具有流量估算的呼吸系统

摘要

在此披露了一种用于为病人进行换气的呼吸系统（100，200，500）。该呼吸系统具有一个封闭了气体通道容积（V）的气体通道（101）和一种顺应性（C）。该系统包括一个流量计算单元（125），该流量计算单元的运行是用于确定在该气体通道中的一个流量估算位置（117，128）处的一个气体流量估算值（Fe）。该气体流量估算值（Fe）是基于在该气体通道中的一个监控的气体流量（Fm）与取决于该气体通道中的顺应性（C）的一个可压缩气体流量（Fc）之间的关系。所监控的气体流量（Fm）是在该气体通道中的一个监控位置（129，130）处的气体流量，并且该可压缩气体流量（Fc）是在该气体通道中流量估算位置与监控位置之间的气体流量，并且该流量估算位置是远离该监控位置。

说明书

发明领域

本发明总体上涉及用于为病人提供气体流的呼吸系统的领域。

更准确地说，本发明涉及为了安全目的在此类呼吸系统中确定实际流 量。

发明背景

用于调节对病人提供的气体流的不同呼吸系统是已知的。此类呼吸系统 包括例如麻醉机、具有附加的麻醉能力的重症监护换气机、等等。

常规的呼吸系统在希望对气体流量进行测量的位置处具有一个流量计。 然而，这增加了无用容积、并且可能增加这种呼吸系统中的流动阻力。对于 在y形件处的流量计的另外问题包括以下难题，即：处置来自病人的湿气和 粘液、在呼出气体与吸入气体之间的快速温度变化、以及气体成份（例如， CO2和麻醉剂）的变化。一种替代方案是基于在与希望测量气体流量的位置 不同的一个位置处的测量值来估算一个流量。

呼吸装置中的流量的错误估算可能带来一种安全危险，这使与其连接的 病人潜在地暴露于具有可怕后果的情形中，例如在将并不希望的量的一种物 质递送给病人的时候。

气体流量的不正确的估算和调节的一个来源是呼吸系统的可压缩的内部 容积，它影响了（例如）在一个病人连接处的实际气体流量。如以上提及 的，现有技术的装置常常在呼吸系统中的多个关键位置处使用几个流量计来 测量流量。

例如，US 2007/0089738披露了在病人呼吸换气系统中的一种用于回路 顺应性补偿容积控制的系统。其中披露了一种流量调节的反馈控制回路，在 该回路中对病人体积进行估算。一个流量计安装在病人连接的y形件处，用 来测量病人流量。该病人流量被用于计算一个测得的病人体积，并且对该流 量连续地进行监控。

EP 0723785披露了一种换气机系统，它包括一个用于连接到病人的连接 系统。该连接系统的传递函数是通过一个众所周知的自动控制模型来确定 的，用以补偿该连接系统对供应到病人的气体流量的影响。为了确定这个传 递函数，必须测量多个气体流量。将一个测试肺连接到具有压力计和流量计 的该连接系统，亦或在无测试肺的情况下通过使用吸入流量和压力作为输入 信号并且使用呼出流量和压力作为到该自动控制模型的输出信号来确定该传 递函数。

在呼吸系统中具有增加数目的测量点仍无法补偿这种实际的压缩性容积 效应。而且，流量计是昂贵的并且取决于测量技术而存在固有缺陷。对于一 种更简单的系统存在一种需要，其中在无流量计、或者不可能使用流量计的 情况下可以确定实际的流量。

因此，存在一种需要来提供避免了上述问题的替代方案或者改进。例 如，若能够将呼吸系统中的压缩性容积考虑在内来估算在呼吸系统中的所希 望的位置处的实际气体流量将会是有利的。当肺容积相对于呼吸系统的容积 而言相对较小的小孩或者婴儿连接到呼吸系统上时，这种压缩性容积是至关 重要的。

在不使用流量计的情况下估算这种流量将是进一步有利的。

因此，一种允许在呼吸系统中的一个位置（例如，一个病人连接）处确 定实际气体流量的改进或替代的呼吸系统将是有利的。这特别地允许增加的 成本效益、改进的可靠性、多功能性、和/或病人安全性。

发明概述

因此，本发明的多个实施方案优选地通过提供根据所附权利要求书的一 种呼吸系统、一种方法、以及一种计算机程序来寻求缓解、减轻或者消除如 以上单独地或者以任何组合方式指出的本领域中的一个或多个缺陷、缺点或 者问题。

根据本发明的第一方面，在此提供一种用于为病人进行换气的呼吸系 统。该呼吸系统具有一个封闭了气体通道容积（V）的气体通道、以及一种顺 应性（C）。该系统包括一个流量计算单元，其运行是用于确定在该气体通道 中的一个流量估算位置处的一个气体流量估算值（Fe）。这个气体流量估算 值是基于在该气体通道中的一个被监控的气体流量（Fm）与取决于该气体通 道中的顺应性（C）的一个可压缩气体流量（Fc）之间的一种关系。所监控的 气体流量是在该气体通道中的一个监控位置处的气体流量，并且这个可压缩 气体流量（Fc）是在该气体通道中流量估算位置与监控位置之间的气体流 量。该流量估算位置是远离该监控位置。

