用于充氧和/或清除CO2的方法和设备与流程

本发明涉及与麻醉或更概括地与呼吸功能可能受损的医疗程序有关的、用于对患者进行充氧和/或co2清除的方法和设备。

背景技术：

患者在麻醉或镇静期间、或者更一般地在某些医疗程序期间可能丧失呼吸功能。在医疗程序之前，可以由医疗专业人员对患者预供氧以提供氧饱和储备，并且这种预供氧通常用袋和面罩进行。一旦全身麻醉后，必须对患者进行插管术以对该患者通气。在有些情况下，插管术在30至60秒内完成，但是在其他情况下，特别是如果难以横穿患者的气道(例如，由于癌症、严重受伤、肥胖、或颈部肌肉痉挛)，则插管术将花费显著更长时间。虽然预供氧提供了对于氧饱和度下降的缓冲，但对于长时间的插管术程序，就需要中断插管术过程并且重新施加面罩来将患者的氧饱和度增大到足够的水平。对于困难的插管术过程，可能发生若干次插管术过程的中断，这是耗时的并且使患者处于严重的健康风险中。在尝试大约三次插管术后，将放弃该医疗程序。

在本说明书中参考了专利说明书、其他外部文献、或其他信息来源，这通常是为了提供用于讨论本发明的特征的背景。除非另外具体说明，引用这样的外部文献在任何司法权下不应被解释为承认这种文献或这种信息源是现有技术或者形成本领域中公知常识的一部分。

技术实现要素：

披露了一种在呼吸功能减弱或有呼吸动力减弱风险的医疗程序期间用于对患者进行充氧和/或co2清除的方法，所述方法包括操作流量源向患者递送振荡气体流。

因此，所披露的实施例中的一个或多个实施例的目的是对患者进行充氧和/或co2清除，其与医疗程序(包括麻醉)有关和/或至少向公众提供一种有用的选择。

在本说明书的上下文中，“心脏活动”是可以被描绘为其电脉冲的波形或由跳动心脏产生的脉动动脉压/静脉压的波形的心脏活动。另外，在本说明书中，心源性振荡是指由心脏的活动引起的气体运动，并且应当理解，对测量心脏活动的引用包括例如通过流量传感器进行的心源性振荡测量。

根据本文披露的至少一个实施例，存在一种在呼吸功能减弱或有呼吸动力减弱风险的医疗程序期间用于对患者进行充氧和/或co2清除的方法，所述方法包括操作流量源向患者递送振荡气体流。

根据本文披露的至少一个实施例，气体流的压力和/或流量是振荡的。

气体流可以在2hz至200hz之间的频率下振荡，具有高达每分钟200l的流量振幅，具有高达50cmh20的压力振幅，和/或具有波形形状或以下各项中的一项或多项：正弦方形三角波形、和/或锯齿波形。

振荡可以由患者呼吸相位来递送和/或确定。

气体流可以在基于或匹配以下各项中的一项或多项的频率下振荡：患者的心脏活动、患者的肺的共振频率、随机噪声、患者的胸壁运动、患者的膈肌收缩、患者的神经元点火、呼吸活动co2水平。

还披露了一种在具有呼吸功能下降或有呼吸动力下降的风险的医疗程序期间用于患者的充氧和/或co2清除的方法，包括操作流量源以向患者递送恒定的、变化的、振荡的、切换的气体流的流动。

还披露了一种在具有呼吸功能下降或有呼吸动力下降的风险的医疗程序期间用于患者的充氧和/或co2清除的设备，包括：流量源，用于控制流量源以在医疗程序期间向患者提供振荡气体流的控制器，和/或在医疗程序期间向患者提供恒定的、变化的、振荡的、切换的气体流的射流。

气体流的压力和/或流量可以是振荡的。

气体流可以在2hz至200hz之间的频率下进行振荡，具有高达每分钟200l的流量振幅，具有高达50cmh20的压力振幅，和/或具有以下一个或多个波形形状：正弦方形三角波形，和/或锯齿波形。

振荡可以由患者呼吸相来递送和/或确定。

所述气体流在基于或匹配以下一项或多项的(多个)频率下进行振荡：患者的心脏活动，患者的肺的共振频率，随机噪声，患者的胸壁运动，患者的膈肌收缩，患者的神经元点火。

气体流可以通过鼻插管、气管内管、其他麻醉设备中的一种多种来递送。

进一步披露的是具有直径可配置的鼻叉的患者接口。

气体流可以由本文中描述的配置的患者接口进行递送，其中，所述叉由控制器进行配置。

根据本文披露的实施例中的至少一个实施例，存在根据本文中描述的配置的各种实施例的设备，进一步包括用于在患者接口与大孔针之间可互换地连接流量源的连接器。

根据本文披露实施例中的至少一个实施例，存在一种用于提供与心跳相匹配的振荡气体流的系统，所述系统包括：流量源发生器以及控制器，所述控制器用于影响所述流或所述流的参数或特性，使得在使用中，供应给使用者的气体与使用者的心跳的基础上匹配。

根据本文披露的实施例中的至少一个实施例，存在一种使气体流与使用者的心跳匹配的方法，包括：测量或确定使用者的心跳、并且调整或控制来自源的、供给使用者的气体流。

根据本文披露的实施例中的至少一个实施例，存在一种用于对患者进行充氧和/或co2清除的设备，所述设备包括：流量源或用于流量源的连接件，用于提供气体流；气体流调节器；控制器，所述控制器用于控制所述气体流，其中，所述控制器可操作用于：接收与所述患者的心脏活动和/或气管流有关的输入，并且控制所述气体流调节器提供变化的气体流，所述变化的气体流具有一个或多个振荡分量，所述振荡分量具有基于所述患者的心脏活动和/或气管流的一个频率或多个频率。

所述设备可以包括心脏活动传感器或具有用于接收来自心脏活动传感器的输入的输入端，和/或包括用于存储心脏活动信息的存储器，其中，所述控制器接收来自传感器、输入端和/或存储器的与心脏活动有关的输入，和/或包括流量传感器或具有用于接收来自流量传感器的输入的输入端。

所述设备可以是用于提供经鼻高流量的设备和/或所述设备可以包括高流量鼻插管或与其一起使用。

所述变化的气体流可以具有振荡流量，并且所述控制器控制所述气体流调节器提供所述变化的气体流，所述变化的气体流具有约375升/分钟至约0升/分钟、或优选约240升/分钟至约7.5升/分钟、或更优选约120升/分钟至约15升/分钟的振荡流量。

所述振荡流量可以包括基础流量分量，其中，所述基础流量为约375升/分钟至0升/分钟、或约150升/分钟至约0升/分钟、或优选为约120升/分钟至约15升/分钟、或更优选为约90升/分钟至约30升/分钟。

所述设备可以用于大于约30kg的人。

所述振荡流量可以包括基础流量分量，其中，所述基础流量为约0.5升/分钟至约25升/分钟。

所述振荡流量包括基础流量分量，其中，所述基础流量在0.4升/分钟每患者千克数至0.8升/分钟每患者千克数的范围内。

所述设备可以用于在约0.3千克至30千克内的人。

所述振荡流量可以包括基础流量分量，其中，所述基础流量针对低于约2千克的人是约8升/分钟。

所述气体流调节器可以是流量发生器，并且所述流量源包括所述流量发生器，所述控制器可操作用于控制所述流量发生器提供振荡气体流。

所述气体流调节器可以是位于所述流量源之后的阀，所述控制器可操作用于控制所述阀提供振荡气体流。

所述控制器可操作用于控制所述气体流调节器基于所述心脏活动来提供变化的气体流，所述变化的气体流具有一个或多个振荡分量，所述振荡分量具有频率和/或相位。

所述相对相位可以是a)与所述心脏活动同相、b)与所述心脏活动反相、或c)是任意相位。

所述心脏活动可以具有一个或多个频率，并且所述控制器可操作用于控制所述气体流调节器提供振荡气体流，所述振荡气体流具有一个或多个振荡分量，所述振荡分量具有与所述心脏活动的频率不同的一个频率或多个频率。

所述心脏活动可以具有一个或多个频率，并且所述控制器可操作用于控制所述气体流调节器提供振荡气体流，所述振荡气体流具有一个或多个振荡分量，所述振荡分量具有对应于所述心脏活动的频率的一个频率或多个频率。

所述变化的气体流可以具有振荡流量，所述振荡流量包括至少两个具有相应频率的流量分量，其中，第一流量分量以对应于患者的呼吸速率的频率下提供大部分气体流，并且第二流量分量具有不同的频率。

所述气体流调节器可以是以下各项中的一项或多项：水下压力释放阀、可振荡隔膜、顺排线性致动器、流量断续器、气动或机械翼形阀、比例阀(可选地包括具有大小可变孔口、可基于电信号变化的比例阀)。

所述气体流调节器可以在流量源之前、之中或之后。

所述气体流具有的氧分数可以是100％、或30-40％、或40-50％、或60-70％、或80-90％、或90-100％。

所述气体流可以具有至少约21％的氧气分数，并且包括一氧化二氮、一氧化氮和/或氦气中的一种或多种。

所述气体流可以是空气。

所述设备可以被适配成用于经由非密封的或密封的患者接口向患者提供气体流。

所述设备可以被适配成用于经由非密封插管向患者提供气体流。

所述设备可以包括加湿器，所述加湿器用于在所述气体流振荡之前或之后加湿所述气体流。

所述设备此外可以包括用于测量患者的一个或多个生理参数的一个或多个传感器、和/或用于接收信号的一个或多个输入端，所述信号来自用于测量患者的生理参数的一个或多个传感器，其中，所述一个或多个生理参数是以下各项中的一项或多项：心脏活动、氧饱和度、血液中的氧分压、呼吸速率、血液中的co2分压、呼出的co2。

所述变化的气体流可以具有振荡流量，并且所述变化的气体流和/或振荡流量具有一个或多个参数，包括以下各项中的一项或多项：最大流量、最小流量、频率周期，并且所述变化的气体流和/或振荡流量参数是由所述控制器基于使用者输入而设定的和/或根据患者生理功能的测量值和患者生理参数来自动设定的。

所述控制器可以适配成用于接收与呼出的co2有关的输入并利用所述输入来控制所述气体流。

根据本文披露的实施例中的至少一个实施例，存在一种用于在医疗程序期间对患者进行充氧和/或co2清除的设备，包括：流量源或用于流量源的连接件，用于提供气体流；气体流调节器；控制器，所述控制器用于通过控制所述气体流调节器来控制所述气体流以提供具有一个或多个频率的变化的气体流，其中，在所述程序期间，所述患者在所述程序的至少一部分内是呼吸暂停的，和/或所述患者处于引起呼吸功能减弱或呼吸功能减弱风险的麻醉状态下。

所述可变气体流可以具有振荡流量，并且所述控制器控制所述气体流调节器提供变化的气体流，所述变化的气体流具有约375升/分钟至约0升/分钟、或优选约240升/分钟至约7.5升/分钟、或更优选约120升/分钟至约15升/分钟的振荡流量，和/或所述振荡流量具有约0.1hz至约200hz、优选约0.1hz至约3hz、更优选约0.5hz至约3hz的一个或多个频率。

