Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала

Система и способы определения качества сигнала и коррекции сигнала

Иллюстрации

Показать все

Реферат

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, «Fi_O2» - концентрация вдыхаемого кислорода, «Ve» - выдыхаемый объем, и «Fē_O2» - 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 «Fē_N2» - концентрация выдыхаемого азота, а «Fi_N2» - концентрация вдыхаемого азота. На основании этого преобразование Халдана становится:

а расчет потребления кислорода становится:

где «Fē_CO2» - концентрация выдыхаемого углекислого газа, а Fi_CO2 - 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 Fi_O2 и Fē_O2.

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 (Fē_CO2) и количества вдыхаемого CO₂ (Fi_CO2). 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, т