用于对自主换气受试者中的肺顺应性进行量化的系统和方法

摘要

确定了至少部分自主换气的受试者的肺顺应性。肺顺应性的量化可以是估计、测量以及/或者近似测量。可以相对于用于对自主换气受试者的肺顺应性进行量化的常规技术和/或系统改善肺顺应性的量化，可以相对准确地对肺顺应性进行量化而无需作用力带或者直接测量隔肌压力的其它外部感测设备，并且不需要受试者手动控制隔肌压力。肺顺应性量化可以是对受试者的健康进行评估的有用工具，所述评估可以包括对与正在发展的急性充血性心力衰竭有关的液体潴留进行检测。

说明书

技术领域

本发明涉及对自主换气受试者中的肺顺应性的量化。

背景技术

用于对受试者中的肺顺应性进行量化(例如，测量、估计等)的系统 是已知的。这种系统包括配置为完全机械地使受试者换气的呼吸机系统。 例如，可以对不能自主换气的受试者施用这些系统。

自主换气受试者中肺顺应性的量化部分上取决于呼吸期间的隔肌压 力。就其本身而言，配置为对自主换气受试者中的肺顺应性进行量化的一 些系统需要施用作用力带或者某些提供隔肌压力直接测量的其它传感器。 配置为对自主换气受试者中的肺顺应性进行量化的其他系统需要指示并且/ 或者教授受试者手动控制隔肌压力。然而，典型地，这需要受试者和/或医 生执行专用策略，如果该专用策略未被精确执行，可能负面影响肺顺应性 估计的精度和/或准确度。

发明内容

本发明的一个方面涉及一种配置为对至少部分自主换气的受试者的肺 顺应性进行量化的系统。在一个实施例中，所述系统包括压力支持设备、 一个或多个传感器、以及一个或多个处理器。所述压力支持设备被配置为 产生将要递送到至少部分自主换气的受试者的气道的可呼吸加压气流。所 述一个或多个传感器被配置为产生对与所述可呼吸加压气流的一个或多个 参数有关的信息进行传达的一个或多个输出信号。所述一个或多个处理器 与所述压力支持设备以及所述一个或多个传感器可操作地联接(link)，并 且被配置为执行一个或多个计算机程序模块。所述一个或多个计算机程序 模块包括控制模块、压力模块、转变模块、以及顺应性模块。所述控制模 块被配置为控制所述压力支持设备在受试者的一系列连续呼吸期间调整所 述可呼吸加压气流的压力。所述压力模块被配置为确定在受试者的所述系 列连续呼吸期间应该由所述控制模块将所述可呼吸加压气流调整到的压 力，使得对于第一次吸气，将压力调整到第一压力，并且对于在时间上接 近所述第一次吸气的第二次吸气，将压力调整到与所述第一压力不同的第 二压力。所述转变模块被配置为基于由所述一个或多个传感器产生的所述 一个或多个输出信号来识别所述第一次吸气的第一转变点和所述第二次吸 气的第二转变点，其中，在所述可呼吸加压气流在所述第一次吸气期间出 现峰值流量的时间点处或者时间点附近识别出第一转变点，并且在所述可 呼吸加压气流在所述第二次吸气期间出现峰值流量的时间点处或者时间点 附近识别出第二转变点。所述顺应性模块被配置为基于所述第一压力和所 述第二压力之间的差以及在所述第一次吸气和所述第二次吸气期间由所述 一个或多个传感器产生的所述一个或多个输出信号对所述受试者的肺顺应 性进行量化，其中，为了对肺顺应性进行量化的目的，所述顺应性模块认 为所述第一次吸气在所述第一转变点处开始，并且认为所述第二次吸气在 所述第二转变点处开始。

