НЕИНВАЗИВНАЯ ОЦЕНКА ВНУТРИПЛЕВРАЛЬНОГО ДАВЛЕНИЯ И/ИЛИ ВЫЧИСЛЕНИЕ РАБОТЫ ДЫХАНИЯ НА ОСНОВАНИИ НЕИНВАЗИВНОЙ ОЦЕНКИ ВНУТРИПЛЕВРАЛЬНОГО ДАВЛЕНИЯ

Нижеследующее в общем относится к определению физиологического состояния субъекта и, в частности, к оценке внутриплеврального давления субъекта на основании неинвазивно определенных параметров и/или вычислению показателя работы дыхания субъекта на основании неинвазивно оцененного внутриплеврального давления субъекта.

Работу дыхания (WOB, Work of Breathing) определяют, как усилие, приложенное дыхательными мышцами для дыхания. Когда пациент подключен к механическому вентилятору, работа дыхания WOB может быть разделена на две составляющие: 1) физиологическую работу дыхания, которая тратится на резистивное и эластическое давление дыхательной системы, и 2) принудительную работу дыхания, обусловленную работой дыхательного аппарата (эндотрахеальной трубки и вентилятора). Общая работа дыхания WOB была вычислена для каждого дыхательного движения и нормализована по отношению к дыхательному объему для того, чтобы получить величину в джоуль/л.

Измерения работы дыхания WOB для механически вентилируемых пациентов в реальном времени могут быть использованы для оценки готовности пациента к отлучению от вспомогательных средств, для надлежащего выбора уровней вентиляции с поддержкой давлением, для диагностики и лечения избыточной нагрузки на дыхательные мышцы и предупреждения усталости или атрофии дыхательных мышц. Золотым стандартом вычисления работы дыхания WOB является диаграмма Кэмпбелла, которая получена посредством построения кривой объема легких по отношению к внутриплевральному давлению, образуя петлю давление-объем. Площадь, заключенная внутри относящейся к вдоху части петли давление-объем и линии растяжимости грудной стенки, отражает работу дыхания WOB.

Диаграмма Кэмпбелла является эффективным инструментом для оценки влияния патологий механики внешнего дыхания на работу дыхания WOB и позволяет разделять работу дыхания WOB на потокорезистивную составляющую (физиологическую и выполняемую за счет внешних средств) и эластическую составляющую. К сожалению, прямое измерение внутриплеврального давления является в значительной степени инвазивной процедурой. Чтобы построить диаграмму Кэмпбелла, в качестве косвенного показателя внутриплеврального давления использовали пищеводное давление.

К сожалению, измерение пищеводного давления не является тривиальной задачей и требует высококвалифицированных операторов для правильного размещения и наполнения баллона, специального оборудования и особого внимания для недопущения ошибок и искажений, в основном вследствие кашля и глотательных движений пациента и кардиогенного влияния. Как следствие, суточное отслеживание работы дыхания WOB с помощью диаграммы Кэмпбелла не было принято у постели пациента в качестве обычной клинической практики, и популярность коммерческих устройств, использующих эту диаграмму, постепенно уменьшилась.

Аспекты, описанные в настоящем документе, устраняют указанные выше и другие недостатки.

Далее описан подход к неинвазивному определению внутриплеврального давления и/или одного или более других параметров. Кроме того, далее описан подход к определению значения работы дыхания (WOB) на основании определенного неинвазивным путем внутриплеврального давления.

В соответствии с одним аспектом способ содержит следующие этапы:

получение первого физиологического параметра, показательного в отношении неинвазивно измеренного давления в дыхательных путях субъекта,

получение второго физиологического параметра, показательного в отношении неинвазивно измеренного воздушного потока в легкие субъекта, и

оценку третьего физиологического параметра, показательного в отношении внутриплеврального давления субъекта, на основании первого и второго физиологических параметров, и генерацию сигнала, показательного в отношении этого параметра.

В соответствии с другим аспектом способ содержит следующие этапы:

получение первого физиологического параметра, показательного в отношении неинвазивно оцененного внутриплеврального давления субъекта,

определение второго физиологического параметра, показательного в отношении объема легких субъекта, который основан на третьем физиологическом параметре, показательном в отношении неинвазивно измеренного воздушного потока в легкие субъекта, и

определение работы дыхания на основании первого и второго физиологических параметров и генерацию сигнала, показательного в отношении нее.

