this method, and this method can be easily repeatable.)

使用呼吸气体样品进行呼吸测量的系统和方法

背景技术

对于许多患有肺病的患者，或者是生活在高海拔的正常受试者或患有肺部疾病的患者，通常需要测量肺的气体交换率。在这些情况下，通常在诊断时进行测量，并进行后续测量以跟踪疾病的发展。测量气体交换的传统方法是使用动脉血气，通常得到动脉PO₂(氧分压)、PCO₂(二氧化碳分压)和pH(血液的酸碱平衡)。然而，这种测量具有例如有创性、使患者不舒服、需要技术人员、偶尔出现并发症并且昂贵等缺点。因此，测量气体交换有效率或无效率的无创方法是有价值的，其中患者对该方法具有良好耐受性，并且该方法可以容易地重复。

发明概要

本文提供了使用呼吸气体样本进行呼吸测量的系统和方法，其基本上如结合至少一幅附图所示和/或所述，并且如权利要求书中更完整地阐述的那样。

具体实施方式

图1A是根据本公开的一个实施方式的血氧监测系统示例的示意图。

图1B是根据本公开的一个实施方式的血氧监测系统示例的示意图。

图2是根据本公开的一个实施方式的血氧监测系统的示例组件的示意性框图。

图3A是根据本公开的一个实施方式进行气体交换测试的示例过程的高级过程流程图。

图3B是根据本公开的一个实施方式进行气体交换测试的示例过程的详细过程流程图。

图3C是根据本公开的一个实施方式计算气体交换参数的示例过程的详细计算流程图。

图4A示出了根据本公开的一个实施方式的表示在单次呼吸内测量的二氧化碳的波形示例。

图4B示出了根据本公开的一个实施方式的测量的肺泡二氧化碳分压和测量的肺泡氧分压随时间变化的曲线图示例。

图4C示出了根据本公开的一个实施方式的氧解离曲线的曲线图示例，以及取决于各种生理变量的变化的曲线移位。

图4D中的表示出了根据本公开的一个实施方式测量的氧饱和度和在不同氧饱和度值下计算的动脉分压。

图4E是根据本公开的一个实施方式的氧-二氧化碳图，示出通气-灌注比线。

图5A示出了根据本公开的一个实施方式的基于使用血氧监测装置的气体交换测试结果而显示的输出数据。

图5B示出了根据本公开的一个实施方式的输出显示示例，该输出显示包括逐次呼吸的O₂和CO₂波形曲线图以及各种测量的和计算的生理参数。

图5C示出了根据本公开的一个实施方式在不同时间进行的气体交换测试获得的潮气末动脉二氧化碳分压和潮气末动脉氧分压的趋势图示例。

图5D示出了根据本公开的一个实施方式在不同时间进行的气体交换测试获得的氧亏的趋势图示例。

图6A示出了根据本公开的一个实施方式的在单日内进行的肺功能测试的图例。

图6B示出了根据本公开的一个实施方式的基于在不同日内进行的肺功能测试的相对于基线的趋势图示例。

图7示出了根据本公开的一个实施方式的患者症状记录器界面示例。

图8示出了根据本公开的一个实施方式的警报激活条件的过程逻辑流程图示例。

图9A示出了根据本公开的一个实施方式通过光电体积描记法测量的逐次呼吸的氧分压和相应的血流量的波形图。

图9B示出了利用血氧监测系统获得的数据和测量值的不同图形表示。

图10示出了根据本公开的一个实施方式的计算设备示例的示意性框图。

详细描述

以下描述包含与本公开中的实现有关的特定信息。本领域技术人员应当理解，可以以与本文具体讨论的方式不同的方式实施本公开。本申请中的附图及其随附的详细描述仅针对示例性实施方式。除非另有说明，否则附图中的相同的或相应的元件可以由相同的或相应的附图标记表示。此外，本申请中的附图和图示通常不按比例绘制，并且不旨在对应于实际的相对尺寸。

测量体内氧气(O₂)和二氧化碳(CO₂)水平可以为身体是否正确接收和处理氧气以及从血液中去除二氧化碳提供有价值的指示。该测量还可以指示呼吸功能受损、疾病、创伤或其他呼吸系统并发症。

在医学领域中通常使用各种度量指标来测量患者的呼吸和氧交换过程的有效性和效率。在生理上，当患者呼吸时，空气进入患者的肺部和肺部的肺泡或肺部深处的气囊，氧气被血液吸收，二氧化碳从血液中去除。含氧血液离开肺部，然后输送到患者整个体内，氧供细胞内的线粒体使用。

如本文所用，术语“患者”可以指血氧监测系统的任何人类用户，无论其在使用该系统时是否处于医疗护理中。另外，在将血氧监测装置用于兽医用途的情况下，术语“患者”可包括使用该系统的非人类哺乳动物。

肺泡中可用的氧量与动脉血液中检测到的氧量之间的差可以指示身体有效提取、运输和利用氧的能力。传统上，通过采集动脉血并使用动脉血气测试(通常称为动脉血气测试(ABG))对血样进行测试来测量。

需要采集和测试血液样本基本上限制了可以进行这种测试的频率。然而，更频繁地监测呼吸状态可显着地有益于慢性呼吸道疾病患者，例如慢性阻塞性肺病(COPD)，可能包括哮喘、支气管炎、肺气肿等。这些疾病可能会因其他较小的发展而迅速恶化，例如感冒或流感。在这种情况下，当恶化症状明显时，病情可能已经危险地恶化。

能够无创地(即，不穿透皮肤)定量动脉氧将为诊断和监测呼吸相关病症提供许多可能。此外，能够监测各种呼吸指标并定期将收集的指标数据传输到远程服务器可以使医生能够识别长期趋势的微小变化，从而为在呼吸障碍或呼吸疾病发展到危险水平之前进行诊断或检测提供许多可能。

本公开的一些实施方式提供用于无创定量动脉氧含量的系统和方法。在一些实施方式中，提供了用于同时测量两个以上的呼吸相关的指标，并且使用测量值基于通过某些简化假设修正的已知关系来估计动脉氧的量的系统和方法。

本公开使用各种缩写来指代测量的和计算的量。例如，缩写P_AO₂指患者肺部中的肺泡氧分压，缩写P_ACO₂指患者肺部中的肺泡二氧化碳分压，缩写P_aO₂指患者血液中的动脉氧分压，缩写P_aCO₂指患者血液中的动脉二氧化碳分压。在一些情况下，缩写PO₂可用于表示氧分压值，该值的性质的任何进一步区别被假定为清楚或不重要。因此，缩写PO₂可以指P_aO₂值、P_AO₂值或不同的氧分压值(例如，基于动脉血气测量的值、环境空气中的氧分压的测量值等)。

在一些情况下，假定动脉和肺泡二氧化碳分压值经常彼此接近，其一的单个测量值可以代表两者，在此基础上，本文使用的缩写PCO₂可以指P_ACO₂或P_aCO₂。缩写SpO₂用于表示外周氧饱和度，通常通过脉搏血氧仪以百分比测量。这些缩写和其他常见缩写可以与相同值的完整描述或名称互换使用。

动脉血中的氧分压(P_aO₂，或有时称为“氧张力”)是动脉血中氧含量的度量(以mmHg表示)。当处理溶解在液体中的气体时，例如溶解在血液中的氧气，分压是指血液与容器中的一定体积的气体平衡时溶解气体产生的压力。P_aO₂与SpO₂非常不同(“O₂sat”或“氧饱和度”，以％表示)，其测量红细胞(RBC)中结合血红蛋白的氧的比例。根据具体情况，当红细胞通过毛细血管时，血红蛋白会将一定比例的氧分子释放到组织中。我们可以测量这些结合位点中有多少氧饱和。正常患者的氧饱和度为95-100％，当氧饱和度低于90％时，患者被认为是“缺氧”。在过去，氧饱和度通过血液测试进行测量，但是现在临床医生经常使用脉搏血氧仪来监测氧饱和度，因为它方便、具有无创性。氧饱和度仍然可表示人的氧合状态，但不能取代动脉血气测试(ABG)提供的、血液中的实际氧含量的度量P_aO₂。ABG测试包括用细针和注射器刺穿动脉并采集患者少量血液。最常见的穿刺部位是腕部的桡动脉。血液也可以从动脉导管中采集。ABG测试还测量动脉氧张力(P_aO₂，mmHg)、动脉二氧化碳张力(P_aCO₂，mmHg)的血气张力值和动脉血氧饱和度(SaO₂，％)。ABG测试是对重症监护病房(ICU)中的患者为确定呼吸血气状态(例如，P_aO₂、P_aCO₂)而进行的最常见的测试之一。

术语“A-a梯度”是指患者肺泡(肺)中的氧浓度与患者动脉血中的氧浓度之间的差的度量。临床医生使用A-a梯度来确定低氧血症(低氧水平)的程度或强度以及低氧血症的来源。对于正常患者，A-a梯度应不大于15mmHg(取决于患者的年龄)。在临床背景下，高于此的A-a梯度值被认为是升高的。在照顾患有严重疾病或呼吸系统疾病的患者时，分别比较从ABG得到的结果——P_aO₂和A-a梯度可能是至关重要的。两种度量在临床评估中都有不同的作用。例如，在高海拔环境中，可以预期动脉氧P_aO₂较低，但是，因为环境空气中的氧分压较低，肺泡氧(P_AO₂)也很低，所以导致A-a梯度正常和P_aO₂较低。然而，在COPD患者或肺栓塞或右向左分流中普遍存在的通气-灌注不匹配状态中，氧气不能有效地从肺泡转移到血液中。因此，患者可能具有正常的P_AO₂但具有升高的A-a梯度。

如本文所用，缩写“RQ”可以指呼吸交换率，有时称为呼吸商(RQ)。呼吸商测量身体产生的CO₂与其消耗的O₂之比，并用于评估呼吸状态，特别是通气效率。在方程中：RQ＝产生的CO₂/消耗的O₂。呼吸商由稳定状态下组织的代谢决定。目前的做法是使用假定的“正常”RQ值0.8或0.85来计算ABG测试结果中的P_AO₂等值。对于典型的成年人，RQ范围可以为从在休息时的约0.8到运动时的约1.0。这种增加反映了产生所需的能量更多地依赖碳水化合物而不是脂肪。实际上，当通过无氧糖酵解产生乳酸时，在剧烈运动的不稳定状态期间RQ通常甚至可以达到更高的水平，因此额外的CO₂可以从碳酸氢盐中消除。RQ是临床医生用来快速评估患者比例是否异常(1.0以上或0.85以下)的指标。患有呼吸系统疾病(如COPD)的患者在休息时的RQ值将高于或低于正常健康成人。它是另一种间接度量，用作评估肺部气体交换无效率的指标。

目前的医疗实践是直接从动脉血气测试(ABG)测量P_aO₂，使用肺泡气体方程计算P_AO₂，然后根据P_aO₂的测量值和根据下面提供的肺泡气体方程得到的P_AO₂计算值来计算A-a梯度。使用来自ABG或二氧化碳图的值通过该方程计算P_AO₂(以获得PCO₂值)：

其中P_IO₂是吸入氧水平，RQ是呼吸交换率，F_IO₂是吸气中的氧浓度，P_ACO₂是肺泡二氧化碳分压，来自二氧化碳呼吸样本或来自ABG测试的结果(P_aCO₂)。

在用肺泡气体方程计算P_AO₂时，大多数临床医生使用的RQ预期值为0.85，该数值通常是良好的近似值但可能不准确，因为它无法反映个体生理学并且可能得到不准确的P_AO₂值。在血氧监测系统的一些实施方式中，可以直接从呼吸样本测量RQ值，考虑呼出的CO₂和吸入的O₂值(如下面将进一步描述的)。

氧饱和度(％)和氧分压(mmHg)之间的关系遵循众所周知的医学概念——氧-血红蛋白解离曲线，其具有动脉和静脉气体水平的预期正常锚定点，如图4C所示。年轻成人的P_aO₂正常值平均为约95mmHg(范围为85-100mmHg)。该预期的正常值随着年龄的增长而稳定下降。例如，60岁时的预期平均值约为85mmHg。这种氧-血红蛋白解离曲线重要的特点在于它不是标准化的，而是根据患者个体生理变化而个体化。例如，红细胞内的DPG(2,3-二磷酸甘油酸)等生化物质、血液温度、PCO₂和血液pH增加，则曲线右移。

