Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала



Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала
Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала

 


Владельцы патента RU 2471156:

РИК ИНВЕСТМЕНТС, ЭлЭлСи (US)

Основные система (30) и способ контроля газов, которые включают в себя использование основного адаптера (32) дыхательных путей и газочувствительной сборки (34), ассоциативно связанной с адаптером дыхательных путей, для измерения аналита газа, протекающего через адаптер. Газочувствительная часть (36) выводит сигнал, указывающий на аналит в потоке газа в основном адаптере дыхательных путей. Обрабатывающая часть (38) принимает сигнал из газочувствительной части и определяет количество аналита в потоке газа на основании сигнала из газочувствительной части. Обрабатывающая часть обработки определяет, имеют ли измерения кислорода достаточное качество для своего предполагаемого использования, такого как для измерения потребления кислорода и метаболических оценок. Измерения качества могут использоваться для улучшения точности получаемых метаболических оценок. Предложены способы, посредством которых измерения углекислого газа могут обрабатываться и использоваться вместо прямого измерения кислорода для всего или части дыхательного цикла. Технический результат - возможность точной идентификации искаженных колебательных сигналов кислорода и коррекции таких колебательных сигналов. 4 н. и 42 з.п. ф-лы, 11 ил., 1 табл.

 

ПРИОРИТЕТНОЕ ТРЕБОВАНИЕ

В силу положений § 119(e) Раздела 35 Кодекса законов США, эта заявка испрашивает приоритет по предварительной заявке на выдачу патента США, под порядковым № 60/876798, зарегистрированной 21 декабря 2006 года, и в силу положений § 120/365 Раздела 35 Кодекса законов США, эта заявка испрашивает приоритет по предварительной заявке на выдачу патента США, под порядковым № 11/957995, зарегистрированной 17 декабря 2007 года.

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ

Настоящее изобретение относится к системе и способу для контроля метаболического параметра пользователя.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Хорошо известно, что следует контролировать потребление кислорода или поглощение кислорода индивидуума для целей контроля физиологического состояния такого субъекта. Фразы «поглощение кислорода» и «потребление кислорода» используются синонимично и обе представлены выражением «» или, для простоты, «VO2». Потребление кислорода является мерой количества кислорода, которое организм использует в пределах заданного периода времени, такого как одна минута. Оно типично выражается в качестве миллилитров кислорода, используемых на килограмм веса тела в минуту (мл/кг/мин). Измерение скорости потребления кислорода является полезным, например, в ситуациях анестезии и интенсивной терапии, так как оно дает признак достаточности сердечной и легочной функции пациента. VO2 также может использоваться для контроля пригодности индивидуума или спортсмена.

VO2 традиционно рассчитывается в качестве разницы между объемом вдыхаемого кислорода и объемом выдыхаемого кислорода. Стандартный или прямой расчет VO2 задан следующим уравнением:

где «VO2» - потребление кислорода, «Vi» - вдыхаемый объем, «FiO2» - концентрация вдыхаемого кислорода, «Ve» - выдыхаемый объем, и «FēO2» - смешанная концентрация выдыхаемого кислорода.

Альтернативный способ расчета VO2 использует только выдыхаемый объем дыхания, Ve. В этом сценарии, вдыхаемый объем Vi дыхания рассчитывается (предпочтительнее, чем измеряется) на основании допущения, что объем азота является одинаковым для обоих, вдыхаемого и выдыхаемого газа, что обычно верно, так как азот не поглощается и не вырабатывается организмом. Это указывается ссылкой как азотный баланс. Расчет Vi, предпочтительнее чем его измерение, также предполагает, что влияние температуры и влажности являются идентичными для обоих объемов, вдыхаемого и выдыхаемого газа.

Эта модификация уравнения (1), которая использует расчет Vi на основании азотного баланса, отмеченного выше, известна как преобразование Халдана. Согласно этой технологии, Vi рассчитывается, как изложено ниже:

где «FēN2» - концентрация выдыхаемого азота, а «FiN2» - концентрация вдыхаемого азота. На основании этого преобразование Халдана становится:

а расчет потребления кислорода становится:

где «FēCO2» - концентрация выдыхаемого углекислого газа, а FiCO2 - концентрация вдыхаемого углекислого газа.

Расчет VO2 с использованием преобразования Халдана обладает преимуществом, что воздействия ошибок в измерениях объема, которые не являются «групповым типом», устраняются, так как используется только измерение выдыхаемого объема. Ошибки группового типа являются ошибками, которые воздействуют на оба измерения, Vi и Ve, такими как погрешность градуировки в датчике расхода. Конечно, при условии, что один и тот же датчик используется для измерения Ve и Vi.

Традиционная технология датчика CO2, в целом, способна к очень быстрому и точному измерению CO2 дыхательных путей и может быть достаточно устойчивой к изменениям данных отслеживания в дыхательном CO2 за длительные периоды времени. Желательно измерять дыхательный кислород с подобными скоростью и точностью, так чтобы один или более параметров, таких как потребление кислорода, потребление энергии, дыхательный коэффициент или связанные метаболические измерения, могли быть точно оценены. Это может использоваться для различных применений, например таких, как дыхательная спирометрия.

Хотя основная технология восприятия кислорода, которая потенциально является достаточно быстрой и точной для использования для таких применений становится доступной, скорость и устойчивость могут быть худшими по отношению к имеющейся в распоряжении технологии восприятия CO2. Оценивание потребления кислорода или метаболических параметров, выведенных из измерений дыхательных газов, может быть точным, только если все измерения газов достаточно точны. Также необходим способ определения, мешает ли состояние дыхательных путей измерению кислорода, чтобы гарантировать, что искаженный колебательный сигнал не используется для расчета потребления кислорода или других метаболических параметров. При условии, что быстрое, точное и устойчивое измерение кислорода может быть ограничивающим фактором в получении дыхательных измерений для потребления кислорода или метаболической оценки, требуются способы для помощи в идентификации искаженных колебательных сигналов кислорода и для коррекции таких колебательных сигналов.

К тому же, однако, должно приниматься во внимание, что настоящее изобретение может применяться к восприятию других газов, и не ограничено измерениями кислорода или углекислого газа.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Соответственно, цель настоящего изобретения состоит в том, чтобы предложить систему контроля газов, которая преодолевает недостатки традиционных систем контроля газов. Некоторые варианты осуществления настоящего изобретения используют в своих интересах известные физические свойства дыхательного газообмена, которые могут применяться, когда используется надежный, быстрый и точный датчик CO2 в соединении с менее устойчивым к ошибкам датчиком кислорода. В некоторых вариантах осуществления предложены способы, которые используют измерения углекислого газа для определения, имеют ли измерения кислорода достаточное качество, чтобы использовать для потребления кислорода или других метаболических оценок. Такие качественные определения могут использоваться для улучшения точности получаемых расчетов, таких как потребление кислорода и метаболических оценок, которая, иначе, могла бы быть ограничена, когда качество измерений из датчика кислорода является худшим по отношению к качеству измерений в датчике углекислого газа. В некоторых вариантах осуществления предложены способы использования измерений углекислого газа для улучшения измерений кислорода.

В соответствии с одним из вариантов осуществления изобретения, предложена система для измерения дыхательных газов, которая включает в себя первый датчик газа, сконструированный и выполненный с возможностью измерения количества первого газа, второй датчик газа, сконструированный и выполненный с возможностью измерения количества второго газа, и процессор, оперативно соединенный с первым датчиком газа и вторым датчиком газа. Процессор принимает первый сигнал с первого датчика газа и второй сигнал со второго датчика газа. Процессор корректирует измеренное количество первого газа на основании измеренного количества второго газа.

В соответствии с еще одним вариантом осуществления изобретения, предложена система для измерения дыхательных газов, которая включает в себя первый датчик газа, который измеряет количество вдыхаемого и выдыхаемого кислорода, второй датчик газа, который измеряет по меньшей мере количество выдыхаемого CO2, и процессор, оперативно соединенный с первым датчиком газа и вторым датчиком газа. Процессор принимает сигналы с первого датчика газа и со второго датчика газа и корректирует измеренное количество кислорода на основании измеренного количества CO2.

