具体实施方式

本公开内容的各个方面一般解决与肺部血流的检测和监测相关联的一个或更多个问题，特别是在一些肺部血流不能与患者吸入的通气空气进行气体交换的情况下。

一般而言，本公开内容介绍了用于确定人类患者的肺中的气体交换受损的方法和系统。所公开的技术使得能够通过气体吸收、排泄和再循环来确定肺部分流的趋向。

在一个方面中，系统被设计成用于机械通气的患者。该系统也可以用于自主呼吸的患者。该系统提供了关于肺作为气体交换器官的效率的信息，并且特别地但非限制性地解决了诸如急性呼吸窘迫综合征(ARDS)的疾病的进展。

在另一方面中，所公开的系统向患者提供受控体积的吸入气体，并且监测患者的吸入气息和呼出气息中的这些气体的浓度。对这些气体的灵敏测量产生了用于推断肺的灌注特性的机制，从而使得能够测量多少血流没有参与气体交换。

图1示出了人类心肺系统的理想化图，其图示了肺部分流的有效作用。让患者用具有一定溶解度的气体以吸入组分F₁和潮气量V_T、功能性储备容量(functional reservecapacity，FRC)V_FRC进行通气。肺泡腔(alveolar space)具有被定义为潮气量和功能性残余容量之和的容积。在呼气结束时，肺泡腔具有平均补偿F_E，其反映在呼气的潮气末成分中。考虑两次气息的质量平衡，其中吸入的气体剂能够在持续时间t内与肺部血流进行气体交换，该持续时间t与吸入的持续时间成比例。在吸入含量均匀的情况下，连续气息的潮气末值的变化ΔF_E有两个来源：FRC的气体含量组成的变化，或与有效肺部血流Q_EP的气体交换。对于本公开内容中描述的血溶性气体，这两项在方程[1]中结合：

如果混合静脉浓度是恒定的，或者在不存在惰性(非代谢)和无毒气体的情况下，存在许多方法，这些方法使得能够使用具有特别低和特别高的溶解度值的吸入气体的混合物来得到有效的肺部非分流血流Q_EP的值。这种单次呼吸、再呼吸并且扰动的方法在本领域中是已知的，并且将不进一步描述。

目前没有已知的非侵入性方法来揭示分流的血流Q_S。分流和有效肺部血流Q_EP等于心输出量Q_T，心输出量是使吸入气体在全身脉管系统周围循环并返回到肺的总血流。因此，混合的静脉血具有FRC的早期内容的“记忆”，并且响应于由呼吸引起的刺激而充当有损耗的延迟线。

本公开内容介绍了两种刺激模型，通过这两种刺激模型可以修改和监测患者的通气。

在第一刺激模型中，向患者提供富含在血液中具有显著溶解度的气体的短系列气息(例如，少于五次气息)。例如，奥斯特瓦尔德(Ostwald)系数为0.47的一氧化二氮是本公开内容的良好的名义候选物。基于气体易于扩散通过肺泡膜的能力来选择气体。在大多数情况下，所选择的气体由相对小的分子组成。有效肺部血流的含量受该刺激的影响，其中随着V_FRC/V_t的比率而变化的特征时间尺度用作通气产生的刺激的低通滤波器。进入体循环的血液是不进行气体交换的“分流”流Q_S和在肺中经历气体交换的“分流”流的混合物。

在该第一刺激模型中再循环的作用是改变提供给肺的混合静脉血含量如果在该时刻之前FRC具有静态组成，则血液含量的这种变化引起潮气末气体含量的变化。变化的幅度反过来反映了肺部分流组分，f_S＝Q_S/Q。

在第二刺激模型中，向患者提供富含在血液中具有显著溶解度的气体的较长系列的气息。这种富含气体的气息持续的时间段比患者的全身脉管系统的平均再循环时间长。在该第二刺激模型中，记录呼出气息的潮气末组成。在富含气体的血液再循环时，方程[1]中的第一项改变，从而降低了有效肺部血液对吸入的血溶性气体的亲和力。这种吸收程度反过来反映了肺部分流组分f_S。还考虑了如下情况，其中选择一系列气息，使得其持续时间基本上等于患者的全身脉管系统的平均再循环时间。

