专利名称：用于量化自主通气受检者的肺顺应性的系统和方法用于量化自主通气受检者的肺顺应性的系统和方法本发明涉及自主通气受检者的肺顺应性的量化。用于量化(例如测量、估计等)受检者的肺顺应性的系统是已知的。此类系统包括配置为对受检者完全机械通气的通气机系统。这些系统可以实施于例如不能自主通气的受检者。自主通气受检者的肺顺应性的量化部分地取决于呼吸过程中的膈肌压力。因此， 配置为量化自主通气的受检者的肺顺应性的一些系统需要实施加力带或提供对膈肌压力的直接测量的一些其他传感器。配置为量化自主通气受检者的肺顺应性的其他系统需要引导和/或教导受检者人工控制膈肌压力。但是，这一般需要该受检者和/或医生执行特殊的操作，如果不精确地执行，该特殊的操作可能不利地影响肺顺应性的估计的精度和/或准确度。本发明的一个方面涉及一种配置为量化至少部分自主通气的受检者的肺顺应性的系统。在一个实施例中，该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生成要被输送到至少部分自主通气的受检者的气道的可呼吸气体的加压流。所述一个或多个传感器被配置为生成一个或多个输出信号，所述一个或多个输出信号传达关于所述可呼吸气体的加压流的一个或多个参数的信息。所述一个或多个处理器与所述压力支持设备和所述一个或多个传感器可操作地连接，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以在所述受检者的一系列连续吸气过程中调节所述可呼吸气体的加压流的压力。所述压力模块被配置为确定在所述系列连续吸气过程中的所述受检者的吸气过程中应该由所述控制模块将所述可呼吸气体的加压流调节到的压力，从而针对第一吸气，所述压力被调节到第一压力，并且针对时间上接近所述第一吸气的第二吸气，所述压力被调节到不同于所述第一压力的第二压力，其中， 所述压力模块随机地或伪随机地确定以下一个或多个(i)所述第一吸气和所述第二吸气在所述系列吸气内的位置，( )所述第一压力，(iii)所述第二压力，或(iv)所述第一压力与所述第二压力之间的压力差异。所述顺应性模块被配置为基于所述第一压力与所述第二压力之间的差异以及在所述第一吸气和所述第二吸气过程中由所述一个或多个传感器生成的所述一个或多个输出信号来量化所述受检者的肺顺应性。本发明的另一方面涉及一种量化至少部分自主通气的受检者的肺顺应性的方法。 在一个实施例中，该方法包括输送可呼吸气体的加压流到至少部分自主通气的受检者的气道；生成一个或多个输出信号，所述一个或多个输出信号传达关于所述可呼吸气体的加压流的一个或多个参数的信息；确定在所述受检者的一系列连续吸气过程中应该将所述可呼吸气体的加压流调节到的压力，包括确定针对第一吸气的第一压力并确定针对时间上接近所述第一吸气的第二吸气的第二压力，从而随机地或伪随机地确定以下一个或多个(i) 所述第一吸气和所述第二吸气在所述系列吸气内的位置，(ii)所述第一压力，(iii)所述第二压力，或(iv)所述第一压力与所述第二压力之间的压力差异；在所述系列连续吸气过程中将所述可呼吸气体的加压流的压力调节到所确定的压力；以及基于所述第一压力与所述第二压力之间的差异以及在所述第一吸气和所述第二吸气过程中生成的所述一个或多个输出信号来量化所述受检者的肺顺应性。本发明的另一方面涉及一种配置为量化至少部分自主通气的受检者的肺顺应性的系统。在一个实施例中，该系统包括用于输送可呼吸气体的加压流到至少部分自主通气的受检者的气道的装置；用于生成一个或多个输出信号的装置，所述一个或多个输出信号传达关于所述可呼吸气体的加压流的一个或多个参数的信息；用于确定在所述受检者的一系列连续吸气过程中应该将所述可呼吸气体的加压流调节到的压力的装置，包括用于以下操作的装置确定针对第一吸气的第一压力并确定针对时间上接近所述第一吸气的第二吸气的第二压力，从而随机地或伪随机地确定以下一个或多个(i)所述第一吸气和所述第二吸气在所述系列吸气内的位置，( )所述第一压力，(iii)所述第二压力，或(iv)所述第一压力与所述第二压力之间的压力差异；用于在所述系列连续吸气过程中将所述可呼吸气体的加压流的压力调节到所确定的压力的装置；以及用于基于所述第一压力与所述第二压力之间的差异以及在所述第一吸气和所述第二吸气过程中生成的所述一个或多个输出信号来量化所述受检者的肺顺应性的装置。