В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения, предложен способ для измерения дыхательных газов, который включает в себя этапы измерения количества первого газа, измерения количества второго газа, определения, требует ли измеренное количество первого газа корректировки, и корректировки измеренного количества первого газа на основании измеренного количества второго газа, если первый газ требует корректировки.

В соответствии с еще одним вариантом осуществления изобретения, предложена система для измерения дыхательных газов, которые включают в себя средство для измерения количества первого газа, средство для измерения количества второго газа и средство для корректировки измеренного количества первого газа на основании измеренного количества второго газа.

Эти и другие цели, признаки и характеристики настоящего изобретения, а также способы работы и функции связанных элементов конструкции и комбинации частей, а также меры экономии производства, будут становиться более очевидными при рассмотрении последующего описания и прилагаемой формулы изобретения со ссылкой на сопроводительные чертежи, все из которых формируют часть этого описания изобретения, на которых одинаковые номера ссылок обозначают соответствующие части на различных фигурах. Однако должно отчетливо пониматься, что чертежи предназначены только для цели иллюстрации и описания, и не подразумеваются в качестве определения границ изобретения. В качестве используемого в описании изобретения и формуле изобретения, формы единственного числа включают в себя множественные объекты ссылки, если контекст ясно не диктует иного.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг. 1 - вид в перспективе первого варианта осуществления газочувствительной системы согласно принципам настоящего изобретения;

фиг. 2 - вид в перспективе адаптера дыхательных путей и датчика газа в газочувствительной системе по фиг. 1;

фиг. 3 - схема компонентов газочувствительной системы по фиг. 1;

Фиг. 4 - схема компонентов второго варианта осуществления газочувствительной системы согласно принципам настоящего изобретения;

фиг. 5 - вид в перспективе адаптера дыхательных путей и датчика газа согласно третьему варианту осуществления настоящего изобретения;

фиг. 6 - вид в перспективе адаптера дыхательных путей и датчика газа согласно еще одному другому варианту осуществления настоящего изобретения;

фиг. 7 - график, показывающий колебательные сигналы, представляющие соотношения между концентрациями CO2 и O2 в дыхательных газах;

фиг. 8 - график, показывающий колебательные сигналы, представляющие соотношения между концентрациями CO2 и O2 в дыхательных газах, на котором колебательный сигнал CO2 масштабирован и инвертирован;

фиг. 9 - блок-схема последовательности операций способа для контроля качества датчика согласно аспектам настоящего изобретения;

фиг. 10A-10B предоставляет блок-схему последовательности операций способа для коррекции сигнала, вырабатываемого датчиком, согласно аспектам настоящего изобретения; и

фиг. 11 - выровненный по методу наименьших квадратов график, показывающий качество измерения кислорода в одном из примеров.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ПРИМЕРНЫХ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

Фиг. 1 схематически иллюстрирует примерный вариант осуществления основной системы 30 контроля газов согласно принципам настоящего изобретения. Система 30 контроля газов включает в себя адаптер 32 дыхательных путей для использования в дыхательном контуре 40 и газочувствительную сборку, в целом указанную позицией 34. Дыхательный контур 40 используется для передачи потока газа в пациента. Например, первый конец 42 дыхательного контура 40 соединен с прибором сопряжения с пациентом, сконфигурированным для сообщения с дыхательными путями пациента. Примеры приборов сопряжения с пациентом, которые пригодны для использования с дыхательным контуром 40, включают в себя, но не в качестве ограничения: эндотрахеальную трубку, носовую канюлю, трахеотомическую трубку, маску, либо любой другой элемент или устройство, которое связывает поток газа с дыхательными путями пользователя.

Второй конец 44 дыхательного контура 40 сконфигурирован, чтобы поддерживать связь с источником газа. Например, источник газа может включать в себя окружающую атмосферу, подводку сжатого газа, устройство поддержания давления, вентилятор или другие источники газа. В проиллюстрированном варианте осуществления, второй конец 44 включает в себя Y-образный соединитель 46, который типично обнаруживается в контуре вентилятора, показан присоединенным ко второму концу адаптера дыхательных путей. Одно плечо Y-образного соединителя соответствует вдыхательной части, которая доставляет газ от вентилятора (не показан) пациенту, а другое плечо Y-образного соединителя соответствует выдыхательной части, которая отдает газ от пациента. Типично, газ выдается выдыхательной частью обратно в вентилятор, который является источником газа в этом варианте осуществления. В системе с одной частью (не показана) второй конец содержит одиночный трубопровод, который передает поток газа между пациентом и источником газа, который часто является системой поддержания давления, такой как CPAP, двухуровневое или автотитрующее устройство поддержания давления.

Как, пожалуй, наилучшим образом показано на фиг. 2 и 3, адаптер 32 дыхательных путей предусматривает проток 50, находящийся в одной линии с дыхательным контуром 40, через который газ проходит в и из пациента. Адаптер 32 дыхательных путей также предусматривает часть контроля газа или место отбора проб, в целом показанное на 52, в котором составляющие газа, проходящего через адаптер дыхательных путей, контролируются и измеряются. Примеры адаптера дыхательных путей для использования в настоящем изобретении описаны в патентах США, под № 5789660 («патент '660») и № 6312389 («патент '389»), и в заявке на выдачу патента США, под № 09/841451 («заявке '451», публикация № 2002/0029003) содержание каждого из которых включено в материалы настоящей заявки посредством ссылки во всей своей полноте.

В варианте осуществления, проиллюстрированном на фиг. 1-3, газочувствительная сборка 34 включает в себя газочувствительную часть 36 и обрабатывающую часть 38. В этом проиллюстрированном примерном варианте осуществления, газочувствительная часть 36 съемным образом присоединена к адаптеру 32 дыхательных путей, как указано стрелкой A, и включает в себя компоненты, которые используются для детектирования составляющей или составляющих газа, также указываемых ссылкой как контролируемый аналит. Должно приниматься во внимание, что многообразие механизмов может быть реализовано для съемного присоединения газочувствительной части 36 к адаптеру 32 дыхательных путей. В примерном варианте осуществления, показанном на фиг. 2, область 33 посадки предусмотрена на внешней поверхности адаптера 32 дыхательных путей, которая приспособлена для прочного вмещения корпуса 37 части 36 датчика газа. Корпус 37 обычно имеет «U»-образную форму, чтобы устанавливаться на область 33 посадки каналом 35, который принимает в целом сопрягающуюся форму области посадки адаптера дыхательных путей. Фланцы 39 могут быть предусмотрены на адаптере дыхательных путей, чтобы выравнивать и прикреплять корпус к адаптеру дыхательных путей. Патенты США под № 6616896 («патент '896») и № 6632402 («патент '402»), содержание каждого из которых настоящим включено в состав посредством ссылки, описывают технологии для присоединения газочувствительной части 36 к адаптеру 32 дыхательных путей. Настоящее изобретение также предполагает постоянное присоединение газочувствительной части 36 к адаптеру 36 дыхательных путей так, чтобы функциональные возможности каждого компонента эффективно объединялись в общий элемент.

Линия 48 связи предоставляет данным, электропитанию и любым другим сигналам, командам и т. д. возможность передаваться между газочувствительной частью 36 и обрабатывающей частью 38. Хотя жесткая проводная линия 48 связи показана на фиг. 1-3, должно быть понятно, что настоящее изобретение предполагает, что линия связи может быть беспроводной линией связи, использующей любую разновидность беспроводной связи или протокола связи. Конечно, если предусмотрена беспроводная линия связи, источник питания, такой как аккумуляторная батарея, должен быть включен в газочувствительную часть 36, или электропитание должно подаваться некоторым другим образом в газочувствительную часть.