在本公开内容中，假设富含气体的血液通过身体的脉管系统和器官的运输可以被视为在与经由患者的气息提供给患者的刺激相关联的时间尺度内改变可忽略的量(如果有的话)的处理。不失一般性，潮气末呼出气息含量可以与在肺部动脉处进入肺的混合静脉血中的可溶气体的较早浓度历史相关。

混合静脉血含量与吸入气体含量的先前历史之间的联系被视为传递函数。满足这个标准的似乎合理的函数是使在动脉成分中出现的信号延迟并且衰减的延迟频谱函数，例如低通滤波器。方程[2]适用于描述在给定患者中由溶解到全身脉管系统中的气体团引起的分散的一些函数X：

其中，C是在时间t内体内血溶生理惰性气体的一般浓度。

在分流“通过”肺的血液返回到肺时，该血液与提供给肺的通气肺泡的血液没有不同。选择溶解的试剂，使得其易于扩散跨过肺泡膜，并且因此灌注通气肺泡的血液的分压与这些肺泡中的气体平衡。

根据第二刺激模型来操作该系统，潮气末呼出成分用于监测将毛细血管末端分压与潮气末质量结合的关系。这种关系由方程[2]中的假设在施加的挑战的持续时间内不变的传递函数f以及毛细血管末端内容物与动脉内容物之间的联系复合而成，其中，q是未知的，但是如果患者的ARDS严重程度改变，则预期q会改变。

在两种情况下，无论是通过在一系列富含气体的气息期间被吸收到全身血液，还是在一系列富含气体的气息之后从全身血液消除，潮气末浓度的变化都提供对肺部分流程度的测量。这种因果关系首先依赖于潮气末气体含量是肺泡气腔(alveolar airspace)的准确反映。可以使用响应传感器来检测呼气的部分。对这种关系的另一支持源于混合静脉血的时间序列与肺泡气腔的构成之间的联系。

图2a是示出惰性气体的动脉血含量随时间变化的曲线图。图2b是示出惰性气体的潮气末含量随时间的变化的曲线图。图2a和图2b基于成年猪的详细生理模型，该详细生理模型旨在用于研究在各种刺激情景下的这些关系。图2a和图2b中的曲线图示出了猪的动脉血和呼气对包含非生物惰性气体——在本情况下为一氧化二氮(N₂O)——的多次气息的模型推导的响应。该模型预测了增加的肺部分流组分对患者的动脉和潮气末组成的影响，所述患者使用生物惰性但血溶的气体进行多次气息通气。

在不存在肺部分流(基线，f_s＝0)的情况下，在这些气息过程中，呼气中的气体含量降低，表明气体易被全身血液吸收。总之，图2a和图2b中的曲线图示出了大量分流组分或高f_S的存在如何导致在刺激的几次气息期间被吸收到血液中的气体量的变化，并且还改变刺激后血溶性气体的消除。

具体地，图2a和图2b示出：

a)分流组分升高减少全身血流第一再循环时肺泡腔中的气体的再现；以及

b)分流组分升高导致从身体中消除气体较慢，这是由于在刺激停止很长时间之后惰性气体的潮气末气体含量降低。当惰性气体的潮气末浓度变得稳定时，达到患者的稳定呼吸状态。

图3是根据实施方式的实现气体控制和感测模态的系统的示意图。该系统是在2018年8月6日提交的题为“Method And System For Estimating The Efficiency Of TheLungs Of APatient”的共同拥有的国际申请第PCT/CA2018/050957号的演变，其全部公开内容通过引用并入本文中。机械呼吸机20通过传统的气道回路22向患者输送维持生命的气流。控制单元24安排要吸入的具有来自气体源例如罐26的特定浓度气体的多次气息。这些气体在气体混合器28中混合，并且产生的混合流穿行通过热湿交换设备30。控制单元24被配置成确保吸入的气息中的氧气浓度从临床护理的角度来看是可接受的。混合流的组成通过气体成分传感器32进行记录。在控制单元24中实施的方法执行分析，其结果可以经由可以包含在控制单元24内的显示单元34呈现给操作者。替选地，显示单元34可以以电子地连接的方式或经由无线连接邻近或远离控制单元24。