根据本发明的第二方面，在此提供了一种用于内部运行的呼吸系统的方 法，该呼吸系统具有一个封闭了气体通道容积（V）的气体通道。该系统具有 一种顺应性（C）。该方法包括确定在该气体通道中的一个流量估算位置处的 一个气体流量估算值（Fe）。这个气体流量估算值是基于在该气体通道中的 一个监控的气体流量（Fm）与取决于该气体通道中的顺应性的一个可压缩气 体流量（Fc）之间的一种关系。所监控的气体流量是在该气体通道中的一个 监控位置处确定的，并且可压缩气体流量（Fc）是在该气体通道中的流量估 算位置与监控位置之间的气体流量。这个流量估算位置是远离该监控位置。

根据本发明的第三方面，在此提供了一种计算机程序。这种计算机程序 可存储在一个计算机可读媒体上用于由一个计算机处理。该计算机程序包括 多个代码段，它们用于进行以下运作：测量在具有顺应性的呼吸系统中的一 个压力测量位置处的至少一个压力，从该至少一个压力中确定在该呼吸系统 中的一个估算的压力（Pe），基于在该顺应性与该估算的压力的微分之间的 一种关系来确定该呼吸系统中的一个可压缩气体流量（Fc），基于在该可压 缩气体流量与该呼吸系统中的监控的气体流量（Fm）之间的一种关系来确定 在该呼吸系统中的一个气体流量估算值（Fe）。该气体流量估算值是在一个 流量估算位置处确定的，并且所监控的气体流量是在该气体通道中的一个监 控位置处确定的。该流量估算位置是远离该监控位置，和/或该流量估算位置 是远离该至少一个压力测量位置。

在附属权利要求中限定了本发明的另外的多个实施方案，其中对于本发 明的第二方面和后续方面的特征是比照适用于第一方面。

一些实施方案提供了用于在呼吸系统中的不同位置处确定实际气体流 量。这具有若干优点。对于得到一种对吸入和呼出呼吸循环的准确控制存在 一种需要。例如，确定在一个病人接口（如一个病人管或者面罩）处的正确 流量将有利地允许对这些呼吸循环的正确控制。例如，令人希望的是检测何 时来自病人的呼出流量为零，以便控制呼吸循环的正确频率。另一实例是在 压力支持控制中，在限定定用于触发下一循环的一个气体流量阈值时。确定 了这个实际的病人气体流量就允许限定出一个正确的阈值。

一些实施方案提供了用于确定递送给病人的实际体积，例如用来检测损 失而不是仅仅是由气体源递送的气体。

应当强调的是，术语“包括/包括了”在本说明书中使用时是用来指定存 在所陈述的特征、整数、步骤或者部件，但并不排除存在或添加一个或多个 其他特征、整数、步骤、部件或者其群组。

附图简要说明

本发明的多个实施方案能够具有的这些以及其他的方面、特征和优点将 从以下参见附图的本发明的多个实施方案的说明中将是清楚的并得到阐明， 在附图中：

图1是根据一个实施方案的呼吸系统的示意性图解；

图2是根据一个实施方案的呼吸系统的示意性图解；

图3是根据一个实施方案的用于确定容积加权的压力的呼吸系统的示意 性图解；

图4是根据一个实施方案的用于确定容积加权的压力的呼吸系统的示意 性图解；

图5a是根据一个实施方案的呼吸系统的示意性图解；

图5b是根据一个实施方案的用于确定容积加权的压力的呼吸系统的示意 性图解；

图6是图解一种方法的流程图；以及

图7是一种计算机程序的示意性图解。

发明实施方式的详细说明

现在将参见附图来说明本发明的多个具体实施方案。然而，本发明能够 以许多不同形式来实现，并且不应被解释为限于在此给出的这些实施方案； 相反，在此提供这些实施方案是要使得本披露将是详尽和完整的、并且将本 发明的范围完全传达给本领域的普通技术人员。附图中图解的这些实施方案 的详细说明中使用的术语并非旨在限制本发明。在附图中，相同标号指代相 同要素。

以下说明集中于本发明的一个实施方案，该实施方案可适用于一台麻醉 机并且具体来说适用于一台具有循环系统的麻醉机。然而，应当认识到，本 发明不限于这种应用，而是可以应用于具有或者不具有附加的麻醉能力等等 的许多其他呼吸装置，例如包括重症监护换气机。

图1示出了根据本发明的一个实施方案的呼吸系统100的示意性图解。 呼吸系统100可以用于为一位病人进行换气。

系统100具有一个气体通道101，该气体通道具有气体通道容积（V）， 这可以是该系统的多个气体通道101以及在该系统中连接的用于气体交互作 用的任何装置的总内部容积，表示为容积V1，……，Vk，这是该气体通道容 积（V）的多个子容积。一个气体通道101应被解释为一个气体导管。