Газочувствительная сборка 34 детектирует концентрацию одного или более газов (аналитов) в потоке газа через секцию отбора проб. В примерном варианте осуществления, проиллюстрированном на фиг. 1-3, газочувствительная сборка 34 сконфигурирована для применения технологий гашения люминесценции, чтобы измерять парциальное давление или количество кислорода или других газов, которые протекают через адаптер 32 дыхательных путей. Это измерение кислорода, например, используется для определения значения для FiO2 и FēO2.

Гашение люминесценции является технологией, которая была использована для измерения концентраций кислорода в газах. При использовании гашения люминесценции для измерения концентраций кислорода, люминесцентный материал 60 (см. фиг. 3) возбуждается, чтобы люминесцировать, подачей энергии возбуждения, как указано стрелкой B, на люминесцентный материал. Будучи возбужденным, чтобы люминесцировать, люминесцентный материал будет испускать энергию, как указано стрелкой C. Однако когда люминесцирующий материал подвергается воздействию газовой смеси, включающей в себя кислород, люминесценция гасится, в зависимости от количества (то есть, концентрации или доли) кислорода, воздействию которого подвергается люминесцентный материал, или количества кислорода в газовой смеси. Соответственно, скорость уменьшения величины люминесценции, или гашения люминесценции, люминесцентного материала (то есть, количества света, испускаемого люминесцентным материалом) соответствует количеству кислорода в газовой смеси. Таким образом, энергия, испускаемая люминесцентным материалом, может использоваться для определения концентрации газа, проходящего через адаптер дыхательных путей. Патенты США под № 6325978; 6632402; 6616896; и 6815211, содержание каждого из которых включено в материалы настоящей заявки посредством ссылки, все раскрывают датчик кислорода, который использует гашение люминесценции для определения концентрации газа, такого как кислород, в газе, протекающем через секцию отбора проб.

Как показано на фиг. 1-3, количество люминесцентного материала 60 располагается так, что он подвергается воздействию газа, протекающего в протоке 50 через адаптер 32 дыхательных путей. Настоящее изобретение также предполагает предоставление комбинации люминесцентных материалов во взаимодействии с газом, протекающим через адаптер дыхательных путей. Порфирины являются примером материала, который может использоваться в качестве люминесцентного материала 60. Порфирины являются стабильными органическими кольцевыми структурами, которые часто включают в себя атом металла. Когда атомом металла является платина или палладий, время затухания фосфоресценции находится в диапазоне от приблизительно 10 мкс до приблизительно 1000 мкс. Порфирины также чувствительны к молекулярному кислороду. Когда порфирины используются в качестве люминесцентного материала 60, предпочтительно, чтобы порфирины сохраняли по существу всю из своей фотовозбудимости при многократном применении. Излагая иначе, предпочтительно, чтобы порфирины были «фотостабильными». Флуоресцентные порфирины, такие как мезотетрафениловые порфирины, являются особенно фотостабильными. Различные типы порфиринов, которые могут использоваться в качестве люминесцентного материала 30 для содействия детектированию кислорода включают в себя, без ограничения, платиновый мезотетра(пентафтор)фениловый порфирин, платиновый мезотетрафиниловый порфирин, палладиевый мезотетра(пентафтор)фениловый порфирин и палладиевый мезотетрафениловый порфирин. Конечно, другие типы люминесцентных материалов, которые известны гаснущими, будучи подвергаемыми воздействию кислорода, углекислого газа или другого анализируемого вещества (например, газа, жидкости или пара) также могут использоваться в адаптерах дыхательных путей, включающих в себя доктрины настоящего изобретения.

В проиллюстрированном варианте осуществления люминесцентный материал 60 предусмотрен в адаптере 32 дыхательных путей, и окно 62 предусмотрено в проеме 64 в корпусной детали адаптера дыхательных путей, чтобы предоставлять энергии B возбуждения возможность пропускаться на люминесцентный материал. Окно 62 предпочтительно имеет высокий коэффициент пропускания для длин волн излучения возбуждения, которое возбуждает люминесцентный материал 60, а также для длин волн излучения C, испускаемого из люминесцентного материала. Например, окно 62 может быть сформировано из сапфира, одного или более полимеров (например, полиэтилена, и т. д.), стекла и/или других по существу прозрачных материалов.

В примерном варианте осуществления люминесцентный материал 60 получается посредством мембраны или матрицы, которая расположена на или содержит неотъемлемую часть поверхности или стенки адаптера дыхательных путей, определяющих газовый проток 50. Настоящее изобретение также предполагает, что люминесцентный материал и связанные компоненты, такие как мембрана, не обязаны непосредственно присоединяться к адаптеру дыхательных путей, но могут присоединяться избирательно, так чтобы люминесцентный материал мог быть заменен без вынуждения снимать или заменять взятый в целом адаптер дыхательных путей.

Излучатель 66 предусмотрен в газочувствительной части 36 для испускания энергии B возбуждения на люминесцентный материал 60. В примерном варианте осуществления настоящего изобретения, энергия, испускаемая излучателем 66, включает в себя электромагнитное излучение с длиной волны, которая заставляет люминесцентный материал 60 люминесцировать. Излучатель 66 может включать в себя один или более органических светоизлучающих диодов («ОСИД», «OLED»), лазеров (например, диодных лазеров или других лазерных источников), светоизлучающих диодов («СИД», «LED»), флуоресцентных ламп с горячим катодом («HCFL»), флуоресцентных ламп с золотым катодом («CCFL»), ламп накаливания, галогеновых ламп и/или других источников электромагнитного излучения.

В примерной реализации излучатель 66 включает в себя один или более зеленых и/или синих СИД. Эти СИД типично имеют высокую интенсивность в области поглощения люминесцентной среды люминесцентного материала 60 и выдают меньшие величины излучения на других длинах волн (например, красного и/или инфракрасного). Это минимизирует создающий помехи рассеянный свет и фотодеградацию датчика. Несмотря на то, что настоящее изобретение никоим образом не ограничено использованием СИД, другие преимущества реализации СИД в качестве излучателя 30 включают в себя их легкий вес, компактность, низкую потребляемую мощность, требования низкого напряжения, низкую выработку тепла, надежность, прочность, относительно низкую себестоимость и стабильность. К тому же, они могут включаться и выключаться очень быстро, надежно и воспроизводимо.

Детектор 68 предусмотрен в газочувствительной части 36 для детектирования излучения C. Детектор 68 расположен в пределах газочувствительной части 36, из условия чтобы, когда газочувствительная часть 36 и адаптер 32 дыхательных путей соединены, детектор 68 принимает по меньшей мере часть люминесцентного электромагнитного излучения C из люминесцентной среды 60. На основании принятого излучения, детектор 60 вырабатывает один или более выходных сигналов, имеющих отношение к одному или более свойств принятого излучения. Например, один или более выходных сигналов могут быть зависящими от величины излучения, интенсивности излучения, модуляции излучения и/или других свойств излучения. В одном из вариантов осуществления детектор 68 включает в себя регулируемый резистивный диод. В других вариантах осуществления другие фоточувствительные устройства применяются в качестве детектора 68. Например, детектор 68 может принимать форму диодной матрицы, интегральной схемы на ПЗС (приборе с зарядовой связью, CCD), интегральной схемы на КМОП (комплементарных элементах металл-оксид-полупроводник, CMOS), фотоумножительной трубки и/или других фоточувствительных устройств.

Люминесцентный материал 60, в ответ на излучение B из излучателя 66, испускает электромагнитное излучение C, по существу однонаправленным образом, на длине волны, отличной от таковой у электромагнитного излучения, выдаваемого излучателем. Интенсивность и/или постоянство этого люминесцентного электромагнитного излучения растет и падает согласно относительным количествам одного или более аналитов, таких как кислород, включенных в объем газа в пределах газового протока 50. В одном из вариантов осуществления кислород вызывает изменение интенсивности и/или постоянство люминесцентного излучения B посредством гашения реакции люминесценции. По мере того, как концентрация кислорода повышается, изменение интенсивности и/или постоянство люминесцентного излучения B уменьшается. В одном из вариантов осуществления люминесцентная среда 60 сформирована в виде люминесцентной пленки. Например, оба из включенных в состав патентов '896 и '402 раскрывают пленки, которые могут применяться в качестве люминесцентного материала 60.