图3中示出了多于一个的罐26，因为非代谢气体的添加稀释了吸入的空气并且可能导致缺氧。因此，在一个实施方式中，罐26之一可以保存氧气。可以选择在人血液中具有所期望的溶解度的其他气体之一，在图3中表示为“X”。这些气体由气体成分传感器32感测，从而可以测量整个患者呼吸过程中这些气体的浓度分布。这些可溶性气体中的一种或更多种在患者体内可能没有生物来源，并且因此在患者的新陈代谢中不起作用，这种气体被称为是生理惰性的。气体成分传感器32可以采用非色散红外光谱来推断气息内气体浓度。

图3的系统可以用于监测例如在患者具有分流的肺部血流的情况下不与患者的通气肺相互作用的血流。在该系统中，机械呼吸机20是呼吸气体的第一源。罐26之一是包含血溶性代谢惰性气体的第二源。连接至第一源和第二源的气体混合器28将呼吸气体与血溶性代谢惰性气体的混合物输送至患者的气道。气体成分传感器32测量患者的气道中的吸入气息和呼出气息中存在的血溶性代谢惰性气体的组分。控制单元24执行以下操作：

a)使气体混合器28向患者输送第一次数的气息，第一次数的气息中的气息包含呼吸气体和一定量的血溶性代谢惰性气体；

b)在向患者输送第一次数的气息期间，基于来自气体成分传感器32的测量结果，确定患者的呼出气息中的血溶性代谢惰性气体的潮气末浓度值；

c)重复b)直至发生下述至少一者：i)在a)之后经过了预定持续时间，或者ii)在患者的呼出气息中的血溶性代谢惰性气体的至少两个连续的潮气末浓度值基本相等；

d)在c)之后，使气体混合器28向患者输送第二次数的气息，第二次数的气息中的气息不包含血溶性代谢惰性气体；以及

e)在向患者输送第二次数的气息期间，基于来自气体成分传感器32的测量结果，确定患者的呼出气息中的血溶性代谢惰性气体的潮气末浓度值。

控制单元24还可以执行许多其他功能。例如但不限于，控制单元24可以基于第一次数的气息中的潮气末浓度值的变化、或第二次数的气息中的潮气末浓度值的变化、或第一次数的气息和第二次数的气息中的潮气末浓度值的变化，估计不与患者的通气肺相互作用的血流的相对组分。控制单元24还可以在输送至患者并由气体成分传感器32测量的气息中的氧气比例低于预定阈值时，使气体混合器28向输送至患者的任何气息中注入氧气。控制单元24还可以根据选择第一操作模式还是第二操作模式来设置第一次数的气息，使得第一次数的气息的组合持续时间小于或大于患者的肺中的血液再循环的平均时间。在第二操作模式下，控制单元24还可以控制第一次数的气息的输送继续，直至来自气体成分传感器32的测量结果显示患者的呼出气息中的血溶性代谢惰性气体的稳定的潮气末浓度值为止。这些特征的各种组合可以在系统的各种实施方式中实现。

图4a示出了包括气道单元和感测单元的气体成分传感器的截面图。图4b示出了图4a的气体成分传感器内的光路。图4a和图4b未按比例绘制。图4b所示的尺寸是为了说明的目的，而不是限制本公开内容。在图4b上，通过使用箭头指示光路的方向。图4a和图4b的气体成分传感器32是在图3的描述中介绍的气体成分传感器32的一个可能的实施方式。参照图4a，呼吸气流9穿行通过气道壳体部分8到患者并从患者穿行通过气道壳体部分8。感测部分3通过使用物理滑块和闩锁7装配在气道壳体部分8上。感测部分3带有一对薄窗口6，薄窗口6对于例如具有约4.0微米至4.7微米范围内的波长的红外光基本上是透明的。根据所使用的血溶代谢惰性气体的实际类型，可以考虑其他波长范围。光导导管(例如光纤1)将红外辐射携带至光学器件组，该光学器件组可以包括一个或更多个折射元件(例如透镜4)以及至少一个反射元件(例如镜5)。红外辐射穿行通过被固定至感测部分3的窗口10。在穿行通过被固定在气道壳体部分8的另一窗口6之后，光穿行通过呼吸气流9，并且红外辐射穿过另一对窗口、另外的光学器件，并且照射第二光导导管例如另一光纤1。