在参考附图考虑以下描述和随附的权利要求的情况下，本发明的这些及其他目标、特征和特性以及操作方法、相关结构元件的功能和各部分的组合以及制造的经济性将变得更加明显，所有附图构成本说明书的一部分，在各个附图中类似的参考数字指明对应的部件。应该清楚地理解的是，附图仅用于图示和描述的目的而不是对本发明的限制。另夕卜，应该认识到，在此处任何一个实施例中示出或描述的结构特征也可以被用于其他实施例。但是，应该清楚地理解的是，附图仅用于图示和描述的目的而不意欲定义本发明的界限。如在说明书和权利要求中所用的，单数形式的“一”、“一个”和“该/所述”包括复数个指代物，除非上下文清楚地表现出其他含义。图1图示说明根据本发明的一个或多个实施例被配置为量化至少部分自主通气的受检者的肺顺应性的系统；图2图示说明根据本发明的一个或多个实施例的可呼吸气体的加压流的压力相对于时间的图；图3是根据本发明的一个或多个实施例的肺通气机回路的示意图；图4图示说明根据本发明的一个或多个实施例的吸气过程中容积差异相对于时间的图。图1图示说明配置为量化至少部分自主通气的受检者12的肺顺应性的系统10。 肺顺应性的量化可以是估计、测量和/或近似测量。系统10实现的肺顺应性的量化相对于用于量化自主通气受检者的肺顺应性的常规系统可以被增强，因为系统10可以相对准确地量化肺顺应性，而不需要加力带或直接测量膈肌压力的其他外部感测设备。肺顺应性的量化可以是评估受检者12的健康——包括检测与发展中的急性充血性心力衰竭相关联的液体潴留的有用工具。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和/或其他部件。在一个实施例中，压力支持设备14被配置为生成可呼吸气体的加压流以便输送到受检者12的气道。压力支持设备14可以为了治疗目的或为了其他目的控制可呼吸气体的加压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气体的加压流的压力以对受检者12的气道提供压力支持。压力支持设备14可以包括正压支持设备，例如美国专利6，105，575中描述的设备，该专利以引用的方式整体合并于此。压力支持设备14可以被配置为根据一个或多个模式生成可呼吸气体的加压流。 一种此类模式的非限制性示例是持续气道正压通气(CPAP)。CPAP已经被使用很多年并且被证明有助于促进规则呼吸。生成可呼吸气体的加压流的另一种模式是吸气气道正压 (IPAP)。IPAP模式的一个示例是双水平正气压模式(BIPAP )。在双水平正气压模式下， 两个正气压水平(HI和L0)被供应给患者。生成可呼吸气体的加压流的其他模式也是可预期的。通常，HI和LO压力水平的时机被控制，从而使得HI水平的正气压在吸气过程中被输送给受检者12，而LO水平的压力在呼气过程中被输送给受检者12。可呼吸气体的加压流经由受检者接口对被输送到受检者12的气道。受检者接口 M被配置为将由压力支持设备14生成的可呼吸气体的加压流连通到受检者12的气道。照此，受检者接口 M包括管道沈和接口器具观。管道传送可呼吸气体的加压流到接口器具 28，并且接口器具观输送可呼吸气体的加压流到受检者12的气道。接口器具观的一些示例可以包括例如气管内导管、鼻套管、气管套管、鼻罩、鼻/ 口罩、全面罩、总面罩或连通气流与受检者的气道的其他接口器具。本发明并不局限于这些示例，并且可预期使用任何受检者接口来输送可呼吸气体的加压流到受检者12。在一个实施例中，电子存储器16包括以电子方式存储信息的电子存储介质。电子存储器16的电子存储介质可以包括与系统10整体(即基本不可移除)提供的系统存储器和/或经由例如端口(例如USB端口、火线端口等)或驱动器(例如磁盘驱动器等)可移除地连接到系统10的可移除存储器二者之一或全部。