本发明的另一个方面涉及一种对至少部分自主换气的受试者的肺顺应 性进行量化的方法。在一个实施例中，所述方法包括将可呼吸加压气流递 送到至少部分自主换气的受试者的气道；产生对与可呼吸加压气流的一个 或多个参数有关的信息进行传达的一个或多个输出信号；确定在所述受试 者的一系列连续呼吸期间应该将可呼吸加压气流调整到的压力，所述确定 包括确定对于第一次吸气的第一压力和确定对于在时间上接近所述第一次 吸气的第二次吸气的与所述第一压力不同的第二压力；在所述系列的连续 呼吸期间将所述可呼吸加压气流的压力调整到所确定的压力；基于所述一 个或多个输出信号在所述可呼吸加压气流在所述第一次吸气期间出现峰值 流量的时间点处或者时间点附近识别出第一转变点，并且基于所述一个或 多个输出信号在所述可呼吸加压气流在所述第二次吸气期间出现峰值流量 的时间点处或者时间点附近识别出第二转变点；并且基于所述第一压力和 所述第二压力之间的差以及在所述第一次吸气和所述第二次吸气期间所产 生的所述一个或多个输出信号对所述受试者的肺顺应性进行量化，其中， 为了对肺顺应性进行量化的目的，认为所述第一次吸气在所述第一转变点 处开始，并且认为所述第二次吸气在所述第二转变点处开始。

本发明的另一个方面涉及一种配置为对至少部分自主换气的受试者的 肺顺应性进行量化的系统。在一个实施例中，所述系统包括用于将可呼吸 加压气流递送到至少部分自主换气的受试者的气道的装置；用于产生对与 所述可呼吸加压气流的一个或多个参数有关的信息进行传达的一个或多个 输出信号的装置；用于确定在所述受试者的一系列连续呼吸期间应该将所 述可呼吸加压气流调整到的压力的装置，所述确定包括确定对于第一次吸 气的第一压力和确定对于在时间上接近所述第一次吸气的第二次吸气的与 所述第一压力不同的第二压力；用于在所述系列的连续呼吸期间将所述可 呼吸加压气流的压力调整到所确定的压力的装置；用于基于所述一个或多 个输出信号在所述可呼吸加压气流在所述第一次吸气期间出现峰值流量的 时间点处或者时间点附近识别出第一转变点的装置；用于基于所述一个或 多个输出信号在所述可呼吸加压气流在所述第二次吸气期间出现峰值流量 的时间点处或者时间点附近识别出第二转变点的装置；以及用于基于所述 第一压力和所述第二压力之间的差以及在所述第一次吸气和所述第二次吸 气期间所产生的所述一个或多个输出信号对所述受试者的肺顺应性进行量 化的装置，其中，为了对肺顺应性进行量化的目的，认为所述第一次吸气 在所述第一转变点处开始，并且认为所述第二次吸气在所述第二转变点处 开始。

附图说明

一旦参考附图考虑了下列描述和所附权利要求，本发明的这些以及其 它目标、特征和特性以及操作方法和相关结构元件和部件组合的功能以及 制造经济性将变得更加显而易见，所有附图构成了该说明书的一部分，其 中，在各个图中，相似的参考数字代表对应的部件。将清楚地理解，附图 仅仅是为了说明和描述的目的，并且不是对本发明的限制。另外，应该意 识到，也可以将在这里的任何一个实施例中所示或者所描述的结构特征用 于其它实施例中。然而，还将清楚地理解，附图仅仅是为了说明和描述的 目的，并且不是旨在作为对本发明的限制的定义。如在说明书和权利要求 中所使用的，除非上下文清楚指明，否则“一”、“一个”以及“这个”的 单数形式包括多个指代物。