所述振荡流量可以包括基础流量分量，其中，所述基础流量为约375升/分钟至0升/分钟、或约150升/分钟至约0升/分钟、或优选为约120升/分钟至约15升/分钟、或更优选为约90升/分钟至约30升/分钟。

所述振荡流量可以包括基础流量分量，其中，所述基础流量为约0.2升/分钟每患者千克数至约2.5升/分钟每患者千克数，优选为约0.25升/分钟每患者千克数至约1.75升/分钟每患者千克数，更优选为约0.3升/分钟每患者千克数至约1.25升/分钟或约1.5升/分钟每患者千克数。

所述设备可以用于大于约30kg的人。

根据本文披露的实施例中的至少一个实施例，存在一种用于在医疗程序期间对患者进行充氧和/或co2清除的方法，所述方法包括：当所述患者在所述程序的至少一部分内是呼吸暂停的和/或所述患者处于引起呼吸功能减弱或呼吸功能减弱风险的麻醉状态下时，在所述程序期间，通过以一个或多个频率改变气体流来经由鼻接口向患者递送变化的气体流。

所述变化的气体流可以具有约375升/分钟至约0升/分钟、或优选约240升/分钟至约7.5升/分钟、或更优选约120升/分钟至约15升/分钟的振荡流量，和/或所述振荡流量具有约0.1hz至约200hz、优选约0.1hz至约3hz、更优选约0.5hz至约3hz的一个或多个频率。

所述振荡流量可以包括基础流量分量，其中，所述基础流量为约375升/分钟至0升/分钟、或约150升/分钟至约0升/分钟、或优选为约120升/分钟至约15升/分钟、或更优选为约90升/分钟至约30升/分钟。

所述振荡流量可以包括基础流量分量，其中，所述基础流量为约0.2升/分钟每患者千克数至约2.5升/分钟每患者千克数、优选为约0.25升/分钟每患者千克数至约1.75升/分钟每患者千克数、更优选为约0.3升/分钟每患者千克数至约1.25升/分钟或约1.5升/分钟每患者千克数。

所述方法可以用于大于约30kg的患者。

所述方法可以用于在所述医疗程序之前提供气体流。

所述气体流可以具有流量，其中，在所述医疗程序之前提供第一流量并在所述医疗程序期间提供第二流量，而可选地在所述医疗程序之后提供第三流量。

所述第二流量可以大于所述第一流量；和/或所述第三流量可以小于所述第二流量。

所述方法可以具有：所述第一流量为约15l/min至约90l/min、或约20l/min至约80l/min、或约25l/min至约60l/min、或约30l/min至约50l/min、或者为约40l/min、或者为约30l/min；和/或所述第二流量为约20l/min至约150l/min、或约40l/min至约120l/min、或约50l/min至约100l/min、或约60l/min至约80l/min、或者为约70l/min、或者为约60l/min；和/或所述第三流量小于约90l/min、或小于约70l/min、或小于约50l/min、或小于约40l/min、或小于约20l/min、或者为约40l/min、或者为约30l/min。

所述控制器可以适配成用于接收与呼出的co2有关的输入并利用所述输入来控制所述气体流。

所述设备可以是用于提供经鼻高流量的设备和/或所述设备可以包括高流量鼻插管或与其一起使用。

所述方法可以包括递送经鼻高流量治疗。

根据本文披露的实施例中的至少一个实施例，存在一种用于促进与患者的气体交换的设备，所述设备包括：流量源或用于流量源的连接件，用于提供气体流，气体流调节器，控制器，所述用于控制所述气体流，并且其中，所述控制器可操作用于控制所述气体流调节器提供变化的气体流，所述变化的气体流具有基础气体流分量以及至少一个振荡气体流分量，所述振荡气体流分量具有约0.1hz至约3hz的一个或多个频率。

所述一个或多个振荡气体流分量可以具有约0.3hz至约3hz的一个或多个频率。

所述变化的气体流可以具有振荡流量，并且所述控制器控制所述气体流调节器提供所述变化的气体流，所述变化的气体流具有约375升/分钟至约0升/分钟、或优选约240升/分钟至约7.5升/分钟、或更优选约120升/分钟至约15升/分钟的振荡流量。

所述振荡流量可以包括基础气体流分量，其中，所述基础流量为约375升/分钟至0升/分钟、或约150升/分钟至约0升/分钟、或优选为约120升/分钟至约15升/分钟、或更优选为约90升/分钟至约30升/分钟。

所述振荡流量可以包括基础气体流分量，其中，所述基础流量为约0.2升/分钟每患者千克数至约2.5升/分钟每患者千克数、优选为约0.25升/分钟每患者千克数至约1.75升/分钟每患者千克数、更优选为约0.3升/分钟每患者千克数至约1.25升/分钟或约1.5升/分钟每患者千克数。

所述振荡流量可以包括至少一个振荡流量分量，其中，每个振荡流量为约0.05升/分钟每患者千克数至约0.5升/分钟每患者千克数、优选为约0.12升/分钟每患者千克数至约0.4升/分钟每患者千克数、更优选为约0.12升/分钟每患者千克数至约0.35升/分钟每患者千克数。

所述设备可以用于大于约30kg的人。

振荡流量可以包括基础气体流分量，其中，基础流量分量为约0.5升/分钟至约25升/分钟。

所述振荡流量可以包括基础气体流分量，其中，所述基础流量分量在0.4升/分钟每患者千克数至0.8升/分钟每患者千克数的范围内。

所述振荡流量可以包括至少一个振荡流量分量，其中，每个振荡流量在0.05升/分钟每患者千克数至2升/分钟每患者千克数的范围内、优选在0.1升/分钟每患者千克数至1升/分钟每患者千克数的范围内、更优选在0.2升/分钟每患者千克数至0.8升/分钟每患者千克数的范围内。

所述设备可以用于在约0.3千克至30千克内的人。

所述基础气体流分量可以是所述范围内的基础流量分量，其中，所述基础流量针对低于2千克的人为约8升/分钟。

所述振荡气体流可以具有处于多个频率下的多个振荡气体流分量。

所述设备可以具有约0.1hz至约3hz的频率中的一个或多个频率。

所述设备可以具有周期为约0.3s至约10s的振荡气体流。

所述控制器可以适配成用于接收与呼出的co2有关的输入并利用所述输入来控制所述气体流。

所述设备，其中：如果静息心率为约40至约100bpm，则所述振荡气体流分量具有约0.67hz至1.67hz的频率，并且如果心率为约30至约180bpm，则所述振荡气体流分量具有约0.67hz至约0.5hz至约3hz的频率。

所述设备可以是用于提供经鼻高流量的设备和/或所述设备可以包括高流量鼻插管或与其一起使用。

本说明书中使用的术语“包括(comprising)”意为“至少部分地由......组成”。当解释本说明书中的含有术语“包括(comprising)”的每条陈述时，也可能存在除所述术语之后的那个或那些特征以外的特征。相关的术语如“包括(comprise)”和“包括”(comprises)将以相同的方式进行解释。

本发明也可以广义上说成是在于本申请的说明书中个别或共同涉及或指明的零件、元件以及特征，以及任何两个或更多个所述零件、元件或特征的任何或全部组合，并且，在此提及具有本发明所涉及领域的已知等效物的特定整数时，此类已知等效物被认为也结合在此就如同个别地列出一样。

在此的意图是提及在此披露的数字范围(例如，1至10)同样结合了对在所述范围内的所有的有理数(例如，1、1.1、2、3、3.9、4、5、6、6.5、7、8、9以及10)以及还有在那个范围内的任何有理数范围(例如，2至8、1.5至5.5以及3.1至4.7)的引用。

在一些配置中，“高流量治疗”可以指气体向成人患者的以在约5或10lpm与约100lpm之间、或在约15lpm与约95lpm之间、或在约20lpm与约90lpm之间、或在约25lpm与约85lpm之间、或在约30lpm与约80lpm之间、或在约35lpm与约75lpm、或在约40lpm与约70lpm之间、或在约45lpm与约65lpm之间、或在约50lpm与约60lpm之间的流量的递送。例如，根据本文中描述的那些不同实施例和配置，供应或提供到接口或经由系统(诸如穿过流路)供应或提供的气体的流量可以包括但不限于：至少约5、10、20、30、40、50、60、70、80、90、100、110、120、130、140、150l/min或更大的流量，并且可用范围可以被选择为在这些值中的任何值之间(例如，约40至约80、约50至约80、约60至约80、约70至约100l/min、约70至80l/min)。

本发明包括前述内容、并且还设想了多种结构，下文仅给出这些结构的实例。

附图说明

将仅通过举例方式并且参照这些附图来说明本发明的优选实施例，在附图中：

图1展示了与麻醉有关的用于使用高流量气体对患者进行充氧和/或co2清除的设备/系统。

图1a示意性地展示了具有直径可调叉的鼻插管。

图1b展示了用于流动的大孔针。

图1c展示了与麻醉有关的用于使用高流量气体对患者进行充氧和/或co2清除的设备/系统的变型。

图2展示了与麻醉有关的使用高流量气体对患者进行充氧的方法。

图3展示了确定麻醉阶段的方法。

图4展示了患者的气道。

图5a至图5g展示了具有振荡参数(诸如压力和流量)的变化的气体流。

图6和图7展示了根据一个实例、与麻醉有关的用于使用高流量气体对患者进行充氧的设备/系统以及所得到的参数波形。

图8和图9展示了根据替代性实施例的与麻醉有关的用于使用高流量气体对患者进行充氧的设备/系统。

图10展示了通过所描述的设备和方法递送的可能流量。

图11展示了实验性实例#1的心源性波形。

图12a和图12b示出了实验设备。

图13示出了在实验性实例#1的治疗过程中肺中的co2浓度。

图14和图15a示出了在实验性实例#1期间的肺部压力和流量。

图15b示出了由于振荡气体流的递送而在气道中产生的气体流。

图16示出了与心源性振荡有关的振荡流量。

图17示出了与振荡分量相移有关的co2清除。

图18示出了与振荡气体流有关的ecg信号。

图19和图20示出了替代性高斯振荡流量波形和相关的co2清除。

具体实施方式

1.实施例和实例的概述

就一般方面而言，本文中描述的设备和方法涉及在进行呼吸的患者(呼吸是指自主性呼吸或辅助呼吸)中并且优选地是在麻醉期间和/或在复苏期间和/或在任何医疗程序或其他需要辅助的时候辅助充氧和/或co2清除的流式治疗方法和设备。流式治疗(也称为高流量治疗)涉及递送相对高流量气体以辅助患者呼吸的设备和方法。

本文描述的一些设备和方法改变了气体流以产生具有气体流振荡的变化的气体流。这样辅助co2清除，还可以辅助患者的充氧。例如，对递送的变化的高流量气体的(多个)参数进行调整以使那些参数振荡从而提供变化的气体流。例如，递送的高流量气体的压力和/或流量是振荡的。在一些实施例中，所述振荡是基于(诸如对应于或与其同步)以下各项中的一项或多项或使用其以及还使用其他合适的感测生理参数而以其他方式进行确定：患者的肺和/或胸壁的共振频率、患者心源性脉动、患者隔膜收缩、患者大脑活动、患者呼吸速率、co2或o2的分压、呼出的co2等。在医疗程序或其他方面期间，当患者呼吸暂停或以其他方式呼吸功能减弱时，可以使用这样的方法和设备。为了提供额外的功效，可选地可以确定患者的充氧需求，并且可以相应地调整气体流振荡以改善充氧，和/或可以感测患者的co2以帮助确定如何利用气体流振荡来改变气体流以清除co2。如将要描述的，已经确定，在变化的高流量气体流中提供气体流振荡有助于/改善co2清除。可能由于例如麻醉(或各种其他原因)引起的呼吸抑制而发生呼吸暂停，使得患者停止呼吸。