本文描述的各种方法和装置可以无创测量呼吸度量，包括潮气末O₂(PETO₂)、潮气末CO₂(PETCO₂)、血氧饱和度SpO₂、心率和呼吸率。各种测量值可用于确定各种计算度量，包括动脉血中的氧分压(P_aO₂)、基本上等于肺泡-动脉梯度(A-a梯度，mmHg)的度量(在本文中称为“氧亏”)、和呼吸商(RQ)，以监测患者呼吸状态的变化。该方法和装置还可用于流量容积环的肺功能测试(FEV₁、FVC、FEV₁％)。

测量的和计算的度量可以显示为图形和/或数字数据，以供临床医生实时监测和评估患者的呼吸状态。输出可以包括报告、记录数据或生成警报。警报管理还可以包括各种输出，包括音频警报、视觉警报或打印输出，以将检测到的不稳定的呼吸变化以及与呼吸窘迫相关的任何潜在危险的生理疾病通知患者、护士、医生等。

特别地，各种实施方式提供呼吸监测系统和软件算法，其允许检测低氧血症、高碳酸血症、气体交换受损、急性呼吸事件、哮喘、肺炎、呼吸衰竭、COPD发展、上呼吸道感染、O₂-CO₂不平衡，和相似或相关的疾病。各种实施方式还可以提供全面的无创性呼吸监测，以使临床医生可以快速检测患者的变化的呼吸状况，需要进行干预以调整药物、治疗方案或其他形式的管理，从而减少不必要的访问急诊室的次数或延长重症监护和住院治疗。

图1A示出了根据本公开的一个实施方式的示例性血氧监测系统100。图1A的血氧监测系统100可以用作医疗设备，包括控制单元102，控制单元102可以包括显示屏104和用于接收各种***设备的连接端口106,108,110。***设备可包括通过输送管114可连接到控制单元102的端口106的稳态呼吸管112、通过输送管和/或电缆118可连接到控制单元102的端口108的肺力学流量管(PFT)116、以及通过电缆122可连接到控制单元102的端口110(或无线连接到控制单元102)的脉搏血氧测量夹子装置120。在一些实施方式中，患者可在某些测试期间佩戴鼻夹124。

在一些实施方式中，通过将呼吸管112连接到可固定到患者的装置来连续或无人值守地监测患者的呼吸以收集呼气样本。例如，呼吸管112可以与面罩130一体形成或由面罩130代替，如图1B所示。在一些实施方式中，适于与血氧监测系统一起使用的面罩130可包括氧气面罩、设计用于CPAP(持续气道正压)或BiPAP(双水平气道正压)装置的面罩，或其他相关的面罩装置。

面罩130适于与血氧监测系统一起使用，包括基本上无阻力的导管113，其将面罩的内侧与面罩的外部连接，并且患者可以通过该导管进行吸气和呼气，同时承受基本上最小的气流阻力(相对于没有面罩的呼吸)。输送管114可以将基本上无阻力的导管113连接到血氧监测系统的空气样本吸入部分。在一些实施方式中，输送管114可以直接连接到面罩。

类似地，在一些实施方式中，呼吸管112或其他无阻力导管113可与鼻插管一体形成，鼻插管可从患者的一个或两个鼻孔中抽出呼吸空气样本。在其他实施方式中，无阻力导管113和输送管114可以配置成经由气管造口管、气管内导管或患者可以经由其进行呼吸的其他导管来获得呼吸空气样本。如导管施加不超过约一个PSI，则可以认为导管是“无阻力的”。

图2示出了根据本公开的一个实施方式的血氧监测系统100的示例组件的示意性框图。血氧监测系统100可以包括连接到电池204和/或电源206的计算设备202。计算设备202可以被配置为与显示屏104和微处理器或控制器210双向通信。测量子系统可以被配置为经由相应的连接与控制器210进行模拟和/或数字信号通信。

气体交换测量子系统可包括连接到二氧化碳(CO₂)分析器222和氧气(O₂)分析器224的稳态呼吸管112。可包括泵232以从呼吸管112采集气体样本，经过分析器222和224，穿过出口导管并从出口236离开系统。可以提供信号载体(例如，电线、光纤电缆等)以将来自分析器222和224的信号传输到微控制器210。

尽管可以在O₂分析器224中采用各种不同的氧传感装置，但在一种实施方式中，氧气分析器224可包括由加州工业城的Teledyne Analytical Instruments制造的超快氧(UFO-130-2)传感器。CO₂分析器222可包括由Treymed Inc.制造的CO₂WFA二氧化碳传感器、或由德国(Hoechberg)的VIASYS Healthcare GmbH制造的Jaeger HCS CO₂传感器、或由马萨诸塞州尼德姆的Oridion Medical Inc.制造的传感器。可以使用其他气体传感器。

另外，还可以包括其他气体分析器，以测量呼气和/或吸气或环境空气中其他气体的量。O₂分析器224和CO₂分析器222通常可以被配置为将数字或模拟信号传输到控制器210。在各种实施方式中，分析器还可以包括集成电子器件，以在将信号传输到控制器210之前执行一些信号处理或其他分析。

参照图1A，在本公开的一些实施方式中，气体交换测试子系统可包括呼吸管112，呼吸管112通过一个或多个气体输送管114连接到控制单元102，气体输送管114将气体样品从呼吸管112输送到控制单元102的端口。在一些实施方式中，气体样品传输管114可包括干燥管。合适的干燥管包括从新泽西州汤姆斯河的Perma Pure LLC商购的干燥管。可以包括干燥管以除去输送到气体分析器的环境空气和/或呼气样品中存在的一些或全部水蒸气，从而提高气体分析器报告的分压测量的质量。

参照图1A、图1B和图2，在各种实施方式中，空气导管113可包括任何合适的结构，例如块体材料的管、管道或通道。泵232可包括适于将空气样本输送通过气体分析器222和224的任何类型的泵。合适的泵类型的示例可包括隔膜泵、蠕动泵、叶片泵、离心泵、注射泵、压缩机泵和活塞泵。也可以使用用于驱动空气流过导管的其他泵。在一些实施方式中，可使用一个以上的泵。

美国专利8,545,415(“’415专利”)，其全部内容通过引用并入本文，该专利描述了用于测量肺泡气体水平的系统和方法。’415专利中描述的组件、装置和技术可以适用于如本文所述的气体交换测试子系统的各种实施方式。

气体交换测量子系统可以配置成测量呼气中的一种或多种气体的分压。混合气体样品中特定气体的分压代表该特定气体的假设压力(如果它在相同温度下单独占据与混合气体样品相同的体积)。分压通常以毫米汞柱(mm Hg)为单位测量，但也可以以任何其他压力单位表示或使用，例如大气压、巴、磅/平方英寸(PSI)、帕斯卡(牛顿/平方米)、托等。

在各种实施方式中，脉搏血氧计子系统可以包括使用任何可用的脉搏血氧测定法来测量氧饱和度的任何脉搏血氧计装置。术语“氧饱和度”是指氧饱和血红蛋白相对于血液中总血红蛋白(不饱和+饱和)的分数。氧饱和度值通常报告为百分比值，但也可以表示为或用作十进制值(即，百分比值除以100)。

在图1、图1B和图2所示的示例中，脉搏血氧计子系统可以包括连接到脉搏血氧测量电路218的手指夹子120，脉搏血氧测量电路218可以连接到系统控制器210。脉搏血氧测量法是用于监测人的氧饱和度的无创方法。SpO₂(外周血氧饱和度)的脉搏血氧计读数可能并不总是与从动脉血气分析获得的SaO₂读数(动脉血氧饱和度)相同，但两者充分相似，因此在本文描述的系统和方法中脉搏血氧测量可用于测量氧饱和度。

脉搏血氧测量可以以透射模式或以反射模式进行。在透射模式中，传感器装置可以放置在人体的薄部分上，例如指尖、手、脚趾、耳垂、鼻子、或者如果是婴儿则穿过脚。透射式脉搏血氧计可以包括一个或多个光发射器(例如，激光器、LED或其他光源)，其可以被配置为将两种不同波长的光穿过身体部分传递到位于身体远离发射器的相对侧的光电探测器。连接到光电探测器的数字和/或模拟电子器件可以测量每种波长下的吸光度变化。电子器件还可以配置成确定仅可归因于脉搏动脉血(排除静脉血、皮肤、骨骼、肌肉、脂肪、指甲油或可吸收部分透射光的其他结构)的每种波长下的吸光度。

反射式脉搏血氧测量可用作透射式脉搏血氧测量的替代方案。反射式脉搏血氧测量不需要人体的薄部分，因此非常适合更普遍的应用，例如脚、手臂、腿、前额、躯干、胸部等。反射式脉搏血氧计可以接收和评估所需波长的反射光，而不是评估穿过组织的光波长。

在图1A和图2所示的示例中，肺力学测量子系统通常可包括流量管116，并且肺力学测量子系统可连接到系统控制器210。在一些实施方式中，流量管116可通过气体输送管连接到控制单元102(例如，如果肺力学测量控制器包含压力传感器或用于评估肺力学的其他装置)。在其他实施方式中，传感器或用于评估肺力学的其他装置可以集成到流量管116中或附接到流量管116，在这种情况下，流量管116可以通过配置成承载电信号或光信号的电缆118连接到控制单元102。在一些实施方式中，流量管116可以通过气体输送管和电缆连接到控制单元102。肺力学测量子系统通常可包括配置成执行肺活量测试的装置和电子设备。

肺量测试是肺功能测试(PFT)，其测量可以呼出和/或吸入的空气的体积和/或速度(流速)。可以使用任何一种可用类型的肺量计，其可以使用一种或多种不同的测量方法(例如，压力传感器、超声波流量测量、水位计、机械涡轮机或其他装置)。在一些实施方式中，可以选择肺量计组件，优选可以使整个设备更便携的组件。

在一些实施方式中，肺力学流量管可以与稳态呼吸管一体形成，从而允许使用单个呼吸管执行两种功能。在一些实施方式中，可以在血氧监测系统100中省略肺力学测量子系统。

在各种实施方式中，显示屏104可以是触摸屏，其被配置为允许患者或其他用户控制系统100并读取屏幕上显示的系统输出。系统100还可以根据需要包括任何其他用户接口设备。例如，系统100可包括任意数量的按钮、开关、旋钮、滑块、刻度盘、控制杆或其他用户界面结构。在一些实施方式中，系统100还可以包括音频输出设备226(例如，扬声器)、音频输入设备228(例如，扬声器)和/或光学输入设备(例如，相机或其他光学传感器)。

在一些实施方式中，血氧监测系统100还可以包括心率监测器、一个或多个加速度计或其他测量装置。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为执行各种测试以收集关于患者的呼吸状态、气体交换或心肺健康的其他方面的数据和/或信息。在一些实施方式中，这些测试可以包括气体交换测试、用力呼气呼吸测试、症状调查和/或其他测试。

在各种实施方式中，可以使用用户界面来选择要执行的测试。在一些实施方式中，当选择测试后，血氧监测系统100可以显示患者应该如何进行测试的指示。替代地或另外地，血氧监测系统100可以被配置为检测患者采取的动作以预测正在执行哪个测试。例如，如果加速度计或其他运动检测器放置在稳态呼吸管和流量管中的一个或两个上，则血氧监测系统100计算装置可以检测其中一个呼吸管的运动，并准备接收与呼吸管相关的测试数据。或者，血氧监测系统100可配置有待机模式，在待机模式中准备接受来自各种测量子系统中的任何一个的输入。血氧监测系统可以检测由一个或多个传感器接收的信号的变化(例如，通过其中一个呼吸管的流速的变化)，并且可以开始存储和收集与该传感器相关的任何测试的数据。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可配置为执行气体交换测试，气体交换测试也可称为稳态呼吸测试。图3A示出可由装置执行的气体交换测试过程300的示例过程流程图。

在一些实施方式中，过程300可以在框302处开始，指示患者正常呼吸一段时间。在一些实施方式中，可以在患者稳态呼吸时进行气体交换测试；即，规律间隔地吸气和呼气。在一些实施方式中，节拍器可用于帮助患者规律间隔地呼吸。在其他实施方式中，节拍功能可以并入到血氧监测系统100中。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可以通过发出指示患者开始吸气的第一曲调来指示患者呼吸，然后在预定的时间段之后发送第二曲调(其可以与“吸气”曲调相同或不同)指示患者开始呼气。通过在第一曲调和第二曲调之间反复交替，血氧监测系统100可以引导患者稳定地呼吸所需的一段时间。在一些实施方式中，可以省略指示患者正常呼吸这一步骤(例如，在使用面罩或鼻插管的情况下)。在该实施方式中，血氧监测系统可以被配置为识别稳态呼吸的时段。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可监测多个呼吸循环(吸气/呼气循环)的O₂和CO₂分压值以保持一致性。例如，血氧监测系统100可以通过确定预定数量的连续呼吸循环中的O₂和/或CO₂分压值的变化程度来确定正在发生稳态呼吸。如果评估循环的最大和最小O₂和/或CO₂分压值之间的差小于预定量，则血氧监测系统100可以推断出在这些呼吸循环中的呼吸处于稳态。