图1根据本发明的一个或多个实施例图示说明了配置为对至少部分自 主换气的受试者的肺顺应性进行量化的系统；

图2根据本发明的一个或多个实施例图示说明了可呼吸加压气流的压 力相对于时间的标绘图；

图3A根据本发明的一个或多个实施例图示说明了在吸气期间体积差 相对于时间的标绘图；

图3B根据本发明的一个或多个实施例图示说明了在吸气期间流量差 相对于时间的标绘图；

图3C根据本发明的一个或多个实施例图示说明了在吸气期间压力差 相对于时间的标绘图；

图4是根据本发明的一个或多个实施例的肺呼吸机回路的原理图；

图5根据本发明的一个或多个实施例图示说明了在吸气期间体积差相 对于时间的标绘图。

具体实施方式

图1图示说明了配置为对至少部分自主换气的受试者12的肺顺应性进 行量化的系统10。肺顺应性的量化可以是估计、测量、以及/或者近似测量。 由于系统10可以相对准确地对肺顺应性进行量化而无需作用力带或者直接 测量隔肌压力的其它外部感测设备，通过系统10的肺顺应性量化相对于用 于对自主换气受试者的肺顺应性进行量化的常规系统可以得到改善。肺顺 应性的量化可以是对受试者12的健康进行评估的有用工具，所述评估包括 对与正在发展的急性充血性心力衰竭有关的液体潴留进行检测。在一个实 施例中，系统10包括一个或多个压力支持设备14、电子存储器16、用户 接口18、一个或多个传感器20、处理器22以及/或者其它部件。

在一个实施例中，压力支持设备14被配置为产生用于递送到受试者12 的气道的可呼吸加压气流。压力支持设备14可以为了治疗的目的或者为了 其它目的控制可呼吸加压气流的一个或多个参数(例如，流速、压力、体 积、湿度、温度、成分等)。作为非限制性示例，压力支持设备14可以被 配置为控制可呼吸加压气流的压力，以便给受试者12的气道提供压力支持。 压力支持设备14可以包括诸如在U.S.专利6,105,575中描述的设备那样的 正压力支持设备，通过参考将其全文合并于此。

压力支持设备14可以被配置为根据一种或多种模式产生可呼吸加压气 流。一种该模式的非限制性示例是持续气道正压(CPAP)。CPAP已经被使 用许多年，并且被证实有助于促进规律呼吸。用于产生可呼吸加压气流的 另一种模式是吸气正气压(IPAP)。IPAP模式的一个示例是双水平正气压 模式在双水平正气压模式中，给患者提供两个水平的正气压 (HI(高)和LO(低))。产生可呼吸加压气流的其它模式是预期的。一般 而言，对HI和LO压力水平的定时进行控制，使得在吸气期间将HI水平 的正气压递送给受试者12并且在呼出期间将LO水平的压力递送给受试者 12。

经受试者接口24将可呼吸加压气流递送给受试者12的气道。受试者 接口24被配置为将通过压力支持设备14产生的可呼吸加压气流传送给受 试者12的气道。就其本身而言，受试者接口24包括导管26和接口用具28。 导管将可呼吸加压气流传送到接口用具28，并且接口用具28将可呼吸加压 气流递送给受试者12的气道。接口用具28的一些示例可以包括诸如气管 内导管、鼻套管、气管切开插管、鼻罩、鼻/口罩、全面罩、整体面罩、或 者与受试者气道传送气流的其它接口用具。本发明不限于这些示例，并且 预期使用任何受试者接口将可呼吸加压气流递送给受试者12。

在一个实施例中，电子存储器16包括对信息进行电子存储的电子存储 介质。电子存储器16的电子存储介质可以包括与系统10集成地提供(即， 基本上不可移除)的系统存储器以及/或者经诸如端口(例如，USB端口、 火线接口等)或者驱动器(例如，磁盘驱动器等)可移除连接到系统10的 可移除存储器中的一种或两种。电子存储器16可以包括下列中的一种或多 种：光可读存储介质(例如，光盘等)、磁可读存储介质(例如，磁带、磁 性硬盘驱动器、软盘驱动器等)、基于电荷的电存储介质(例如，EEPROM、 RAM等)、固态存储介质(例如，闪存驱动器等)、以及/或者其它电子可读 存储介质。电子存储器16可以存储软件算法、由处理器22所确定的信息、 经用户接口18所接收的信息、以及/或者使得系统10能够正常运行的其它 信息。电子存储器16可以是系统10内的(整体或者部分)独立部件，或 者电子存储器16可以与系统10的一个或多个其它部件(例如，设备14、 用户接口18、处理器22等)集成地(整体或者部分)提供。

用户接口18被配置为提供系统10和受试者12之间的接口，受试者12 可以通过该接口将信息提供给系统10以及从系统10接收信息。这使得能 够在受试者12与设备14、电子存储器16和/或处理器22中的一个或多个 之间传送数据、结构和/或指令以及任何其它可传送项目(统称为“信息”)。 适合于包括在用户接口18中的接口设备的示例包括按键、按钮、开关、键 盘、把手、操作杆、显示屏、触摸屏、扬声器、麦克风、指示灯、声音警 报、打印机以及/或者其它接口设备。在一个实施例中，用户接口18包括多 个独立接口。在一个实施例中，用户接口18包括与设备14集成地提供的 至少一个接口。