电子存储器16可以包括光学可读存储介质(例如光盘等)、磁性可读存储介质(例如磁带、磁性硬盘驱动器、软盘驱动器等)、基于电荷的存储介质(例如EEPR0M、RAM等)、固态存储介质(例如闪存驱动器等)和/或其他电子可读存储介质中的一个或多个。电子存储器16可以存储软件算法、由处理器22确定的信息、经由用户接口 18接收的信息和/或使得系统10能够正确工作的其他信息。电子存储器16可以(整体或部分)是系统10内的分离的部件，或者电子存储器16可以(整体或部分)与系统10的一个或多个其他部件(例如设备14、用户接口 18、处理器22等) 整体提供。用户接口 18被配置为提供系统10与受检者12之间的接口，受检者12可以通过该接口提供信息给系统10并且接收来自系统10的信息。这使得数据、结果和/或指令以及任何其他可通信项一统称为“信息”~能够在受检者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进行通信。适于包括在用户接口 18中的接口设备的示例包括小键盘、按钮、开关、键盘、旋钮、控制杆、显示屏、触摸屏、扬声器、麦克风、指示灯、可听警报、打印机和/或其他接口设备。在一个实施例中，用户接口 18包括多个分离的接口。 在一个实施例中，用户接口 18包括与设备14整体提供的至少一个接口。应该理解，本发明也可预期硬连线或无线的其他通信技术作为用户接口 18。例如， 本发明可预期用户接口 18可以与由电子存储器16提供的可移除存储器接口集成在一起。 在这一示例中，信息可以从使得(多个)用户能够定制系统10的实施方式的可移除存储器 (例如智能卡、闪存驱动器、可移除磁盘等)加载到系统10中。适于作为用户接口 18用于7系统10的其他示例性输入设备和技术包括但不局限于RS-232端口、RF链路JR链路、调制解调器(电话、缆线等)。简言之，本发明可预期与系统10通信信息的任何技术作为用户接 Π 18。一个或多个传感器20被配置为生成一个或多个输出信号，所述一个或多个输出信号传达与可呼吸气体的加压流的一个或多个参数相关的信息。例如，所述一个或多个参数可以包括流速、体积、压力、成分(例如一个或多个组成部分的(多个)浓度)、湿度、温度、加速度、速度、声学参数、指示呼吸的参数的变化和/或其他气体参数中的一个或多个。 传感器20可以包括直接(例如通过在压力支持设备14处或在受检者接口 M中与可呼吸气体的加压流的流体连通)测量此类参数的一个或多个传感器。传感器20可以包括间接生成与可呼吸气体的加压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，一个或多个传感器20可以基于压力支持设备14的操作参数(例如马达电流、电压、旋转速度和/或其他操作参数)和/或其他传感器的操作参数生成输出。虽然传感器20被图示为处于在压力支持设备14处或邻近压力支持设备14的单一位置，但这并不意欲是限制性的。传感器20可以包括设置在多个位置的传感器，例如在压力支持设备14内、在管道 26内(或与其连通)、在接口器具观内(或与其连通)和/或其他位置。处理器22被配置为在系统10中提供信息处理能力。因此，处理器22可以包括数字处理器、模拟处理器、设计为处理信息的数字电路、设计为处理信息的模拟电路、状态机和/或用于以电子方式处理信息的其他机制中的一个或多个。虽然处理器22在图1中被示出为单一实体，这仅用于图示说明的目的。在一些实施方式中，处理器22可以包括多个处理单元。这些处理单元可以物理上位于同一设备(例如压力支持设备14)内，或者处理器22可以表示协同操作的多个设备的处理功能。如图1所示，处理器22可以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可以包括呼吸参数模块30、控制模块32、压力模块34、顺应性模块 36和/或其他模块中的一个或多个。处理器22可以被配置为通过软件；硬件；固件；软件、 硬件和/或固件的某种组合；和/或用于在处理器22上配置处理能力的其他机制来执行模土夬 30、32、34 和 / 或 36。