单个呼吸循环(breath cycle)可被定义为在呼吸医学中通常理解的通气循环，其包括吸气以及随后呼出一定体积的气体(其可称为“潮气量”)。呼吸循环的持续时间或总循环时间可以定义为呼吸或通气时段。在一些情况下，呼吸循环(breathing cycle)可以被称为呼吸循环(respiratory cycle)。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可以从包括非稳态呼吸时段的更大的数据集中识别稳态呼吸的时段(即，基于呼吸循环的时间段或数量)。然后，血氧监测系统100仅从稳态呼吸时段中的呼吸循环获得潮气末值(如本文其他地方所述)。

在一些实施方式中，可以基于呼吸交换率(RER)来确定稳态呼吸的时段，该呼吸交换率可以基于氧分析器检测到的氧水平与由CO₂分析器检测到的二氧化碳水平之间的关系来计算。在该实施方式中，即使在确定患者进行稳态呼吸之前，血氧监测系统100也可以在开始气体交换测试时立即开始收集O₂和CO₂分压值。

在一些实施方式中，心率与呼吸率的组合可用于识别稳态呼吸的时段。例如，可以基于脉搏血氧测量信号或使用单独的心率监测设备(例如，心电图(ECG))来监测患者的心率。预定范围内的心率(该范围可以基于患者进行选择，或者普遍适用)可以指示稳态呼吸。

在一些实施方式中，可以组合使用两种以上的上述方法(或其他方法)来检测稳态呼吸状况。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可配置为向患者或其他用户指示在气体交换测试期间是否达到足够的稳态呼吸时段。例如，在一些实施方式中，当系统检测到稳态呼吸时亮绿灯，当系统检测到的呼吸不处于稳态时亮红灯。

在一些实施方式中，可能希望患者在稳定状态下呼吸一段时间(例如，30秒、1分钟、1.5分钟、2分钟等)，然后血氧监测系统100进行到图3A所示的过程中的框320和框316。在各种实施方式中，甚至在患者的呼吸达到稳定状态一段时间之前，可以收集气体分压数据和氧饱和度数据。在该实施方式中，可以识别表示在期望的稳态呼吸时段之后的时段的数据并将其用于框322和框326中的计算。

在框320处，血氧监测系统100可以使用上述氧分析器和二氧化碳气体分析器开始计算呼气的潮气末分压。在一些实施方式中，在测量气体分压同时，可以在框316处，与潮气末呼气测量320相同的时段内使用脉搏血氧计测量血氧饱和度(SpO₂)。在一些实施方式中，可以在测量SpO₂的同时测量P_ACO₂和P_AO₂中的一种。用于计算动脉P_AO₂的环境气体测量和气体采样以及随后的迭代过程在图3B中示出。气体交换测量子系统启动302并且记录大气压力304，系统被校准至环境空气306。计算P_IO₂308并且使用信号隔离来记录PO₂312、PCO₂314、SpO₂316和脉搏率(HR)318。当计算出潮气末值320，就将变量加载到P_aO₂方程中322并计算RQ值324。当系统计算P_aO₂326后，使用初始计算值与期望值进行变异性检查328，如果值不在标准偏差目标内的可接受范围内，则以顺序方式添加其他变量Vi330以重新计算P_aO₂326。在变异性检查经确认并且落入可接受的基线目标328之后，系统计算氧亏332并确定系统是否已记录稳态呼吸模式334。如果系统已达到稳态呼吸模式334，则可视化显示器以绿色文本通知用户已达到稳态模式并且会话可以结束336。然后，用户可以通过按下屏幕上的结束按钮来结束会话340。

如本文所用，在执行两个或更多个测量的背景下的术语“同时”是指事件或测试在大致相同的时间或在重叠的时间段内发生。事件可以是但也不必然是同步发生的或并发的，以便在本公开中被认为是同时的。例如，如果测试A的瞬间测量与测试B的瞬间测量在共同时间段内交替进行，则测试A和测试B可描述为同时发生。换句话说，在重叠时间段内以交错方式收集测试A和测试B的瞬间数据样本可以描述为同时发生。另外，测试A和测试B的瞬间数据样本彼此同步收集可以描述为同时发生。

在给定呼吸和表示给定呼吸时肺部血液的外周脉搏血氧测量之间存在生理时间延迟。这种时间延迟的持续时间可能会根据患者的生理情况而变化，但通常在几秒的量级。在各种实施方式中，P_ACO₂和/或P_AO₂的测量可以与SpO₂的测量同时进行，如果测量彼此同时进行(即，忽略任何生理时间延迟)，在至少与预期的生理时间延迟一样长的一段时间内或者在位移了近似生理时间延迟的不同时间(例如，在时间“t”进行的P_ACO₂和/或P_AO₂的测量可以与在时间“t+d”进行的SpO₂测量相关联，其中“d”是生理时间延迟)。

如本文所用，关于测量使用的术语“瞬间”可以指单个数字数据样本或取自连续或间歇模拟信号的一组数字数据样本的聚合或归一化。如本文所用，“收集”测量值可以指将数字数据样本值存储在非暂时性易失性或非易失性存储器设备中。无论模拟信号的连续性或间歇性如何，规律间隔地采样收集多个瞬间数据样本可描述为“连续”测量。在一些实施方式中，“连续”气体交换测量(例如)可持续多个呼吸循环(吸气/呼气)。

本文描述的各种示例和实施方式可以指一个或多个测量的“基线”值。可以使用血氧监测系统或其他合适的装置或方法以任何一种方式建立这样的基线值。例如，在一些实施方式中，可以基于ABG测试的结果建立基线血气量(例如，PCO₂、P_aO₂或A-a梯度)。在一些实施方式中，基线量(例如，P_aCO₂、P_aO₂、SpO₂、P_AO₂、P_ACO₂、氧亏、A-a梯度、肺力学量或其他量中的一个或多个)可以是基于群体研究、临床研究或医生判断的平均值或“正常”值或值范围。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为基于由血氧监测系统本身执行的一个或多个测量和/或计算建立患者特异性基线量(例如，P_aCO₂、P_aO₂、SpO₂、P_AO₂、P_ACO₂、氧亏、A-a梯度、肺力学量或其他量中的一个或多个)。

如本文其他地方所解释的，血氧监测系统的一些实施方式可以在每个吸气/呼气呼吸循环中确定P_ACO₂和/或P_AO₂的“潮气末值”。基于该测量，血氧监测仪可以计算每个呼吸循环的P_aO₂和氧亏。因此，血氧监测系统可通过计算在预定数量的呼吸循环中或者在预定的时间段内可能发生的任意数量的呼吸循环的任何测量值或计算值(例如，P_AO₂、PCO₂、P_aO₂或氧亏)的平均值、中值、最大值或最小值来建立基线值。在一些实施方式中，血氧监测系统可以被配置为允许操作者指定确定基线值的测量时间段(或呼吸循环次数)。在一些实施方式中，可以基于拖尾期或呼吸循环数来连续更新平均值、中值、最大值或最小值。

如本文所用，短语“拖尾期”可以指定义的时间段或定义的整数个呼吸循环，该呼吸循环以类似于循环缓冲区的先进先出方式连续更新。例如，三个呼吸循环的拖尾期可以被定义为最近完成的三个呼吸循环。当每个新的呼吸循环完成时，可以丢弃与第一个呼吸循环相关的信息并用与新的呼吸循环相关的信息替换。

P_IO₂、P_AO₂、P_ACO₂和SpO₂的测量可以根据各种复杂和相互关联的因素而变化，例如患者最近的身体活动量、补充氧的存在、患者最近的饮食、患者的心率和/或呼吸率、患者的身体姿势或其他因素。在一些实施方式中，在同时间段(或非常接近相同的时间段)内获取度量可以确保在相同条件下进行测量。因此，在一些实施方式中，如果可以放宽松或消除在类似条件下测量的需求，则可以在非同时的时间获取PiO₂、P_AO₂、P_ACO₂和SpO₂度量(例如，可以在不同时间、在两次测量之间、在连续时间获得一个或全部三个度量)。

在各种实施方式中，框304处的气体分压测量可以包括检测仅呼出的CO₂、仅呼出的O₂或呼出的O₂和呼出的CO₂的分压。在一些实施方式中，除了CO₂和O₂之外可以测量其他气体(例如，N₂等)。

在一些实施方式中，以期望的数字采样率对模拟气体分析器信号进行数字采样，并将数字样本存储在易失性或非易失性存储器设备中，由此连续地收集气体分压测量值。如果分析器输出数字数据，则可以省略数字采样步骤。在一些实施方式中，可以在气体交换测试开始时(当检测到稳态呼吸时)，或者在气体交换测试期间的某个其他时间开始收集连续气体分压测量数据。当血氧监测系统100检测到患者已经停止通过稳态呼吸管112呼吸时或者在气体交换测试开始之后的另一时间，可以结束连续气体分压测量数据收集。

在其他实施方式中，气体分压测量可以是以特定间隔进行的瞬间测量。或者，可以在确定已经达到稳态呼吸之后，或者在气体交换测试开始之后的任何其他指定时间，进行一次或多次瞬间气体分压测量。

类似地，氧饱和度测量可以在一段时间内连续(例如，与气体分压的连续测量相同的时段)或在一个或多个所需时间进行瞬间测量。在一些实施方式中，可以从气体交换测试开始之后的起始时间到脉搏血氧测定测试结束时间基本连续地进行氧饱和度测量。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可以配置为基于所收集的氧饱和度样本数据的分析而自动确定脉搏血氧测量测试的结束时间。在一些实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为通过亮起特定颜色的光(例如，绿灯)或通过在显示器上显示数字、文本或符号消息来指示已经达到脉搏血氧测定测试的结束时间。

在过程300的框306处，血氧监测系统100可以基于连续和/或瞬间数字数据样本获得呼气中的二氧化碳分压的潮气末值。在一些实施方式中，系统还可以确定呼气中氧分压的潮气末值。

图4A示出了呼吸的各个阶段，示出了正常和异常(例如，阻塞)呼吸的CO₂分压。虚线曲线表示基于临床数据(例如，来自群体研究)表示“普通”人的正常未阻塞呼吸的PCO₂波形，其可视为基线，患者的测量可与之进行比较。可以基于患者的年龄、疾病或其他因素使用不同的临床基线。实线曲线表示PCO₂波形，显示呼吸阻塞，例如哮喘、肺气肿或其他形式的COPD。

参考图4A和图4B可以理解潮气末值的确定，图中示出了在一段时间内收集的O₂和CO₂分压数据的图表示例。图4B的虚线曲线表示呼出的二氧化碳分压。实线曲线表示呼出的氧分压。在多个吸气/呼气呼吸循环内显示两条曲线。在每个呼气循环中，PCO₂和PO₂上升，达到平台(可能具有上升斜率)，然后随着呼气循环结束而下降。

如本文所用，短语“潮气末值”是指在呼气循环结束时(即，在完成潮气量呼气时)的测量变量的值。因此，在一些实施方式中，通过识别每个循环中的循环结束点，可从一系列数据点中确定CO₂或O₂的潮气末值。例如，在图4B中，每个呼气循环结束时的峰410由圆圈表示，对应于潮气末CO₂。在一些实施方式中，通过识别在每个循环中的局部最大分压，可以识别每个呼气循环结束时的峰410。或者，可以通过检测斜率的突然变化并识别紧接在斜率变化之前的峰值来识别每个呼气循环结束时的峰410。在一些实施方式中，峰检测和斜率变化检测两者的组合可用于识别每个循环的局部潮气末值。相同或类似的技术也可用于确定每个呼气循环的O₂的局部潮气末值，例如，如每个O₂循环底部的圆圈412所示。

在一些实施方式中，可以获得多个循环的局部潮气末值，并且可以对局部结果求平均以获得归一化的潮气末值。或者，可以基于多个循环的最大值、多个循环的最小值、多个循环的中值、多个循环的平均值或其他归一化方法来获得归一化的潮气末值。在一些实施方式中，可以基于预定数量的呼吸循环(例如，2,3,4,5,6或更多个循环)获得归一化的潮气末值。在其他实施方式中，可以基于在预定持续时间420内发生的任意数量的循环来获得归一化的潮气末值。在一些实施方式中，归一化的潮气末值可以是在计算中使用的潮气末值，用于直接在显示屏上报告的潮气末值、和/或存储在存储设备中的潮气末值。可以使用相同或类似的技术来确定P_AO₂和P_ACO₂的归一化值。