应该理解，本发明还预期使用硬连线或者无线的其它通信技术作为用 户接口18。例如，本发明预期可以将用户接口18与通过电子存储器16所 提供的可移除存储器接口集成。在该示例中，可以将信息从可移除存储器 (例如，智能卡、闪存驱动器、可移除磁盘等)加载到系统10内，使得(一 个或多个)用户能够定制系统10的实施方式。其它适合于与系统10一起 使用作为用户接口18的示例性输入设备和技术包括但不限于RS-232端口、 RF链路、IR链路、调制解调器(电话、电缆等)。简言之，本发明预期用 于与系统10传送信息的任何技术作为用户接口18。

一个或多个传感器20被配置为产生对与可呼吸加压气流的一个或多个 参数相关的信息进行传达的一个或多个输出信号。所述一个或多个参数可 以包括下列中的一个或多个，例如，流速、体积、压力、成分(例如，一 种或多种组分的浓度)、湿度、温度、加速度、速度、传音性、指示呼吸的 参数的变化、以及/或者其它气体参数。传感器20可以包括对这些参数直接 进行测量的一个或多个传感器(例如，通过在压力支撑设备14处或者在受 试者接口24中与可呼吸加压气流的流体连通)。传感器20可以包括间接产 生与可呼吸加压气流的一个或多个参数相关的输出信号的一个或多个传感 器。例如，传感器20中的一个或多个可以基于压力支持设备14的工作参 数(例如，马达电流、电压、转动速度、以及/或者其它工作参数)以及/ 或者基于其它传感器来产生输出。虽然将传感器20图示说明为在压力支持 设备14的单一位置处或者邻近压力支持设备14，但是这不是旨在限制。传 感器20可以包括放置在诸如在压力支持设备14内、在导管26内(或者与 其相通)、接口用具28内(或者与其相通)以及/或者其它位置的多个位置 中的多个传感器。

处理器22被配置为提供系统10中的信息处理性能。就其本身而言， 处理器22可以包括数字处理器、模拟处理器、设计为对信息进行处理的数 字电路、设计为对信息进行处理的模拟电路、状态机以及/或者用于对信息 进行电子处理的其它机构中的一种或多种。虽然在图1中将处理器22表示 为单一实体，但是这仅仅是为了图示说明的目的。在一些实施方式中，处 理器22可以包括多个处理单元。这些处理单元可以在物理上位于同一个设 备(例如，压力支持设备14)内，或者处理器22可以代表多个协同工作的 设备的处理功能。

如在图1中所示，可以将处理器22配置为执行一个或多个计算机程序 模块。所述一个或多个计算机程序模块可以包括呼吸参数模块30、控制模 块32、压力模块34、转变模块36、顺应性模块38以及/或者其它模块中的 一个或多个。可以将处理器22配置为通过软件、硬件、固件、软件及硬件 和/或固件的某些组合、以及/或者用于对处理器22上的处理性能进行配置 的其它机构来执行模块30、32、34、36和/或38。

应该意识到，虽然在图1中将模块30、32、34、36和38图示说明为 共同位于单一处理单元内，但是在处理器22包括多个处理单元的实施方式 中，模块30、32、34、36和/或38中的一个或多个可以定位成远离其它模 块。由于模块30、32、34、36和/或38中的任何一个可以提供比所描述的 功能更多或者更少的功能，所以下述对不同模块30、32、34、36和/或38 所提供的功能的描述是为了说明的目的，并且不是旨在限制。例如，可以 消除模块30、32、34、36和/或38中的一个或多个，并且通过模块30、32、 34、36和/或38中的其它模块来提供其部分或全部功能。作为另一个示例， 可以将处理器22配置为执行一个或多个可以执行属于下面模块30、32、34、 36和/或38之一的部分或全部功能的额外模块。