持续供氧是在呼吸功能可能受损的医疗程序期间(诸如在麻醉期间)维持健康呼吸功能所必不可少的。当这种供应受损时，可能发生缺氧和/或高碳酸血症。在医疗程序(诸如麻醉)期间，对患者进行监测以确保不会发生这种情况。如果供氧和/或co2清除受损，则临床医生停止医疗程序并促进供氧和/或co2清除。可以例如通过自充气袋瓣罩手动使患者通气来实现这种情况。

在本文中描述的其他方法和设备中，所述设备和/或方法可以用非振荡方式对将要在医疗程序期间递送至/提供给患者以辅助充氧和/或co2清除的高流量气体的参数(例如压力和/或流量)进行调整。可以确定患者的充氧需求以进行辅助。

1.1使用变化的气体流进行充氧和/或co2清除

在本文中描述的方法和设备中，可以提供变化的气体流，所述变化的气体流是振荡的以产生包括基础气体流分量和一个或多个振荡气体流分量的振荡气体流。当患者的呼吸动力受损或至少减小时，无论这是在医疗程序之前、期间、之后还是在其他任何情况下，具有气体流振荡的变化的气体流会是有用的。具有振荡分量的变化的气体流主要辅助从进行呼吸的患者中清除co2。当患者呼吸暂停时，或当患者的呼吸功能减弱时，诸如当镇静或进入麻醉或从麻醉中醒来时，co2清除会是有用的。在这些事件期间，患者的呼吸功能可能不够好而不能在没有辅助的情况下充分清除co2。还可能存在其他需要co2清除辅助的情况。如将要描述的，已经确定，在变化的气体流中提供振荡有助于/改善co2清除。

具有振荡分量的变化的气体流还可以帮助通过辅助氧气递送直接对患者进行充氧以及通过清除co2而间接对患者进行充氧。

描述了用于改变大气体流充氧的参数的设备/系统和方法的具体实施例和实例。那些实施例中的至少一些实施例可以例如在医疗程序(例如麻醉)期间通过气体递送来辅助从患者内清除co2。所描述的实施例对于没有自主呼吸的患者特别(但不是仅仅)有用。当患者没有自主呼吸时，可能减弱其充氧和清除co2的能力。一些实施例涉及充氧和/或清除co2的设备和方法。就一般方面而言，实施例涉及利用高流量气体源(诸如氧气和/或其他气体混合物)对患者进行充氧的方法和设备、和/或利于清除co2的方法和设备。

1.2使用大气体流进行充氧和/或co2清除

在本文中描述的方法和设备中，(大)流量气体(例如氧气或氧气与一种或多种其他气体的混合物)可以被递送至患者以降低缺氧的风险。在患者仍然(自主)呼吸的同时在麻醉(预充氧)之前的医疗程序期间，或者在麻醉期间(在此患者可能没有自主呼吸并需要辅助)，包括当患者可能呼吸暂停时，可以提供这种高流量气体。气体流的使用提供了免手动充氧，不同于目前的方法，允许麻醉师或其他临床医生将精力集中在医疗程序本身上而不会使患者饱和度减小。可以在恒定流量下提供气体流以为了避免缺氧而需要递送的氧气“剂量”(患者氧气需求量)。这种剂量也可以被称为所需的“治疗”或“支持”。所述剂量与正被递送的高流量气体的一个或多个参数有关，并且最佳剂量或所需剂量与为患者提供其需求的氧气的高流量气体参数有关。例如，所述参数可能是(尽管不限于)以下各项中的一项或多项：

-气体的流量(诸如氧气流量，并且包括振荡流)

-被递送的气体体积

-气体的压力

-气体的组成和/或浓度。

1.3确定充氧需求

在本文中描述的方法和设备中，可能希望的是确定氧气需求，并且相应地(连续地或周期性地)调整气体流参数以确保充氧和/或co2清除达到所需水平。就一般方面而言，在麻醉前和/或在麻醉期间(例如全面的连续的或周期性的监测)以及在麻醉之后(包括拔管期)确定剂量/氧气需求；然后相应地(手动地或自动地)改变大气体流的参数，以向患者提供所需的充氧。应注意的是，在整个本说明书中提到的“麻醉”及其各阶段可以指实际麻醉、以及麻醉之前的时期(诸如预充氧阶段)。

2.用于辅助清除co2和/或充氧的设备/方法的第一实施例

2.1用于使用变化的气体流辅助清除co2和/或充氧的设备

图1示出了用于在上述情况下向患者递送具有振荡的变化的气体流(振荡气体流)以辅助清除co2、并且还可以辅助充氧的系统/设备10。

系统/设备10可以是一体的或基于单独部件的安排，在图1中在虚线框11中概括地示出。在一些配置中，系统10可以是模块化部件安排。下文中其将被称为系统，但这不应被视为限制性的。

所述设备包括用于提供高流量气体(诸如氧气)、或氧气与一种或多种其他气体的混合物的流量源12。可替代地，所述设备可以具有用于联接至流量源的连接。因此，所述流量源可以被认为形成设备10的一部分或者与其分开，取决于上下文，或者甚至流量源的一部分形成所述设备的一部分，并且流量源的部分在所述设备之外。

所述流量源可以是入墙式氧气源、氧气罐、其他气体罐和/或具有吹风机/流量发生器3的高流量治疗设备。图1示出了流量源，所述流量源具有流量发生器3的、具有可选的进气口6以及经由截止阀和/或调节器和/或其他气体流控制件(全部表示为7)连接至o2源5(诸如罐或o2发生器)的可选连接，但这只是一个选项。在图1c的替代方案中，没有流量发生器，而是流量源12是入墙式o2源或o2/空气混合源，可选地具有流量计。还示出了截止阀、调节器和压力传感器安排7。这里的描述可以参考任一实施例。流量源可以是如前所述的流量发生器、o2源、空气源之一、或其组合。取决于上下文，与流量源12相关联的任何阀都可以被认为是流量源的一部分、或者在其外部。流量源被示为系统10的一部分，但是在外部氧气罐或入墙式源的情况下，流量源可以被认为是单独的部件，在这种情况下，所述设备具有用于连接至这种流量源的连接端口。流量源12提供可以经由递送导管14和患者接口15(诸如(非密封)鼻插管或密封鼻罩)递送给患者16的(优选大)流量气体13。所述流量源可以提供在例如0.5升/分钟至375升/分钟之间、或者在那个范围内的任何范围内、或甚至在具有更高或更低限度的范围内的基础气体流量。稍后将对流量的范围和性质的细节进行描述。

可以可选地在流量源与患者之间设置加湿器17以提供递送气体的加湿。可以将一个或多个传感器18a、18b、18c、18d(诸如流量、氧气分数、压力、湿度、温度或其他传感器)放置在整个系统中和/或在患者16处、患者上或附近。可替代地或此外，可以使用可以导出这样的参数的传感器。此外或者可替代地，传感器18a-18d可以是用于感测患者的生理参数(诸如心率、氧饱和度、血液中的氧分压、呼吸速率、血液中的co2分压)的一个或多个生理传感器。可替代地或此外，可以使用可以导出这样的参数的传感器。患者上的其他传感器可以包括eeg传感器、用于检测呼吸的躯干带、以及任何其他合适的传感器。在一些配置中，加湿器可以是可选的，或者由于加湿气体帮助维持气道条件的优点，加湿器可能是优选的。所述传感器中的一个或多个传感器可能形成设备的一部分，或者可能在设备的外部，其中所述设备具有用于任何外部传感器的输入端。

将传感器的输出发送到控制器以辅助设备的控制，此外包括改变气体流以提供振荡气体流。

作为实例，所述传感器可以包括位于患者上的用于确定血液的氧饱和度的脉搏血氧仪18d。脉搏血氧仪为控制器19提供模拟或数字电信号。

作为另一个实例，可以通过使用经皮血氧监测仪(传感器)来感测血液中的氧分压。氧传感器测量氧气的浓度，并且对这个读数进行温度校正以产生血液中的氧的估计分压。仪器的电子系统提供直接指示血氧分压并连接至控制器19的模拟或数字信号。

作为另一个实例，可以使用具有连接至控制器19上的模拟或数字信号的呼吸感应体积描记法(rip)来感测呼吸速率。

作为另一个实例，可以使用具有连接至控制器19上的模拟或数字信号的经皮监测仪来感测血液中的co2分压。

作为另一个实例，使用呼出co2传感器来感测呼出的co2。co2分压读数以模拟或数字形式传送给控制器。

另一个实例是用于感测患者心脏活动的心脏活动传感器。这样使得能够连接控制器19以接收来自心脏活动传感器(诸如传感器输出信号)的与患者的心脏活动有关的输入。这使得控制器能够基于从心脏活动传感器接收到的输入来控制气体流。

提供了控制器19，所述控制器联接至流量源12、加湿器17和传感器18a-18d。它控制以下描述的设备的这些方面和其他方面。

所述设备还包括一个或多个气体流调节器59，所述气体流调节器可以用于调节(即，改变、修改、调整或以其他方式控制气流的参数)。可以在流量源(和流量源本身可以是气体流调节器)中、在流量源之后以及在加湿器之前、在加湿器之后和/或在设备中的任何其他合适的地方设置各个气体流调节器以调节气体流路。在图1和图1b中示出了实例，但并非全部都是需要的，并且它们的位置和数量可以基于系统的需求而变化。稍后将参照图6至图9对其他实例进行描述。稍后将对气体流调节器的类型进行描述。

控制器19可以操作流量源提供被递送的气体流。控制器还可以基于来自传感器的反馈或可选地在没有反馈(例如，使用默认设置)的情况下来操作气体流调节器(包括流量源)以控制流量源提供的气体的流量、压力、体积和/或其他参数。控制器还可以控制流量源的任何其他合适的参数以满足充氧需求和/或co2清除。控制器19还可以基于来自传感器18a-18d的反馈来控制加湿器17。使用来自传感器的输入，控制器可以根据需要确定流量源、气体流调节器和/或加湿器的充氧需求和控制参数。提供输入/输出接口20(诸如显示和/或输入装置)。输入装置用于接收来自于使用者(例如临床医生或患者)的可以用于确定充氧需求和/或co2检测的信息。

所述设备还可以操作用于确定患者的用于/与麻醉有关的剂量/充氧需求(以下称为“氧需求”)(即，在预充氧阶段期间的预麻醉的氧需求和/或在麻醉期间(可能包括患者呼吸暂停或患者呼吸)的氧需求)，以及在这样的程序之后，其可以包括拔管期。系统/设备10还被配置成为了麻醉目的而调整并向患者提供高流量气体，并且根据需要对递送给患者的高流量气体的参数(诸如压力、流量、气体体积、气体组成)进行调整以满足充氧需求。