在过程300的框326处，血氧监测系统100可以基于在框320处确定的潮气末CO₂分压(PETCO₂)和在框316处测量的氧饱和度(SpO₂)来计算动脉氧的分压。在各种实施方式中，在框316处计算中使用的SpO₂值可以是由在预定时间段上获得的多个数据点得到的归一化值(例如，平均值、最大值、最小值、中值等)；或者在框316处计算中使用的SpO₂值是瞬间值。以下描述在框326处执行的计算的补充细节。

在一些实施方式中，气体分析器可用于收集患者未通过稳态呼吸管呼吸时的环境空气样本。可以分析该环境空气样本以确定O₂、CO₂和/或环境空气中存在的其他气体的分压。一些气体传感器可能能够根据环境空气压力的变化自动调节(例如，由于高度或其他变化)。例如，一些气体传感器可以检测呼出样品中目标气体的浓度(或量)与环境空气中的目标气体的浓度(或量)相比的差异。在一些实施方式中(例如，在配置用于预期环境压力低于海平面的高海拔应用中的系统中)，血氧监测系统100可配置成使用板载气压计测量总环境空气压力。基于描述各种高度处的大气空气的组成的通常接受的值，测量的环境空气压力可以用于调节在气体交换测试中得到的气体分压度量。在一些实施方式中，环境空气分压测量值可以显示在输出设备上，无论它们是否用于调节气体交换测试值。

在各种实施方式中，用力呼气呼吸测试可包括通常称为肺量测定的任一种测试程序。根据所使用的设备，进行用力呼气呼吸测试的过程可能略有不同。通常，可以要求患者尽可能地进行深呼吸，然后尽可能地呼气到肺力学流量管116中(在一些实施方式中，优选至少6秒)。当患者呼气时，肺力学测量控制器可以监测并记录呼出(和/或吸入)空气的体积流速和经过的时间。

在该过程之后可以直接指示患者快速吸气。例如，在评估潜在的上呼吸道阻塞时，这可能是有用的。在一些实施方式中，在本文所述的气体交换测试之后立即进行用力呼气呼吸测试，可能更有利。

在用力呼气呼吸测试期间，可以使用软鼻夹124来防止空气通过鼻子逸出。过滤嘴可用于防止微生物的扩散。

可以在输出显示器上收集、确定、存储和/或呈现各种参数中的任何参数。这些参数可包括已知的肺活量测定参数，例如用力肺活量度量(FVC，即用力呼气测试时呼出气体的总体积)；第1秒用力呼气容积(FEV₁)；FEV₁/FVC比值(FEV₁％)；在离散时间、连续地或预定时间间隔下获得的用力呼气流速(FEF)；用力吸气流速；最大呼气流量(MEF，从流量-容积曲线得到的呼气流量的峰值)；呼气峰值流速(PEFR)等。这些或其他测量的数字和/或图形表示可以显示和/或存储以供以后查看。

在各种实施方式中，血氧监测系统100可以包括调查软件，其被配置为收集用户响应于关于患者症状的一系列问题的输入。长期患者的症状在跟踪各种呼吸相关疾病的发展中非常有用。血氧监测系统100可以被配置为鼓励患者通过回答一些简单的问题而记录他们在几周内的日常症状。例如，问题可能包括：“咳嗽比昨天更严重吗”，“痰或粘液比昨天更糟吗”，“每天有多少痰”，“呼吸从昨天开始恶化了吗”(类似这些问题或其他问题)。在一些实施方式中，血氧监测系统100还可以询问关于患者的运动耐量的问题。例如，血氧监测系统100可以提示患者，指示他们不停步行的能力是否比前一天更好或更差，这通常称为临床背景下的运动耐量测试。收集这些或类似的“是”或“否”问题的答案可以准确地显示病情是否随着时间的推移而改善或恶化。

在一些实施方式中，除了“是”或“否”问题之外，血氧监测系统100可以被配置为呈现可以用变量响应回答的一个或多个问题，例如在一定等级范围内的变量(例如，“咳嗽在1至5的范围内有多差？”)。在其他实施方式中，可以针对患者对一个或多个先前问题给出的特定答案而提出一些问题。例如，如果患者在提示痰是否比昨天更糟时回答“是”，则血氧监测系统100可以配置为跟进该问题，请求患者在数字或其他等级上评定痰量。

在各种实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为规律间隔地提示患者对症状跟踪问题作出回答。

在各种实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为在由血氧监测系统100执行的另一测试(例如，气体交换测试或肺力学测试)之后的预定时间内提示患者对症状跟踪问题作出回答。或者，血氧监测系统100可以被配置为在由血氧监测系统100执行的另一测试之后的预定时间之前提示患者对症状跟踪问题作出回答。例如，血氧监测系统100可以产生可听或可见的提示，指示患者(或患者的护理人员)输入症状问题的答案。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为规律间隔地提示患者对症状跟踪问题作出回答，例如每天一次(例如，每24小时的同一时间)、一天两次或任何其他频率或时间间隔。在一些实施方式中，患者或其他用户可以将提醒间隔设置为期望的频率或时间间隔。

在一些实施方式中，如果没有在初始提示的预定时间内作出回答，则血氧监测系统100可以被配置为以较短的间隔提示患者对症状跟踪问题作出回答。例如，血氧监测系统100可以被配置为“唠叨”患者或其他用户直到其作出回答。

在一些实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为基于气体交换测试、肺力学测试或其他测试的结果来增加问题、移除问题或修改问题。

在本公开的各种实施方式中，可以基于如本文所述的无创测试的结果合理地、准确地估计动脉血氧含量(分压)。

血氧饱和度(SpO₂)和动脉血氧分压(P_aO₂)之间的关系可以由氧-血红蛋白解离曲线很好地表示。可以通过玻尔效应来描述该关系的数学表示，玻尔效应表明血红蛋白的氧结合亲和力与血液中的酸度和二氧化碳浓度成反比关系。例如，CO₂的增加降低了pH，导致血红蛋白蛋白质释放其氧负荷。丹麦科学家波尔通过实验发现氧结合曲线为S形。生物化学中使用的希尔方程进一步推进了玻尔效应，其在数学上描述了氧与血红蛋白的结合。数学表示可以使用“占据率”术语，Y是具有给定分子(例如氧)的蛋白质受体(例如血红蛋白)，其定义为分子结合的结合位点的数量除以分子结合位点的总量。如果Y＝0，则不饱和；如果Y＝1，则完全饱和，具体如下：

这种与多位点蛋白质(如血红蛋白)的协同结合增加了对氧分子的亲和力，被称为希尔方程，具有以下形式：

其中“n”是“希尔系数”，[X]表示分子浓度，K表示经验解离常数。如果n>1，则协同结合为正。虽然这种氧-血红蛋白关系是非线性关系，但它不是固定的，而是个体化的，这意味着它会根据血液中CO₂的分压、血液的pH值、温度和在红细胞中产生并存在的DPG(2,3-DPG是无机磷酸盐)而发生变化。

在本公开的各种实施方式中，动脉氧分压(P_aO₂，以mmHg为单位表示)可以基于大气压、吸入氧、呼出二氧化碳、其他生理变量和外周动脉血氧饱和度(SpO₂，以十进制形式表示)的测量值，使用源自氧-血红蛋白解离曲线的关系和上述假设来近似估计。

可以对氧-血红蛋白解离曲线进行单独调节以基于不同的生理变量获得适当的动脉分压(P_aO₂)。在本公开的各种实施方式中，动脉氧分压(P_aO₂，以mmHg为单位表示)可以基于多个测量参数的直接测量值使用下面的方程2中所示的关系来近似估计。

P_aO₂＝Aⁿ*(S_PO₂/l-S_PO₂)^1/n (方程2)

其中n是希尔系数，其范围从大约2.3到3.0，其中2.7可能是优选的，A从方程3的关系中获得。Severinghaus(1979)和其他人已经证明，上面给出的这个方程非常符合氧离解曲线。例如，在94％和30％的饱和度之间，计算的PO₂中的误差小于5mmHg。

A＝C₀+C₁*V₁+C₂*V₂+C₃*V₃+C₄*V₄+C₅*V₅+C₆*V₆+C₇*V₇ (方程3)

其中C₀是实验得到的常数，C₁、C₂、C₃、C₄、C₅、C₆和C₇是从已发表的研究中的实验得出和/或参考的系数。V₁-V₇是直接测量的或从每个会话的直接测量中导出的输入变量。变量V₁-V₇对应于下表1中所示的可测量度量：

表1：变量示例

EQ2变量	度量	描述	度量类型
				V<sub>1</sub>	Pbar	大气压，mmHg(海平面＝760mmHg)	测量
V<sub>2</sub>	P<sub>I</sub>O<sub>2</sub>	吸入氧分压，mmHg	测量
				V<sub>3</sub>	SpO<sub>2</sub>	氧饱和度值，％	测量
V<sub>4</sub>	PCO<sub>2</sub>	呼出潮气末二氧化碳水平，mmHg	测量
				V<sub>5</sub>	pH	血液酸碱的平衡(通常为7.4)	导出
V<sub>6</sub>	T	体温(通常为37℃)	测量
				V<sub>7</sub>	DPG	2,3-DPG：红细胞内产生的无机磷酸盐	导出

例如，为了解释仅由PCO₂引起的血红蛋白氧亲和力变化的影响，A可以表示为P50，其与PCO₂的关系可以根据Kelman子程序表示为A＝B1+B2*PCO₂，其中B1和B2是从Kelman子程序导出的常数，并根据实验数据调整(假设碱过剩为零)。在各种实施方式中，常数B1的值可介于约16.5和约19.0之间。例如，常数Bl的值可以是16.5、16.6、16.7、16.8、16.9、17.0、17.1、17.2、17.3、17.4、17.5、17.6、17.7、17.8、17.9、18.0、18.1、18.2、18.3、18.4或18.5。在一些实施方式中，常数B1的值可小于约16.5或大于约18.5。

在各种实施方式中，常数B2的值可介于约0.210与约0.230之间。例如，常数B2的值可以是0.210、0.211、0.212、0.213、0.214、0.215、0.216、0.217、0.218、0.219、0.220、0.221、0.222、0.223、0.224、0.225、0.226、0.227、0.228、0.229或0.230。在一些实施方式中，常数B2的值可小于约0.210或大于约0.230。

潮气末PCO₂用于动脉值。PCO₂的变化对P50的影响相对较小。例如，PCO₂从40mmHg增加到50mmHg引起P50的变化仅为约2mmHg。在患有严重COPD的患者中，由于肺泡死腔的贡献，潮气末PCO₂明显低于动脉值。但是血红蛋白的这种亲和力可能受到其他因素的影响，这些因素可以使用直接测量值计算导出。

为了计算导出值，软件可以实现图3C中的计算算法350。设备的硬件组件可以测量SpO₂、P_AO₂、P_ACO₂和温度。当测量出这些值，它们就被用于计算其他变量，这些其他变量可以被视为影响最终PO₂计算的中间参数。A(P50)360的计算取决于SpO₂352的测量和P_AO₂354的测量。的计算取决于P_ACO₂356的测量。pH 364的计算取决于的计算和P_ACO₂的测量。DPG 366的计算取决于P50的计算、pH的计算和P_ACO₂的测量。最后，P_aO₂368的计算取决于DPG的计算、pH的计算、SpO₂的测量和温度的测量358。

上述计算描述如下，其中在计算碳酸氢根时，遵循：

ΔPACO2＝PACO2-[PACO2]

除了这些关系之外，一些已经建立的ΔPACO2和具有以下比例关系，其中β根据疾病类型而变化：

对上述三种关系的代数运算给出方程3.1：

下表描述了方程3.1中变量的已知值和范围

在pH计算的一些实施方式中，将方程3.1中的的表达式***Henderson-Hasselbalch方程中，得到pH值(pK_A是酸解离常数的负对数，其典型值为6.1)。

在各种实施方式中，P50计算使用Hill因子2.7，并且P50可以被描述为P_AO₂和SpO₂的函数。

在一些实施方式中，因为血红蛋白值无法从测量参数中获得，因此定义为正常，DPG计算可表示如下：

其中pH和P50可以使用方程3.2和3.3。

下面提供了未测量常数的典型值表。

在一些实施方式中，参数可以表示为分数或者转换为在百分之零和百分之百之间的百分比参数。然而，在其他实施方式中，参数可以是变量输入(Vi)的对数。在一些实施方式中，软件处理输出并使用任何单个或多个变量来降低数据相对于理论基线的错误率或变异率。