以下进一步讨论的呼吸系统100以及还有呼吸系统200、500具有一种顺 应性（C），定义为C=dV_c/dP，其中dV_c是当系统中的压力经历一个压力变 化dP时在呼吸系统100中的流量估算位置128与流量监控位置129之间的被 压缩的气体体积。

该系统包括一个流量计算单元125，其运行是用于确定在气体通道101 中的流量估算位置128处的一个气体流量估算值（Fe）。这个气体流量估算 值（Fe）是基于在气体通道101中的一个监控的气体流量（Fm）与取决于气 体通道101中的这种顺应性（C）的一个可压缩气体流量（Fc）之间的一种关 系。这个可压缩气体流量（Fc）是在一个时间间隔（dt）上可压缩气体体积 （Vc）的变化，Fc=dVc/dt。监控的气体流量（Fm）可以是在气体通道101中 监控位置129处的气体流量，并且可压缩气体流量（Fc）可以是在气体通道 中在流量估算位置128与监控位置129之间的气体流量。流量估算位置128 可以是远离这个监控位置129。气体流量估算值（Fe）因此可以是在呼吸系统 100中的任何地方确定的，例如远离流量监控位置129。气体流量估算值 （Fe）因此可以是在呼吸系统100中的流量估算位置128处确定的，而无需在 位置128处存在一个流量传感器。确定气体流量估算值（Fe）可以被解释为 计算出这个气体流量（Fe）。

系统100可以包括与系统100连通的至少一个压力传感器113、114，用 于对应地在系统100中的一个压力测量位置处测量至少一个压力P₁、P_k。这 并不一定要将压力传感器113、114定位于对应的压力测量位置处。然而，在 本发明的其余部分中，这个对应的压力传感器的位置应被解释为这个对应压 力测量位置的位置。

系统100包括连接到压力传感器113、114上的一个压力估算器单元 126。压力估算器单元126的运行是用于基于由压力传感器113、114测量的 至少一个压力P₁、P_k来确定系统100中的一个估算的压力（Pe）。这个估算 的压力（Pe）是在流量估算位置128与流量监控位置129之间的容积 （V1，……，Vk）中的压力的一种良好的估算。

流量计算单元125的运行是用于基于在这种顺应性（C）与这个估算的 压力（Pe）的微分之间的一种关系来确定这个可压缩气体流量（Fc），用于 提供在系统100中的任何地方（例如远离任何压力测量位置）的气体流量估 算值（Fe）。所估算的压力（Pe）可以是时间（t）的一个函数。

系统100包括与系统100连通的一个气体源105或者多个气体源（未示 出）。所监控的气体流量（Fm）可以是在系统100中任何地方在监控位置 129处测得的流量，或者从气体源105进入系统100的一个已知流量，即一个 产生的流量。

系统100包括一个顺应性估算器单元118，它的运行是用于确定系统100 中的顺应性（C）。这种顺应性可以是在气体通道101中的一个任意位置处 （如在流量估算位置128与监控位置129之间）的一种位置特定的顺应性 （C’）。流量计算单元125因此可以基于这种顺应性（C’）来确定在流量估算 位置128与监控位置129之间的可压缩气体流量（Fc）、并且随后通过用这 个可压缩气体流量（Fc）补偿所监控的气体流量（Fm）来确定在流量估算位 置128处的气体流量估算值（Fe）。

流量计算单元125的运行可用于根据关系Fc=C*dPe/dt来确定这个可压 缩气体流量（Fc），其中C是系统100的顺应性，它也可以是位置特定的 C’，并且其中所估算的压力的微分是dPe/dt，这是这个估算的压力（Pe）的 时间导数。所估算的气体流量（Fe）可以表达为Fe=Fm-Fc，并且因此表达 为Fe=Fm-C*dPe/dt。

这个可压缩气体流量（Fc）可以是在一个时间间隔（dt）的过程中由于 系统100的可压缩气体体积（dV_c）而在系统100中累积起这个压力所要求的 气体流量，其中可压缩气体流量（Fc）可以描述为Fc=dV_c/dt=C*dPe/dt，因 为一个气体流量可以表达为F=V/t，其中V是体积并且t是时间。

图2示出了根据本发明的一个实施方案的呼吸系统200的示意性图解。 呼吸系统200可以用于为一位病人进行换气。

有待进入一个循环系统121的新鲜气体是由多个可控的新鲜气体源递送 的，如用于空气的第一气体源105、用于氧气的第二气体源106、以及用于氧 化亚氮的第三气体源107。这些气体的一种所希望的混合物可以由系统200的 用户来选择，或者独立于用户设定以及呼吸系统200中的其他条件已一种已 知方式自动地调整。

气化的麻醉剂在入口点61处在新鲜气体混合物中进入循环系统121。这 些麻醉剂是由一个或多个蒸发器（未图示）来气化的。这些蒸发器可以是本 领域中已知的麻醉递送装置（包括注入式蒸发器或者蒸发式蒸发器之一）， 用于将呈气化形式的挥发性液体麻醉剂加入新鲜气体流。蒸发的麻醉剂对新 鲜气体流增加了一个额外的气体流量。