В соответствии с другим аспектом устройство для определения физиологического параметра содержит блок оценки параметра, который оценивает внутриплевральное давление субъекта на основании неинвазивно измеренного давления в дыхательных путях субъекта и неинвазивно измеренного воздушного потока в легкие субъекта посредством подгонки модели механики легких к указанным неинвазивно измеренному давлению в дыхательных путях и неинвазивно измеренному воздушному потоку в легкие и минимизации суммы квадратов разностей между неинвазивно измеренным давлением в дыхательных путях и спрогнозированным давлением в дыхательных путях. Устройство для определения физиологического параметра дополнительно содержит количественный определитель, который определяет диаграмму Кэмпбелла на основании оцененного внутриплеврального давления и объема легких, определенного из воздушного потока в легкие, и определяет работу дыхания для субъекта на основании площади внутри петли давление-объем и линии растяжимости грудной клетки диаграммы Кэмпбелла.

Настоящее изобретение может иметь вид различных компонентов и конфигураций компонентов, а также различных этапов и конфигураций этапов. Чертежи предоставлены только для целей иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не должны быть истолкованы, как ограничивающие настоящее изобретение.

На фиг. 1 схематично показано устройство для определения физиологического параметра, соединенное с вентилятором.

На фиг. 2 схематично показан устройства для определения физиологического параметра, содержащего блок оценки параметра и количественный определитель.

На фиг. 3 показан пример диаграммы Кэмпбелла, полученной с использованием неинвазивно определенного внутриплеврального давления.

На фиг. 4 показана механическая модель, использованная для неинвазивной оценки внутриплеврального давления.

На фиг. 5 показана электрическая модель, эквивалентная механической модели, показанной на фиг. 5, и использованная для неинвазивной оценки внутриплеврального давления.

На фиг. 6 схематично показан вариант устройства для определения физиологического параметра, показанного на фиг. 2, без количественного определителя.

На фиг. 7 схематично показан вариант устройства для определения физиологического параметра, показанного на фиг. 2, без блока оценки параметра.

На фиг. 8 показан график неинвазивно оцененного внутриплеврального давления, оцененного, как описано в настоящем документе, и измеренного пищеводного давления.

На фиг. 9 показан график оцененного легочного сопротивления, оцененного как описано в настоящем документе.

На фиг. 10 показан график оцененной растяжимости легких, оцененной как описано в настоящем документе.

На фиг. 11 показано скорректированное измеренное пищеводное давление и неинвазивно оцененное внутриплевральное давление.

На фиг. 12 показана петля давление-объем на основании неинвазивно оцененного внутриплеврального давления по отношению к петле давление-объем на основании измеренного пищеводного давления.

На фиг. 13 показана петля давление-объем на основании неинвазивно оцененного внутриплеврального давления по отношению к петле давление-объем на основании измеренного пищеводного давления после фильтрации нижних частот для удаления кардиогенных компонентов.

На фиг. 14 показан пример способа оценки внутриплеврального давления на основании неинвазивно определенных параметров.

На фиг. 15 показан пример способа определения показателя работы дыхания на основании неинвазивно определенного внутриплеврального давления.

На фиг. 16 схематично показан пример блока оценки параметра, соединенного с алгоритмом RLS.

Далее описан подход к неинвазивному определению внутриплеврального давления и/или использованию этого неинвазивно определенного внутриплеврального давления и/или другого неинвазивно определенного внутриплеврального давления для определения показателя работы дыхания (WOB, Work of Breathing) для субъекта.

На фиг. 1 показано устройство 102 для определения физиологического параметра, соединенное с вентилятором 104, которое в соответствии с альтернативным вариантом осуществления может быть использовано в связи с инвазивными и неинвазивными применениями. Контроллер 106 управляет вентилятором 104.

В соответствии с показанным вариантом осуществления устройство 108 обеспечивает воздушный канал от вентилятора 104 к субъекту или объекту. В случае инвазивной вентиляции устройство 108 может быть эндотрахеальной трубкой, трахеостомической трубкой или тому подобным, включая звездообразное соединение. В неинвазивном случае устройство 108 может быть носовой маской, полнолицевой маской или тому подобным, включая любые трубки между вентилятором 104 и маской.