На основании выходного сигнала из газочувствительной части 36 обрабатывающая часть 38 определяет информацию, имеющую отношение к одному или более свойств одного или более аналитов или составляющих, включенных в газ, расположенный в пределах протока 50. В проиллюстрированном примерном варианте осуществления обрабатывающая часть 38 включает в себя процессор 70, который управляет излучателем 66 и принимает сигнал из детектора 68. Процессор 70 использует сигнал из детектора 68 для определения концентрации кислорода, как подробно обсуждено ниже. Хотя не показано, процессор 70 и/или обрабатывающая часть 38 могут включать в себя другие компоненты, типично используемые для контроля составляющих газа, такие как память (ОЗУ (оперативное запоминающее устройство, RAM), ПЗУ (постоянное запоминающее устройство, ROM)).

Как показано на фиг. 3, настоящее изобретение предполагает, что часть 38 обработки включает в себя устройство 72 ввода/вывода или устройство для выдачи входного сигнала процессора 70 в воспринимаемом человеком формате. В примерном варианте осуществления устройство 72 ввода/вывода является монитором или дисплеем, который визуально показывает концентрацию кислорода пользователю. Настоящее изобретение также предполагает, что устройство 72 ввода/вывода включает в себя элементы связи, такие как терминалы, приемопередатчики, модемы и т. д., для передачи выходного сигнала процессора 70 в удаленное местоположение. Это может осуществляться беспроводным образом, посредством аппаратной системы связи или с использованием любой их комбинации.

В вариантах осуществления по фиг. 1-3 газочувствительная часть 36 и обрабатывающая часть 38 являются отдельными конструкциями, которые содержат свои соответственные компоненты. Настоящее изобретение также предполагает, что эти две части могут комбинироваться в общую газочувствительную/обрабатывающую часть 90, как схематически показано на фиг. 4 и на фиг. 5. То есть, все из компонентов, необходимых для детектирования, контроля, определения, отображения и передачи информации, относящейся к концентрации газа, такой как VO2, могут быть предусмотрены в сенсорной головке 90, которая крепится к адаптеру 32 дыхательных путей. Пример сенсорной головки 90, имеющей такие функциональные возможности, показан на фиг. 5 и раскрыт, например, в заявке на выдачу патента США под № 11/368832 (публикация № US-2006-014078-A1), содержание которой включено в материалы настоящей заявки посредством ссылки.

Настоящее изобретение предполагает, что дополнительные компоненты могут быть использованы в газочувствительной части 36. Например, один или более элементов фильтра могут быть расположены в пределах газочувствительной части, например, между люминесцентной средой 60 и детектором 68. Такие элементы фильтра типично предназначены для предохранения электромагнитного излучения, которое не испускается люминесцентной средой от становления падающим на детектор. Например, в одном из вариантов осуществления, элементы фильтра являются специфичными по длине волны и позволяют излучению C люминесценции проходить насквозь, попадая на детектор 68, при этом по существу, блокируя излучение с другими длинами волн.

Другие компоненты, которые могут использоваться в газочувствительной части 36, включают в себя эталонный детектор и элемент деления пучка, который направляет часть излучения, распространяющегося по направлению к детектору 68, на эталонный детектор. Один или более выходных сигналов, сформированных эталонным детектором, могут выдаваться в процессор 70 и используются в качестве опоры для отсчета и компенсации шумов системы (например, флуктуаций интенсивности в излучателе 66, и т. д.) в сигналах, вырабатываемых детектором 68.

В некоторых реализациях газочувствительная часть 36 может включать в себя один или более оптических элементов (не показаны) для проведения, фокусировки и/или обработки иным образом излучения, испускаемого излучателем 66 или выдаваемого на детектор 68. Например, одна или более линз могут коллимировать излучение в выбранном направлении. В качестве более конкретных примеров оба из включенных в состав патентов '896 и '402 раскрывают использование оптических элементов, которые обрабатывают излучение, испускаемое излучателем, подобным излучателю 66.

Настоящее изобретение дополнительно предполагает использование теплового конденсатора для поддержания люминесцентной среды 60 при по существу постоянной рабочей температуре, чтобы уменьшать или устранять неточности в системе 30 измерения газов, приписываемые изменениям температуры люминесцентной среды. Таким образом, тепловой конденсатор является любым устройством, которое выполняет эту функцию, таким как нагреватель, управляемый некоторым образом с обратной связью на основании выходного сигнала датчика температуры, теплоотвод, или тому подобное. Примеры подходящих тепловых конденсаторов в виде нагревательных элементов раскрыты в патенте США под № 6888101 и заявке на выдачу патента США под № 11/069114 (публикации № US-2005-0145796-A1), содержание каждого из которых настоящим включено в состав посредством ссылки.

В варианте осуществления, проиллюстрированном на фиг. 1-4, одиночное окно 62 предусмотрено на адаптере дыхательных путей. Настоящее изобретение также предполагает предоставление двух окон, подобных окну 62, в адаптере дыхательных путей. Как показано и описано в патенте '402, два окна могут быть расположены в адаптере дыхательных путей напротив друг друга, чтобы давать электромагнитному излучению возможность проходить через адаптер. В этом варианте осуществления детектор 32 может быть расположен на противоположной стороне адаптера дыхательных путей от излучателя 66, когда является датчиком.

Настоящее изобретение также предполагает, что адаптер 32 дыхательных путей может включать в себя другие один или более дополнительных компонентов измерения и/или восприятия газа. Эти другие чувствительные компоненты схематически проиллюстрированы поз. 80 на фиг. 3. Примеры таких датчиков включают в себя датчики температуры, света, звука, влажности, давления, расхода и концентрации газа. Такие датчики могут использоваться для контроля расхода газа, газочувствительной части 36 или того и другого. Например, датчик температуры может быть предусмотрен в корпусе 37 для выявления перегрева в корпусе. Датчик температуры также может быть предусмотрен для детектирования температуры газа, протекающего в адаптере дыхательных путей.

Фиг. 5 иллюстрирует систему контроля газа, которая включает в себя как возможность детектирования концентрации углекислого газа (CO2), так и возможность детектирования концентрации кислорода (O2). Система детектирования концентрации кислорода соответствует технологии гашения люминесценции, обсужденной выше, и включает в себя люминесцентный материал, расположенный в окне 62 адаптера 132 дыхательных путей. Система контроля CO2 является системой обнаружения (аналита) газа абсорбционного типа, в которой энергия передается из излучателя (не показанного), расположенного на одном плече корпуса 120 (таком как плечо 122). Окно 123 показано на внутренней поверхности плеча 122, из которой энергия выходит из корпуса 120. Энергия подается в первое окно (не показано), образованное в адаптере дыхательных путей. Она проходит через газовую пробу (газ, протекающий через газовый проход 50), и из второго окна 134, также образованного в адаптере дыхательных путей, в целом, напротив первого окна. Энергия, выходящая из места отбора проб через второе окно 134, измеряется детектором (не показанным), предусмотренным во втором плече 124.

Как известно в данной области техники, сигнал из детектора используется для определения концентрации газа (аналита). Например, известно, что следует использовать выходной сигнал этого типа абсорбционной системы для выявления количества CO2 в газе, проходящем через адаптер дыхательных путей, которое используется для определения выдыхаемого CO2 (FēCO2) и количества вдыхаемого CO2 (FiCO2). Сигнал из детектора может обрабатываться процессором, предусмотренным в корпусе 37, либо отправляться беспроводным образом или через проводное соединение 48 в отдельную обрабатывающую часть. В этом проиллюстрированном варианте осуществления, обрабатывающая часть включена в корпус 120, а результирующее измерение аналита показывается на дисплее 72.