呼吸参数模块30被配置为确定受试者的一个或多个呼吸参数。基于由 传感器20产生的一个或多个输出信号确定所述一个或多个呼吸参数。所述 一个或多个呼吸参数可以包括诸如潮气量、峰值流量、流速、压力、成分、 定时(例如，吸气的开始和/或结束、呼气的开始和/或结束等)、(例如，单 一呼吸循环的吸气、呼气等的)持续时间、呼吸速率、呼吸频率、以及/或 者其它参数。在一个实施例中，呼吸参数模块30在每次吸气和/或呼气的基 础上确定所述一个或多个呼吸参数。作为非限制性示例，呼吸参数模块30 可以为一系列连续呼气中的每次呼气确定至少一个给定的呼吸参数。该至 少一个给定的呼吸参数可以包括诸如潮气量、峰值流量、以及/或者其它呼 吸参数。

控制模块32被配置为控制压力支持设备14来调整可呼吸加压气流的 一个或多个参数。例如，控制模块32可以控制压力支持设备14来调整流 速、压力、体积、湿度、温度、成分、以及/或者可呼吸加压气流的其它参 数。在一个实施例中，控制模块32控制压力支持设备14以工作在双水平 正气压模式中，其中，在受试者12吸气期间将压力提升到HI水平，并且 在呼出期间将压力减少到LO水平。控制模块32可以基于通过呼吸参数模 块30的呼吸转变检测确定何时触发从HI到LO的改变并且反之亦然。

压力模块34被配置为确定应该通过控制模块32将可呼吸加压气流调 整到的压力。可以通过压力模块34基于(例如，针对正气道压力支持的) 治疗方案确定可呼吸加压气流的压力，以便能够对肺顺应性进行量化和/或 用于其它目的。确定应该将可呼吸加压气流调整到的(一个或多个)压力 包括确定对于双水平正气压模式的HI和LO压力水平。

如下进一步讨论的，为了能够进行肺顺应性的量化，应该在时间上彼 此接近的一对吸气之间改变可呼吸加压气流的压力。如在这里所使用的， 在时间上彼此接近的一对吸气可以包括直接相邻(即，连续无介于其间的 吸气)的一对吸气，或者在时间上适度接近彼此(例如，在大约2分钟内、 在大约1分钟内、在大约30秒内、在大约15秒内等)的一对吸气。为了 促进此类判定，压力模块34被配置为确定在第一次吸气期间应该将可呼吸 加压气流调整到的第一压力，以及在时间上接近所述第一次吸气的第二次 吸气期间应该将可呼吸加压气流调整到的第二压力(与所述第一压力不 同)。

应该意识到，在一些实施例中，肺顺应性的量化可以基于在时间上不 接近的两次呼吸中所采取的测量，并且对于这两次呼吸，可呼吸加压气流 的压力是不同的。虽然这可能降低量化的准确度和/或精度(由于在两次呼 吸期间所做的关于患者生理机能和/或呼吸状况的假定)，但是这种降低对于 量化的有效性可能不是致命的。

在系统10工作在双水平正气压模式中的实施例中，控制模块32施用 第一压力作为对于第一次吸气的HI压力，对于第一次吸气和第二次吸气之 间的(一次或多次)呼气施用(由压力模块34所确定的)LO压力，并且 施用第二压力作为对于第二次吸气的HI压力。作为图示说明，图2图示说 明了在一系列连续呼吸上如通过与压力模块34类似或者相同的压力模块所 确定的压力比时间的标绘图。在该系列连续呼吸期间，压力模块34根据双 水平正气压模式确定可呼吸加压气流的压力，在双水平正气压模式中，在 呼气期间将压力减小到LO水平40。在图2所示的标绘图中，存在许多对 直接相邻的吸气对，可以将其视为上述的第一次和第二次吸气。在图2中 用参考数字42标记这些对。

返回参考图1，转变模块36被配置为识别第一次吸气的第一转变点和 第二次吸气的第二转变点。第一转变点是在第一次吸气期间可呼吸加压气 流的峰值流量的时间点处或者时间点附近的点。第二转变点是在第二次吸 气期间可呼吸加压气流的峰值流量的时间点处或者时间点附近的点。将转 变模块36配置为基于由呼吸参数模块30所确定的呼吸参数中的至少一个 (其基于通过传感器20产生的输出信号而确定)来识别第一和第二转变点。