吸入止回阀62以及呼出止回阀64确保了在循环系统121中的流动方 向。呼出阀65在吸入的过程中被关闭、并且控制着在呼出的过程中从循环系 统121（例如）到一个抽气系统80或类似系统的释放。一个体积反射器201 可以存在于该呼吸回路102中。该体积反射器201可以确保在吸入的过程中 用例如先前呼出的气体来重新注入该循环系统，如由通常是氧气源的可控制 气体源108所提供。通过呼吸系统的一个控制单元（未图示）可以适当地调 整再呼吸的比率。通过在吸入的过程中针对反射器适当地控制新鲜气体源105 到107以及气体源108来调整这个再呼吸比率。一个流量计205可以存在于 该呼吸回路102中，它可以在呼出的过程中充当一个呼出流量计或者在吸入 的过程中充当用于冗余流量测量的一个流量计。

系统200包括呼吸回路102以及连接到呼吸回路102上的病人管道 127。系统200具有一个气体通道容积（V），这可以是系统200的这些气体 通道101以及连接成用于系统中的气体交互的任何装置（如反射器201和 CO₂吸收器202）、并且包含任何病人管道127的内部容积的总内部体积。

如以上所提及，系统200的顺应性（C）可以被定义为C=dV_c/dP，其中 dV_c是当系统中的压力经历一个压力变化dP时系统200中的被压缩的气体体 积，其中压力（P）可以对应于这个估算的压力（Pe）。

多个压力传感器113、114、115和116与呼吸回路102相连通，对应地 用于测量在呼吸回路102中的压力测量位置处的至少一个压力（P₁，P₂，P₃， P₄）。

系统200包括与呼吸回路102连通的多个气体源105、106、107和 108。

压力估算器单元126被连接到压力传感器113到116上、并且其运行是 用于基于由至少一个压力传感器113到116测量的至少一个压力（P₁，P₂， P₃，P₄）来确定系统200中的估算的压力（Pe）。来自至少一个气体源105至 108的这个总气体流量输出或所监控的气体流量（Fm）可以由在邻近该至少 一个气体源105至108的监控位置129处的流量计206来确定（Fm1），和/ 或由监控位置130处的流量计205来确定（Fm2）。这个总监控流量可以描述 为Fm=Fm1+Fm2。

可以在呼吸系统200中远离监控位置129、130的任何地方确定这个气体 流量估算值（Fe）。气体流量估算值（Fe）因此可以是在呼吸系统200中的 流量估算位置117、128处确定的，而无需在位置117、128处存在流量传感 器。

气体流量估算值（Fe）可以是在病人管道127中的病人气体流量 （Fp）。于是可以根据关系Fp=Fm-C*dPe/dt来确定这个病人气体流量 （Fp）。

在一个时间间隔（dt）的过程中由于系统100的可压缩气体体积（dV_c） 在系统200中累积起这个压力所要求的可压缩气体流量（Fc）在吸入和呼出 的过程中可能是不同的，例如因为所估算的压力（Pe）可能是不同的，如以 下进一步描述的。

病人管道127包括：y形件管道110，它包括吸入管103和呼出管104； 以及可以经由y形件管道110连接到呼吸回路102上的y形件109。y形件 109具有一个病人连接端口111。病人管道127进一步包括一个病人接口 112，它被连接到病人连接端口111上。

流量估算位置（Fe）可以对应于病人接口112中的一个病人接口位置 117，并且病人气体流量（Fp）因此可以是在病人接口位置117处确定的。

病人接口112可以包括一个气管插管或者病人面罩。y形件管道110、y 形件109以及病人接口112的容积在以下被称为病人管道容积（V_y）。

呼吸回路102的容积可以是良好地限定的。在这种情况下，气体通道容 积（V）的未知部分是病人管道容积（V_y）。V_y取决于吸入管103、呼出管 104、y形件109以及病人接口112的尺寸而变化。因此，由于在一次压力变 化dPe的过程中这个被压缩的气体体积（dV_c）取决于气体通道容积（V）并 且由此而取决于病人管道容积（V_y），因此系统200的顺应性（C）受到病人 管道容积（V_y）的影响。

返回到病人流量Fp=Fm-C*dPe/dt，Fm可以是从该至少一个气体源 105至108进入呼吸回路102的总气体流量输出。因此可以确定病人连接处的 实际气体流量。在吸入的过程中，从监控的气体流量（Fm）中减去 C*dPe/dt。在呼出的过程中，例如由监控位置130处的呼出流量计205检测到 的气体流量可以通过添加C*dPe/dt以补偿可压缩气体体积（dV_c）来进行校 正。

因此作为实际气体流量的一种量度的这个估算气体流量（Fe）可以是根 据关系Fe=Fm±C’*dPe/dt在呼吸系统200中的任何位置处确定的，其中Fm 是在吸入的过程中由气体源处的流量计206测量的受监控的气体流量或者在 呼出的过程中由呼出流量计205测量的气体流量，或者在系统200中的一个 任意位置处的另一受监控的流量，并且其中C’*dPe/dt是由于这个压缩性容积 在流量估算位置处累积起足够压力所要求的流量，并且C’是在流量估算位置 与监控位置之间的顺应性。