在一些实施方式中，参数输入可以使用已经包括在软件中或使用ABG测试确定的默认值，可以基于ABG测试的结果或其他测试信息(如果有)手动地或自动地将值输入到血氧监测系统中。在一些实施方式中，还可以使用独立于血氧监测系统的设备来测量非生理参数，该独立测量的参数可以手动地或自动地输入到血氧监测系统中。

对于S形氧-血红蛋白解离曲线，当大部分O₂已经转移时，肺泡气体和血液之间的大的分压差继续存在。这反过来减慢了弥散过程，如氧-血红蛋白解离曲线的S形性质所解释的一致。在海平面大气压力为760mm Hg，在室内空气环境中年轻成人PO₂的正常值平均为约95mmHg，P_aO₂范围为约85至约100mmHg(或饱和度为95％以上，SpO₂)。该动脉P_aO₂的预期正常值随着年龄的增加而稳定下降，因此在60岁时预期的平均值约为85mmHg。氧-血红蛋白解离曲线可以通过考虑生理变化来个性化。例如，增加红细胞内的DPG(2,3-二磷酸甘油酸)、温度、PCO₂和增加H⁺(降低pH)浓度，则解离曲线右移，如图4C所示。在一些实施方式中，每个附加变量可以单独添加到图3B中的算法330，改进P_aO₂计算326，直到软件过程观察到数据的变异性在可接受的范围内，如通过计算数据集与预期理论值328的两个标准偏差所测量的。在一个实施方式中，P_aO₂计算步骤326以V4作为输入值开始并计算，如果最初计算的值落在1σ之内但小于2σ，那么软件按V1、V2、V5、V6然后是V7的顺序添加附加变量，由此改进计算，直到计算值落在两(2)σ值内并停止程序。

如果测量值不可用，则软件采用由软件326提供的默认值或使用内置查找表。

每次呼吸都可能产生相应的呼吸度量。在多个呼吸循环的时段内继续进行这样的测量和计算可以产生P_aO₂的“连续”时变估计。术语“连续”用于描述这样不断计算的P_aO₂值，不论每个P_aO₂值所基于的每个潮气末值之间经过的时间如何。因为基于控制器210或其他处理器的时钟时间已知每个潮气末值的时间，所以可以绘制P_aO₂值的连续波形图。在一些实施方式中，可以在这样的连续波形图上的每个P_aO₂值之间显示线。这些连接线可以根据需要是线性的或弯曲的，以说明随时间的趋势。

在一些实施方式中，可能需要修正方程2以反映贫血患者的情况。贫血是一种以红细胞缺乏或血液中的血红蛋白缺乏为特征的疾病，其可能导致解离曲线左移。曲线左移影响了对氧的结合亲和力。

血红蛋白异常的贫血患者可能有正常的肺和动脉P_aO₂，为100mm Hg，但患者的总氧结合量从20.8ml*100ml^-1降至13.8ml 100ml^-1，因此血液的总氧含量降低。在这种情况下，该患者的O₂饱和度可能正常，为97.5％(正常pH、pCO₂和温度)，但与血红蛋白结合的O₂将低于正常值13.5ml*100ml^-1。血液中的氧浓度(表示为CaO₂，以mlO₂*100ml^-1血液表示)由以下关系给出：

其中Hb是血红蛋白浓度，以g/100ml血液计。

降低的Hb浓度显示为紫色，并产生紫绀的临床表现。这并不总是一个可靠的指标，因为它的识别取决于多个变量，如皮肤色素沉着和房间照明。在贫血患者的情况下，可以使用上述关系修正方程2以校正值，假设可提供Hb浓度并且Hb浓度可用。

另外，血氧监测系统100可以通过计算在特定时间段内发生的呼吸循环的数量来确定呼吸率。通常以每分钟的呼吸数为单位报告呼吸速率，因此在一些实施方式中，血氧监测系统100可以计算在60秒的时间段内发生的完整呼吸循环的数量。或者，可以在短于或长于60秒的已知时间段内对呼吸循环进行计数，并且可以在数学上调整总计数以获得呼吸速率值(呼吸数/每分钟)。

如本文所用，术语“氧亏”是指描述患者肺部的气体交换有效率的定量度量，其基于患者肺泡中的氧分压(本文称为“肺泡氧”)与患者外周动脉中的氧分压(本文称为“动脉氧”)之间的差。如本文所用，氧亏提供了患者的肺和身体在从吸入的空气中吸收氧进入血液并将氧输送到组织时的无效率的单一数值度量。氧亏值越大表示氧交换有效率越低(即氧交换无效率越高)。在方程中，氧亏(D)是肺泡氧(P_AO₂)量测量值和动脉氧(P_aO₂)量测量值之间的差：

D＝P_AO₂–P_aO₂ (方程4)

在医学专业领域中，肺泡氧(P_AO₂)和动脉氧(P_aO₂)之间的差称为“肺泡-动脉梯度”或“A-a”梯度。A-a梯度可以使用ABG测试和“肺泡气体方程”来确定，其假定肺泡氧水平与可用ABG测试测量的各种量之间具有固定关系。术语氧亏在本文中用于区分基于血液测试的A-a梯度和用血氧监测系统100获得的基于呼吸的估计。

图4E中的氧-二氧化碳图显示了所有通气-灌注比从零(混合静脉血的值)到无穷大(吸入气体的值)的肺部单元的气体组成(Rahn和Fenn，1955)。为简化起见，该图示出了在海平面的空气的吸入的PO₂和PCO₂，混合静脉点是正常肺的值其中PO₂为40mmHg，PCO₂为45mmHg。VA/Q线显示PO₂和PCO₂以及整个肺部的肺部单元的所有可能值。

图4E(“A-a梯度”)中的编号为1的推导使用来自动脉血气样品(标记为“a”)测量的动脉PO₂和PCO₂。然而，无法从ABG测试获得肺泡值。相反，所谓的理想肺泡PO₂是计算的。如果没有通气-灌注不匹配且肺部呼吸交换率与实际肺部相同(标记为“i”)，则该肺部气体成分是理想的肺泡气体组成。通过取动脉样品的PCO₂值并假设理想肺泡气体的PCO₂相同来完成该计算。这是一个合理的假设，因为连接肺泡理想点和动脉点的线几乎是水平的，如图所示。然后使用吸入的PO₂和测量的或假定的呼吸交换率通过肺泡气体方程式来计算理想的肺泡PO₂。

图4E(“氧亏”)中的编号为2的推导中，左侧为动脉PO₂(不过其是如上所述从SpO₂计算的)。右侧为肺泡PO₂，其由潮气末值(标记为“A”)给出。通过新装置测量的肺泡和动脉PO₂之间的差大于传统的动脉血和理想肺泡气体之间的PO₂差，其在此前定义为“A-a梯度”。

显示在图4E中的编号为2的推导中的新值可能比编号1中显示的从传统ABG得到的值更能提供有用的信息。“A-a梯度”在很大程度上取决于具有低通气-灌注比的肺单元的贡献。相比之下，图4E中的编号为2的推导中所示的“氧亏”包括具有低通气-灌注比的肺单元和具有异常高的比的肺单元的贡献。因此，它是关于肺部通气-灌注比分布的更全面的指标。

一些实施方式可以进一步比较基于呼吸的氧亏(P_AO₂-P_aO₂)的测量与肺泡-动脉梯度(从动脉血气测试估计的P_AO₂-P_aO₂)，并且沿通气-灌注线显示两个点并与不存在肺通气灌注不匹配的理想点(i)比较突出显示低VA/Q(通气灌注不匹配)到高VA/Q。两个值之间的差和差的大小表示来自高VA/Q肺单元的基于通气(气流)或灌注(血流)的疾病的贡献，例如在混合心肺病中发现的情况。

在一些实施方式中，该系统进一步将氧亏(P_AO₂-P_aO₂)与肺泡-动脉梯度(从动脉血气测试估计的P_AO₂-P_aO₂)的比较和RQ斜率，并且在视觉上指示肺部进行由通风(气流)或灌注(血流)或混合情况引起的气体交换的无效率的方向。

与P_ACO₂值一样，方程4的关系可以从每个呼吸循环得到一个氧亏值。氧亏也可以显示为随时间的连续波形，其中可以有或没有线性或弯曲的连接线。

在各种实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为收集从每个上述测试随时间获得的数据。血氧监测系统100可以包括内部存储设备，用于在设备上存储测试结果数据和调查响应。另外或替代地，血氧监测系统100可以被配置为通过通信网络发送测试数据和调查响应供在远程位置上存储或使用。例如，血氧监测系统100可以包括用于通过WiFi、蓝牙、以太网、SMS、WAP、HTML、蜂窝网络或者任何其他有线或无线网络通信协议进行通信的电子设备和软件。存储在远程服务器上的数据可以被医生访问、查看和使用，用于诊断患者或监测患者的状况。

在各种实施方式中，测试数据和调查响应可以显示在血氧监测系统100的显示屏上或远程显示器上。数据可以以字母数字、图形或以图形和字母数字文本的组合显示。在一些实施方式中，测试数据和/或调查响应数据可以在测试完成之后立即以图形和/或字母数字形式显示，或者在请求历史数据的任何时间显示。可以显示数据以显示随时间变化的度量的时间序列，其可以示出短期趋势、长期趋势、与群体平均值或各种其他度量的比较。

例如，在一些实施方式中，在进行气体交换测试时，可以实时地(或尽可能接近实时地)显示测量的CO₂和O₂分压值。在一些实施方式中，图4B的CO₂和O₂分压曲线中的任一者或两者可以在气体交换测试期间或之后显示。在一些实施方式中，归一化值或分析结果(例如，潮气末值)可以显示为文本或水平线。

图5A示出了可以在气体交换测试之后显示的输出的示例。显示器左侧的图形示意性地表示气体交换系统，从肺开始(由“吸入”值表示)，经过肺泡，并以外周动脉脉管系统结束。由“吸入”值指示的环境空气的分压可以是基于检测到的高度或大气压力的假定值，或者可以是基于环境空气样本的直接测量值。“肺泡”值可以是测量的肺泡氧分压。“动脉”值可以是使用被称为“呼吸P_aO₂关系”的方程2的关系计算的值。“氧亏”可以是使用上述方程4计算的值。在一些实施方式中，如果该值超过为患者建立的基线值，则可以使氧亏值闪烁显示。

在一些实施方式中，系统可测量P_AO₂、P_ACO₂和SpO₂，以计算P_aO₂和RQ。它还可以比较基于呼吸的氧亏测量值(P_AO₂-P_aO₂)与肺泡-动脉梯度(从动脉血气测试估计的P_AO₂-P_aO₂)。使用这些参数可以确定患者是否具有基于通气或灌注的气体交换无效率。其结果可以通过可视化提示来指示，例如闪烁或突出显示，在图5A左侧的图像中。如果确定通气缺陷是气体交换无效率的生理原因，则可以以一种颜色突出显示图5A中左侧(代表肺部)的图像的上部分，或者它可以闪烁以通知医生缺陷的主要原因。另一方面，如果系统确定灌注是无效率的主要原因，则系统可以以一种颜色突出显示图5A左侧的图像的下部(表示血液和动脉的部分)，或使图像的该部分闪烁。这可以允许医生和从业者更容易地检测患者可能正在经历的呼吸问题的类型，因为系统可以在视觉上促进确定任何通气-灌注不匹配的原因(如果有)。

在各种实施方式中，P_AO₂、P_ACO₂、P_aO₂、P_aCO₂或氧亏的显示值或记录值可以是来自单个呼吸循环的潮气末值或基于来自多个呼吸循环的潮气末值的平均值。在一个示例中，P_ACO₂和SpO₂的值可以在由预定数量的呼吸循环(例如，2到10个循环或更多)限定的时段内获得或者在预定的时间段内(例如，30秒到1分钟或更长的时间)获得。然后，可以使用呼吸P_aO₂关系计算每个呼吸循环的P_aO₂值，并且可以对多个P_aO₂值进行平均以获得该时段的平均P_aO₂值。在另一个示例中，P_ACO₂和SpO₂的值可以在一段时间内获得(例如，2到10个或更多个呼吸循环或30秒到1分钟或更长的时间)，并且可以通过对该时段内的呼吸循环的潮气末值进行平均来获得该时段内的平均P_ACO₂值。然后可以使用平均P_ACO₂值来获得该时段内的P_aO₂的平均值。可以使用任一种方法对拖尾固定长度时段内定期更新平均值。类似地，可以计算氧亏值并将其更新为在拖尾时间段或呼吸循环中的平均值。

图5B示出了可能的血氧监测仪输出的示例，其示出了检测到的肺泡氧和二氧化碳水平随时间的趋势。如图所示，检测到的肺泡氧和肺泡二氧化碳分压可以在具有数据点的单独曲线中显示。可以相对于针对特定患者建立的肺泡氧和肺泡二氧化碳分压的基线值显示数据点、曲线或趋势线。