Датчик 112 давления в дыхательных путях измеряет давление в дыхательных путях, а датчик 110 воздушного потока измеряет поток воздуха в дыхательных путях. В случае инвазивной вентиляции датчики 110 и 112 могут быть присоединены к звездообразному соединению или другой части устройства 108. В случае неинвазивной вентиляции датчики 110 и 112 могут быть присоединены к маске пациента или другой части устройства 108.

Устройство 102 для определения физиологического параметра принимает в качестве входных данных измеренный воздушный поток и измеренное давление в дыхательных путях и содержит по меньшей мере один элемент из блока 114 оценки параметра и/или количественного определителя 116, который обрабатывает принятые данные и/или данные, выведенные из них, такие как параметр и/или количественный показатель, показательные в отношении физиологического состояния и/или состояния здоровья субъекта.

Блок 114 оценки параметра обрабатывает входные измеренные воздушный поток и давление в дыхательных путях и определяет на их основании один или большее количество параметров. Как более подробно описано ниже, блок 114 оценки параметра по меньшей мере оценивает внутриплевральное давление на основании обработки входных измеренных воздушного потока и давления в дыхательных путях. Другие параметры включают, без ограничения, легочное сопротивление и растяжимость легких. Оцененное внутриплевральное давление могут подавать по каналу обратной связи на контур управления контроллера 106 вентилятора для облегчения управления вентилятором 104, на вычислительную систему 118, которая определяет дыхательное здоровье на их основании и/или иным образом обрабатывает указанные данные, и/или используют иным образом.

Количественный определитель 116 обрабатывает указанный входной измеренный воздушный поток и по меньшей мере один оцененный параметр, полученный на выходе блока 114 оценки параметра, и генерирует на их основании физиологический количественный показатель. Как более подробно описано ниже, количественный определитель 116 по меньшей мере определяет работу дыхания WOB для субъекта посредством обработки объема, определенного из измеренного воздушного потока и оцененного внутриплеврального давления.

Это включает получение внутриплеврального давления, которое может быть сгенерировано блоком 114 оценки параметра и/или получено иным образом, построение кривой объема легких к внутриплевральному давлению и математическое вычисление площади внутри петли давление-объем и линии растяжимости грудной клетки, которая равна работе дыхания. Аналогичным образом указанную информацию могут подавать на вычислительную систему 118 для обработки и/или использовать иным образом.

Устройство 102 для определения физиологического параметра может являться частью вентилятора 104 и/или другого вычислительного устройства. Например, устройство 102 может являться частью компьютера (компьютеров) с микропроцессором (микропроцессорами), который выполняет машиночитаемую инструкцию (инструкции), хранящуюся или закодированную на машиночитаемом носителе, таком как физическая память или другой энергонезависимый носитель. Дополнительно или в альтернативном варианте микропроцессор (микропроцессоры) может выполнять машиночитаемую инструкцию, носимую несущей волной, сигналом или другим кратковременным носителем.

На фиг. 2 показан пример устройства 102 определения физиологического параметра. Отслеживающее физиологический параметр устройство 102 содержит определитель 202 объема легких, который на входе принимает измеренный воздушный поток и определяет на его основании объем легких. В показанном случае определитель 202 объема легких интегрирует принятый измеренный воздушный поток и определяет на его основании объем легких. В других случаях для определения объема легких используют другие подходы.

Блок 204 оценки на входе принимает измеренный воздушный поток, измеренное давление в дыхательных путях и определенный объем легких. Измеренные воздушный поток и давление в дыхательных путях могут быть переданы в устройство 102 определения физиологического параметра по мере их определения (т.е., в реальном времени) или после заданной временной задержки. Блок 204 оценки применяет алгоритм 206, который подгоняет модель 208 к входному измеренному воздушному потоку, измеренному давлению в воздушных путях и определенному объему легких и определяет на этом основании внутриплевральное давление. Неограничивающий пример блок 114 оценки параметра описан ниже на примере фиг. 16.