在一个时间间隔（dt）的过程中在通道101、吸收器202、反射器201、 病人管道127等等中累积起足够压力要求一定量的气体，因此必须用针对这 一压力累积所要求的气体流量来校正总气体流量的输入。

如果在呼吸回路200中对应于该至少一个压力传感器113到116的位置 的一个位置处有待确定对应于所估算气体流量（Fe）的实际气体流量，那么 所估算的压力（Pe）可以是由该至少一个压力传感器113到116测量的压 力。这个估算的压力（Pe）可以是表示在远离压力传感器113到116的流量 估算位置117、128处压缩气体体积中的压力的近似估算或者在这些气体源或 任何流量计与流量估算位置117、128之间的压力的一个平均压力。这个估算 的压力（Pe）可以是如以下描述的一个容积加权的压力（Pv）。

该至少一个压力测量位置可以被定位成离开病人接口位置117至少一个 距离，该距离对应于y形件管道110的长度。在图2中，气体传感器114和 115对应地具有压力测量位置122和123。确定病人流量（Fp）的这个病人接 口位置117与压力测量位置122、123远离地分离了至少一个距离，该距离对 应于吸入管130或呼出管104的长度。在y形件管道110、y形件109、以及 病人接口112处不要求存在流量计。这是由于在呼吸回路102中利用了这些 压力测量用于通过压力估算器单元126来确定一个估算的压力（Pe），以及 利用流量计算单元125基于在所估算的压力（Pe）的时间导数与系统200的 顺应性（C，C’）之间的上述关系来确定这个气体流量估算值（Fe）。

这个估算的压力（Pe）可以是相对于气体通道容积（V）的一个容积加 权的压力（Pv）。使用了在呼吸系统100、200或者以下进一步描述的呼吸系 统500中的容积加权的压力来代替一个单一压力，以便处理由于内部流动阻 力引起的在系统100、200、500的不同部分之间的压力差。由此将系统100、 200、500中的不同容积的影响考虑在内来提供一个准确的压力估算。由于系 统100、200、500中的不同压力，将必须针对系统100、200、500的所有不 同部分来确定在系统100、200、500中累积起足够压力以补偿压缩气体体积 所要求的气体流量。这与为系统100、200、500确定一个容积加权的压力 （Pv）具有相同的作用。在一个较大容积中的压力传感器的加权重于在一个较 小容积中的压力传感器。

因此可由流量计算单元125基于容积加权的压力（Pv）的时间导数来准 确地确定病人气体流量（Fp），Fp=Fm-C*dPv/dt。

如图1中的图解，气体通道容积（V）可以包括多个子容积（Vk）。压 力估算器单元126的运行可以用于根据关系Pv=∑(Vk*Pk)/∑Vk来确定容积加 权的压力（Pv），其中Pk是对应地在该多个子容积中的每一个中测得的压 力。

在此介绍多种定义来举例说明容积加权的压力（Pv）的估算。

参见图2，多个子容积可以包括上述呼吸回路102的呼吸回路容积 （V_b）以及上述病人管道127的病人管道容积（V_y）。

该至少一个压力传感器可以包括邻近呼吸回路容积（V_b）的至少一个呼 吸回路压力传感器113、116，用于提供一个呼吸回路压力（P_b）。该至少一 个压力传感器进一步包括至少一个病人管道压力传感器114、115，用于提供 一个病人管道压力（P_p）。压力估算器单元的运行可以用于根据关系P_v= (V_b*P_b+V_y*P_p)/(V_b+V_y)来确定这个容积加权的压力（Pv）。

y形件管道127可以在呼出和吸入端口119、120处连接到系统200的呼 吸回路102上。至少一个病人管道压力传感器114、115是邻近于呼出和吸入 端口119、120中的至少一个。这些对应容积的最准确压力是由邻近这些对应 容积中的每一个的压力传感器的测量值来提供的。“邻近”应被解释为该压 力测量位置足够靠近对应容积来提供在这些对应容积中的压力的准确测量。

顺应性估算器单元118的运行可用于在插入病人连接端口111时基于呼 吸回路顺应性（Cb）以及y形件顺应性（Cy）来确定系统200的顺应性 （C）。因此，顺应性（C）可以包括呼吸回路顺应性（Cb）以及y形件顺应 性（Cy）。y形件顺应性（Cy）是y形件管道110、y形件109、以及病人接 口112的顺应性。病人管道容积（Vy）可以是根据关系Vy=Cy*Patm来确定 的，其中Patm是绝对压力。Vb可以从呼吸回路102的设计中确定。因此， 呼吸回路的容积（Vb）以及呼吸回路的顺应性（Cb）可以是已知的。为了确 定系统200的总顺应性，将y形件管道110和y形件109的压缩性容积考虑在 内，顺应性估算器单元118可以初始计算在y形件端口111密封的情况下的 系统顺应性（C）。随后可以根据在顺应性（C）与估算的压力（Pe）之间的 上述关系确定在未被插入的y形件端口111处的一个病人流量（Fp）。如果 呼吸系统200的气体通道容积（V）被改变，那么可以确定一个新的顺应性 （C）。