图5C示出了可能的血氧监测仪输出的示例，其示出了动脉氧和二氧化碳分压的趋势。与图5B中所示的肺泡值一样，动脉氧值可以显示为数据点、曲线和/或趋势线，并且可以相对于为患者建立的基线值显示。在所示的示例中，动脉氧分压随时间的降低可指示患者的气体交换能力恶化。

图5D示出了可能的血氧监测仪输出的示例，其示出了氧亏趋势以及肺泡和动脉氧趋势。如上所述，可以相对于为患者建立的基线显示趋势。在一些实施方式中，如果血氧监测系统100检测到氧亏、肺泡氧或动脉氧的值超出相对于基线的期望范围，则血氧监测系统100可警告患者和/或患者的医生(例如，通过网络发送消息)。例如，如果氧亏超出基线至少一定的预定量和/或如果动脉氧下降到基线以下一定的预定量，则血氧监测系统可以向患者的医生发送消息，警告医生恶化的情况。医生或其他护理人员可以设置发送警报的基线值和/或偏差值。在一些实施方式中，由急性事件(例如COPD患者患上肺炎)引发的变化可导致氧亏的急剧升高。经常测量氧亏可能会在问题发展成危险之前使该问题突出。

图6A示出了可能的血氧监测仪输出的示例，其示出了肺功能测试(PFT)结果。PFT可以产生量化肺部机械效率的关键测量值。血氧监测系统100可以测量和显示多个参数，包括用力肺活量(FVC，在用力呼气期间呼出的空气或呼气的总体积)、第1秒用力呼气容积(FEV₁，在用力呼气时一秒内的空气量或呼吸量)和呼气峰值流速(PEFR，用力呼气时的最大流速)。在一些实施方式中，血氧监测装置还可计算并显示FEV₁与FVC的比，其可指示存在一些阻塞性缺陷。

图6A的左侧示出了在同一图表中显示的“流量-容积环”552和“容积-时间曲线”550。图6A的右侧是一表格，列出了从PFT获得的测量值、计算值、预测值和％预测值。可以基于合适的标准(例如，美国胸科协会推荐的肺活量参考标准NHANES III的基于人群的标准，或其他合适的标准)建立图表和表格中的“预测”值(其可以代替或者附加于通过其他方法确定的“基线”值)。在其他实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为允许医生设置肺力学基线或预测值以反映特定患者的情况和治疗程序。％预测值表示测量值相对于建立的“预测”或基线值的百分比方差。

图6B示出了可能的血氧监测仪输出的示例，其示出了肺力学趋势，表示在几天的时间内相对于以虚线示出的基线值的PFT结果。图6B显示来自PFT的四个(4个)关键度量，并绘制每个度量随时间的变化，显示随时间的趋势。

图7示出了用于血氧监测仪症状***的用户界面示例，其中询问了四个(4个)“是”或“否”问题。如图所示，问题包括：“呼吸从昨天开始恶化吗”，“咳嗽比昨天更糟吗”，“行走耐力是否从昨天开始恶化”和“痰或粘液比昨天还差吗”，可以在触敏显示屏上提供问题，便于患者或护理人员代表患者进行简单回答。

在各种实施方式中，在血氧监测系统100进行测试时收集的数据、度量和信息可以用于针对各种呼吸相关疾病进行诊断和/或提出治疗方案。

如上所述，用于确定血气量的现有测试是有创性的(即，需要穿刺皮肤进行采血)并且耗时。即使是目前可用的ABG测试设备也需要半小时左右来处理样品，以基于单个采集的血液样品获得一次测量。ABG测试也仅表示采集血液时的血气量的单个概貌。使用ABG测试方法不可能连续测量血气量。

尽管存在这些限制，但ABG测试仍是血气测量的业内公认标准。一些ABG测试系统还提供额外的信息，例如血液pH测量值、定量血红蛋白测量值等。在一些实施方式中，来自ABG测试的一个或多个结果可以与来自血氧监测系统的信息组合使用。例如，在一些实施方式中，ABG测试结果可以用作基线，与来自血氧监测系统的更频繁的测量值或连续测量值进行比较。

许多肺部或呼吸系统疾病会迅速恶化，但传统检测方法可能无法立即识别。例如，患有慢性阻塞性肺病(COPD)的患者可能由于环境条件或患者健康的其他方面的变化而导致其呼吸疾病的突然恶化。如果这种“恶化”状况未得到诊断和治疗，可能会对患者的呼吸系统造成永久性损害。使用常规测试可能难以检测到这种“恶化”。例如，动脉血氧饱和度的下降可以指示呼吸疾病恶化，但是这种变化可能太小而不能通过使用脉搏血氧计来可靠地检测以测量SpO₂。SpO₂仅下降2％至3％可能表示病情恶化，但更常见地，人们会将这种小的变化归因于脉搏血氧测量法的准确性的变异。

因此，临床医生和患者可以从血气量的更即时(瞬间)的和连续测量中受益，能够在病情发展到临床危险水平之前更准确地诊断病情恶化。SpO₂仅变化2％至3％可对应于P_aO₂、P_aCO₂和/或氧亏的更大的变化(并因此更可检测到)。血氧监测系统能够基本上即时(瞬间)的和连续报告血气量，从而对呼吸测试技术提供了实质性的改进。临床医生和患者可以在诊断与呼吸、通气和气体交换相关的各种疾病的速度和准确性方面获益。

使用血氧监测系统100可以使健康护理人员就药物或其他干预的变化做出早期决定，从而大大降低了呼吸病症的必要住院率。能够以A-a梯度测量的形式快速且无创地估计患者的氧亏，也使患者和临床医生从中受益。连续或频繁更新的氧亏度量可以提供有价值的临床信息，而这些信息实际上是无法仅使用ABG测试获得的。通常，患者的病情变化可以比使用ABG测试实际检测到的更快。基于呼吸快速测量氧亏可以快速提醒临床医生患者呼吸状况下降，使临床医生能够在患者病情恶化至危险水平之前采取纠正措施。另外，因为血氧监测系统可以配置为便携式的，所以可以在不实行或不可能实行ABG测试的设置中(例如，在可最快访问血液实验室中途位置或远程位置)获得气体交换测试值。

图8示出了产生激活信号的过程800，该激活信号引起以下中的一个或多个：(1)在808处，触发患者和/或看护人通知或警报，(2)在809处，激活氧气输送装置向患者输送氧气，并且在810处，向患者提供电刺激，或(3)在显示装置上显示指示一个或多个测量量或计算量的数字或图形输出。通知或警报可以是声音、可视化显示，例如文本或灯光，和/或患者或看护人佩戴的设备(例如腕带)的振动。在一些实施方式中，可以为血氧监测系统100中的每个测试子系统建立警报触发条件。例如，血氧监测系统100可以包含气体交换测试警报触发条件802、肺力学测试警报触发条件804和症状调查警报触发条件806。看护人可根据所确定的患者动脉氧分压(P_aO₂)、氧亏(P_AO₂-P_aO₂)和呼吸交换率(RQ)，对患者进行治疗，以降低患者的健康风险，如死亡风险。

在一些实施方式中，在807，当满足一个、两个或所有三个子系统触发条件(例如，在802,804和/或806处)时，可激活激活信号(例如，在808,809和/或810)。在其他实施方式中，如果满足仅一个或仅两个子系统警报触发条件，则可以触发警报。

在一些实施方式中，如果一个或一个以上子系统满足触发条件，则可产生电性质的激活信号以激活外周血氧刺激器，例如美国专利8,417,351(“'351专利”)中所描述的，该文献以引用的方式整体并入本文。该'351专利提供了用于测量患者的血氧含量的系统和方法，如果血氧含量低于选定水平，则以毫安电流的形式向患者的手腕递送外周神经刺激以唤醒患者。这种系统可用于向患者提供电刺激，在图8的过程的步骤810中。

在其他实施方式中，如果系统满足触发条件，则可以生成电性质的动作信号以激活一个或多个氧输送装置(在809)。例如，操作电磁阀或使用软件接口通过诸如鼻塞/插管、面罩、文丘里面罩、雾化器、CPAP面罩、IPPV/NIPPV面罩或气管导管等装置来控制氧气。

在各种实施方式中，可以定义一个或多个警报触发条件802,804和/或806，以指示可能存在特定身体状况。以下描述身体状况和警报触发条件802,804和/或806的一些示例。

在各种实施方式中，可以基于安全裕度来设置警报触发条件的阈值，以便在达到有问题的条件之前触发警报或警告。在一些实施方式中，可以使用多级警报触发条件。例如，第一警报触发条件(或阈值)可指示“轻度”状况，第二警报触发条件(或阈值)可指示“中等”状况，第三警报触发条件(或阈值)可指示“严重”状况，每种状况可以与在满足条件时产生的不同激活信号相关联。

在一些实施方式中，气体交换测试警报触发条件802可以基于单个气体交换度量、单个呼吸循环的潮气末测量值、两个以上的气体交换度量的布尔或数学组合、或者从两个或多个单独的测量值计算得到的一个或多个值。如上所述，气体交换测量系统的一些实施方式可以被配置为直接测量P_AO₂，PCO₂和SpO₂，并使用这些度量的值来计算P_aO₂和氧亏等值。

在一些实施方式中，如果P_AO₂的单次测量值低于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。P_AO₂的单次测量可以是来自单个呼吸循环的潮气末值或呼吸循环期间的任何其他测量值。例如，如果来自单个呼吸循环的P_AO₂的单个潮气末值低于约90或80mmHg，则可以满足气体交换测试警报条件。

在一些实施方式中，如果P_AO₂的多次测量值(例如，来自多个呼吸循环的潮气末值)在指定的时间段内下降到阈值以下，则可以满足气体交换测试警报条件。例如，如果在约30秒内获得的P_AO₂的两次或更多次测量值彼此低于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。在另一个示例中，患者的P_AO₂可以在拖尾时间段(例如，10秒至2分钟或更长)或拖尾呼吸次数(例如，2至10次呼吸或更多)内测量，并且可以计算拖尾时间段内的平均P_AO₂值。如果拖尾时间段内的平均P_AO₂值低于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。

在一些实施方式中，如果PCO₂的单次测量值大于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。在某些情况下，PCO₂的相对较小的增加可能是一个不祥的征兆，通常会提醒医生或其他护理人员采取行动。这可能意味着可能要调整药物，或可能让患者到医生办公室或住院部门进行进一步调查。PCO₂的单次测量值可以是来自单个呼吸循环的潮气末值或呼吸循环期间的任何其他测量值。例如，如果来自单个呼吸循环的PCO₂的单个潮气末值大于约45mmHg，则可以满足气体交换测试警报条件。

高碳酸血症(hypercapnia,hypercarbia)是血液中二氧化碳水平异常升高的病症。高碳酸血症通常被定义为血气二氧化碳水平(P_aCO₂)大于45mmHg。严重的高碳酸血症的P_aCO₂水平大于75mmHg。潮气末CO₂的正常值为约35至37mmHg。在正常肺部，潮气末CO₂可能接近动脉CO₂浓度，动脉CO₂浓度往往比潮气末值高几个mmHg。因此，在一些实施方式中，使用血氧监测系统测量的潮气末P_ACO₂可被视为P_aCO₂的近似值。

在一些实施方式中，可通过增加调整量(例如2,3,4或5mmHg)至潮气末P_ACO₂值，来调整用血氧监测系统获得的P_ACO₂值，以获得P_aCO₂的近似值。在一些实施方式中，可基于潮气末P_ACO₂和P_aCO₂之间的近似差来定义阈值。例如，P_ACO₂(PCO₂)的阈值可为约40mmHg或更高。在其他示例中，P_ACO₂(PCO₂)的阈值可以是约50mmHg，60mmHg，70mmHg或更高。

在一些实施方式中，如果PCO₂的多次测量值(例如，来自多个呼吸循环的潮气末值)在指定的时间段内大于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。例如，如果在约30秒内获得的PCO₂的两次或更多次测量值彼此大于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。在另一个示例中，患者的PCO₂可以在拖尾时间段(例如，10秒至2分钟或更长)或拖尾呼吸次数(例如，2至10次呼吸或更多)内测量，并且可以计算拖尾时间段内的平均PCO₂值。如果拖尾时间段内的平均PCO₂值超过阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。

在一些实施方式中，如果单个P_aO₂值低于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。如上所述，在一些实施方式中，血氧监测系统100可以对每个呼吸循环计算一个P_aO₂值。在一个示例中，如果来自单个呼吸循环的P_aO₂的单个潮气末值低于约80mmHg，则可以满足气体交换测试警报条件。在其他示例中，P_aO₂值小于约60mmHg或小于约40mmHg，则可满足气体交换测试警报条件。