2.2使用变化的流进行co2清除和/或充氧

现在将描述所述设备的用途。

通过高流量治疗方法或设备递送的高流量气体包括具有可以被调整(包括被调整以振荡)的一个或多个参数的各种分量。每个参数可能被独立调整、或者依赖于其他参数而被调整。这样提供变化的气体流(变化的气体流参数)。变化的气体流(具有振荡)辅助co2清除并且可以辅助充氧。

在一个实施例中，控制器19被配置成用于改变气体流以形成振荡气体流从而改善co2清除(并且可选地改善充氧)。这可以在预充氧期间或在麻醉期间使用，或者在患者呼吸暂停或另外呼吸功能可能减弱的任何其他医疗程序期间使用。为了产生振荡气体流，以一个或多个频率、振幅和/或相位使所递送的气体流的一个参数或多个参数振荡。例如，并且通常，以一个或多个频率(包括相位和振幅)使气体流的流量振荡，这样进而使所递送的气体流产生的压力振荡。然而，其他参数可能会振荡——例如气体流的压力可能振荡。振荡气体流可以包括一个或多个振荡分量，频率、振幅和相位全部不同。整个振荡气体流可以表示为(总和)波形，其中波形形状包括各种(总和)振荡分量。现在参考图5a至图5d来描述变化的气体流的性质。变化的气体流具有一个或多个参数，包括但不限于流量(流量参数)和压力(压力参数)。每个变化的气体流参数(以及气体流整体)包括基础分量、以及一个或多个组合在一起(以形成总和波形或信号)的振荡分量。因此，不断的变化的气体流整体也可能振荡，并且振荡可以指气体流分量或整个气体流的振荡。变化的气体流/气体流参数可以表示为一个或多个波形(诸如流量波形和压力波形)，其中各种分量构成如图5e中的波形形状。波形本身可能振荡，并且由于分量的组合而将具有由这些分量引起的波形形状。应当理解，所述分量可以被表示为或被认为是正弦傅立叶分量，但是这不是必不可少的。在这种情况下，基础分量将会是基频或dc/偏流分量。

通常，控制设备10产生具有振荡气体流量的变化的气体流，这引起振荡气体流压力。将该上下文中描述图5a至5e的剩余描述。然而，这不是必不可少的，并且应当理解，而是可以控制所述设备使气体流压力、或其他气体流参数振荡。

变化的气体流的基础流量分量通常是恒定的(参见图5a)，但是其也可能变化，诸如(线性或以其他方式)斜升(参见图5b)或斜降(参见图5c)，或者以振荡方式(相对慢地)变化(参见图5d)。基础流量的振荡(如果有的话)通常处于非常低的频率。在基础流量变化时，其可能具有在之间变化的最大幅值和最小幅值(振幅)。同样地，变化的气体流的基础压力分量通常是恒定的(参见图5a)，但是其也可能变化，诸如(线性或以其他方式)斜升(参见图5b)或斜降(参见图5c)，或者以振荡方式(相对慢地)变化(参见图5d)。基础压力的振荡(如果有的话)通常处于非常低的频率。在基础压力变化时，它可以具有在之间变化的最大幅值和最小幅值(振幅)。其他气体流参数可以以类似的方式变化。

变化的气体流的基础流量分量可以与一个或多个(频率相对较高的)振荡流量分量相加/用其进行调节(例如，变化、修改、调整或以其他方式控制等)或以其他方式与其组合，每个振荡流量分量具有用于产生变化的气体流(其本身可能振荡)的频率。在图5a至图5d中示出了与基础分量相加的一个振荡分量，但更多的振荡分量是有可能的(如图5e所示的，并且马上进行描述)。每个振荡流量分量具有的频率与基础流量的任何缓慢振荡变化相比是相对较高的。每个振荡分量具有最大和最小幅值(振幅)。每个振荡分量还具有一个相位。类似地，变化的气体流的基础压力分量将会用一个或多个(频率相对较高的)振荡压力分量进行调节/与其相加或以其他方式与其组合以产生振荡变化的气体流。每个振荡压力分量具有的频率与基础流量的任何振荡变化相比是相对较高的。每个振荡分量具有最大和最小幅度(振幅)。每个振荡分量也具有一个相位。

图5e示出了具有基流分量(例如流量或压力)和多个振荡气体流分量(例如流量或压力)的一般情况下变化的气体流的实例，其中每个分量组合在一起以提供具有总体周期/振荡的(具有波形形状的)变化的气体流。

通常在这里，对振荡分量等的引用指的是高频分量、而不是基础分量，但是应当理解的是，所有这样的分量都可以是振荡的。在下文中，对振荡的引用是指上下文允许的压力和/或流量的振荡，但是这不应被认为是限制性的，并且其他参数的振荡也是可能的。对振荡的引用也可以指具有多于一个分量和频率的振荡。

作为实例，并且参考图5e、图5f，控制器19围绕基础或偏压流量50(在与零偏移的意义上的偏压，偏压相当于dc偏压模拟)改变(通过控制所述设备)来自流量源12的气体流流量13。这样提供了围绕(优选地但不一定是恒定的)基础流量50的、辅助充氧和/或co2清除的(优选高频51)振荡气体流52。作为替代方案或此外，将气体流基础压力53修改振荡压力54以提供振荡气体流压力55。压力可能会直接振荡、或由于振荡流量而间接振荡。

作为实例，振荡分量的频率可以是2hz至250hz，但是频率可能落在此范围之外。更优选地，频率是约100hz或更小，因为这样避免了回路中的阻尼问题。在具有多个振荡分量时，每个振荡分量都可以在以上范围内。其他频率是有可能的，如本文别处描述的。例如，频率优选可以是约0.1hz至约3hz。

可以基于生理参数选择所述一个或多个频率。例如，在使频率基于心脏活动的情况下，频率将在通常低于250hz的心脏活动的频率周围。更优选地，频率针对儿童是约4hz或更小、更优选是约2hz或更小、而针对成人是约1hz或更小。更优选地，所述频率可以是约0.1hz至3hz、或0.3hz至3hz。在任一选项中，振荡/变化可能不具有单个频率，但是可能包括多个(包括一定范围的)频率(具有相关的相位和振幅)——例如参见图5e。应当理解，本文的披露内容可以涉及任何类型的流量/压力或具有一个或多个频率的其他参数变化/振荡。在本说明书中对振荡频率的引用不应被认为是限制性的，而应被认为是涵盖了包括两个或更多个频率的振荡，并且还可以包括相位/振幅信息。

变化的气体流流量可以具有以下非限制性值实例。这些是参照图5a至图5g做出的。

首先将描述整体组合/总和波形的流量值——参见例如图5e。这是一个或多个与基础分量相加在一起的振荡分量。整个(振荡)波形具有峰流量(振幅)、波谷流量(振幅)以及瞬时流量、以及周期。此气体流波形可以具有约375升/分钟至约0升/分钟、或优选约240升/分钟至约7.5升/分钟、或更优选约120升/分钟至约15升/分钟的瞬时流量。总体波形可以具有约375升/分钟至约0.5升/分钟、或优选约240升/分钟至约30升/分钟、或更优选约120升/分钟至约60升/分钟的峰(最大)流量。总体波形可以具有约240升/分钟至约0升/分钟、或优选约120升/分钟至约7.5升/分钟、或更优选约60升/分钟至约15升/分钟的波谷(最小)流量。频率可以是约0.1hz至3hz，或0.3hz至约3hz。

基础分量(见图5a至图5g)具有瞬时、最大和最小流量(振幅)。基础分量可以具有约375升/分钟至0升/分钟、或150升/分钟至约0升/分钟、或优选约120升/分钟至约15升/分钟、或更优选约90升/分钟至约30升/分钟的瞬时流量。如果基础分量变化(例如，缓变)，所述分量可以具有约150升/分钟至约0升/分钟、或优选约120升/分钟至约15升/分钟、或更优选约90升/分钟至约30升/分钟的最大流量。如果基础分量变化(例如，缓变)，所述分量可以具有约150升/分钟至约0升/分钟、或优选约120升/分钟至约15升/分钟、或更优选约90升/分钟至约30升/分钟的最小流量。在一个实例中，基础分量是30升/分钟至105升/分钟，但对于bmi>40的成年人可以是50升/分钟至120升/分钟。最大和最小流量仍然可以落在瞬时流量范围内，并且所述瞬时流量范围仍然可以落在整个波形流量范围内。

每个振荡分量具有瞬时、最大和最小流量(振幅)、频率和/或相位。振荡分量的振幅可以被定义为例如参照基础分量的相对幅度，或者它可以被定义为绝对振幅，或两者。每个振荡分量可以具有约375升/分钟至0升/分钟、或150升/分钟至约0升/分钟、或优选约240升/分钟至约7.5升/分钟、或更优选约120升/分钟至约15升/分钟的瞬时流量。

振荡分量可以具有约375升/分钟至约0.5升/分钟(或相对于基础分量约270升/分钟至约0.25升/分钟)、或优选约270升/分钟至约15升/分钟(或相对于基础分量约120升/分钟至约0.5升/分钟)、或更优选约150升/分钟至约30升/分钟(或相对于基础分量约60升/分钟至约10升/分钟)的最大流量。振荡分量可以具有约370升/分钟至约0.5升/分钟(或相对于基础分量约270升/分钟至约0.25升/分钟)、或优选约240升/分钟至约15升/分钟(或相对于基础分量约120升/分钟至约5升/分钟)、或更优选约150升/分钟至约30升/分钟(或相对于基础分量约60升/分钟至约10升/分钟)的最小流量。

峰和波谷之间的差(峰到峰的流量)可以是约240升/分钟至0.5升/分钟、或优选120升/分钟至约5升/分钟、或更优选约60升/分钟至约10升/分钟、或可替代地约0至约100升/分钟、或约40升/分钟至70升/分钟的流量。所述最大和最小流量仍然可以落在瞬时流量范围内，并且所述瞬时流量范围仍然可以落在整个波形流量范围内。振荡分量的频率可以是约0至约200hz，或优选约0.1hz至约20hz、或更优选约0.5hz至约3hz、更优选约0.1hz至约3hz。相位可以是约0至约360度、优选约0至约270度、或更优选约0至180度。

就更一般方面而言，在任何操作点向接口或经由系统(诸如通过流路)供应或提供的气体的瞬时流量可以包括(但不限于)15升/分钟至150升/分钟并高达375升/分钟、以及可选地至少约40、50、60、70或80l/min或更高的流量，并且可以在这些值中的任何值之间选择有用的范围(例如，约40至约80、约50至约80、约60至约80、约70至约80l/min、或15升/分钟至120升/分钟的任何其他子范围、或甚至高达150升/分钟或以上)。

例如，对于40kg和150kg的患者，所得基础流量范围将分别为约8至约100l/min和约30至约375l/min的最小/最大流量。更优选地，最大/最小流量是约15升/分钟至250升/分钟、更优选是15升/分钟至70升/分钟。

对于早产儿/婴儿/幼儿(体重在约1kg至约30kg的范围内)，基础流量可设定为0.4-8l/min/kg，最小值约0.5l/min，并且最大值约25l/min。对于低于2kg的患者，最大流量设定为8l/min。振荡流量被设定为0.05-2l/min/kg，优选范围是0.1-1l/min/kg，并且另一优选范围是0.2-0.8l/min/kg。