Подобным образом, настоящее изобретение, кроме того, предполагает, что адаптер дыхательных путей может быть сконфигурирован, чтобы включать в себя систему восприятия расхода для измерения расхода или скорости потока газа, проходящего через адаптер дыхательных путей. Скорость потока используется для определения количества аналита, проходящего через адаптер дыхательных путей за заданный период времени или в течение дыхательного цикла, либо его фазы.

Одним из типов системы восприятия расхода, пригодной для использования в этом варианте осуществления настоящего изобретения, является пневмотахометрический тип датчика расхода. Такой датчик расхода включает в себя проточный элемент (не показан), который расположен в тракте потока газа, с тем чтобы создавать падение давления в потоке газа вдоль тракта потока газа. Падение давления, создаваемое проточным элементом, измеряется и используется для определения расхода.

Фиг. 6 иллюстрирует адаптер 232 дыхательных путей, имеющий такую возможность восприятия расхода. Должно быть отмечено, что адаптер дыхательных путей также обладает возможностью восприятия O2 и CO2 с использованием технологий, обсужденных выше. Адаптер 232 дыхательных путей включает в себя пару портов 234a и 234b, которые предусмотрены по каждую сторону от проточного элемента, заключенного в пределах адаптера дыхательных путей. Эти элементы восприятия давления позволяют измерять падение давления на проточном элементе, так чтобы расход газа через адаптер дыхательных путей мог количественно определяться. Например, пара трубок или воздушных шлангов 236a и 236b могут быть присоединены к портам 234a и 234b и к датчику или датчикам давления в обрабатывающей части 38 (см. фиг. 1). Датчики давления измеряют падение давления, и этот выходной сигнал используется для определения расхода через адаптер дыхательных путей.

В варианте осуществления, проиллюстрированном на фиг. 6, дополнительная функция восприятия расхода не заключена в корпусе 37, который также содержит по меньшей мере некоторые компоненты системы восприятия аналита. Сигнал может отправляться через линию 48 связи в процессор (например, такой как процессор 70, описанный ранее, но с дополнительными функциональными возможностями, или совершенно иной цифровой процессор). Однако настоящее изобретение также предполагает, что элементы восприятия расхода, такие как датчик(и) давления, и процессор могут быть заключены в корпусе 37. В таком случае порты 234a и 234b были бы присоединены непосредственно к корпусу. В варианте осуществления, проиллюстрированном на фиг. 6, проточный элемент предусмотрен по одну сторону от места измерения газа. Настоящее изобретение также предполагает использование места измерения газа для создания падения давления. В таком случае порты 234a и 234b были бы предусмотрены по каждую сторону от места измерения газа. Такая конфигурация, например, задана в патенте '660, патенте '389 и заявке '451.

В некоторых вариантах осуществления предусмотрена основная система восприятия кислорода, которая учитывает воздействие изменения температуры и влажности выдыхаемых газов по сравнению с температурой и влажностью вдыхаемого газа (вследствие того, что вдыхаемый газ не подвергается воздействию температурных и влажностных условий тела). Это изменение температуры и влажности имеет следствием измеренные увеличения объема выдыхаемого газа и может приниматься во внимание при коррекции измеряемой доли вдыхаемого кислорода. Коррекция доли вдыхаемого кислорода таким образом может давать в результате улучшенную точность измерения потребления кислорода с использованием преобразования Халдана. Системы и способы для достижения таких улучшений точности описаны в заявке на выдачу патента США под № 11/948080, полное содержание которой таким образом включено в материалы настоящей заявки посредством ссылки.

График фиг. 7 изображает колебательные сигналы, представляющие концентрации измеряемых O2 152 и CO2 150 во вдыхаемых и выдыхаемых газах. Во время дыхания флуктуации, наблюдаемые в концентрации кислорода, плотно отслеживают таковые у концентрации углекислого газа, за исключением того, что форма колебательного сигнала 152 O2 является по существу инверсией колебательного сигнала 150 CO2 в течение наблюдаемого интервала времени. Следовательно, изменяющаяся во времени концентрация кислорода во вдыхаемых и выдыхаемых газах может приближенно выражаться с использованием инвертированной и надлежащим образом масштабированной формы изменяющейся во времени концентрации CO2. Будет приниматься во внимание, что концентрации газов могут быть выражены в парциальном давлении газа, процентных содержаниях газа, в объемных долях газа, в массовых долях газа или в любой системе мер, благоприятной для сравнения концентраций газов и вычисления соотношений между разными газами, как описано в этой заявке.

График фиг. 7 изображает соотношение колебательных сигналов, представляющих концентрации измеренных O2 152 и CO2 150, когда колебательный сигнал 150 CO2 инвертирован и масштабирован надлежащим образом. Концентрация кислорода может измеряться с использованием датчика кислорода, имеющего достаточную точность, воспроизводимость и скорость измерения, чтобы правильно измерять пик (наивысший уровень) и впадину (самый низкий уровень) кислорода в дыхательном цикле. Эти уровни пика и впадины кислорода могут использоваться для создания масштабированного опорного колебательного сигнала 154 O2 из колебательного сигнала 150 CO2. Масштабированный опорный колебательный сигнал 154 O2 (фиг. 8) предоставляется инвертированием колебательного сигнала 150 CO2 и применением масштабного коэффициента, рассчитанного как отношение измеренного уровня кислорода от пика до впадины к измеренному уровню CO2 от пика до впадины.

Профиль, форма, временная привязка и спектральный состав опорного колебательного сигнала 154 затем могут сравниваться с колебательным сигналом 152, созданным датчиком кислорода. Некоторые варианты осуществления применяют алгоритм подбора кривой или другую подходящую технологию для определения корреляции сигналов, чтобы измерять качество колебательного сигнала 152 O2. Качество может количественно определяться с использованием рассчитанной меры подбора колебательного сигнала 152 O2 к масштабированному опорному колебательному сигналу 154 O2. Измерение качества может быть выражено как зависящий от времени рассчитанный показатель или другая мера подбора.

Например, может использоваться подход подбора методом наименьших квадратов, при этом R2 - дискриптивная мера, которая может изменяться между 0 и 1, и может считаться относительной прогнозной мощностью модели. Фиг. 11 иллюстрирует эту меру R2 с использованием дыхательной части, показанной на блок-схемах последовательностей операций способа по фиг. 10A и 10B. Если значение R2 ниже предопределенного или заданного значения, то соответствующая часть колебательного сигнала O2 может считаться кандидатом на корректировку или замещение. В качестве неограничивающего примера, если значение R2 является меньшим, чем 0,95, части колебательного сигнала O2 были бы кандидатом на корректировку или замещение.

Однако должно приниматься во внимание, что качество измерения кислорода может определяться или оцениваться с использованием многих разных методологий или алгоритмов, и способ подбора методом наименьших квадратов является безусловно только одним из примеров.

Будет приниматься во внимание, что концентрация вдыхаемого CO2 типично является очень низкой (близкой к нулю). Следовательно, в некоторых вариантах осуществления вдыхаемая концентрация CO2 может приближенно выражаться нулем без значительной потери точности при получении масштабированного опорного колебательного сигнала 154 O2. Такое приближение может содействовать легкости вычислений при получении и обработке опорного колебательного сигнала 154 O2.

Варианты осуществления настоящего изобретения пользуются высоко интегрированной технологией цифровой обработки сигналов (DSP) для выполнения многих из сложных функций электронных интерфейсов в пределах небольшого однокристального процессора, который включает в себя программу и запоминающее устройство для данных, а также аналого-цифровое преобразование. Алгоритмы подбора кривых типично выбираются на основании факторов, которые включают в себя возможности процессора 70, спектральный состав измеренных колебательных сигналов и быстроту реагирования на изменения в выходном сигнале. Во многих вариантах осуществления, один или более фильтров могут быть реализованы для обработки измеренных колебательных сигналов 150 и 152 и опорного колебательного сигнала 154 в различных точках при обработке, в том числе до, во время и после подбора кривой или обработки другого типа. Фильтры могут использоваться для удаления переходных процессов и могут использоваться для устранения или приспосабливания к медленным изменениям чувствительности и точности датчика, которые могут приписываться относящимся к окружающей среде и другим факторам. Таким образом, будет приниматься во внимание, что комбинации фильтрации нижних частот, верхних частот и полосовой фильтрации могут использоваться для подготовки измеренных и выведенных сигналов для обработки.