在一些实施方式中，如果多个P_aO₂值在指定的时间段内下降到阈值以下，则可以满足气体交换测试警报条件。例如，如果在约30秒内获得的两个或更多个P_aO₂值彼此低于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。在另一个示例中，患者的P_aO₂可以在拖尾时间段(例如，10秒至2分钟或更长)或拖尾呼吸次数(例如，2至10次呼吸或更多)内测量，并且可以计算拖尾时间段内的平均P_aO₂值。如果拖尾时间段内的平均P_aO₂值低于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。

在一些实施方式中，如果单个氧亏度量大于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。如上所述，在一些实施方式中，血氧监测系统可以对每个呼吸循环计算一个氧亏。

在一些实施方式中，如果多个氧亏度量(例如，基于多个呼吸循环)在指定的时间段内大于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。例如，如果在约30秒内获得的两个或更多个氧亏度量彼此大于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。在另一个示例中，可以在拖尾时间段(例如，10秒至2分钟或更长时间)或拖尾呼吸次数(例如，2至10次呼吸或更多次)内测量患者的氧亏，可以计算拖尾时间段内的平均氧亏。如果拖尾时间段内的的平均氧亏超过阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。在一些示例中，如下面解释的年龄调整计算所指示的，如果来自一个或多个呼吸循环的氧亏为大于约9(对于年轻患者)至约35(对于老年患者)，则可以满足气体交换测试警报条件。

一般普遍接受的经验法则是，可以将患者的年龄除以4并加上4，以接近“正常”A-a梯度。使用如此计算的(或估计的)“正常”值作为氧亏基线，气体交换测试警报触发条件802可包括超过基线值阈值量的氧亏。例如，在一些实施方式中，如果氧亏超过建立的基线约90％至约150％(氧亏基线的百分比变化)，则可以满足气体交换测试警报条件。在一些实施方式中，如果氧亏超过建立的基线约110％至约130％，在一个特定实施方式中约125％，则可满足气体交换测试警报条件。在一些实施方式中，血氧监测系统100可以被配置为将患者的年龄作为输入，并基于输入的年龄来计算估计的氧亏基线。

在一些实施方式中，如果气体交换量(例如，P_AO₂、PCO₂、SpO₂、P_aO₂或氧亏)相对于时间的变化率超过或低于阈值，则可以满足气体交换测试警报条件。对于一些气体交换量，如果变化率为正，则可以满足警报条件，而对于其他的，变化率为负则可以满足警报条件。在其他情况下，大于阈值的任何变化率(正或负)都可能满足警报条件。

在各种实施方式中，可以监测和/或计算在预定时间段或预定数量的呼吸循环内的变化率以确定是否满足警报条件。在一些实施方式中，可以计算和/或监测在预定时间段或呼吸循环次数内的总变化以确定是否满足警报条件。

在各种实施方式中，确定测量的气体交换量相对于时间的变化率的过程可以开始于在已知的时间段(预定的或测量的)已知数量的呼吸循环(预定的或测量的)内测量和/或计算气体交换量(例如，P_AO₂、PCO₂、SpO₂、P_aO₂或氧亏)，并获得每个呼吸循环的P_AO₂的潮气末值。可以通过计算该时间段的平均变化或该时间段的总变化来计算变化率。在一些实施方式中，可以通过在测量时间段内对测量数据进行积分来计算曲线下的总面积。可以使用类似的方法来确定每个呼吸循环的气体交换量的变化率。

低氧血症被定义为血液中的氧浓度异常低。虽然低氧血症的原因可能不同(例如，由于哮喘或COPD引起的通气不足，以及其他原因)，但是病症本身可以被鉴定为低于动脉血氧浓度的“正常”值。如果不治疗，体内低氧水平最终会损害器官功能，可导致呼吸性酸中毒(pH异常低于7.4)，从而导致呼吸衰竭。

基于各种临床研究，临床医生可以通过P_aO₂值在60和79mmHg之间而识别“轻度”低氧血症。P_aO₂值小于60mmHg但大于40mmHg可指示“中度”低氧血症，而P_aO₂值小于40mmHg通常被认为是严重的低氧血症。在各种实施方式中，这些值或这些范围值可以用作血氧监测系统中的警报条件，以分别指示轻度、中度或严重的低氧血症。在一些实施方式中，低氧血症可通过P_aO₂低于阈值且SpO₂值低于阈值的组合来识别。例如，P_aO₂低于60mmHg且SpO₂低于90％可指示低氧血症。

过度通气被定义为异常快速地呼吸，使得二氧化碳水平降低和氧气水平升高，导致眩晕、手指和脚趾刺痛，如果情况持续，则会出现碱中毒(血液pH升高，>7.4)和意识丧失。因此，在一些实施方式中，血氧监测系统100可以包括指示过度通气的气体交换测试警报触发条件802。PCO₂的一个或多个测量值低于约35mmHg且P_aO₂的一个或多个同时度量值高于约100mmHg，则满足这种警报条件。

在一些实施方式中，血氧监测系统100的警报触发条件可以被配置为跟踪患有常见肺病(例如慢性阻塞性肺病(COPD)或哮喘)的患者的进展，并且如果检测到问题则触发警报、通知或动作。许多这样的患者住在自己家中，通常在医学上有必要在数月或数年内追踪他们的病情。如果这些患者发生所谓的恶化，即由于上呼吸道感染或暴露于空气污染物而导致其慢性病症恶化为急性形式，则可以使用血氧监测系统100容易地识别这些变化。随着疾病的发展，动脉氧饱和度(SpO₂)会下降，但通常变化太小而无法辨认。然而，测量氧亏的能力(如上文参考方程4所述)能够让患者及其护理人员更快地意识到疾病的发展。通常，在患者病情恶化的一段时间内，患者的动脉氧饱和度可能仅下降2％或3％，但他们的氧亏会增加更大的余量(例如，10mm Hg)，从而更容易辨认。

在一些实施方式中，肺力学测试警报触发条件804可以包括确定阈值数量的PFT测试参数(例如，包括PEFR、FEV₁/FVC、FEV₁和FVC)从它们各自的基线值下降到或低于阈值水平。例如，在各种实施方式中，如果一个、两个、三个、四个或更多个PFT参数下降超过低于其相应基线值的阈值量，则可以满足警报触发条件。在各种实施方式中，如果阈值数量的PFT参数降低到其相应阈值以下约60％和约100％之间，则可以满足警报触发条件。在一些实施方式中，如果阈值数量的PFT参数降低到其相应阈值以下约70％和约90％之间，在一个特定实施方式中约75％，则可以满足警报触发条件。

在一些实施方式中，症状调查警报触发条件806可以包括检测患者响应，该患者响应指示针对在至少阈值时间段内跟踪的至少阈值数量的症状中的恶化症状。在一些实施方式中，如果一个、两个、三个、四个或更多个跟踪的症状在约一天到约一周(或者在一些实施方式中更长的时间)的一段时间内显示恶化趋势，则可以满足警报触发条件。在一些实施方式中，如果一个、两个、三个、四个或更多个跟踪的症状在约两天和约五天之间(在一个特定实施方式中约三天)显示恶化趋势，则可以满足警报触发条件。在各种其他实施方式中，可以使用其他警报触发值，或者可以使用其他参数。

在一个实施方式中，所生成的激活信号可以触发警报，该警报可以包括可听声音、振动、显示器上的可见消息、灯或任何其他合适的警报类型中的一个或多个。在一些实施方式中，可以通过通信网络(例如电子邮件系统、患者管理系统、SMS消息系统或任何其他消息系统)发送消息来将警报消息作为警报通知发送给医生。在一些实施方式中，发送给医生的警报消息可以包括相关时间段(例如，在触发警报之前的几天、或几周或几个月)的测试结果数据。在其他示例中，警报消息可以包含指示网络资源的超链接或其他指针，医生可以从该网络资源检索与患者相关的测试数据和/或警报条件。

在各种实施方式中，由血氧监测系统收集的数据可以连续地或间歇地显示在输出显示设备上。可以数字地或图形地显示测量数据和/或计算的测量数据。在一些实施方式中，一些测量值可以显示为测量值与时间的连续更新的波形，例如，如图9A所示。

图9A示出了一个显示配置示例，其示出在对齐的时间轴(水平)上的多个波形。第一曲线902示出随时间的O₂波形，第二曲线904示出随时间的光电容积描记图波形，第三曲线906示出光电容积描记图的二阶导数随时间的波形。在一种实施方式中，波形显示超过30秒或者持续1分钟。在各种实施方式中，可以显示更少或更多的呼吸循环。

在一些实施方式中，波形图还可以显示指示基线值的线或波形(例如，比显示的时间段更长的时间段的拖尾平均值、基于群体的预期值、或基于临床医生的判断的值或波形)。

图9B示出了可用于显示用血氧监测系统100测量和计算的数据和测量值的另一图形输出示例。图9B示出了PCO₂对PO₂的曲线图950上的水平条952,954。水平条952,954的位置可以基于从血氧监测系统100获得的度量值(如下面进一步解释的)。可以显示对角线960以表示从肺泡气体方程导出的患者特异性肺泡气体线。在该示例中，从肺泡气体方程导出的RQ值由方程5给出：

RQ＝(PACO2*(1-FIO₂))/(PIO₂-PAO2-PACO2*FIO₂) (方程5)

当P_ACO₂是通过血氧监测系统获得的肺泡CO₂的测量分压时，P_CO₂是由下面的方程6给出的吸气中的氧分压，

P_IO₂＝FiO₂(P_ATM-pH₂O) (方程6)

当FiO₂是吸气中的氧浓度时，P_ATM是大气压力，pH₂O是饱和蒸气压力，其影响吸入氧的分压。在多个实施方式中，可假设F_iO₂和pH₂O的值在地球上的大多数典型环境中是恒定的。因此，在多个实施方式中，P_IO₂可以仅通过大气压力来改变，该大气压力可以由血氧监测系统直接测量或假设。

呼吸商将肺泡气体线的斜率定义为患者消耗的CO₂与患者消耗的O₂的比，且正常预期值R＝0.85。在一些实施方式中，可以基于由血氧监测系统获得的度量来计算呼吸商。在其他实施方式中，可以使用ABG测试来确定呼吸商，并且可以手动地或自动地将呼吸商值输入到血氧监测系统中。

上面的方程1提供的肺泡气体方程是斜率等于呼吸商RQ的线性方程。给定RQ的值，测量的肺泡气体量P_ACO₂和P_AO₂应沿着肺泡气体线960下降。在各种实施方式中，肺泡气体线960可以显示或不显示在图表950中。在一些实施方式中，系统可以在单个计算机显示器上、在一张图上显示三个直接的患者气体测量值，其中X轴上为氧分压(PO₂)，Y轴上为二氧化碳分压(PCO₂)和斜率为患者的呼吸交换率(RQ)。与标准参考相比RQ线斜率的上升或下降可以表明存在持续的血液酸碱(pH)失衡并且存在生理补偿机制。例如，与标准参考相比RQ线斜率上升可能表明存在代谢性酸中毒，对此，趋势显示了纠正失衡状况的补偿迹象。

在图9B所示的图表中，水平条(例如水平条952和954)可以示出四个值：水平条952或954的纵向(水平)中心线可以位于PCO₂的值等于测量的PCO₂的潮气末值的位置(例如，来自单个呼吸循环或基于多个呼吸循环的归一化值)，水平条952的左侧边缘962(或水平条954的左侧边缘966)可位于等于使用呼吸P_aO₂关系计算的动脉氧分压(P_aO₂)的点处，水平条952的右侧边缘964(或水平条954的右侧边缘968)可以位于等于通过血氧监测系统测量的肺泡氧分压(P_AO₂)的点处，并且水平条952或954的长度可表示氧亏(即，P_AO₂和P_aO₂之间的差)。

在一些实施方式中，显示的图表950可以包括表示“最近的”测量值的第一水平条952和表示“历史的”或基线值的第二水平条954。在各种实施方式中，由第二水平条954示出的历史值可以是在过去时间段内(例如，“当前”测量之前的若干小时、天或周)或如本文所述的拖尾时间段内获得的值。在其他实施方式中，可以使用历史或基线值的其他定义。在各种实施方式中，可以与水平条952或954中的一个或两个一起显示一个或多个数值以指示一个或多个值，例如P_AO₂、P_aO₂、氧亏等。