Определитель 210 работы дыхания (WOB) на входе принимает оцененное внутриплевральное давление и определенный объем легких и определяет значение WOB. В одном случае определитель 210 работы дыхания (WOB) определяет значение WOB на основании алгоритма 212 WOB, который в одном случае включает генерацию диаграммы Кэмпбелла и вычисление WOB из неинвазивно определенной входной информации при одном или большем количестве вдохов, включая каждый вдох или поднабор вдохов.

На фиг. 3 показан пример диаграммы 302 Кэмпбелла. По оси 304 y представлен объем легких, который соответствует функциональной остаточной емкости, а по оси 306 x представлено пищеводное давление, которое соответствует базовому значению, так что дыхательные движения начинаются на точке 308 отсчета диаграммы (точка нулевых давления и объема). Во время спонтанного дыхания петля 310 давление-объем перемещается в направлении по часовой стрелке и ее наклон 312 представляет динамическое легочное растяжение (C_L). Во время вдыхания (I) 314 пищеводное давление снижается, а объем легких увеличивается. Выдыхание (Е) 316 обычно пассивно, при этом объем и давление возвращаются к нулю в конце дыхательного движения.

На диаграмме также изображена линия 318, наклон которой равен растяжимости грудной клетки (C_cw), и которая начинается на точке нулевого потока. В соответствии с показанным на фиг. 2 и 3, определитель 210 WOB может определять WOB, как площадь, заключенную внутри относящейся к вдоху части неинвазивной петли 310 давление-объем и линии 318 растяжимости грудной стенки. Для того чтобы определить наклон линии 318 растяжимости грудной клетки, субъекта могут поддерживать полностью расслабленным, как описано Баннером и др. в "Частичной и полной разгрузке дыхательных мышц на основании измерений работы дыхания в реальном времени", Грудная клетка, том 106, №. 6, стр. 1835-1842, Декабрь 1994, и/или иным образом. Например, также могут использовать номинальные значения для C_cw.

Со ссылками на фиг. 2, 4 и 5 описан неограничивающий пример модели 208. На фиг. 4 и 5, соответственно, показаны механический и электрический эквиваленты примерной модели 208. В этом примере модель 208 представляет однокомпонентную модель (Р_ao) первого порядка для легких, легочное сопротивление (R_L), растяжимость (C_L) легких и внутриплевральное давление (P_pl).

Математически модель 208 может быть описана как показано в УРАВНЕНИИ 1:

УРАВНЕНИЕ 1:

где t - время, V' - воздушный поток в легких, V - объем легких, FRC - функциональная остаточная емкость, Р₀ - постоянный член для учета того факта, что при FRC, когда члены как резистивного, так и эластического давления равны нулю, давление Р_ао открытия дыхательных путей не равно внутриплевральному давлению Р_pl. R_L и C_L выражены, как функция времени для указания на то, что механические свойства легких не постоянны по времени, но, напротив, изменяются на протяжении дыхательного движения.

Последние два члена УРАВНЕНИЯ 1 могут быть объединены в один зависящий от времени член, представляя УРАВНЕНИЕ 2:

УРАВНЕНИЕ 2:

Преобразование УРАВНЕНИЯ 2 в векторную форму представляет УРАВНЕНИЕ 3:

УРАВНЕНИЕ 3:

где θ(t) - вектор параметра, подлежащего оценке, x(t) - входной вектор, y(t) - выходной вектор. В УРАВНЕНИИ 3 выход y(t) является измеренным сигналом давления Р_ao в дыхательных путях, тогда как вход является вектором 3 на 1, состоящим из сигнала измеренного потока V', объема V над FRC и постоянного члена, равного 1. Объем над FRC может быть получен при помощи численного интегрирования сигнала потока.

Используя измерения давления (Р_ао) в дыхательных путях и потока (V'), вектор параметра, содержащий три различных зависящих от времени параметра, R_L, C_L и Р₀*, может быть эффективно оценен в реальном времени, используя алгоритм RLS. Пример подходящего алгоритма RLS обсуждается в работе "Рекурсивный метод наименьших квадратов с отбрасыванием для оценки в режиме "онлайн" массы транспортного средства и уклона дороги: Теория и эксперименты", Вахиди, Динамика транспортных систем, том 43, №1, стр. 31-55, 2005. Здесь также рассматриваются другие алгоритмы, RLS и/или не RLS (например, фильтр Кальмана, методы оптимизации и т.п.).

