CN115804892A - 用于控制流量治疗设备中的氧气输送的方法和系统 - Google Patents

Abstract

本申请涉及用于控制流量治疗设备中的氧气输送的方法和系统。本披露内容提供了一种用于流量治疗设备的控制系统。该控制系统可以控制输送给患者的输送氧气分数(FdO2)。该控制系统可以在治疗期期间将FdO2维持在目标水平。该控制系统可以自动地控制氧气入口阀，以便控制到患者的氧气流。

Description

用于控制流量治疗设备中的氧气输送的方法和系统

本申请是2020年9月10日提交的、名称为“用于控制流量治疗设备中的氧气输送的方法和系统”的发明专利申请202080063505.6的分案申请。

技术领域

本披露内容涉及用于控制流量治疗设备中的氧气输送的方法和系统。

背景技术

呼吸设备在比如医院、医疗设施、居家护理或家庭环境等各种环境中用于将气体流输送到用户或患者。呼吸设备或流量治疗设备可以包括用以允许与气体流一起输送补充氧气的氧气入口、和/或用以输送经加热和加湿的气体的加湿设备。流量治疗设备可以允许调节和控制气体流的特性，包括流量、温度、气体浓度(比如氧气浓度)、湿度、压力等。

发明内容

根据本文中所披露的第一实施例的某些特征、方面和优点，提供了一种将气体流提供给患者的呼吸设备，该呼吸设备包括：环境空气入口；补充入口，该补充入口用于从补充气体源接收补充气体；阀，该阀被配置为控制通过补充气体入口接收的补充气体的流量；流量传感器，该流量传感器被配置为测量输送给患者的气体的总流量；控制器，该控制器被配置为控制向患者输送气体，该控制器被配置为：至少部分地基于总流量来确定目标补充气体流量；并且基于目标补充气体流量来设定阀电流。

在第一实施例的一些配置中，补充气体包括浓缩氧气。

在第一实施例的一些配置中，控制器被配置为至少部分地基于目标输送氧气分数(FdO2)来确定目标补充气体流量。

在第一实施例的一些配置中，控制器被配置为至少部分地基于环境空气的氧气分数来确定目标补充气体流量。

在第一实施例的一些配置中，控制器至少部分地基于补充气体源的氧气分数来确定目标补充气体流量。

在第一实施例的一些配置中，控制器被配置为使用阀模型基于目标补充气体流来设定阀电流。

在第一实施例的一些配置中，阀模型随时间被更新。

在第一实施例的一些配置中，阀模型部分地基于测得的FdO2被更新。

在第一实施例的一些配置中，阀模型部分地基于总流量被更新。

在第一实施例的一些配置中，阀模型部分地基于目标FdO2被更新。

在第一实施例的一些配置中，阀模型包括为打开该阀所需的最小电流的估计值。

在第一实施例的一些配置中，为打开阀所需的最小电流的估计值随时间被更新。

在第一实施例的一些配置中，阀模型包括穿过阀的补充气体的流量的估计值。

在第一实施例的一些配置中，使用一阶模型、平流扩散方程、纳维-斯托克斯方程或机器学习算法中的至少一者来确定穿过阀的补充气体的流量的估计值。

根据本文中所披露的第二实施例的某些特征、方面和优点，提供了一种将气体流提供给患者的呼吸设备，该呼吸设备包括：环境空气入口；补充入口，该补充入口用于从补充气体源接收补充气体；阀，该阀被配置为控制通过补充气体入口接收的补充气体的流量；气体组成传感器，该气体组成传感器被配置为测量环境空气与补充气体的混合流的气体组成；控制器，该控制器被配置为控制向患者输送气体，该控制器被配置为：通过控制阀电流来调节阀的致动；确定目标补充气体流量；使用阀模型基于目标补充气体流量来设定阀电流；以及部分地基于从气体组成传感器接收的测量值随时间更新阀模型。