下表分别展示了40kg和150kg患者的最大和最小流量(那些略微超出正常质量分布(美国女性/男性的平均值分别是约75/85kg，2004年调查))。设定所注释的流量，使得在正常范围内，150kg患者可以获得30l/min的预充氧，而非常轻的患者(40kg)可以比典型的70升/分钟流量高约50％。在振荡流量的情况下，针对150kg的最小振荡流量是7.5l/min，并且针对40kg患者的最大振荡流量是20l/min。由于压力与流量平方相关，所以压力波动高度依赖于绝对基础流量加上振荡流量、或基础流量减去振荡流量值。

气体的这种相对较高的流量可以帮助将所供应的气体提供到使用者的气道中，或提供到使用者气道的不同部分，例如这种流量可以允许这种气体向上气道区域或下气道区域递送，如图4所示。上气道区域通常包括鼻腔、咽喉，而下气道区域通常包括气管、左右主支气管和肺。

通过非限制性实例方式，本文中描述的设备和方法提供的气体流量也可以是图10中的那样。本文中的所有流量可以被读为大约或近似，并且不一定要求严格遵守它们。

当考虑上述各种流量时，将理解的是，优选不存在负流量(这将对应于从患者朝向设备往上流动)。期望的是从设备流到患者。因此，允许振荡分量的最大振幅等于基线流量。如果振幅变得大于此振幅，则波谷流将会小于零(即这将对应于所述设备从患者向上吸流)。因此，在此上下文中将考虑以上流量，并且特定分量的特定流量参数可能受到另一分量的流量参数的影响。

在对称振荡分量情况下，最大峰流量根据定义等于基线流量的两倍。然而，在某些情况下，可以将不对称振荡应用到流量，由此峰流量可能高于此流量，但是波谷流量总是保持为零或以上。

就更一般方面而言，控制器19可以被配置成用于控制流量源、通用调节器59和/或设备的任何其他方面以提供具有所希望基础流量和/或压力(频率和幅度)以及所希望振荡分量或多个分量(频率和振幅)的变化的气体流，以改善患者的充氧和co2清除。

控制器可以使用任何合适的方法来改变基础气体流参数以产生振荡。例如，控制器可以通过控制流量源的速度来直接改变压力和/或流量。可替代地，可以使用外部设备，诸如一个或多个气体流调节器59。可以通过任何合适的机械和/或电气配置来产生振荡。例如，可以使用任何合适的用于振荡的设备，例如阀(例如电气阀、磁性阀或气动阀)、断续轮、换能器、活塞或所述源的电子调节。图1示出了由控制器操作的用于使气体流振荡的通用调节器59，但是这是通过举例的方式，并且其位置和性质不应被认为是限制性的。

产生压力振荡的气体流调节器59(参见图1)可以位于沿着系统的长度(从接口15的患者端到流量源12)的任何地方，并且可以用多种方式实现振荡51/54，诸如以下列出的一些非限制性方法和分量。可以从回路和/或系统中去除部件59。

·电子阀，诸如比例阀或电磁阀

·吹风机转速的快速变化，由控制器执行。

·顺排扬声器或电磁阀致动的隔膜。

·顺排线性致动器

·旋转或线性流量断续器

·任何气动或机械翼形阀。

·来自具有控制阀的压缩气体源的压缩气体(即空气或氧气)的突发

·驱动具有旋转到线性运动的任何安排的马达

·产生振荡的振簧

·在一定压力下打开的单向阀/翻板阀，可选地是弹簧加载的上述向气体流增加流量/压力振荡可以做到以下各项。

·减少达到一定程度的充氧和co2清除所需的按时间平均的流量/压力。可以感到高流量不太舒适，所以在保持相同的充氧支持的同时减小流量的任何能力都是令人希望的。

·增大高流量气体递送的总充氧和co2清除能力

·减少预充氧所需的时间

气体流的振荡频率(压力或流量)可以在前述的或另外在本文中的其他地方描述的从约2hz至约200hz的任何地方(更优选地，所述频率可以是约0.1hz至3hz、或0.3hz至3hz)，并且具有高达200l/min和/或50cmh2o的瞬时压力或流量振幅，或者另外如本文中其他地方描述的。振荡的波形可以是任何合适的形状。波形形状的一些实例是：

·正弦

·方形

·三角形

·锯齿形

·高斯

·基于生理波形(例如血压或心源性脉搏、咳嗽、打喷嚏的波动图形等)

2.3确定变化的气体流的基础和振荡分量频率、振幅和/或相位

就一般方面而言，基于默认参数、使用者输入、实验数据和/或生理参数来确定基础和/或振荡分量的振幅、频率和/或相位(包括如上所述的其参数)。这些可以被设定以优化患者反应。例如，变化的气体流的基础和/或振荡分量的频率和/或振幅和/或相位可以基于各种考虑之一或组合，诸如(但不限于)以下各项。

扫描所述频率和/或振幅以找到最佳的患者反应。

患者的呼吸速率和相位。

患者的肺的共振频率。

患者的胸腔的共振频率。

患者的心率(或更普遍地是心脏活动)。

患者的大脑活动。

随机噪声。

临床医生的输入，例如平均肺动脉压力。

实验数据或默认/预定参数。

o2的测量值。

co2的测量值

基于以上内容，气体流量分量已经设定了瞬时振幅、频率、相位、最大和最小振幅。

例如，振荡分量(即分量的各种参数，诸如相位、频率和振幅)可以对应于(基于)一个或多个不同的呼吸或其他患者参数或与其同步/匹配。“对应”更普遍地意味着与(但是不一定)匹配(尽管它也可以包括匹配)相关或受其影响。

已经确定的是，随着通过气管呼出co2，一股co2塞流流过气管，并且振荡气体流有助于从气道中清除此塞流。上述设备和方法帮助通过提供振荡气体流来提供co2清除和/或充氧。如以上描述的，可以提高co2清除和/或充氧的效率，其中振荡分量的参数基于生理参数。振荡可以被选择为具有与生理参数频率/相位匹配、或者是该频率/相位的谐波或其他倍数的频率/相位。作为另一个实例，振荡分量可以被选择为具有与生理参数(诸如心脏活动)的振幅成比例或成反比的振幅(瞬时、最大和/或最小)。

下面更详细地描述了这些振荡分量中的一些分量，并且所描述的各种其他实例示范了气体流分量(振荡或基础分量)如何可以基于生理参数。

2.3.1心脏活动

心脏活动使气体流沿患者的气管上下移动。心脏具有电信号，所述电信号具有基频。电信号触发心脏以该频率进行泵送，这样进而以该频率通过振荡脉搏泵送血液。这样影响肺以该频率振荡收缩和扩张，而这样进而可以以该频率影响气体沿气管上下振荡移动。心脏活动可以指这些过程中的任何一个过程，并且心脏活动的频率可以指该频率。虽然上述各个阶段的振荡都具有相同的频率，但是由于各个阶段之间的延迟而使各个阶段可能具有不同的相位。例如，发生振荡电信号与振荡气体沿气管上下移动之间可能存在相位延迟。

在向患者递送经鼻高流量的过程中，通过通气质量流自然发生至肺的运送。然而，从肺中清除co2必须依靠这个净流量发生。在吸气和呼气期间均观察到在与心脏活动相同的频率下发生呼吸流的小振荡。发明人确定的是，心源性脉动与从高咽流夹带的湍流相结合引起气管内的气体的纵向混合。所述混合足以使co2从肺上升，同时还加强了氧气沿气管向下的运送。在每个心源性循环的呼气部分，气管中的混合气体的一部分然后被喷射到强烈冲洗的咽区域中。例如，如果具有振荡压力的气体流以2cmh2o的压力波动的振幅进行递送时，则大致140-200ml的气体将会在每个压力循环被泵送进肺部并然后从肺中泵送回来。气道死腔是大致150ml，所以在这个实例中，每个循环将会从肺部清除约0ml-40ml的气体。在这种简化的情况下，当被泵送的气体的体积达到每心搏150ml时，将会开始清除，并且在这个实例中，这将会对应于2.14cmh2o(在所述实例中针对低肺顺应性的情况)至1.5cmh2o(针对高肺顺应性的情况)的压力变化。应注意的是，气道和肺可以轻易承受相对于大气压力高达5cmh2o的压力。

因此，发明人已经确定的是，基于心脏活动频率来提供具有正确的频率、相位和/或振幅的至少一个振荡分量的变化的气体流可以有助于co2清除和/或充氧过程。例如，如果振荡分量具有与心源性脉动(心脏活动)相同或相近的频率，则形成这种效应并利于co2清除和/或充氧。所提供的变化的气体流可以与心脏活动同步地变化，诸如通过将气体流改变成具有频率与心脏活动的频率相匹配的振动分量。这样做的效应是将气体沿气管上下移动，并促使co2从肺中运出并将氧气运送进肺内。这种效应增强心源性诱发的气体沿气管上下振荡的自然发生。心脏同步流动变化对流动的净效应是大大增强由心脏发生其自身实现的co2的清除(通常是3倍与10倍之间)。更一般地，振荡频率不需要与心脏活动同步，而是以某种方式对应于心脏活动。

作为气体流分量如何可以基于生理参数的一个实例，可以感测心脏活动，并且可以使一个或多个振荡分量的频率具有与心脏活动相同或相似的频率。此外或可替代地，由于心跳与气管中的气体流之间存在延迟，所以每个振荡分量可能相对于心脏活动波形具有延迟(诸如相位延迟)以补偿气体流的延迟。优选地，气体流振荡分量尽可能与心脏活动频率紧密匹配(如图18所示，其示出了显示具有相同或相似频率的心脏活动与振荡分量的ecg信号)，尽管可能有一些变化，以提供最佳的co2清除和/或充氧。尽管相位差仍然产生有用的效应(如图11所示)，但相位优选是匹配的。并且，如之前提到的，相对于心脏活动的一个阶段的相位延迟可以帮助与心脏活动的另一个阶段的相位对齐。

在一个实例性实例中，控制器19可以通过传感器(例如传感器18d)监测患者的心脏活动并控制系统10，使得气体流振荡52/55与患者的心脏活动同步/匹配或以其他方式对应于/基于患者的心脏活动。控制器19可以被配置成用于控制流量源12提供在与患者的心脏活动频率相同(或以其他方式基于其)的频率下进行振荡52/55的气体流，以增加气体的混合，从而促进充氧和co2清除。振荡可以与心率处于同相、反相(或恒定的相对相位)或异相，但是优选地如前所述处于或接近于同相(或具有相位延迟)。在优选的实例中，振荡分量的频率可以是约0.1hz至约3hz、或优选是0.5hz至约3hz，并且其对应于典型的心脏活动的频率。

在一个实例中，可以使用传感器18d监测患者的心脏活动(包括“心跳”或“心率”或之前提到的任何心脏活动阶段)，并且输出信号可以用作控制器的输入以确定气体流振荡52/55的频率。例如，可以使用传感器(例如18d)以多种方式中的一种或多种方式来监测心脏活动。以下是非限制性实例。