Значение параметра Р₀* представляет на каждом временном этапе оценку внутриплеврального давления плюс член смещения, заданный значением постоянной Р₀, как показано в УРАВНЕНИИ 4:

УРАВНЕНИЕ 4:

Если абсолютное значение внутриплеврального давления, подлежащего оценке, на конце выдыхания (t=t_EE), когда члены как резистивного, так и эластического давления в УРАВНЕНИИ 3 равны нулю, отношение, показанное в УРАВНЕНИИ 5, сохраняет:

УРАВНЕНИЕ 5:

Отсюда, Р₀ может быть выражено, как показано в УРАВНЕНИИ 6:

УРАВНЕНИЕ 6:

В итоге, посредством подстановки УРАВНЕНИЯ 6 в УРАВНЕНИЕ 4, получаем УРАВНЕНИЕ 7:

УРАВНЕНИЕ 7:

На каждом временном этапе как только параметр Р₀* оценен, возможно получить и оценку в реальном времени относительного изменения внутриплеврального давления относительно его значения в конце последнего выдыхания (которое равно значению в начале текущего цикла вдыхания) посредством вычитания члена из УРАВНЕНИЯ 7. Этот член также могут получать в реальном времени один раз на дыхательное движение посредством простого измерения сигнала Р_ао на конце каждого цикла выдыхания.

Результат этой оценки показан в УРАВНЕНИИ 8:

УРАВНЕНИЕ 8:

Алгоритм обеспечивает оценку относительного изменения внутриплеврального давления по отношению к базовому значению в начале текущего цикла вдыхания, а не к его абсолютному значению. При построении диаграммы Кэмпбелла значение внутриплеврального давления может обращаться к его базовому значению (т.е. его значение при начале текущего цикла вдыхания) без воздействия на вычисление WOB.

На фиг. 16 показан неограничивающий пример, в котором блок 114 оценки параметра применяет рекурсивный алгоритм наименьших квадратов (RLS) для оценки внутриплеврального давления посредством минимизации суммы квадратов разностей между измеренным давлением в дыхательных путях и спрогнозированным давлением в дыхательных путях.

Суммирующий блок 1602 вычисляет ошибку между неинвазивно измеренным давлением в дыхательных путях и предварительно оцененным давлением в дыхательных путях. Предварительно оцененное давление в дыхательных путях оценивают на основании модели 208 механики легких, предварительно оцененных параметров растяжения легких, легочного сопротивления и внутриплеврального давления, неинвазивно измеренного воздушного потока и выведенного объема легких.

Блок 204 оценки определяет следующие оценки растяжения легких, легочного сопротивления и внутриплеврального давления при помощи минимизации ошибки прогнозирования. Затем модель 208 механики легких определяет следующую оценку давления в дыхательных путях на основании этих оценок. Следующую оценку давления в дыхательных путях подают на суммирующий блок 1602, который вычисляет следующую ошибку на основании этих параметров.

Описанный выше процесс оценки параметров повторяют.Каждое оцененное внутриплевральное давление подают на определитель 210 WOB, который использует эту информацию после получения данных для дыхательного движения для определения значения WOB в связи с дыхательным движением как описано в настоящем документе.

Выше описан подход, в котором однокомпонентную модель первого порядка для легких подгоняют к измерениям потока и давления в дыхательных путях, что обеспечивает оцененные значения внутриплеврального давления, легочного сопротивления, растяжимости легких и т.п. В одном случае указанную оценку получают при помощи минимизации суммы квадратов разностей между измеренным и спрогнозированным посредством модели давлением в дыхательных путях, используя модифицированный рекурсивный метод наименьших квадратов, а внутриплевральное давление применяют в диаграмме Кэмпбелла, используемой для определения WOB, с неинвазивно полученным входным значением при каждом дыхательном движении.

На фиг. 6 и 7, соответственно, показаны примеры, в которых количественный определитель 116 и блок 114 оценки параметра опущены. На фиг. 7 в качестве входного значения обеспечивают неинвазивно определенное внутриплевральное давление. Неинвазивно определенное внутриплевральное давление могут оценивать, как описано в настоящем документе, при помощи другого устройства, содержащего блок 114 оценки параметра и/или иным образом.