还考虑了使用相同感测模态的替选实施方式，其中光源和传感器中的一个或两个安装在气道壳体部分8中并且电连接至控制单元24(图3)。图5a中示出了气体成分传感器的替选截面图，其示出了该替选实施方式的示例，该示例示出了各个部件如何可以远离或靠近气体成分传感器，其中图5b示出了图5a的气体成分传感器内的光路。图5a和图5b未按比例绘制。在图5a中，红外检测器保留在控制单元24中。红外源11位于呼吸气流9上的气体成分传感器32中，经由从控制单元24引出的柔性线缆12进行供电。波形生成器16和放大器15经由线缆12连接至红外源11。在实施方式中，红外传感器13位于等温壳14中，并且因此避免了温度变化、物理冲击和机械损坏。红外传感器13可以包括多个滤光器(未示出)，滤光器使得能够感测多个特定波长范围的光。

在该替选实施方式中，红外检测器13保留在控制单元24中，在该控制单元中可以将红外检测器保持在等温和振动屏蔽状态。在这样的实施方式中，红外源11存在于装配在气道部分周围的部分中。图5b突出显示图5a的实施方式内的通过使用箭头指示的光路。

图6a示出了根据另一实施方式的包括气道单元和感测单元的气体成分传感器的截面侧视图。图6b是图6a的气体成分传感器的截面正视图。图6c是图6a的气体成分传感器的透明透视图。图6a、图6b和图6c未按比例绘制。在图6a、图6b和图6c的实施方式中，气体成分传感器32包括保持有源光学部件的传感器壳体42以及呼吸气流54流动通过的气道壳体50。闩锁布置62附接传感器壳体42和气道壳体50。电线40连接至都位于传感器壳体42内的准直红外源58和红外传感器56。传感器壳体42还包括以一定角度放置在红外光源58和红外传感器56前面的一对镜46，用于将光引导到窗口48和窗口52并将光从窗口48和窗口52引导出。透镜44使得来自红外源58的光能够聚焦到第一镜46。窗口48和窗口52使得光能够在传感器壳体42与气道壳体50之间穿过。

在图6b和图6c中，通过使用箭头指示光路的方向。由红外源58发射并由镜46中的第一镜偏转的光在到达镜60之前穿过窗口48和窗口52并穿过气道壳体50的整个宽度。然后，光被镜60沿基本相反的方向朝向窗口52和窗口48反射并且到达镜46中的第二镜，朝向红外传感器56偏转。包括镜60的图6a、图6b和图6c的配置增加了红外源58与红外传感器56之间的光路长度。该延伸的光路的大部分实际上两次穿过气道壳体50，因此光两次暴露于呼吸气流54。与图4a和图5a的实施方式相比，这种配置使得红外光束能够自身重返，从而使通过气道壳体50的光所经过的路径长度加倍。对于给定的红外传感器和红外源，该较长的路径长度支持存在于气道壳体50中的各种气体的较低的最小可检测浓度。也可以考虑在气道壳体50内的多个位置处使用多个反射元件，以使得能够进一步增加路径长度。

不管气体成分传感器32的实际构造如何，在红外传感器13中具有一组合适的光学窗口，使得能够快速地测量来自患者的呼吸空气中的气体浓度，这些测量结果的获得时间小于患者的吸气或呼气阶段的持续时间。在本通气技术的一个特定特征中，患者血液对血溶性生理惰性气体的吸收速率受未分流的肺部血流的流速的影响。通过监测这样的惰性气体响应于输送的气体含量的变化而被抽取到患者血流中的速率，可以推导出许多心肺质量，如在上述国际申请第PCT/CA2018/050957号中所表达的。在本通气技术的另一特定特征中，在吸收这样的生理惰性气体之后从患者消除该气体的速率受分流的肺部血流相对于心输出量的相对大小的影响，在分流的肺部血流增加的情况下，消除速率减慢。