В некоторых вариантах осуществления опорный сигнал 154 может использоваться для корректировки или замещения частей измеренного колебательного сигнала 152 O2. Например, когда качество сигнала кислорода уменьшается ниже определенного порогового значения, логика обработки может указывать, что сигнал O2 должен быть усилен или ослаблен посредством расчетного коэффициента. Расчетный коэффициент типично будет отражать степень отклонения измеренного колебательного сигнала 152 O2 от опорного колебательного сигнала 154. В некоторых вариантах осуществления применение рассчитанного коэффициента может задерживаться. В таких вариантах осуществления задержка может быть следствием использования фильтров, которые удаляют высокочастотные составляющие измеренных и выведенных сигналов. Задержка также может возникать, так как логика обработки может задерживать корректировку измеренного сигнала O2 на основании конфигурации и запрограммированных параметров системы. Например, логика обработки может быть сконфигурирована, чтобы задерживать изменение рассчитанного коэффициента на минимальный период времени, и, кроме того, может быть сконфигурирована, чтобы задерживать изменение рассчитанного коэффициента на период времени, зависящий от рассчитанного качества измеренного колебательного сигнала 152 O2. Таким образом, логика обработки может реагировать на большие падения качества быстрее, чем на меньшие падения качества. В одном из примеров предопределенная минимальная задержка может быть задана, чтобы уменьшать влияние переходных процессов. В другом примере предопределенная минимальная задержка может модифицироваться на основании количественного определения мгновенных перепадов между измеренным колебательным сигналом 152 O2 и опорным колебательным сигналом 154 O2.

В некоторых вариантах осуществления измеренный сигнал O2 может замещаться опорным сигналом O2. Типично, логика обработки определяет, что подстановка опорного сигнала O2 для измеренного сигнала O2 указывается после определения, что качество измеренного колебательного сигнала 152 O2 ухудшилось ниже предопределенного порогового уровня. В некоторых вариантах осуществления, когда качество измеренного колебательного сигнала 152 O2 улучшается, логика обработки может прекращать замещение сигнала. Логика обработки может задерживать замещение и завершение замещения, чтобы гарантировать, что ухудшение и улучшение качества не является просто временным.

В некоторых вариантах осуществления логика обработки может определять, что качество измеренного колебательного сигнала 152 O2 меняется периодическим образом. Например, для значительных дыхательных частей, качество измеренного колебательного сигнала 152 O2 может быть согласовано ниже порогового уровня. В таких условиях логика обработки может периодически подавлять измеряемый колебательный сигнал 152 O2 во время дыхания и подставлять опорный сигнал O2 вместо него. Будет приниматься во внимание, что опорный сигнал O2 может использоваться в качестве замены для всего или любой части колебательного сигнала кислорода, который был определен имеющим пограничное качество.

Типично, опорный сигнал O2 формируется посредством обработки измеренного сигнала CO2 на основании известных или рассчитанных соотношений между содержанием кислорода и углекислого газа во вдыхаемых и выдыхаемых газах. Настоящее изобретение также предполагает, что другие сочетания газов могут использоваться для определения качества измеренного колебательного сигнала газа. Например, наличие ингаляционных анестетиков может измеряться и связываться с содержанием кислорода во вдыхаемых и выдыхаемых газах.

Блок-схема последовательности операций способа по фиг. 9 изображает последовательность операций для управления замещением одного или более частей опорного сигнала содержания газа для измеренного сигнала содержания газа на основании рассчитанного качества по меньшей мере одного измеренного сигнала содержания газа. Для облегчения понимания примеры по фиг. 7 и 8 будут указываться ссылкой в отношении блок-схемы последовательности операций способа. На этапе 700 уровни содержания газа первого вдыхаемого и выдыхаемого газа (например, O2) и второго вдыхаемого и выдыхаемого газа (например, CO2) изменяются, например, посредством использования варианта осуществления по фиг. 6. Однако также могут использоваться другие технологии измерения содержания газа. Уровни типично выдаются в виде сигнала в процессор 70, который определяет качество измеренного колебательного сигнала 152 O2. Должно быть отмечено, что термин «вдыхаемый и выдыхаемый» используется для описания газа, так как газ в настоящем изобретении подается в и принимается из дышащего млекопитающего. Однако настоящее изобретение предполагает, что потоки газа, иные чем вдыхаемый и выдыхаемый газ, рассматриваются настоящим изобретением.

Как описано выше, качество измеренного колебательного сигнала 152 O2 может определяться на этапе 702 с использованием технологий анализа сигналов, таких как (например) технологии подбора кривой, для получения меры корреляции между измеренным колебательным сигналом 152 O2 и инвертированным масштабированным вариантом измеренного колебательного сигнала 150 CO2. На этапе 704 определяется, превышает ли качество измеренного колебательного сигнала 152 O2 предопределенное пороговое значение. Если качество измеренного колебательного сигнала 152 O2 превышает предопределенное пороговое значение, то измеренный колебательный сигнал 152 O2 может использоваться для дополнительных расчетов, таких как для получения потребления кислорода или метаболических оценок на основании количеств кислорода, детектированных датчиком O2. Однако если качество измеренного колебательного сигнала 152 O2 имеет недостаточное качество, то части или весь опорный колебательный сигнал 154 O2 может замещаться на измеренный колебательный сигнал 152 O2 на этапе 706.

Несмотря на то, что, в одном из вариантов осуществления, колебательный сигнал O2 корректируется, будучи полностью замещаемым опорным колебательным сигналом O2, предполагается, что возможны другие типы коррекции, такие как применение поправочного коэффициента к измеренному колебательному сигналу 152 O2. Поправочный коэффициент может выводиться в качестве функции измеренного CO2.

Блок-схема последовательности операций способа по фиг. 10A и 10B описывает примерную последовательность операций для формирования опорного колебательного сигнала согласно одному из вариантов осуществления настоящего изобретения. Для облегчения понимания примеры по фиг. 7 и 8 будут указываться ссылкой в отношении блок-схемы последовательности операций способа. На этапе 710 колебательный сигнал 500 второго вдыхаемого и выдыхаемого газа (например, CO2) типично фильтруется, чтобы удалить высокочастотный шум. Типично, колебательный сигнал 500 подвергается фильтрации нижних частот, однако, в некоторых вариантах осуществления может быть желательным избирательно удалять низкочастотные помехи в дополнение к высокочастотному шуму. После фильтрации, получается фильтрованный колебательный сигнал 720 CO2.

В одном из вариантов осуществления цель фильтрации колебательного сигнала CO2 является такой, чтобы он приводился в соответствие по фазе и/или частоте с колебательным сигналом кислорода, например, когда колебательный сигнал кислорода является более запаздывающим из этих двух (что имело бы место, когда используются инфракрасный датчик CO2 и датчик кислорода с гашением люминесценции). Однако в вариантах осуществления, где колебательный сигнал CO2 может быть более запаздывающим, чем колебательный сигнал кислорода, колебательный сигнал кислорода может фильтроваться и/или задерживаться.

На этапе 712 определяются максимальное значение 722 и минимальное значение 723 отфильтрованного колебательного сигнала 720 CO2, и определяются максимальное значение 742 и минимальное значение 743 колебательного сигнала 738 кислорода. Для примерных колебательных сигналов CO2 и O2, показанных на этапе 712 на фиг. 10A, минимальные и максимальные значения, а также их разность (диапазон) показаны в таблице, приведенной ниже.