Следующее обеспечивает неограничивающий пример неинвазивного определения внутриплеврального давления и на его основании WOB.

Указанные данные относятся к двухминутному окну, во время которого объект находился под действием непрерывного положительного давления в дыхательных путях (СРАР, Continuous Positive Airway Pressure) с вентиляцией с поддержкой давлением (PSV, Pressure Suppor tVentilation). Во время двухминутного окна уровень вентиляции с поддержкой давлением был снижен от 10 до 0 см Н20 начиная около 350 секунд.

Неинвазивно оцененное внутриплевральное давление, оцененное как описано в настоящем документе, показано на нижней кривой на фиг. 8, а измеренное пищеводное давление показано на верхней кривой на фиг. 8. На фиг. 9 показано оцененное легочное сопротивление, а на фиг. 10 показана оцененная растяжимость легких, оцененные, как описано в настоящем документе.

В показанном примере между неинвазивно оцененным внутриплевральным давлением и измеренным пищеводным давлением существует смещение. Это смещение представляет давление, требуемое для надува пищеводного баллона. Это определяет базовое значение пищеводного давления (P_es), которое явно отлично от базового давления во внутриплевральном пространстве. Коррекция смещения может быть получена посредством вычитания постоянного члена из пищеводных измерений. На фиг. 11 показано скорректированное пищеводное давление 1102 и неинвазивно оцененное внутриплевральное давление 1104.

На фиг. 12 показана первая петля 1202 давление-объем диаграммы Кэмпбелла, созданной из скорректированного измеренного P_es, и вторая петля 1204 давление-объем диаграммы Кэмпбелла, созданной из оцененного Р_р1. WOB определяют, предполагая известный наклон линии 1206 C_cw.

Фильтрация низких частот петель 1202 и 1204 может улучшить согласованность между петлями 1202 и 1204, как показано на фиг. 13, где изображены первая фильтрованная петля 1302 давление-объем, созданная из скорректированного измеренного P_es, и вторая фильтрованная петля 1304 давление-объем, созданная из оцененного P_pl. WOB определяют, предполагая известный наклон линии 1306 C_cw.

Там, где спектральный состав дыхательных сигналов и кардиогенных осцилляций перекрывается, затрудняя их разделение посредством фильтров низких частот, высоких частот или полосовых фильтров, могут использовать сглаживание (усреднение) на протяжении временного окна. Если от дополнительного источника доступен кардиосигнал, такой как сигнал SpO2, тогда этот сигнал могут использовать для исключения кардиогенных осцилляций из дыхательных сигналов. Добавка фильтрации является улучшением, которое делает оценки из предложенного способа более точными.

На фиг. 14 показан примерный способ в соответствии с настоящим изобретением.

Следует понимать, что последовательность действий не является ограничивающей. Поэтому в настоящем документе рассматриваются также и другие последовательности. Кроме того, одно или большее количество действий могут быть опущены, и/или одно или большее количество действий могут быть включены.

На этапе 1402 получают неинвазивно измеренное давление в дыхательных путях субъекта.

На этапе 1404 получают неинвазивно измеренный воздушный поток.

На этапе 1406 определяют объем легких субъекта на основании полученного воздушного потока. Как обсуждалось в настоящем документе, объем легких можно определять посредством математического интегрирования воздушного потока.

На этапе 1408 определяют ошибку прогнозирования между измеренным давлением в дыхательных путях и оцененным давлением в дыхательных путях, которое основано на модели механики легких и предварительно оцененных параметрах.

На этапе 1410 определяют оценочные значения легочного сопротивления, растяжимости легких и внутриплеврального давления при помощи минимизации указанной ошибки прогнозирования, как описано в настоящем документе.

На этапе 1412 определяют новое оценочное значение давления в дыхательных путях на основании указанной модели, измеренного параметра воздушного потока, определенного параметра объема легких и оценочных значений легочного сопротивления, растяжимости легких и внутриплеврального давления.

Этапы 1402-1412 повторяют, используя новое оценочное значение давления в дыхательных путях.