将意识到，在双水平正气压模式中，当控制模块32控制压力支持设备 14从LO压力转变到HI压力时(例如，在第一次吸气和第二次吸气中每个 的开始处)，压力不以理想步幅(step)增大。换言之，为了实际的目的， 不能够控制压力从LO压力瞬时改变到HI压力。虽然可以在相对较短的时 间量里完成该转变，但是仍然存在某个转变周期，在此期间压力从低压接 近HI压力。

在下述肺顺应性量化中，假定在第一次吸气和第二次吸气中的每个的 开始处的在LO压力和HI压力之间的转变是理想的(例如，瞬时的)。该假 定可能导致肺顺应性量化的不准确和/或不精确。然而，如果由顺应性模块 38所采取的第一和第二转变点分别是第一次和第二次吸气的开始，就消除 了由于非理想压力步幅造成的至少某些不准确和/或不精确。

作为图示说明，图3A-3C示出了作为对于用于对顺应性进行量化的两 次吸气的时间函数的两次吸气之间的体积差或者体积瞬时差、两次吸气之 间的流量差或者流量瞬时差、以及两次吸气之间的压力差或者压力瞬时差 的标绘图。如在图3A-3C中可见，所测量的体积差、流量差以及压力差的 值滞后于理想值一时间量，该时间量在吸气开始和对于两次吸气之间的流 量差的峰值出现的转变点44处之间。图3A-3C还说明了如果体积差、流量 差以及压力差移位了在吸气开始和转变点44(例如，通过将转变点44视为 吸气的开始)之间的时间量，所测量的值将如何更接近对应于理想值。

返回图1，顺应性模块38被配置为基于第一压力和第二压力之间的差、 以及在第一次和第二次吸气期间由传感器20所产生的一个或多个输出信号 对受试者12的肺顺应性进行量化。在一个实施例中，顺应性模块38通过 从对在第一次吸气和第二次吸气期间受试者12的呼吸系统进行建模的输入 -输出方程中移除隔肌压力来确定受试者12的肺顺应性。

在一个实施例中，通过顺应性模块38的肺顺应性的量化实施图4中所 示的单一分隔肺和呼吸机回路(circuit)。在图4中，P_d代表设备压力(例 如，由压力支持设备14产生的可呼吸加压气流的压力)，R代表受试者呼吸 系统的阻抗(resistance)，P_alv代表肺泡压力，C代表顺应性，P_mus代表隔肌 压力，并且Q_p代表受试者流量。在该模型中，假定呼气端口(例如，在图 1中的接口用具28处的呼气端口)的阻抗比软管(例如，图1中的导管26) 的阻抗大得多。因此，受试者内的压力与设备压力近似相同。这样，将受 试者压力简单地表示为图4中所示的回路中的设备压力。此外，假定可以 通过使用系统的测量总流量和估计的(或者测量的)泄露流量之间的差对 患者流量和患者体积进行估计。

将意识到，在确定肺顺应性的描述中实施单一隔室肺模型不是旨在限 制。从对受试者的呼吸系统的功能进行建模的方程中移除隔肌压力不依赖 于该模型，但是因为它在计算上比更加复杂的模型更便宜并且简化了解释 说明，所以在这里使用它。

通过下式给定对于图3中回路的在s域中将患者流量关联到所述设备 和受试者隔膜的压力的传递函数：

(1)$\frac{Q_p\left(s\right)}{P\left(s\right)}=\frac{\mathrm{Cs}}{\mathrm{RCs}+1}$

其中，

(2)P(s)＝P_d(s)+P_mus(s)

另外，通过下面的等式给出患者体积：

(3)$V\left(s\right)=\frac{Q_p\left(s\right)}{s}$

这样，通过下面的等式给出将压力关联到患者体积的传递函数：

(4)$\frac{V\left(s\right)}{P\left(s\right)}=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}\Rightarrow V\left(s\right)=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}{P}_d\left(s\right)+\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}{P}_{\mathrm{mus}}\left(s\right)$