应该认识到，虽然模块30、32、34和36在图1中被示出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和/或36中的一个或多个可以被定位成远离其他模块。由下述的不同模块30、32、34和/或36提供的功能的描述是为了说明的目的，而不意欲是限制性的，因为模块30、32、34和/或36中的任一个可以提供比所描述的更多或更少的功能。例如，模块30、32、34和/或36中的一个或多个可以省略，并且其功能的一些或全部可以由模块30、32、34和/或36中的其他模块来提供。作为另一示例，处理器22可以被配置为执行一个或多个额外的模块，所述一个或多个额外的模块可以执行在下面属于模块30、32、34和/或36之一的功能的一些或全部。呼吸参数模块30被配置为确定受检者的一个或多个呼吸参数。所述一个或多个呼吸参数是基于由传感器20生成的一个或多个输出信号而确定的。所述一个或多个呼吸参数可以包括例如潮气量、峰值流量、流速、压力、成分、时机(例如吸气的开始和/或结束、呼气的开始和/或结束等)、持续时间(例如吸气的、呼气的、单一呼吸周期的持续时间等)、呼吸速率、呼吸频率和/或其他参数。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可以确定针对一系列连续呼气中的一次呼气的至少一个给定呼吸参数。所述至少一个给定呼吸参数可以包括例如潮气量、峰值流量和/或其他呼吸参数。控制模块32被配置为控制压力支持设备14以调节可呼吸气体的加压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以调节可呼吸气体的加压流的流速、压力、体积、湿度、温度、成分和/或其他参数。在一个实施例中，控制模块32控制压力支持设备14以在双水平正气压模式下操作，其中压力在受检者12的吸气过程中被升高到 HI水平，并且在呼气过程中降低到LO水平。控制模块32可以基于由呼吸参数模块30对呼吸转变的检测来确定何时触发从HI到LO的变化或相反的变化。压力模块34被配置为确定可呼吸气体的加压流应该被控制模块32调节到的(多个)压力。可以由压力模块34基于治疗方案(例如针对气道正压支持)来确定可呼吸气体的加压流的压力，以使得能够量化肺顺应性和/或用于其他目的。确定可呼吸气体的加压流应该被调节到的(多个)压力包括确定双水平正气压模式的HI和LO压力水平。如下面进一步所讨论的，为了使得能够量化肺顺应性，可呼吸气体的加压流的压力应该在时间上彼此接近的一对吸气之间变化。如此处所用的，时间上彼此接近的一对吸气可以包括直接相邻(即连续而无中间吸气)的一对吸气，或者时间上合理地彼此靠近 (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。 为了方便这种确定，压力模块34被配置为确定可呼吸气体的加压流在第一吸气过程中应该被调节到的第一压力以及可呼吸气体的加压流在与第一吸气在时间上接近的第二吸气过程中应该被调节到的第二压力(不同于第一压力)。应该认识到，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进行的测量。虽然这可能降低量化的准确度和/或精度(因为作出了关于两次呼吸过程中患者生理学和/或呼吸条件的假设)，这种降低对于量化的有用性来说并不是致命的。在系统10在双水平正气压模式下操作的实施例中，控制模块32将第一压力实施为针对第一吸气的HI压力以及针对第一吸气与第二吸气之间的(多次)呼气的LO压力 (由压力模块34确定)，并且将第二压力实施为针对第二吸气的HI压力。在系统10在CPAP 模式下操作的实施例中，控制模块32在第一吸气与第一吸气后的呼气之间的呼吸转变期间、在第一吸气与第二吸气之间的时间点上或者在第二吸气前的呼气与第二吸气之间的呼吸转变期间在第一压力与第二压力之间转变。如下面进一步所讨论的，在系统10进行的肺顺应性的量化中，受检者12的膈肌压力被假设为针对第一吸气和第二吸气是相同的。