На фиг. 15 показан примерный способ в соответствии с настоящим изобретением.

Следует понимать, что последовательность действий не является ограничивающей. Поэтому настоящее изобретение предусматривает также другие последовательности. Кроме того, одно или большее количество действий могут быть опущены, и/или одно или большее количество действий могут быть включены.

На этапе 1502 получают определенное неинвазивным путем давление в дыхательных путях субъекта.

На этапе 1504 получают неинвазивно измеренный воздушный поток.

На этапе 1506 определяют объем легких субъекта на основании полученного воздушного потока. Как обсуждалось в настоящем документе, объем легких можно определять посредством математического интегрирования воздушного потока.

На этапе 1508 генерируют петлю давление-объем на основании неинвазивной оценки внутриплеврального давления и объема легких.

На этапе 1510 определяют или полагают известной линию растяжимости грудной клетки.

На этапе 1512 определяют показатель работы дыхания для субъекта на основании площади внутри петли давление-объем и линии растяжимости грудной клетки диаграммы Кэмпбелла.

Упомянутое выше может быть реализовано посредством машиночитаемой инструкции (инструкций), закодированной или встроенной в машиночитаемый носитель, которая при выполнении процессором (процессорами) компьютера вызывает выполнение этим процессором (процессорами) указанных описанных действий. Дополнительно или в альтернативном варианте по меньшей мере одну из указанных машиночитаемых инструкций несет сигнал, несущая волна или другой кратковременный носитель.

На фиг. 1, 2, 6 и 7 устройство 102 для определения физиологического параметра является автономным устройством. В другом примере отслеживающее физиологический параметр устройство 102 является частью вентилятора 104, другого вентилятора (инвазивного или неинвазивного) и/или другого устройства, такого как дыхательное поддерживающее устройство, при этом сигналы давления в дыхательных путях и потока в дыхательных путях доступны для подачи на вход.

Приведенное выше может обеспечивать следующее: оценку легочного сопротивления и растяжимости легких непрерывно и реальном времени, что обеспечит возможность обнаружения неожиданных изменений механических свойств легких; оценку внутриплеврального давления непрерывно и реальном времени без необходимости в пищеводном катетере, а оцененную форму сигнала могут использовать для определения количества рабочих нагрузок дыхательной мышцы посредством индексов WOB, РОВ или РТР, а также оценки готовности пациента к отлучению или экстубации.

Приведенное выше также может обеспечивать следующее: выбор надлежащих уровней вентиляции с поддержкой давлением (PSV, pressure support ventilation) таким образом, чтобы избегать чрезмерной дыхательной поддержки, приводящей к атрофии дыхательных мышц, или недостаточной поддержки, которая может приводить к усталости дыхательных мышц; введение нового вентиляционного режима, где дыхательную поддержку запускают на основании оцененных значений внутриплеврального давления, и введение неинвазивных способов управления с обратной связью на индексах WOB, РОВ или РТР, где уровни поддержки давления автоматически регулируются таким образом, чтобы поддерживать управляемые переменные в пределах требуемых диапазонов.

Приведенное выше можно использовать в качестве диагностического или терапевтического устройства, причем непрерывные оценки WOB, легочного сопротивления и растяжимости легких, изображенные как формы сигнала или информация о тенденции может быть использованы для диагностики хронического обструктивного заболевания легких (COPD, chronicobstructivepulmonarydisease), респираторного дистресс-синдрома у взрослых (ARDS, adultrespiratorydistresssyndrome) и других хронических/острых легочных заболеваний и для направления соответствующего лечения, пути лечения и выбора надлежащих настроек медицинского устройства. Работа легких WOB, вычисленная при каждом дыхательном движении, вычисленные в режиме реального времени неинвазивное внутриплевральное давление, растяжимость легких и легочное сопротивление могут непосредственно быть частью любой такой системы, и это также могут использовать в качестве основной технологии для вычисления некоторой другой клинически значимой информации.

Настоящее изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. При прочтении и понимании вышеприведенного подробного описания специалисту будут понятны возможные модификации и изменения. Предполагается, что описание настоящего изобретения охватывает все такие модификации и изменения в той мере, в какой они подпадают под объем прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.