使用心率监测仪(心脏活动传感器)、流量传感器来测量气管中的气体流。

使用来自脉搏血氧仪探针的体积描记信号。

使用由附接至皮肤(通常是胸部)并联接至非常敏感的放大器的电极(传感器)所拾取的ecg信号。

在各情况下，是输出电信号与连接至控制器的心脏活动同步地波动。

可替代地，可以从经验数据、先前记录的心脏活动或其他某个来源来提示使用者将心脏活动信息输入i/o接口20。在这种情况下，控制器19接收来自i/o(诸如来自给患者诊脉的临床医生)的与患者的心脏活动有关的输入。可替代地或此外，所述心脏活动信息可以位于形成控制器的一部分或与控制器分开的存储器中。在这种情况下，控制器19接收来自存储器的与患者的心脏活动有关的输入，所述输入可以基于例如被证明有效的典型心脏活动频率和/或典型气体流振荡频率的经验数据来进行存储。例如，静息心率通常在40-100bpm(0.67-1.67hz)之间，但是在极端生理条件下(例如在医疗程序或剧烈运动下)可能在30-180bpm(0.5-3hz)的范围内。

可替代地，气体流系统10可以包括心电图或心率监测仪或超音波心动描记仪(其可以被认为是系统中的心脏活动传感器)。在这种情况下，控制器19接收来自系统中的传感器的与患者的心脏活动有关的输入。

无论如何测量或以其他方式确定心脏活动，控制器可以使用心脏活动来确定变化的气体流的振荡分量的合适频率。例如，如果测得心率是每分钟80次心跳，则可以将高流量系统设定为使在70l/min与40l/min之间的流量一分钟振荡5280次(1.333hz)。

就更一般的方面而言，变化的气体流振荡分量的频率和相位是基于气管中的气体流量。心脏活动频率可以用于确定如上所述气管中的气体流的频率，并且因此气体流振荡分量的频率和相位是基于心脏活动频率。然而，另一种措施可以用于气管气体流。例如，可以放置流量传感器来测量气管中的流量，并且根据流量传感器来确定基于气体流频率的振荡分量频率和相位。

在使用传感器的情况下，可以存在持续的或周期性的心率活动的反馈，所以当振荡分量的频率和/或相位偏离希望的频率或相位时，可以对其进行调整。

人体是非常适应的，并且心脏将能够与振荡流52/55同步。因此，在另一种替代方案中，使用者能够输入振荡频率51/54，他们想要气体流处于心脏的频率并鼓励心脏的频率的变化。在这种情况下，使用者可以选择仅具有所设定的频率或者选择为频率提供某种变化(例如，如果使用者设定每分钟80次心跳，则高流量系统可以在所述设定点上下每分钟±4次心跳之间循环)。变化被认为是有益的。

控制器19可以根据以下各项之一来控制流量源12产生气体流振荡。

·振荡51/54被同步，使得随着心脏扩张，递送增大的气体流，从而从气道中冲洗出co2并且用来自流量源的氧气代替co2。随着气体由于心源性振荡而沿气管向上移动，气体流减少以利于其上升。随着气体由于心源性振荡而沿气管下降，气体流增加。

·振荡51/54被同步，使得随着心脏扩张，递送减小的气体流(这可以是正的、零或是负的)，从而引起co2抽吸效应，将其从气道中抽出并当流量再次增加时允许氧气替换其。

应当理解的是，除了基于心脏活动确定变化的气体流的一个或多个振荡/基础分量之外，还可以基于其他生理参数(诸如接下来描述的那些生理参数)来确定该变化的气体流的一个或多个其他振荡/基础分量。在整个说明书中对变化的气体流具有基于心脏活动的一个或多个振荡/基础分量的任何引用并不排除该变化的气体流具有基于某个其他参数(诸如生理参数)的一个或多个其他振荡/基础分量。可以确定并组合多个振荡分量(各振荡分量具有基于多个不同的生理或其他参数而确定的频率、相位和/或振幅)以形成用于清除co2和/或充氧的变化的气体流。例如，这可以是振荡气体流具有处于多个频率下的多个振荡气体流分量。本文中描述的所有实例都可以单独使用或组合使用。

2.3.2呼吸速率

在一个实例中，为了辅助确定气体流的合适的振荡波形，控制器可以监测患者的呼吸(气息)流(使用一个或多个传感器)来确定呼吸流的参数和/或相位以及患者的需求。例如，控制器19可以利用呼吸流波的参数(包括气息的相位和/或吸气与呼气之间的转变)。可以使用符合(例如峰)吸气需求并评估(例如峰)吸气需求的、用于呼吸流波的方法和设备。还应注意，以下可以利用在吸气与呼气之间的切换操作模式。切换的确切时刻不应限于确切的转变点。

通过确定患者的呼吸流，控制器19可以被配置成用于操作流量源12、以及系统10的其他方面来进行以下各项中的一项或多项。

·将(如图5f中的)振荡流51叠加在呼吸流上。

·确定气息的相位(吸气、呼气)，以及

o仅在设定相位(吸气或呼气或接近呼气结束)期间递送振荡流，

o在呼气期间停止流动以允许肺被动呼气；“停止”流动例如是0l/min或低流量(例如低于20l/min)，和/或

o提供(如在图5f中的)振荡流52，并间歇地为气息的呼气部分提供负流；“负”流例如是0l/min或从患者中吸流的负流。

如在传统的高流量治疗中所做的，振荡流可以通过患者接口(如鼻插管或鼻罩)15进行递送。然而，在医疗程序(诸如麻醉)期间提供振荡气体流52/55的当前实施例中，还存在其他可能的递送配置，其包括以下各项。

·装置(例如罩和插管组合接口15)可以用于将振荡流52/55递送通过鼻子和嘴。所递送的振荡对于鼻子和嘴部可以是相同的或不同的。也可以在不同的时间递送(例如只通过鼻子、然后只通过嘴部)所述振荡。

·可以使用装置(例如扩张的气管内插管)将不同的振荡流52/55递送到左支气管和右支气管中，以最大可能地满足肺的各侧的共振频率。

2.3.3肺的共振频率

在另一个实例中，控制器可以控制系统，使得气体流振荡与患者的肺的共振频率或多个共振频率同步/匹配或以其他方式相对应。递送与整个肺的共振频率相匹配的频率、或者包含肺的各种气道的共振频率的频谱范围鼓励混合、充氧和co2清除。每个患者的共振频率将是不同的。控制器19经由传感器(例如18d)和/或其他输入被配置成用于检测肺的共振频率。这可能包括在患者呼吸时操作所述流量源提供具有超过某一频率范围的一定范围的不同频率的振荡气体流52/55、以及经由传感器来监测呼吸参数以提供关于充氧和/或co2清除什么时候最大的反馈。可能的呼吸参数可以包括以下各项中的任何一项或多项。

·co2(期满，经皮的)

·o2(期满，经皮的，spo2)

·呼吸速率(较低的co2浓度导致呼吸速率降低)

由控制器19连续监测呼吸参数可以用于确保频率在整个麻醉或其他医疗程序期间匹配。

在另一个实例中，控制器19被配置成用噪声来调节气体流13以产生气体流振荡52/55从而使气道在不同频率下振动。代替使用患者特定频率(诸如共振频率)，控制器可以使用随机频率(噪声)的随机信号来产生噪声振荡气体流以包含大部分人群的最佳共振频率。

2.3.4胸部共振频率

在另一个实例中，控制器19可以控制系统10，使得气体流振荡51/54与患者的胸壁的共振频率同步/匹配或以其他方式相对应。呼吸感应体积描记法(rip)是一种通过测量胸壁和腹壁的运动来评估肺通气的方法。控制器11可以接收来自用于测量胸壁运动的胸带或其他装置/传感器18d的输入。控制器19然后控制流量源12递送处于引起胸壁和腹壁的大多数运动的频率下的振荡气体流52/55，以鼓励气体运动和混合，从而促进充氧和/或co2清除。控制器19可以对流量源12在频率范围内的振荡进行扫描以确定优化胸壁和腹壁运动的(共振)频率。

2.3.5膈肌收缩

在另一个实施例中，控制器19可以控制系统10，使得气体流振荡52/55与隔肌收缩的频率同步/匹配或以其他方式相对应。肌电描记术(emg)是一种评估和记录肌肉的电活动的技术。控制器可以接收来自emg系统的输入，其由控制器19用来确定振荡的频率。控制器19然后操作流量源12提供在与隔肌收缩相同的频率下振荡52/55的气体流以增加气体的混合，从而促进充氧和co2清除。

2.3.6大脑活动

在另一个实施例中，控制器19可以控制系统10，使得气体流振荡52/55与脑电活动的频率同步/匹配或以其他方式相对应。控制器19可以接收来自eeg系统或其他传感器18d的输入，其由控制器19用来确定神经元点火的振荡频率。控制器19然后操作流量源12提供在与神经元点火相同的频率下振荡52/55的气体流，这样可以增加气体的混合，从而促进充氧和co2清除。

2.3.7附加考虑

感测患者内的co2并将其提供给控制器能够进一步自动调整气体流分量以优化患者的状况。

感测氧饱和水平并将其提供给控制器能够自动调整气体流分量以优化患者的状况。随着氧饱和度相应地降低或增大，流量可以增大或减小。

在另一个实例中，对血液中的氧分压的感测用于控制所述设备。血液中的氧分压提供了储存在体内的氧气量的指示。如果氧分压开始下降(例如由于进行性肺不张)，则应采取措施来增加氧分压。因此有利的是，随时间的推移监测血液中的氧分压，以确定其是否正在下降(单独饱和度测量将不允许在高分压水平下精确进行)。如果血液中的氧分压开始下降，则机器或临床医生可以在血氧饱和水平开始下降且患者受到损害之前采取行动来防止进一步下降。

同时，控制器改变波形的特征，使得在循环期间施加较低流量的时间减少，因此施加较高流量的时间增加。在振荡流量的情况下，当流量朝向最小流量振荡时，与保持在或接近最大流量的时间相比，保持在或接近最小流量的时间可能会减少。这可以通过各种振荡分量的总和、通过控制波形的占空比、提供适当比率的方波分量、或经由其他合适的手段来实现。这增大了平均流量。气道和肺保持处于较高压力，同时流量处于或接近最大流量，因此将这个特征应用于波形以增加气道和肺保持处于较高压力的时间，由此增加了平均压力，并且进一步对肺再充气。这是控制器改变所应用的波形的一个实例。

控制器继续监测血氧分压水平。如果所述水平进一步下降，则控制器再次增大上限(最大)和下限(最小)流量，并且还改变应用上述上限和下限流量的循环的分数，以进一步增加气道平均压力。

气体流具有的氧气分数可以是100％、或30-40％、或40-50％、或60-70％、或80-90％、或90-100％。气体流可以具有至少约21％的氧气分数，并且包括一氧化二氮、一氧化氮和/或氦气中的一种或多种。

在上述监测和控制过程中的任何时候，临床医生可以中断监测和控制循环，并将上限(最大)和下限(最小)流量值以及流量变化循环的周期(频率)手动设定为在他们的判断中可以提供对于患者更好的结果的值。在手动设定这些参数后，临床医生然后选择重新开始自动监测和控制过程或者保留手动设定的值。