病人接口112可以包括位于病人连接端口111处的一个近端部分以及一 个相反的远端部分。这个远端部分可以是病人接口112的安排成用于插入一 位病人体内的部分，例如一个气管插管的末端。可以在该远端部分处确定病 人气体流量（Fp）。因此，顺应性估算器单元118的运行可用于在插入病人 接口112的远端部分时基于上述呼吸回路顺应性（Cb）以及y形件顺应性 （Cy）来确定系统200的顺应性（C）。在这种情况下，y形件顺应性（Cy） 是y形件管道110、y形件109以及病人接口112的顺应性。病人接口112可 以包括一个病人管，如一个气管插管或者有待放置在病人脸上的一个面罩。 具有不同几何尺寸的若干不同病人接口112可以被连接到病人连接端口111 上。通过为这些病人接口112中的每一个确定y形件顺应性（Cy），可以确 定每一个病人接口112的远端部分处的流量。因此，当将气管插管被插入病 人体内时，估算出在上部气道中的一个流量。

取决于y形件109、病人接口112、吸入管103或呼出管104的类型可以 手动地输入这个y形件顺应性（Cy）。

在图2中，该至少一个气体源包括新鲜气体源105、106、107以及驱动 气体源108。两个呼吸回路压力传感器113、116是邻近于新鲜气体源和驱动 气体源中的每一个。两个病人管道压力传感器114、115是邻近于呼出和吸入 端口119、120中的每一个。通过在系统200的多个端点处具有这些压力传感 器，提供了一种最佳的压力估算，因为在两个压力传感器之间没有气体流动 以及由此产生的压降。这些压力传感器114、115由此被用于确定准确的容积 加权的压力（Pv）并随后确定实际的病人流量（Fp），并且不仅是用于测量 y形件109处的压力。如果这些内部流动阻力对于系统200的不同部分是已知 的，针对系统200的不同部分可以估算出这个压力，由此可以使用较少的压 力传感器。使压力传感器在呼吸回路102中靠近于呼出和吸入端口119、120 可以提供对于1病人气体流量（Fp）的更快的响应。

在此介绍了另外的定义来举例说明系统200的容积加权的压力（Pv）的 估算。

图3示出了一个呼吸系统300的示意性细节，这是用于图解图2的系统 200在吸入阶段的过程中的气体通道容积（V）的一个简化概览。呼吸回路容 积（Vb）包括一个反射器（201）的反射器容积（Vref1）、一个吸收器202的 吸收器容积（Vabs）以及一个新鲜气体通道203的新鲜气体体积（Vfgas）。 病人管道容积（Vy）在此可以包括呼出管104的呼出容积（Vexp），以及吸 入管103的吸入容积（Vinsp）。该至少一个呼吸回路压力传感器包括邻近该 反射器201用于提供反射器压力（Pref1）的一个反射器传感器116，以及邻近 该新鲜气体通道203用于提供新鲜气体压力（Pfgas）的一个新鲜气体传感器 113。该至少一个病人管道压力传感器包括邻近呼出端口119用于提供呼出压 力（Pexp）的一个呼出传感器115，以及邻近吸入端口120用于提供吸入压力 （Pinsp）的一个吸入传感器114。术语“呼出”和“吸入”压力应对应地解释 为用于区别由传感器115、114测量的这些压力值的形容词。即，呼出传感器 115测量呼出压力（Pexp），即在呼出传感器115的取样点处的压力，并且将 其提供给压力估算器单元126，无论呼吸系统200是出于呼出阶段还是吸入阶 段，并且对于吸入传感器114而言同样如此。

将用于确定容积加权的压力（Pv）的上述原理，P_v=(V_b*P_b+V_y*P_p)/(V_b+V_y)，应用于系统300，可以根据以下关系确定在吸入阶段的过程中的容积 加权的压力（Pv）：

$P_V=\frac{\frac{(V_{\mathrm{refl}}+V_{\mathrm{abs}})·(P_{\mathrm{refl}}+P_{\mathrm{insp}})}{2}+\frac{V_{\mathrm{fgas}}·(P_{\mathrm{fgas}}+P_{\mathrm{insp}})}{2}+\frac{V_{\mathrm{insp}}·(P_{\mathrm{insp}}+P_{\exp })}{2}+V_{\exp }·P_{\exp }}{(V_{\mathrm{refl}}+V_{\mathrm{abs}}+V_{\mathrm{fgas}}+V_{\mathrm{insp}}+V_{\exp })}$

因此，将每一组件的这些容积乘以在对应容积处的平均压力之和再除以 这个总容积。以上关系可以取决于在呼吸系统300中引入或者移除的组件来 进行调整。

图4示出了一个呼吸系统400的示意性细节，这是用于图解图2的系统 200在呼出阶段的过程中的气体通道容积（V）的一个简化概览。在系统200 的呼出阶段的过程中，根据以下关系确定了容积加权的压力（Pv）：