CO 2 (мм рт. ст.) O 2 (мм рт. ст.)
минимум 0,4 262,6
максимум 32,8 304,55
диапазон 32,4 41,95

Разность между максимальным и минимальным значениями 742, 743 первого газа (например, кислорода) и разность между максимальным и минимальным значениями 722, 723 второго газа (например, CO2) затем могут использоваться на этапе 714 для вычисления значения масштабирования, представляющего отношение разностей в минимумах и максимумах колебательных сигналов первого и второго газов. Для примера, приведенного выше, значением масштабирования было бы 41,95/32,4, или 1,295. Это значение масштабирования затем используется на этапе 714 для получения масштабированного колебательного сигнала 724 CO2 из фильтрованного колебательного сигнала 720 CO2. Масштабированный колебательный сигнал 724 CO2 затем инвертируется для получения инвертированного фильтрованного колебательного сигнала 725 CO2.

На этапе 716 может выполняться дополнительная обработка для предварительной обработки и коррекции инвертированного фильтрованного колебательного сигнала 725 CO2. Например, дополнительное масштабирование инвертированного фильтрованного колебательного сигнала 725 CO2 может выполняться для лучшего приведения в соответствие некоторых значений измеренного колебательного сигнала 152 O2. На этапе 718 смещение может добавляться в скорректированный инвертированный фильтрованный колебательный сигнал 725 CO2, тем самым формируя опорный колебательный сигнал 154 O2.

Некоторые варианты осуществления настоящего изобретения предлагают способы проведения оценки точности измерения датчика кислорода, используемого в соединении с датчиком углекислого газа, для получения дыхательных оценок потребления кислорода или других метаболических параметров. Как описано выше, точность датчика кислорода может определяться посредством сравнения опорного колебательного сигнала 154 O2 с измеренным колебательным сигналом 152 O2. На основании сравнения корректировки значения масштабирования могут быть получены и использованы для калибровки датчика кислорода. Более того, история отсчетов измеренного колебательного сигнала 152 O2 может поддерживаться вместе с историями калибровки и информацией о качестве колебательного сигнала. Эта историческая информация может использоваться для корректировки выходного сигнала датчика, тем самым улучшая точность измерений кислорода, полученных из датчика кислорода.

В некоторых вариантах осуществления чувствительность датчика газа может рассчитываться при различных условиях. Например, чувствительность может быть до некоторой степени зависящей от мгновенных уровней некоторых газов, присутствующих в датчике, и калибровочная информация может поддерживаться для корректировки выходных сигналов датчиков на основании детектированных уровней газа. Типично, калибровочная информация ассоциативно связана с сочетаниями измерительных мгновенных уровней газа и также может включать в себя другую относящуюся к окружающей среде информацию, доступную процессору 70, в том числе, например, температуру датчика, температуру газов, и так далее.

В некоторых вариантах осуществления качество сигнала кислорода может измеряться посредством непрерывного измерения корреляции между потоком данных кислорода и потоком инвертированных данных углекислого газа. Корреляция также может измеряться с использованием только части дыхательного цикла, такой как только фаза вдоха или только фаза выдоха. Коэффициенты корреляции, полученные на разных фазах дыхательного цикла, могут комбинироваться для получения более уточненной характеристики качества сигнала.

В некоторых вариантах осуществления масштабированный опорный колебательный сигнал кислорода, выведенный из колебательного сигнала CO2, может использоваться в качестве замены для потока измерения кислорода для части дыхательного цикла, такого как только фаза вдоха или только фаза выдоха, либо для полного цикла. В одном из примеров масштабированный опорный колебательный сигнал кислорода, выведенный из колебательного сигнала CO2, может использоваться в качестве замены для потока измерения кислорода во время переходных процессов между фазами дыхания для того, чтобы эффективно ускорять характеристику датчика кислорода для приведения в соответствие таковой у датчика CO2.

Настоящее изобретение не ограничено контролем качества кислорода, но может применяться к другим газам, которые имеют известное или предсказуемое соотношение. Например, в одном из вариантов осуществления колебательный сигнал CO2 может корректироваться на основании колебательного сигнала кислорода.

Эти и другие аспекты настоящего изобретения дают значительное преимущество над традиционной технологией датчиков. Например, может быть предоставлен недорогой, легкий в использовании, самокалибрующийся датчик кислорода, который демонстрирует большее быстродействие и точность, чем имеющиеся в распоряжении в настоящее время датчики.

Хотя изобретение было подробно описано с целью иллюстрации на основании того, что в настоящее время считается наиболее практичными и предпочтительными вариантами осуществления, должно быть понятно, что такие подробности предназначены только для этой цели, и что изобретение не ограничено раскрытыми вариантами осуществления, а наоборот, подразумевается покрывающим модификации и эквивалентные компоновки, которые находятся в пределах сущности и объема прилагаемой формулы изобретения. Например, должно быть понятно, что настоящее изобретение предполагает, что, в пределах возможного, один или более признаков любого варианта осуществления могут комбинироваться с одним или более признаков любого другого варианта осуществления.

1. Система (30) для измерения дыхательных газов, содержащая:
первый датчик газа, сконструированный и выполненный с возможностью вырабатывать первый сигнал в качестве меры количества первого газа;
второй датчик газа, сконструированный и выполненный с возможностью вырабатывать второй сигнал в качестве меры количества второго газа; и
процессор (70), оперативно соединенный с первым датчиком газа и вторым датчиком газа, для
приема первого и второго сигналов;
расчета характеристики качества первого сигнала на основе сравнения со вторым сигналом;
замены части опорного сигнала на первый сигнал, когда характеристика качества ниже предопределенного порогового значения; и
корректировки измеренного количества первого газа на основании измеренного количества второго газа.

2. Система по п.1, в которой корректировка основана на (а) инвертированном представлении второго сигнала, (b) масштабированных вариантах первого и второго сигналов или (с) масштабированном представлении второго сигнала.

3. Система по п.1, в которой характеристика качества рассчитывается с использованием подбора кривой первого сигнала ко второму сигналу.

4. Система по п.1, в которой первый сигнал и второй сигнал представляют измерения первого газа и второго газа соответственно.

5. Система по п.1, в которой первый датчик газа выполнен с возможностью измерения по меньшей мере одного из кислорода и углекислого газа.

6. Система по п.5, в которой первый датчик газа является датчиком с гашением люминесценции.

7. Система по п.1, в которой первый датчик газа выполнен с возможностью измерения вдыхаемого кислорода и выдыхаемого кислорода и процессор выполнен с возможностью вывода колебательного сигнала, представляющего скорректированное измеренное количество вдыхаемого кислорода, выдыхаемого кислорода или обоих, вдыхаемого кислорода и выдыхаемого кислорода.

8. Система по п.1, в которой второй датчик газа является инфракрасным датчиком.

9. Система по п.8, в которой второй датчик газа выполнен с возможностью измерения СО2.

10. Система по п.1, в которой второй датчик газа измеряет количество только выдыхаемого второго газа и не измеряет количество вдыхаемого второго газа.

11. Система по п.10, в которой вторым газом является CO2 и количество вдыхаемого СО2 предполагается нулевым.

12. Система по п.1, в которой второй датчик газа измеряет как количество выдыхаемого второго газа, так и количество вдыхаемого второго газа.

13. Система по п.1, в которой количество первого вдыхаемого и выдыхаемого газа и количество второго вдыхаемого и выдыхаемого газа измеряются в виде одного из парциальных давлений газа и процентных содержаний газа.

14. Система по п.1, в которой опорный сигнал выводится из второго сигнала.

15. Система по п.14, в которой опорный сигнал является масштабированным инвертированным вариантом второго сигнала.

16. Система по п.1, в которой первый сигнал масштабируется для компенсации изменения характеристики качества.

17. Система (30) для измерения дыхательных газов, содержащая:
первый датчик (66, 68) газа, выполненный с возможностью вырабатывать первый сигнал в качестве меры количества вдыхаемого и выдыхаемого кислорода;
второй датчик газа, выполненный с возможностью вырабатывать второй сигнал в качестве меры по меньшей мере количества выдыхаемого СО2; и
процессор (70), оперативно соединенный с первым датчиком газа и вторым датчиком газа, при этом процессор выполнен с возможностью приема первого и второго сигналов, расчета характеристики качества первого сигнала на основе сравнения со вторым сигналом, замены части опорного сигнала на первый сигнал, когда характеристика качества ниже предопределенного порогового значения, и корректировки измеренного количества кислорода на основании измеренного количества СО2.