在各种实施方式中，颜色也可用于指示与水平条952,954相关的信息。例如，颜色可用于将“历史”水平条954与“当前”水平条952区分开。作为另一示例，如果“当前”水平条952比“历史”水平条954长，表示氧亏增加，然后“当前”水平条952的过量部分(即，超过“历史”水平条954的长度的部分)或者整个“当前”水平条952可以以不同的颜色(例如，红色、黄色等)显示，以指示潜在的危险状况。

在一些实施方式中，图表950可以显示表明各种危险区域的特征。例如，第一垂直线972可以显示PO₂的低端阈值水平的位置，第二垂直线974可以显示PO₂的高端阈值水平的位置，第一水平线976可以显示PCO₂的高端阈值水平的位置，第二水平线978可以显示PCO₂的低端阈值水平的位置。区域线972,974,976,978的位置可以基于群体“正常”的基线或其他基线，并且可以由临床医生或任何其他的血氧监测系统的操作者预先确定或调整。

第一危险区域982内的度量可以指示I型呼吸衰竭，其以低氧血(即O₂水平低于低端O₂阈值线972)和正常或低CO₂水平为特征，其中“低”CO₂水平指低于低端CO₂阈值线978。第二危险区域984内的度量可以指示II型呼吸衰竭，其以缺氧和高碳酸血为特征，缺氧由O₂水平低于低端O₂阈值线972指示，高碳酸血症由CO₂水平高于高端阈值线976指示。第三危险区域986内的度量可以指示过度通气，其以氧水平高于高端O₂阈值线974和CO₂水平低于低端CO₂阈值线978为特征。

本文描述的各种控制器、计算机、分析器和类似设备可以包括任何合适的模拟和/或数字信号处理组件，例如现场可编程阵列(FPGA)、数字信号处理器(DSP)、可编程逻辑控制器(PLC)、模数转换器、电源管理电路或控制器、滤波器、放大器、定时器、计数器或其他所需设备。

图10的框图示出计算机器600示例，根据各种示例性实施方式，在该计算机器600示例内可以执行一个或多个指令集或指令序列以使机器600执行本文描述的过程、方法或计算中的任何一个。在一些实施方式中，如图10中所示的机器600可以作为独立设备操作，或者可以连接(例如，联网)到其他机器。在联网部署中，机器600可以在服务器-客户端网络环境中以服务器或客户机操作，或者机器可以在对等(或分布式)网络环境中的对等机。

机器600可以是个人计算机(PC)、膝上型计算机、台式计算机、服务器计算机、平板PC、混合平板电脑、机顶盒(STB)、个人数字助理(PDA)、移动设备电话、网络设备、网络路由器、交换机或网桥、或任何能够执行指令(顺序或其他)指定该机器要采取的操作的机器。此外，图中虽然仅示出了单个机器，但术语“机器”还应被视为包括单独或联合执行一组(或多组)指令以执行本文所讨论的任何一种或多种方法的任何机器的集合。例如，在一些情况下，单个物理机器可以作为多个虚拟机，将物理机器的资源单独分配给多个单独的进程。

机器600包括至少一个处理器602(例如，中央处理单元(CPU)，并且可以包括图形处理单元(GPU)或两者，处理器核、计算节点、一个或多个时钟等)、主存储器606和静态存储器606，其可以经由链路608(例如，总线)彼此通信。机器600还可以包括视频显示单元610、字母数字输入设备612(例如，键盘、触摸屏等)，以及用户界面(UI)导航设备614(例如，鼠标、触摸板、触摸屏等)。在一个实施方式中，视频显示单元610、输入设备612和UI导航设备614可以合并到触摸屏显示器中。

机器600可以另外包括一个或多个存储设备616(例如，驱动单元)、信号生成设备618(例如，扬声器)、网络接口设备620，以及一个或多个传感器(未示出)，例如全球定位系统(GPS)传感器、指南针、加速度计或其他传感器。

存储设备616(或设备)可以包括机器可读介质622，其上可以存储一组或多组数据结构和指令624(例如，软件)，其体现本文描述的任何一个或多个过程、模块、方法或功能或由本文描述的任何一个或多个过程、模块、方法或功能所利用。指令624还可以在由机器600执行时完全地或至少部分地驻留在主存储器604、静态存储器606和/或处理器602内，其中主存储器604、静态存储器606和处理器602也构成机器可读介质。在各种实施方式中，单独的模块或过程的指令可以存储在一个或多个存储设备上的存储区域中。另外，数据库形式或其他数据集合形式的数据存储也可以存储在一个或多个存储设备上的存储区域中。存储区域在一个或多个存储设备上可以是物理上连续的或不连续的，可以根据需要是任何大小，并且可以根据需要使用任何文件管理系统、数据库管理系统或数据管理系统。

虽然机器可读介质622在示例性实施方式中示为单个介质，但是术语“机器可读介质”可以包括存储一个或多个指令624的单个介质或多个介质(例如，集中式或分布式数据库、和/或相关的高速缓存和服务器)。术语“机器可读介质”还应被视为包括能够存储、编码或承载由机器执行并使机器执行本公开的任意一种或多种方法的指令的任何有形介质，或是能够存储、编码或承载由这些指令使用或与这些指令相关联的数据结构的任何有形介质。

因此，术语“机器可读介质”应被视为包括但不限于固态存储器，以及光学和磁性介质。机器可读介质的具体示例包括非易失性存储器，其包括但不限于，例如，半导体存储器设备(例如，电可编程只读存储器(EPROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM))和闪存设备；磁盘，例如内部硬盘和可移动磁盘；磁光盘；和CD-ROM和DVD-ROM磁盘。

还可以通过网络接口设备620使用传输介质，利用许多已知的传输协议(例如，HTTP、WAP等)中的任何一个，在通信网络626上发送或接收指令624。通信网络的示例包括局域网(LAN)、广域网(WAN)、因特网、移动电话网络、普通老式电话(POTS)网络和无线数据网络(例如，Wi-Fi、3G和4G LTE/LTE-A或WiMAX网络)。术语“传输介质”应被视为包括能够存储、编码或承载由机器执行的指令的任何有形或无形介质，并且包括数字或模拟通信信号或其他介质以便该软件进行通信。

在本文的各种实施方式中描述的任何设备(例如，用户设备)、模块、数据存储、服务器或其他计算系统可以包括图10中所示的、本文所述的机器600的一些或所有元件。例如，血氧监测系统的各种组件，例如计算设备202、控制器210、O₂分析器224、CO₂分析器222、计算机202或其他组件，可以用参考图10描述的机器600中的一些或所有元件来实现。

在一个实施方式中，医疗装置包括：呼吸管，该呼吸管与氧分析器和二氧化碳分析器流体连通，并且与计算装置电子通信；脉搏血氧计，该脉搏血氧计与计算装置电子通信；以及肺力学流量管和肺力学控制器，其与计算设备进行电子通信。计算设备可以包括用于收集对患者症状调查问题的响应并且用于基于利用二氧化碳分析器和脉搏血氧计获得的同时测量值来计算动脉血氧分压的软件。

在进一步的实施方式中，计算设备可以包括警报激活机制，用于在满足至少三个恶化条件的情况下通知患者和/或负责患者的医生。在另外的实施方式中，当计算的氧亏超过预定基线值至少第一阈值量时，则激活警报。在一个实施方式中，第一阈值量在约90％和约150％之间。而且，当至少第二阈值数量的肺功能测试参数下降到低于相应的预定基线值至少第三阈值量时，可以激活警报。在一个实施方式中，参数的第二阈值数量是至少两个；第三阈值量在约60％和约100％之间；当至少第四阈值数量的症状被指示为恶化至少第五阈值时间时，激活警报；症状的第四阈值数量是至少两个，第五阈值时间为约两天和约五天之间。

在另一个实施方式中，提供了一种测量呼吸相关度量的方法，其包括创建患者的外周动脉血氧饱和度的脉搏血氧测量值在第一时间段内的时间序列，并测量患者稳态呼吸时呼出空气的氧分压和二氧化碳分压测量值的时间序列。

在进一步的实施方式中，该方法包括使用测量值来计算其他度量。在另一种实施方式中，该方法包括从第一组选择的脉搏血氧和第二组选择的二氧化碳分压测量值计算动脉血氧分压，并且还可以包括计算氧分压测量值和动脉血氧分压之间的差，作为氧亏。

在进一步的实施方式中，提供了一种确定动脉血中氧分压的无创方法。该方法包括同时用脉搏血氧计测量患者的外周动脉血氧饱和度，测量患者呼气中的二氧化碳分压，并使用血氧饱和度测量结果和二氧化碳分压测量结果来计算动脉氧分压而无需对患者进行采血。

在另一个实施方式中，提供了一种定量患者的呼吸效率的无创方法。该方法包括同时用脉搏血氧计测量患者的外周动脉血氧饱和度，测量患者呼气中的二氧化碳分压，测量患者呼气中的肺泡氧分压，使用血氧饱和度测量结果和二氧化碳分压测量结果来计算动脉氧分压而无需对患者进行抽血，并基于动脉氧分压和肺泡氧分压之间的差对患者的呼吸效率进行定量。

在另一个实施方式中，提供了一种方法，其中：在患者多个呼吸循环内进行患者的外周动脉血氧饱和度的脉搏血氧测量；聚集或归一化外周动脉血氧饱和度测量值以获得多个呼吸循环的平均外周动脉血氧饱和度；在相同的多个呼吸循环内，对呼气进行氧分压测量和二氧化碳分压测量；获得每个呼吸循环的氧分压潮气末值和二氧化碳分压潮气末值；聚集或归一化氧潮气末值以获得多个呼吸循环的平均潮气末氧分压；聚集或归一化二氧化碳潮气末值以获得多个呼吸循环的平均潮气末二氧化碳分压。

该方法可以进一步包括使用平均外周动脉血氧饱和度和平均潮气末二氧化碳分压来计算多个呼吸循环的平均动脉氧分压。该方法可以进一步包括将多个呼吸循环的平均氧亏计算为多个呼吸循环的平均动脉氧分压与多个呼吸循环的平均肺泡氧分压之间的差。

该方法可以进一步包括在多个呼吸循环之后的额外呼吸循环内执行患者的外周动脉血氧饱和度的脉搏血氧测量，并且在相同的额外呼吸循环内对呼气进行氧分压测量和二氧化碳分压测量；以及，通过从多个呼吸循环中的第一个中删除数据，并加入来自额外呼吸循环的数据，由此来更新平均外周动脉血氧饱和度、平均潮气末二氧化碳分压、平均潮气末氧分压、平均动脉氧分压和平均氧亏。

该方法可以进一步包括在每个额外的多个呼吸循环之后以先进先出的方式连续更新平均外周动脉血氧饱和度、平均潮气末二氧化碳分压、平均潮气末氧分压、平均动脉氧分压和平均氧亏。该方法还可以包括在显示设备上显示测量的氧分压和测量的二氧化碳分压的连续波形图像。该方法可以进一步包括显示动脉氧分压或氧亏或两者的连续波形。

该方法可以进一步包括显示具有二氧化碳分压轴和氧分压轴的图，该图包括第一条，该第一条位于相对于二氧化碳分压轴指示平均潮气末二氧化碳分压的位置处，第一条的第一端位于指示平均动脉氧分压的位置，第一条的第二端位于指示平均肺泡氧分压的位置，并且条的长度指示平均氧亏。该方法可以进一步包括在相对于二氧化碳分压轴指示历史潮气末二氧化碳分压的位置处显示第二条，第一条的第一端位于指示历史动脉氧分压的位置，第一条的第二端位于指示历史肺泡氧分压的位置，并且条的长度指示历史氧亏，其中历史值是在多次呼吸循环之前进行测量获得的。

该方法还可以包括在图表上显示肺泡气体线。该方法还可以包括显示指示I型呼吸衰竭的图表区域的指示。该方法还可以包括显示指示II型呼吸衰竭的图表区域的指示。该方法还可以包括显示指示过度通气的图表区域的指示。该方法可以进一步包括显示指示缺氧、低氧血症和高碳酸血症中的一种或多种的图表区域的指示线。

在另一个实施方式中，提供了一种呼吸面罩，其具有将面罩内部与面罩外部连接的无阻力空气导管，以及将该导管与气体分析器路连接的输送管。

从以上描述中显而易见的是，在不脱离这些概念的范围的情况下，可以使用各种技术来实现本申请中描述的概念。此外，本文中的概念虽然具体参考某些实施方式进行描述，但是本领域普通技术人员应当理解，在不脱离这些概念的范围的情况下，可以在形式和细节上进行改变。因此，所描述的实施方式在所有方面都应当是说明性的而非限制性的。还应该理解的是，本申请不限于上述特定实施方式，而是可以在不脱离本公开的范围的情况下进行多种重新布局、修改和替换。