$P_V=\frac{\frac{V_{\mathrm{refl}}·(P_{\mathrm{refl}}+P_{\exp })}{2}+\frac{(V_{\mathrm{fgas}}+V_{\mathrm{abs}})·(P_{\mathrm{fgas}}+P_{\exp })}{2}+\frac{V_{\exp }·(P_{\mathrm{insp}}+P_{\exp })}{2}+V_{\mathrm{insp}}·P_{\mathrm{insp}}}{(V_{\mathrm{refl}}+V_{\mathrm{abs}}+V_{\mathrm{fgas}}+V_{\mathrm{insp}}+V_{\exp })}$

针对系统100到500中的所有容积假定了一种线性的压降。替代性地或 者另外地，可以对一种非线性的压降进行补偿。

图5a示出了根据本发明的一个实施方案的呼吸系统500的示意性图解。 呼吸系统500可以用于为一位病人进行换气。呼吸系统500中的气体通道容 积（V）的这些子容积（Vk）包括一个吸入管线（401）的总吸入容积 （Vyi）以及一个呼出管线（402）的总呼出容积（Vye）。与图2相比，总吸 入容积（Vyi）包括吸入管103的吸入容积（Vinsp），以及在这些气体通道 101中从该至少一个气体源105、106到吸入端口120的呼吸回路102的吸入 容积，即呼吸回路容积（Vb）的吸入容积。同样，总呼出容积（Vye）包括 呼出管104的呼出容积（Vexp），以及在这些气体通道101中从呼出端口 119到呼出阀65的呼吸回路102的呼出容积，即呼吸回路容积（Vb）的呼出 容积。吸入和呼出管103、104的容积可以显著大于呼吸回路102中的容积。 压力估算器单元126的运行可用于根据在总吸入容积（Vyi）和总呼出容积 （Vye）与由该至少一个压力传感器114、115测量的至少一个压力之间的关系 来确定这个容积加权的压力（Pv）。

在一个吸入阶段的过程中，邻近该呼出端口119的呼出传感器115提供 了一个呼出压力（Pexp），该压力是y形件109处的压力的近似估算，因为 在呼出管119中不存在可以引起压降的流动。与此同时，邻近吸入端口120 的吸入传感器114提供了一个吸入压力（Pinsp）。同样，在一个呼出阶段的 过程中，由吸入传感器114提供的吸入压力（Pinsp）是y形件109处的压力 的近似估算。

如果呼出和吸入管119、120的容积与呼吸回路102的容积相比较大，并 且如果呼出和吸入管103、104包含可以引起容积变化的一种柔性材料，那么 呼吸系统500的容积加权的压力（Pv）可以视为一种顺应性加权压力 （Pc）。

图5b图解了气体通道容积（V），即：图5a中的系统500的总吸入容 积（Vyi）和呼出容积（Vye）。在系统500的吸入阶段的过程中，根据以下 关系可以确定容积加权的压力（Pv）：

$P_V=\frac{\frac{V_{\mathrm{yi}}·(P_{\mathrm{insp}}+P_{\exp })}{2}+V_{\mathrm{ye}}·P_{\exp }}{(V_{\mathrm{yi}}+V_{\mathrm{ye}})}$

并且在系统500的呼出阶段的过程中，根据以下关系可以确定容积加权 的压力（Pv）：

$P_V=\frac{\frac{V_{\mathrm{ye}}·(P_{\mathrm{insp}}+P_{\exp })}{2}+V_{\mathrm{yi}}·P_{\mathrm{insp}}}{(V_{\mathrm{yi}}+V_{\mathrm{ye}})}.$

如果吸入管103的顺应性等于呼出管104的顺应性，那么Pv在吸入的过 程中可以被表达为Pv=(Pinsp+3*Pexp)/4，并且在呼出的过程中可以被表达 为Pv=(3*Pinsp+Pexp)/4。如果顺应性被估算为是相等的或者如果无法针对 吸入管103和呼出管104分开地测量顺应性，那么可以对此加以利用。

随后，可以根据先前的关系Fp=Fm-C*dPv/dt来确定病人接口112处的 病人气体流量（Fp），其中Fm可以是从该至少一个气体源105进入106进入 呼吸回路102中的总气体流量输出。来自该至少一个气体源105至106的总 气体流量输出可以由邻近该至少一个气体源105至106的流量计206来确 定。

系统的顺应性（C）可以取决于这个压缩过程。在这种情况下，顺应性 （C）在病人的一个呼吸周期的过程中发生变化。系统的顺应性（C）因此可 以是依赖于温度的。顺应性估算器单元118的运行可用于基于呼吸系统100、 200、500的等温顺应性（Ciso）和绝热顺应性（Cad）以及一个时间常数 （τ）来确定顺应性（C），该时间常数描述了从绝热顺应性（Cad）到等温顺 应性（Ciso）的转变速率。该速率描述了在呼吸系统100、200、500中多么快 速地实现了热平衡。差值（Ciso-Cadi）描述了与无限快的压缩相比对于无限 慢的压缩该系统要在多大程度上更加顺应。