气体流可以具有流量，其中，在医疗程序之前提供第一流量并在医疗程序期间提供第二流量，而可选地在医疗程序之后提供第三流量。第二流量可以大于第一流量；和/或第三流量小于第二流量。第一流量是约15l/min至约90l/min、或约20l/min至约80l/min、或约25l/min至约60l/min、或约30l/min至约50l/min、或约40l/min、或约30l/min；和/或第二流量是约20l/min至约150l/min、或约40l/min至约120l/min、或约50l/min至约100l/min、或约60l/min至约80l/min、或约70l/min、或约60l/min；和/或第三流量小于约90l/min、或小于约70l/min、或小于约50l/min、或小于约40l/min、或小于约20l/min、或约40l/min、或约30l/min。

在另一个实例中，呼出的co2被用作用于控制所述设备的输入。呼出的co2的信息可以如下使用。

1.如果患者呼吸，则在呼吸循环的呼气部分上，嘴内的co2分压将大幅度上升。这由控制器进行检测，所述控制器然后能够自动确定呼吸暂停是否已经开始、并相应地调整流动参数。这可能是例如由将流从30l/min的初始恒定流量切换到与心脏活动同步地从30l/min的较低流量到70l/min的较高流量循环变化的流动模式、然后再回来所组成的。

2.4使用变化的气体流进行co2清除和/或充氧的实例

将参考图6描述用于供应高流量加湿的气体进行充氧和/或co2清除的设备和方法的一个示例性和非限制性实例，其中，流量进行周期性的循环以改变施加到气管的压力并引起肺通气。所述设备是图1中的通用实施例的一个实例。在这个实施例中，调节装置是加湿器之后的阀60。

在这种设置中，干燥气体(其可以是空气、氧气或适于要被应用到患者的治疗的任何气体混合物)经由阀59从流量源12供应到加湿器17，所述阀能够控制平均流量。压力调节器也可以并入气体源。在替代方案中，可以在两条单独控制的管线上提供平均流量和振荡流量。

加湿器17将气体加湿到适合于要使用的治疗的水平，正常情况下这将在37摄氏度刚好低于饱和水平，但是可以是适合于患者的任何水平。经加湿的气体13穿过由控制器19控制的双向比例阀60。所述比例阀可以将气体转向到患者、或排气装置、或其任何组合。使用双向阀的目的是帮助通过加湿器的该流尽可能恒定(从而提供最佳的加湿)，尽管流向患者的该流在控制器的控制下可以在较宽范围内变化。

控制器19控制阀60以循环地改变流向患者的流量，以实现具有前述所希望的振荡参数的变化的气体流，从而产生上述所希望的通气。控制器19配备有来自患者生理功能(例如心脏活动、自主呼吸等)以及生理参数(例如充氧水平、血液中的co2分压等)的测量的输入信号。控制器能够使流波动与周期性生理功能同步，使得波动流例如可以操作用于增强呼吸暂停患者的心脏发生的作用或增强呼吸患者的自主通气，其中临床医生认为这是合适的。然而，请注意，在许多应用中，特别是对于呼吸暂停患者，呼吸同步不是必需的。

参数(诸如上限和下限流量、流量循环的周期、以及流量循环中的流波形vs时间)可以由控制器根据人类操作者提供的输入进行设定，或者根据患者生理功能和患者生理参数的测量来自动地设定。

图7示出了对于嘴张开且具有典型的气道尺寸的呼吸暂停患者、在考虑到死腔之后的递送/应用的流量、咽压力、肺容量、以及进出肺的气体净流量之间的关系。

在这个实例中，流量循环的周期是1秒，并且流量循环在t＝0时开始。如果正常患者以这种方式通气，所实现的分钟通气量大致是13l，远高于必需的最小值。

图8示出了在加湿器和电路能够响应于流的快速波动的情况下使用的另一个实例性实施例(这次是简化的安排)。这里，用于对流进行控制的阀是将系统中的整体流量调大和调小的比例阀。

最后，图9示出了将流量控制阀放置在加湿器的气源中的另一个示例性实施例。这具有优点，因为比例阀能够在干燥气体(而不是湿度接近饱和点的气体)中工作，并且如果气体干燥，则提供快速且精确控制的可靠机构的设计更容易。

在这些示例性实施例中，可以在插管附近设置可选的压力释放阀，以便在插管密封进鼻子中并且嘴闭上的情况下防止对患者造成气压伤。压力释放阀可以用连接至比例阀控制器上的压力测量系统来代替，使得如果患者的压力升高到高于一定水平，则控制器使流关闭。

如前注意到的，本发明人已经确定的是，通过使没有自主呼吸的患者中的气管中的流振荡(如本文中描述的)，将气体沿气管向下驱动到肺，然后从肺往上返回至气管，其提供了将气体运入和运出肺的机构。

2.5示范了变化的气体流的益处的实验结果

以下实验讨论内容示范了这一点。

2.5.1实验设备

使用台式实验模型来研究振荡经鼻高流量治疗(hnf)对呼吸暂停期间的气体交换和二氧化碳(co2)清除的影响。所述模型是本文中描述的设备10的实施例的合适表示，并且在图12a、12b中示出。

所述模型由连接至肺储库的成年人上气道几何结构组成，所述肺储库具有类似于实际生理中的肺胸壁系统的顺应性(大致45ml/cmh2o)。所述模型包括鼻腔和咽腔、张开的嘴、气管、以及直到第六代的主分叉和二次分叉。肺储库与各种控制器和传感器一起引导/监测肺中的co2浓度百分比、测量进入的流、并监测静态肺压。

此外，使用心源性泵来模拟心脏对气道中的气体运动的影响。认为(由心脏的影响引起的)血流的脉动性质引起了下气道的极小的挤压，这进而在上气道和气管中驱动气体塞流。所述泵由数控步进电机-注射器系统组成，并且使已知体积的气体在特定的波形和频率下振荡到肺储库中。心源性振荡可以近似于振幅(心搏量)为5-30ml并且频率为0.5-3hz的梯形波形。由于心率和血压的变化，心源性参数(波形、频率和心搏量)在患者之间以及在同一患者内在不同时间内而不同。图11示出了具有从一个实验实施中导出的参数的分段线性近似心源性波形的实例。所述配合基于64.2bpm的心率、22.5ml的心博量、以及分别是0.7和0.15的上升和延迟分数。图11还包括移动的正弦波的图，其展示了(但不是成比例地)变化的大气体流中的相移，并且将在实例3中进行讨论(注意，正值意味着将气体推入肺内)。

参考图12a中的实验设备120(其是本文中描述的实施例的设备10的合适模型)，使用来自壁式供应装置122a、瓶式供应装置122b和/或吹风机122c的流量源121，使用与调节器和比例阀串联连接的高流量鼻插管向鼻腔递送气体流振荡。所述比例阀是具有的分辨率足以产生由多个频率组成的任意波形的电子受控孔型阀。在临床实践中，一个或多个阀可以位于气体源(墙壁、瓶或吹风机)附近，带有或不带有串联的调节器/压力释放装置；在加湿器124和/或控制系统前或后；并且在递送回路的端部前或后、但在插管123前(参见图12a)。将所述阀置于这样的位置具有某些优点。例如，气体源或入口附近的阀可以在医疗紧急情况下或在患者端检测到过大压力时将流关闭或使其转向。将所述阀放在加湿器/控制器附近简化了与所述系统的其余部分的装置整合。将所述阀紧靠插管放置使得由于呼吸管道的顺应性而使患者回路中的高频流振荡的耗散最小化。

流振荡的方法并不限于电子比例阀，如其他装置(诸如隔膜、流量断续器)；也可以使用机械颤动器或压力释放阀。例如，图12b展示了使用水下压力释放系统来产生由浸入管的数量、口径、取向和深度决定的广谱振荡。流量、管孔的横截面和液体的表面张力也可能影响振荡的性质。这种振荡机制与气泡cpap不同，因为流波动发生在患者端的上游。

实验程序包括将固定浓度的co2施加到肺中(约9.5-10％)，使得所述系统稳定，然后应用高气体流量治疗(经鼻高流量治疗——nhf)并监测来自肺储库的co2随着时间的衰变。结果的实例在图13中示出，并且在治疗开始之后包括co2输注、稳定期以及肺中的co2浓度的衰减。虚线的梯度表示衰减率。

除了其临床相关性以外，在以下的实例中使用了co2衰减率，因为它是对肺与外界环境之间的气体交换的直接测量。在这些实验中，使用干燥空气作为引入的高流量气体混合物，但是应当注意的是，其他气体或气体混合物(诸如在37度下水蒸气饱和的纯氧、o2、n2与氦气的混合物)也是可能的。初始清除率被计算为治疗的第一个五分钟内浓度-时间曲线的梯度，并乘以肺容量以获得气体交换数据(每分钟毫升数)。以下实例中的数据已被标准化为没有振荡的数据以计算增强系数。

在一个实例中，将振动网雾化器连接至上气道模型，在隆突上方约5cm处，并产生水雾(平均粒度<4um)以允许看到流。同时用高速相机在900fps下捕捉气体运动，稍后用图像处理软件(imagej和matlab)进行分析以估计飞行时间和整体气体速度。

以下实例展示了改变流量如何促进肺中的气体交换、co2清除得到增强的有用频率范围的存在、使nhf波形与心脏信号同步的优点、组合多个频率的优点以及改变波形的优点。注意，这些实例不应被认为是对有效的振荡气体流性质和清除二氧化碳的穷举。而是，它们示范了振荡气体流的益处的非限制性具体实例。除了已被测试的以外，具有参数和参数值(例如频率、相位、振幅等)的气体流振荡也将会在清除co2时有效。

2.5.2实例#1

先前已经表明，除了冲洗生理学死腔的部分(鼻腔向下到喉头区域)之外，nhf的益处之一还有静态肺压的适度增加。这种压力通常按流量的近似平方值而改变，并且近似1cmh2o(与在机械通气期间的～15cmh2o相比)。认为用nhf产生的压力有益于在呼吸暂停时防止肺不张，这样进而改善呼吸系统的通气/灌注匹配并防止减饱和。令人吃惊的是发现由于使开放的hnf系统中的流振荡而产生的压力变化足以促进上气道中的气体运动和促进气体运动进入肺内。在图14和图15a中示出了根据恒定的和变化的nhf流量而变化的肺压力的实例。图14突出显示了压力-流量关系的平方性质，并且表明了振荡高流量比振荡低流量更有效(对于成年人，其通常为15l/min或以下)。例如，临床上用于成人的高流量可能达到150l/min或更大。图15a示范了，在1hz频率下、在35-105l/min之间的正弦流振荡可以有效地促进压力变化(相位滞后取决于气道阻力)，这样进而可以改善由于肺顺应性而进/出肺的体积流(压力/体积关系)。

图15b示出了以约6ms的间隔捕捉的高速图像序列，并且示范了在1hz下、在30-100l/min之间的正弦流振荡的初始部分期间的气体运动。这种大量对流是快速的(约1m/s)，并且负责在每个振荡期间使来自肺的下气道的co2与喉头上方的流入的新鲜气体进行交换。一气体块在单次流振荡期间行进的距离不仅取决于流量，还取决于振荡的频率和波形的形状，因为那些将决定气体加速度、飞行时间以及可能发生的任何块内的或块间的混合。认为后者有利于改善气体交换，因为沿着肺气道的浓度梯度被降低。