其中，通过下面的等式给出对P_mus的响应：

(5)$V_{\mathrm{int}}\left(s\right)=\frac{C}{\mathrm{Rcs}+1}{P}_{\mathrm{mus}}\left(s\right)$

并且其中，通过下式给出外部响应：

(6)$V_{\mathrm{ext}}\left(s\right)=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}{P}_d\left(s\right)$

现在，如果P_d(s)代表由压力支持设备产生的可呼吸加压气流的压力， 并且在吸气期间的压力在时间上接近(例如，直接相邻的)的第一次吸气 和第二次吸气之间改变，那么对于第一次吸气和第二次吸气可以将等式(4) 写成下列形式：

(7)$V_1\left(s\right)=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}{P}_{d1}\left(s\right)+\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}{P}_{\mathrm{mus}1}\left(s\right)$和

(8)$V_2\left(s\right)=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}{P}_{d2}\left(s\right)+\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}{P}_{\mathrm{mus}2}\left(s\right)$

其中，下标1和2分别对应于第一次吸气和第二次吸气。

由于P_mus是未知的，所以总响应中与内部响应相关联的部分也是未知 的。然而，如果做出P_mus在第一次吸气和第二次吸气之间相对恒定(由于 第一次和第二次吸气在时间上接近)的假设，那么可以假定P_musl(s)等于 P_mus2(s)。

考虑在等式(5)和(6)中的体积响应之间的差，并且使用P_musl(s)等 于P_mus2(s)的假定，可以消除未知的内部响应以便产生等式(7)和(8)的 下列组合：

(9)$\mathrm{\Delta V}\left(s\right)=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}\Delta P_d\left(s\right)$

其中，ΔV(s)是V₁(s)和V₂(s)之间的差，并且其中，ΔP_d(s)是P_d1(s)和P_d2(s)之 间的差。

由于第一压力和第二压力是不同的，所以可以通过下面形式的步进激 励来表示ΔP_d(s)：

(10)$\Delta P_d\left(s\right)=\frac{\Delta P_d}{s}$

如果将等式(10)代入等式(9)，就可以如下对结果进行化简：

(11)$\mathrm{\Delta V}\left(s\right)=\frac{C}{\mathrm{RCs}+1}·\frac{\Delta P_d}{s}=\frac{C·\Delta P_d}{s(\mathrm{RCS}+1)}=\frac{C·\Delta P_d/\mathrm{RC}}{s(s+1/\mathrm{RC})}$

将等式(11)转换到时间域得到下列等式：

(12)Δv(t)＝C·ΔP_d(1-e^-t/RC)u(t)

其中，Δv(t)代表体积差。

由于对于两次吸气的压力和体积(以及/或者在其之间的瞬时差)是已 知的，所以可以使用各种已知数值估计技术中的任何一种确定阻抗R和顺 应性C。作为非限制性示例，可以实施最小平方误差技术。

返回图1，顺应性模块38可以以上述方式基于由呼吸参数模块30所确 定的(一个或多个)呼吸参数(其根据由传感器20产生的输出信号确定)、 已知的第一压力值、第二压力值和/或第一压力和第二压力之间的差值对肺 顺应性进行量化。为了减少由在第一次吸气和第二次吸气开始处的非理想 压力步幅造成的不精确和/或不准确，顺应性模块38可以分别将由转变模块 36识别的第一转变点和第二转变点认为是第一次吸气和第二次吸气的开 始。随后，可以针对各种不同使用和/或各种不同环境中的一种或多种来实 施通过顺应性模块38的肺顺应性量化。例如，可以实施肺顺应性量化以优 先诊断充血性心脏衰竭，以便开处方治疗并且/或者用于其它目的。

虽然为了说明的目的已经基于当前被认为是最实用和最优选的实施例 对本发明进行了详细描述，但是应该理解，该细节仅仅是为了该目的，并 且本发明不限于所公开的实施例，相反，本发明旨在覆盖在所附权利要求 的精神和范围内的修改和等价布置。例如，应该理解，在可能的范围内， 本发明预期可以将任何实施例的一个或多个特征与任何其它实施例的一个 或多个特征相结合。