但是，在一些情况下，如果第一压力和第二压力的转变时机、(多个)压力水平和/或压力差中的一个或多个是以规则的周期性方式完成的，则受检者12可能开始下意识地预期这一转变。响应于这一预期，受检者12可能无意地调节第一吸气与第二吸气之间的呼吸努力(和膈肌压力)。为了避免这一影响，压力模块34可以确定在包括第一吸气和第二吸气的一系列连续呼吸过程中可呼吸气体的加压流应该被控制模块32调节到的压力，从而使得可以以随机或伪随机的方式确定以下一个或多个(i)第一吸气和/或第二吸气在一系列连续吸气中的(多个)位置，(ii)第一压力， (iii)第二压力，和/或(iv)第一压力与第二压力之间的差异。如此处所用的，术语“伪随机”涉及上述参数中的一个或多个的确定，其接近随机数字的属性以抑制受检者12的预期。这可以包括以某一周期性和/或重复性确定伪随机确定的参数的方案，只要参数被重复的周期是足够大的以避免受检者12的下意识预期即可。作为示例，图2图示说明了在一系列连续呼吸过程中由类似于或等同于压力模块 34的压力模块确定的压力随时间变化的图。在一系列连续呼吸过程中，压力模块34根据双水平正气压模式确定可呼吸气体的加压流的压力，在该模式中压力在呼气过程中被降低到 LO水平38。在图2所示的图中，存在多对直接相邻的吸气对可以被视为是上述第一和第二吸气。这些对在图2中被利用参考数字40标示。具有与之相关联的分离的压力值的这些吸气对的位置和/或时机是被设计为抑制受检者预期的随机或伪随机分布。虽然图2中未描绘，但是从前述内容应该认识到，除了以随机和/或伪随机方式如图2中所示的那样确定第一和/或第二吸气在一系列连续呼吸中的位置和/或时机之外，可以以随机和/或伪随机方式确定第一吸气和/或第二吸气期间的(多个)压力，和/或第一吸气和/或第二吸气之间的压力差中的一个或多个。返回图1，顺应性模块36被配置为基于第一压力与第二压力之间的差异以及由传感器20在第一和第二吸气过程中生成的一个或多个输出信号来量化受检者12的肺顺应性。在一个实施例中，顺应性模块36通过从对第一吸气和第二吸气过程中受检者12的呼吸系统进行建模的输入-输出方程中去除膈肌压力来确定受检者12的肺顺应性。在一个实施例中，由顺应性模块36进行的肺顺应性的量化实施图3所示的单隔室肺和通气机回路。在图3中，Pd表示设备压力(例如由压力支持设备14生成的可呼吸气体的加压流的压力)，R表示受检者的呼吸系统的阻力，Palv表示肺泡压力，C表示顺应性，Pmus 表示膈肌压力，并且％表示受检者流量。在这一模型中，假设呼气端口(例如图1中的接口器具观处的呼气端口)的阻力远大于软管(例如图1中的管道沈)的阻力。因此，受检者内的压力与设备压力大致相等。因此，受检者压力被简单地表示为图3中所示的回路中的设备压力。此外，假设可以通过使用系统的测量总流量与估计(或测量)泄漏流量之间的差异来估计患者流量和患者容积。应该认识到，在描述确定肺顺应性时实施单隔室肺模型并不意欲是限制性的。从对受检者的呼吸系统的功能进行建模的方程中去除膈肌压力并不取决于这一模型，但是其被用于此，因为它在计算上比更复杂的模型代价更小，并且简化了解释。针对图3中的回路使患者流量与设备和受检者的膈膜的压力相关的s域中的传递函数由下式给出,、 Q (s) Cs( 1 ) -VV-=-，T3G) RCs+ 1其中(2) P (s) = Pd (s)+Pmus (S)。另外，患者容积由下式给出(3) V(S) = ^M。因此，使压力与患者容积相关的传递函数由下式给出其中对Pmus的响应由下式给出至少部分自主通气的受检者的肺顺应性被确定。肺顺应性的量化可以是估计、测量和/或近似测量。该肺顺应性的量化相对于用于量化自主通气受检者的肺顺应性的常规技术和/或系统可以被增强，因为肺顺应性可以被相对准确地量化而不需要加力带或直接测量膈肌压力的其他外部感测设备，并且不需要受检者人工控制膈肌压力。肺顺应性的量化可以是评估受检者健康——包括检测与发展中的急性充血性心力衰竭相关联的液体潴留的有用工具。