由于顺应性（C）在呼吸的过程中可能改变，因此在系统中产生一个压 力变化的速率（dP/dt）所要求的压缩气体流量（Fc）的估算可能需要针对这 种变化的顺应性而进行补偿。这可以通过这种经修改的关系Fc=Cfix*dP/dt+ Ftherm来完成，其中Ftherm是一个增加的计算流量项，并且Cfix是由顺应性 估算器单元118确定的一个固定顺应性值，并且其中dP可以对应于先前限定 的dPe或者dPv。这个增加的流量项（Ftherm）代表由于压缩气体中的热效应 引起的一个虚流量，并且取决于参数{Ciso,Cadi,τ}以及系统100、200、500 中的压缩气体的压力变化历史。

构造这个计算的流量项（Ftherm）的一种方法是考虑经由一个虚流量收 缩而连接到系统上的一个虚容积。通过微分方程dPtherm/dt=(P-Ptherm)/τ来 计算这个虚容积中的虚气体压力（Ptherm）。类似于估算的压缩性气体流量 （Fc），从关系Ftherm=Ctherm*dPtherm/dt中计算进入该虚容积的虚流量 （Ftherm），其中Ctherm是该虚容积的顺应性。

系统200可以包括一个低通滤波器（未图示），用于对来自压力传感器 113到116的包含压力值（P₁，P₂，P₃，P₄）的信号进行滤波。在来自压力传 感器113到116的信号含有噪声的情况下可以由此提供一个较准确的气体流 量估算值（Fe）。

图6是图解一种方法600的流程图，该方法内部地控制了具备气体通道 容积（V）的气体通道和顺应性（C）的一个呼吸系统100、200、500。该方 法包括确定601气体通道中的一个流量估算位置处的气体流量估算值 （Fe），其中该气体流量估算值（Fe）是基于在气体通道中的一个被监控的气 体流量（Fm）与取决于气体通道中的顺应性（C）的压缩气体流量（Fc）之 间的一种关系。受监控的气体流量（Fm）是在气体通道中的一个监控位置处 确定的，并且压缩气体流量（Fc）是在流量估算位置与监控位置之间的气体 通道中的气体流量，并且该流量估算位置是远离该监控位置。

病人接口112或者y形件109在该方法中可以被连接到一个测试肺上。 在该方法的另一个实施方案中，一位病人可以被连接到病人接口112上。

该系统可以包括与呼吸系统连通的至少一个压力传感器，并且该方法可 以进一步包括测量602呼吸系统中的一个压力测量位置处的至少一个压力， 根据该至少一个压力确定603该系统中的一个估算的压力（Pe）基于在这种 顺应性与该估算的压力的微分之间的一种关系来确定604该系统中的压缩气 体流量（Fc）从而提供气体流量估算值（Fe）。

该系统可以包括一个呼吸回路，并且该气体流量估算值（Fe）可以是连 接到该呼吸回路的一个病人接口中的病人气体流量（Fp）。可以根据关系Fp =Fm-C*dPe/dt来确定病人气体流量（Fp），其中微分是dPe/dt，这是估算的 压力（Pe）或容积加权的压力（Pv）的时间导数。

图7是存储在计算机可读媒体701上用于由计算机702进行处理的计算 机程序700的示意性图解。计算机702可以是流量计算单元125。计算机程序 700包括多个代码段，它们用于进行以下运作：测量703在具有一种顺应性的 呼吸系统100、200、500中的一个压力测量位置处的至少一个压力，从该至 少一个压力中确定704该呼吸系统中的一个估算的压力（Pe），基于在该顺 应性与估算的压力（Pe）的微分之间的一种关系来确定705在该呼吸系统中 的压缩气体流量（Fc），基于在该压缩气体流量（Fc）与该呼吸系统中的监 控的气体流量（Fm）之间的一种关系来确定706在该呼吸系统中的气体流量 估算值（Fe）。该气体流量估算值（Fe）可以是在一个流量估算位置处确定 的，并且该监控的气体流量（Fm）可以是在气体通道中的一个监控位置处确 定的，并且该流量估算位置可以是远离该监控位置，和/或该流量估算位置可 以是远离该至少一个压力测量位置。

该系统可以包括一个呼吸回路，并且该气体流量估算值可以是连接到该 呼吸回路上的一个病人接口中的病人气体流量（Fp）。该计算机程序可以包 括多个代码段，它们用于根据关系Fp=Fm-C*dPe/dt来确定707病人气体流 量（Fp），其中微分是dPe/dt，这是估算的压力（Pe）的时间导数。

以上已经参见多个具体实施方案描述了本发明。然而，除了以上描述之 外的其他实施方案在本发明的范围内同样是可能的。这些递送装置在一些实 施方案中可以例如是一个喷雾器，用于将物质的小滴加入气体流。在本发明 的范围内可以提供通过硬件或者软件来执行该方法的除了以上描述之外的不 同方法步骤。本发明的这些不同特征和步骤可以被结合在所描述的这些之外 的其他组合之中。本发明的范围仅由所附的权利要求书来限定。