2.5.3实例#2

经鼻高流量用鼻插管(大)进行递送，并使用正弦波形在0-20hz之间的频率下在30与100l/min之间进行振荡。在270度下、在1hz频率下将心源性振荡异相地应用于心博量为22.5ml的流。

此外，对经鼻高流量与心源性振荡的相位进行匹配(即同步)可以提供co2清除的几乎6倍的额外改进。这表明有益的是，具有周期与心脏活动相匹配并且相位相对于该信号是恒定的至少一个波形。静息心率通常在40-100bpm(0.67-1.67hz)之间，但是在极端生理条件下(例如在医疗程序或剧烈运动下)可能在30-180bpm(0.5-3hz)的范围内。

值得注意的是，当两个频率完全相同时，将nhf相移与心源性振荡的相移相匹配是非常有意义的，否则相移是不可避免的。

2.5.4实例#3

经鼻高流量用鼻插管(大)进行递送，并且同时在1hz和10hz下、在6l/min(最小振幅)与136l/min(最大振幅)之间振荡(图9–顶图)。在1hz频率下施加心源性振荡，并且将在0度与270度之间以90度增量的相移应用于经鼻高流量(参见图16–底图)。心博量设定为22.5ml、频率为1hz。

清除率指示与心脏的同步(相移为0)提供两倍的相反的增强(相移180度)(参见图17)。这是因为实际加上了气管中的流量和心源性容量变化的组合影响；因此，放大了气体运动。也就是说，在其他相移(诸如或约90度、180度、270度或任何其他相移)下仍然实现了良好的清除。在任何相移下的增强仍然大于基础流量，这证明频率匹配在任何相移下都是有益的。值得注意的是，相移的准确值高度依赖于形状，并且在一些情况下依赖于心源性波形的振幅，因为正弦曲线和非理想梯形的相加可能是非直观的。此外，由于脉动波从血液、穿过气道组织并进入将会发生气体块加速的气体中的传输的延迟，在每次心跳之后可能不会立即发生气体塞流随着各个心源性振荡而在气管中位移。这些传输延迟将取决于患者的生理(例如心率、血压、气道阻力等)，并且与气体相位中的心源性脉冲同步是更有用的。这可以通过将频率与心脏活动相匹配并且测量或推断相移(通过计算或co2清除测量)来完成。

注意，在临床设置中，患者的生理可能随时间而变化，并且因此相移也应是变量。这意味着与心脏信号同步可能是同相的(或具有恒定的相对相位)、异相的或者之间的任何情况。在可变性过大的情况下，可能是有益的是使用测得的或计算的平均相移值，其中nhf和心脏信号在按时间平均或按人口平均的意义上是匹配的。

3.用于辅助充氧的设备/方法的实施例

3.1医疗程序期间的充氧

使用上述设备，提供了另一个实施例用于在麻醉或其他医疗程序期间实现充氧。

参考图2中的流程图，将描述使用图1的系统的方法。控制器被配置成用于执行氧气需求的确定并且对用于充氧和/或co2清除的大气体流的参数进行控制。首先，步骤21，在麻醉前阶段期间，控制器确定患者的充氧需求。这些可以是以基于历史/经验数据而对麻醉前和/或麻醉期间可能需要什么进行的预测为基础的充氧需求。控制器19经由输入接口20接收来自传感器18a-18d和/或使用者的输入。步骤21，根据该输入的和/或存储的数据(诸如查找表、历史数据、参数、关系、图形等)，控制器确定充氧需求。所述确定可以通过任何处理、查找表、关系(经验性或数学性)等来进行。这样的输入和确定处理的非穷举实例如下。一个或多个可以单独或组合地用于确定氧气需求。

使用者(诸如麻醉师或其他临床医生、或患者)提供经由接口20的输入、术前评估以估计每个患者的风险等级。这种风险等级与麻醉期间患者进入缺氧的风险有关。然后，步骤21，控制器基于风险等级来确定充氧需求，和/或使用者(例如麻醉师或临床医生)提供对用于高流量气体递送的实际充氧需求和/或剂量/治疗设置和/或实际参数设置进行指示的输入。可以提供任何输入来作为设置或设置范围或作为一个或多个输入值。如稍后将进行描述的，所述系统可以为使用者提醒推荐的设置，或者控制所述系统提供所述设置。

可替代地或此外，更一般地，使用者输入可以根据其确定充氧需求的信息，这样的信息不一定直接指示风险等级，或根本不代表风险等级。

可以可替代地或此外使用传感器输入。

接下来，步骤22，一旦确定了充氧需求，则控制器19操作流量源12、加湿器17和/或系统10的其他方面来控制递送给患者的高流量气体13的参数，使得气体流13在预麻醉(预充氧)阶段期间满足充氧需求。这可以包括改变以下各项中的一项或多项：

-气体的流量(诸如氧气流量)

-被递送的气体体积

-气体的压力

-气体的组成和/或浓度。

用于确定充氧需求的使用者输入以及所得到的参数设置的实例如下。

·使用者按比例输入值。例如，使用者可以选择从1(最低风险)到10(高风险)的数字。然后，系统可以选择对于该尺度数字而言最佳的设置。

·使用者输入诸如年龄、体重、bmi、肺容量、代谢速率、体脂测量值(例如百分比)等信息和/或可以单独使用或组合使用以选择最佳治疗设置(氧气需求)的其他患者因素。例如，总分方法可以与所列出的因素中的两个或更多因素一起使用。这可以用于预测将会需要的支持(充氧)水平。

·使用者输入预先存在的患者状况。例如，如果患者处于气压伤的风险下，则可以将流量减到最小以满足峰吸气需求，但不递送过大的流量。

·现有的硬件限制可以用于选择最佳治疗设置。例如，如果手术环境发生氧气不足，则可以改变设置。100％的氧气只能在吸气期间递送，并且流量可以设定为满足患者的峰吸气需求以确保浪费最小。

不同程度的支持在进行的不同麻醉阶段可能是最佳的。高流量系统10可以可选地检测何时发生阶段变化，并提醒使用者或自动确定新的充氧需求和/或将气体流参数改变为满足新的需求。例如，在预充氧阶段之后，患者进行麻醉并进入麻醉阶段。呼吸功能可能减弱，并且患者可能呼吸暂停。对那些预麻醉存在不同的充氧需求。

因此，控制器19进一步被配置成用于检测麻醉阶段(或麻醉阶段的改变)，步骤23。用于检测状态变化的可能方法如下。

·控制器使用(来自压力传感器的)压力波形来检测患者何时呼吸或不呼吸(例如从预充氧转变为呼吸暂停)。

·控制器使用(来自传感器的)期满co2波形来检测患者何时呼吸或不呼吸(例如从预充氧转变为呼吸暂停)。

当控制器19正在监测所述状态的时候，步骤32，按照先前确定并设定的参数来递送高流量气体13。在确定了阶段变化(诸如从预充氧阶段转变为麻醉阶段)之后，控制器/系统19/10可以在相同的参数设置下继续递送气体流13。然而，系统10也可以进入监测阶段，步骤24，其中，通过可选地以连续或周期性方式重新确定充氧需求，步骤24。除了或代替使用传感器输入18a-18d，经由输入接口20来自使用者的先前的输入或新的输入也可用于确定充氧需求。可以以与以上描述的相同方式确定预充氧阶段的充氧需求，可能的区别在于基于来自传感器和/或使用者的更新输入来连续地或周期地重新确定。

步骤25，然后由控制器19调整气体流13参数以满足新的氧气需求，这些参数与以上描述的相同。即使没有接收到更新的输入，可以在麻醉阶段已经改变的基础上重新确定充氧需求，或者可替代地，没有具体地重新确定充氧需求，但是推测不同的充氧需求，并且针对新阶段来相应地设定高流量气体参数。

3.2使用流量的充氧

图3中示出了由麻醉状态改变引起的功能的具体非限制性实例。在系统开始之后，步骤30，所述系统监测患者并检测呼吸，步骤31，并且确定预充氧阶段。系统基于典型的充氧需求来提供气体流参数，包括适合于预充氧阶段的每分钟40l的流量。在进一步监测患者之后，步骤32，系统检测到呼吸暂停，并且假定麻醉阶段已经开始。步骤32，那样将气体流的参数改变为满足呼吸暂停阶段的充氧需求的每分钟70l的流量。

持续的供氧和二氧化碳的清除对维持健康的呼吸功能而言是重要的。除了以上描述的与确定和提供充氧需求有关的方法之外，所述系统还可以被配置成用于监测供氧和二氧化碳的去除，如图2中的步骤24。对这些进行监测的可能非限制性方法包括：

·监测期满o2和co2(例如使用传感器)

·监测经皮o2和co2

·监测血液气体(如脉搏血氧仪)

·监测spo2

·监测o2和/或co2的分压

·监测rip

本文中描述的任何其他合适的生理参数。

在步骤24中，可以使用以上描述的这些参数的趋势/值来检测何时可以改变治疗设置(气体流参数)。所述系统被配置为提醒使用者或自动控制治疗剂量(即气体参数)。

例如，如果spo2开始降低超过90％，则流量和/或氧气浓度(如果已经没有是100％)可能增大，以提供更高的支持水平，步骤25。如果呼气末co2值或趋势显示为增加，则治疗支持可能会随着需要更高的支持水平而增加，步骤25。这不应限于氧气和二氧化碳。其他测量参数(例如心率、血压)也可以用于改变治疗剂量设置。

在进一步的实施例中，当预测或监测的预充氧或呼吸暂停时间较小时，可以相应地改变气体参数。例如，如果麻醉阶段(预充氧或在麻醉/呼吸暂停期间)的估计时间太短，则可以调整气体参数以在更多时间内提供更高的支持水平——例如氧气浓度、流量、氧气量、压力和/或气体组成可能改变。

由于相对较大的气体递送流量可以与在此描述的实施例或配置一起使用，被供应到或递送到使用者或患者的气体可以被递送到使用者或患者的气道的不同部分。

例如，根据本文中描述的那些各种实施例和配置，被供给或提供至接口或经由系统(诸如通过流路)供给或提供的气体的流量可以包括但不限于：15升/分钟至150升/分钟以及可选地至少为约40、50、60、70、或80l/min或更大的流量，并且有用范围可以被选择为在这些值中的任何值之间(例如，约40至约80、约50至约80、约60至约80、约70至约80l/min、或约15至120l/min的任何其他子范围)。

气体的这样相对较大的流量可以帮助将所供应的气体提供到使用者的气道中，或提供到使用者的气道的不同部分，例如这样的流量可以允许这样的气体向上气道区域或下气道区域的递送，如图4所示。上气道区域通常包括鼻腔、咽喉，而下气道区域通常包括气管、左右主支气管和肺。

所描述的实施例可以利用呼吸流波和/或吸气与呼气之间的转变的知识。例如，可以使用符合(例如峰)吸气需求并评估(例如峰)吸气需求的用于呼吸流动波的方法和设备。还应注意，以下可以利用在吸气与呼气之间的切换操作模式。切换的确切时刻不应限于确切的转变点。

如上所述，改变气体流参数，以提供所需的充氧和/或co2清除。这可以通过例如调整气体的流量和/或压力来进行。

本发明的前述描述包括本发明的优选形式。可以在不偏离本发明的范围的情况下对本发明做出修改。