18. Система по п.17, в которой измеренное количество кислорода корректируется на величину, зависящую от измеренного качества первого сигнала, принятого от первого датчика газа.

19. Система по п.18, в которой качество измеряется посредством сигналов подбора кривой, представляющих сигналы, принятые процессором.

20. Система по п.19, в которой один из первого и второго сигналов является масштабированным инвертированным вариантом сигнала, принятого от второго датчика газа.

21. Система по п.17, в которой измеренное количество вдыхаемого и выдыхаемого кислорода оценивается по измеренному количеству выдыхаемого СО2 в ответ на измеренное качество, падающее ниже предопределенного уровня.

22. Способ измерения дыхательных газов, состоящий в том, что:
измеряют количество первого газа;
измеряют количество второго газа;
рассчитывают характеристику качества измеренного количества первого газа на основе сравнения с измеренным количеством второго газа, определяют, что измеренное количество первого газа требует корректировки на основе измеренного качества; и корректируют измеренное количество первого вдыхаемого и выдыхаемого газа путем замены части опорного сигнала на измеренное количество первого газа.

23. Способ по п.22, в котором этап определения заключается в том, что сравнивают первый сигнал, представляющий количество первого газа, и второй сигнал, представляющий второй газ, при этом второй сигнал является инвертированным масштабированным вариантом сигнала, выдаваемого датчиком СО2

24. Способ по п.23, в котором этап определения дополнительно заключается в том, что осуществляют подбор кривой первого сигнала и второго сигнала для получения измерения качества первого сигнала, при этом измеренное количество первого газа корректируется пропорционально измерению качества.

25. Способ по п.24, в котором этап корректировки заключается в том, что заменяют измеренное количество первого газа оценкой, выведенной из измеренного количества второго газа.

26. Способ по п.22, в котором первый вдыхаемый и выдыхаемый газ измеряется с использованием датчика с люминесцентным гашением.

27. Способ по п.26, в котором датчик с люминесцентным гашением сконструирован и выполнен с возможностью измерять кислород или углекислый газ.

28. Способ по п.26, в котором второй вдыхаемый и выдыхаемый газ измеряют с использованием инфракрасного датчика.

29. Способ по п.28, в котором инфракрасный датчик выполнен с возможностью измерения углекислого газа.

30. Способ по п.22, в котором второй газ измеряют только в виде количества выдыхаемого второго газа.

31. Способ по п.30, в котором вторым газом является СО2 и при этом количество вдыхаемого СО2 предполагается нулевым.

32. Способ по п.22, в котором второй газ измеряют в виде обоих, количества выдыхаемого второго газа и количества вдыхаемого второго газа.

33. Способ по п.22, в котором количество первого газа и количество второго газа измеряют в виде парциальных давлений газа или в котором количество первого газа и количество второго газа измеряют в виде процентных содержаний газа.

34. Система (30) для измерения дыхательных газов, содержащая:
средство для измерения количества первого газа;
средство для измерения количества второго газа;
средство для расчета характеристики качества измеренного количества первого газа на основе сравнения с измеренным количеством второго газа и
средство (70) для корректировки измеренного количества первого газа на основании измеренного качества путем замены части опорного сигнала на измеренное количество первого газа.

35. Система по п.34, в которой корректировка основана на сравнении первого сигнала, представляющего количество первого газа, и второго сигнала, представляющего количество второго газа.

36. Система по п.34, в которой сравнение основано на (а) инвертированном варианте второго сигнала, (b) масштабированных вариантах первого и второго сигналов или (с) масштабированном инвертированном варианте второго сигнала.

37. Система по п.34, дополнительно содержащая средство для расчета характеристики качества первого сигнала, представляющего количество первого газа, и второго сигнала, представляющего количество второго газа.

38. Система по п.34, в которой первый сигнал выдается датчиком с гашением люминесценции.

39. Система по п.38, в которой датчик с гашением люминесценции измеряет кислород или углекислый газ.

40. Система по п.39, в которой датчик с гашением люминесценции выполнен с возможностью измерения вдыхаемого кислорода и выдыхаемого кислорода.

41. Система по п.34, в которой второй сигнал выдается инфракрасным датчиком.

42. Система по п.41, в которой инфракрасный датчик выполнен с возможностью измерения углекислого газа.

43. Система по п.34, в которой второй сигнал представляет количество только выдыхаемого второго газа.

44. Система по п.43, в которой вторым газом является углекислый газ и при этом количество вдыхаемого углекислого газа аппроксимировано в качестве нуля.

45. Система по п.44, в которой опорный сигнал выводится из второго сигнала.

46. Система по п.34, дополнительно содержащая средство для масштабирования части первого сигнала, чтобы компенсировать изменение характеристики качества.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к области измерения объема (массы жидкости), в частности к определению массы нефтепродукта, хранимого в больших эластичных контейнерах, и может быть использовано на автозаправочных станциях, резервуарных парках складов и нефтебаз, использующих для хранения нефтепродуктов эластичные резервуары.

Изобретение относится к области расходометрии и может быть использовано для определения расхода слабых (порядка десятков - сотен миллилитров в секунду) потоков жидкости.

Изобретение относится к области приборостроения и может быть использовано в процессе измерения параметров потоков жидкостей или газов. .

Изобретение относится к области измерительной техники, а именно к тепловым расходомерам для измерения расхода газа в диапазоне 0-100 мг/с. .

Изобретение относится к приборостроению, а именно к датчикам контроля уровня жидкости, и может быть использовано в системах и приборах для контроля уровня топлива, при хранении, заправке, а также в процессе работы двигателей на криогенном топливе при жестких механических воздействиях.

Изобретение относится к области приборостроения, в частности к устройствам для измерения параметров потока газа в открытых и закрытых каналах. .

Изобретение относится к измерительной технике и может использоваться для определения скорости однофазного потока жидкости в стационарных и переходных режимах. .

Изобретение относится к приборостроению, а именно к дискретным датчикам контроля уровня жидкости, и может быть использовано в системах и приборах для контроля уровня топлива, при хранении, заправке, а также в процессе работы двигателей на криогенном топливе при жестких механических воздействиях.

Изобретение относится к области микроэлектронных и микромеханических устройств и может быть использовано в качестве датчиков расхода и изменения уровней жидкостей и газов.

Изобретение относится к медицине, а именно к анестезиологии и реаниматологии, и может быть использовано при диагностике нарушений оксигенации крови в процессе искусственной вентиляции легких (ИВЛ).
Изобретение относится к медицине, определению степени метаболической и кардиореспираторной адаптации пациента по мощности анаэробного порога (АП). .
Изобретение относится к медицине, в частности к пульмонологии, и может быть использовано для оценки реактивности сосудов малого круга у пациентов, страдающих хроническими заболеваниями органов дыхания, а также у лиц, по роду деятельности связанных с воздействием гипоксии.

Изобретение относится к медицинской технике и найдет применение при наладке, настройке и испытаниях аппаратов ИВЛ. .

Изобретение относится к медицинской технике и предназначено для длительного непрерывного контроля и измерения процентного содержания двуокиси углерода в дыхательной смеси пациента на вдохе и выдохе.
Изобретение относится к медицине, к специальности неонатология, позволяет выявлять доклинические проявления и определять патофизиологические механизмы нарушений функции внешнего дыхания в первые часы жизни ребенка.

Изобретение относится к спортивной медицине и может быть использовано для отбора и оценки тренированности спортсменов . .

Изобретение относится к нутрицитологии, а именно к способам оценки специфического динамического действия ПИ1ЦИ у человека. .

Изобретение относится к медицине, а именно терапии и эндоскопическим методам исследования, и может быть использовано во время проведения бронхоскопического исследования
Наверх