图7是示出用于监测不与患者的通气肺相互作用的血流的方法的操作的序列图。在图7中，序列100包括多个操作，操作中的一些可以以可变的顺序执行，操作中的一些可以同时执行，操作中的一些是可选的。序列100开始于操作110，在操作110中向患者输送第一次数的气息。第一次数的气息中的气息包含呼吸气体和一定量的血溶性代谢惰性气体。操作110可以可选地包括子操作112或子操作114之一。在子操作112中，在考虑到使患者的肺泡腔内的血溶性代谢惰性气体的浓度保持恒定的情况下，控制输送至患者的每次连续气息中的血溶性代谢惰性气体的含量。替选地，在子操作114中，通过使输送至患者的每次气息中的血溶性代谢惰性气体的浓度保持恒定来进行向患者输送一定次数的气息的控制。还考虑了对输送至患者的每次连续气息中的血溶性代谢惰性气体的含量进行控制的其他方式，因此子操作112和子操作114的示例不旨在限制本公开内容。

在操作120处，在正在进行向患者输送第一次数的气息的情况下，确定患者的呼出气息中的血溶性代谢惰性气体的潮气末浓度值。换句话说，操作120可以与操作110同时进行。可以在患者的每个呼气阶段中以较快的速率或以较慢的速率一次确定血溶性代谢惰性气体的潮气末浓度值。

操作130验证从操作110开始是否已经经过了预定的持续时间。如果已经经过了预定的持续时间，则序列100继续到操作150处。如果未经过预定的持续时间，则程序100继续到操作140处，在操作140处确定患者的呼出气息中的血溶性代谢惰性气体的至少两个连续的潮气末浓度值是否基本相等。如果至少两个连续的潮气末浓度值基本相等，则序列100继续到操作150处。如果至少两个连续的潮气末浓度值不基本相等，则序列100返回至操作120。如果操作140继续在序列100的连续循环中具有否定结果，则操作130将最终确定已经经过预定持续时间。因此，最终将到达操作150。

在操作150处，向患者输送第二次数的气息。在该操作中，第二次数的气息中的气息不包含血溶性代谢惰性气体。在本公开内容的上下文中，微量的血溶性代谢惰性气体可能保留在第二次数的气息的气息中，尤其是在气体混合器28不具有完美的隔离特性的情况下。本领域读者将容易地认识到，操作150的意图是在这些气息中没有保留临床上显着量的血溶性代谢惰性气体。

在操作160处，在向患者输送第二次数的气息期间，确定患者的呼出气息中的血溶性代谢惰性气体的潮气末浓度值。操作150和操作160可以同时执行。

在操作120和/或操作160处确定的潮气末浓度值的变化可以用于估计不与患者的通气肺相互作用的血流的相对组分。

本领域的普通技术人员将认识到，对用于监测不与患者的通气肺相互作用的血流的系统和方法的描述仅是说明性的，并且不旨在以任何方式进行限制。受益于本公开内容的这些本领域普通技术人员将容易想到其他实施方式。此外，所公开的系统和方法可以被定制以提供对与肺部血流的检测和监测相关的现有需要和问题的有价值的解决方案。为了清楚起见，未示出和描述该系统及方法的实现方式的所有常规特征。特别地，特征的组合不限于在前面的描述中呈现的那些，因为在所附权利要求中列出的要素的组合形成本公开内容的组成部分。当然，将理解，在系统及方法的任何这样的实际实现方式的开发中，可能需要做出许多特定于实现方式的决定，以实现开发者的特定目标，例如对与应用相关、系统相关和业务相关的限制的遵守，并且这些特定目标将因实现方式以及因开发者而异。此外，将理解，开发工作可能是复杂且耗时的，但是对于受益于本公开内容的呼吸护理领域的普通技术人员而言，这仍将是工程的例行工作。

根据本公开内容，可以使用各种类型的操作系统、计算平台、网络设备、计算机程序和/或通用机器来实现本文中描述的控制单元24。此外，本领域普通技术人员将认识到，也可以使用诸如硬连线设备、现场可编程门阵列(FPGA)、专用集成电路(ASIC)等的通用性较低的设备。在通过控制单元24、操作性地连接至存储器的处理器或机器实现包括一系列操作的方法的情况下，这些操作可以存储为由机器、处理器或计算机可读的一系列指令，并且可以存储在非暂态有形介质上。

在前面的说明书中通过作为示例提供的非限制性说明性实施方式描述了本公开内容。可以任意修改这些说明性实施方式。权利要求的范围不应该由示例中阐述的实施方式来限制，而是应该被赋予与整个说明书一致的最宽泛的解释。