在第二实施例的一些配置中，补充气体包括浓缩氧气。

在第二实施例的一些配置中，阀模型部分地基于测得的气体组成的预测变化随时间被更新。

在第二实施例的一些配置中，测得的气体组成的预测变化至少部分地基于当前阀位置和当前流量。

在第二实施例的一些配置中，气体组成测量值是测得的输送氧气分数(FdO2)。

在第二实施例的一些配置中，阀模型部分地基于目标气体组成随时间被更新。

在第二实施例的一些配置中，目标气体组成是目标FdO2。

在第二实施例的一些配置中，阀模型部分地基于气体组成的预测变化随时间被更新。

在第二实施例的一些配置中，气体组成的预测变化至少部分地基于测得的气体组成的最近趋势。

在第二实施例的一些配置中，阀模型包括为打开该阀所需的最小电流的估计值。

在第二实施例的一些配置中，为打开阀所需的最小电流的估计值随时间被更新。

在第二实施例的一些配置中，该呼吸设备进一步包括流量传感器，该流量传感器被配置为测量总流量。

在第二实施例的一些配置中，控制器至少部分地基于总流量来确定目标补充气体流量。

在第二实施例的一些配置中，控制器至少部分地基于目标FdO2来确定目标补充气体流量。

在第二实施例的一些配置中，控制器至少部分地基于环境空气的氧气分数来确定目标补充气体流量。

在第二实施例的一些配置中，控制器至少部分地基于补充气体源的氧气分数来确定目标补充气体流量。

在第二实施例的一些配置中，控制器根据预期的呼吸速率范围以不同的速率更新阀模型。

在第二实施例的一些配置中，控制器根据预期的流量振荡幅度以不同的速率更新阀模型。

在第二实施例的一些配置中，控制器根据流量以不同的速率更新阀模型。

在第二实施例的一些配置中，控制器使用反馈回路来更新阀模型。

在第二实施例的一些配置中，该反馈回路的系数部分地基于流量被调节。

在第二实施例的一些配置中，阀模型包括穿过阀的补充气体的流量的估计值。

在第二实施例的一些配置中，使用一阶模型、平流扩散方程、纳维-斯托克斯方程或机器学习算法中的至少一者确定穿过阀的补充气体的流量的估计值。

根据本文中所披露的第三实施例的某些特征、方面和优点，提供了一种将气体流提供给患者的呼吸设备，该呼吸设备包括：环境空气入口；补充入口，该补充入口用于从补充气体源接收补充气体；阀，其中该阀需要最小量的电流来打开；气体组成传感器，该气体组成传感器被配置为测量环境空气与补充气体的混合流的气体组成；主控制器，该主控制器被配置为控制向患者输送气体，该控制器被配置为：通过控制阀电流来调节阀开口的致动；以及当补充气体的目标流量从零增加时，激活粗调控制器；粗调控制器，该粗调控制器被配置为：通过控制阀电流来控制阀开口的致动，其中该主控制器或粗调控制器能够控制阀电流；迭代地增加供应给阀的电流；以及在检测到穿过阀的流量之后，将对阀的致动控制切换到主控制器。

在第三实施例的一些配置中，在迭代地增加阀电流之前，控制器将阀电流设定在初始值。

在第三实施例的一些配置中，所述初始值对应于打开所述阀的阀开口所需的最小可能电流。

在第三实施例的一些配置中，在粗调控制器的每次迭代中，该控制器执行阀电流的阶跃变化。

在第三实施例的一些配置中，阶跃变化的大小在每次迭代中增加。

在第三实施例的一些配置中，阶跃变化的大小至少部分地基于目标FdO2。

在第三实施例的一些配置中，阶跃变化的大小至少部分地基于总流量。

在第三实施例的一些配置中，该呼吸设备包括气体组成传感器。

在第三实施例的一些配置中，使用该气体组成传感器来检测穿过阀的流量。

在第三实施例的一些配置中，当补充气体的浓度超过环境水平时，确定正在发生穿过阀的流动。

在第三实施例的一些配置中，当补充气体的浓度超过环境水平的量大于潜在传感器误差时，确定正在发生穿过阀的流动。

在第三实施例的一些配置中，补充气体包括浓缩氧气。

根据本文中所披露的第四实施例的某些特征、方面和优点，提供了一种将气体流提供给患者的呼吸设备，该呼吸设备包括：显示器；环境空气入口；补充入口，该补充入口用于从补充气体源接收补充气体；阀；气体组成传感器，该气体组成传感器被配置为测量环境空气与补充气体的混合流的气体组成；控制器，该控制器被配置为控制向患者输送气体；接收目标气体组成的输入；调节所述阀的致动以控制气体组成；在目标模式下显示目标气体组成；在测量模式下显示测得气体组成；监测目标气体组成与测得气体组成之间的差；当该差超过第一阈值时，从目标模式改变到测量模式；以及当该差低于第二阈值时，从测量模式改变到目标模式。

在第四实施例的一些配置中，补充气体包括浓缩氧气。

在第四实施例的一些配置中，气体组成测量值是测得的输送氧气分数(FdO2)。

在第四实施例的一些配置中，气体组成传感器包括声学换能器。

在第四实施例的一些配置中，第一阈值是部分地基于目标气体组成来确定。

在第四实施例的一些配置中，第二阈值是部分地基于目标气体组成来确定。

在第四实施例的一些配置中，第一阈值等于第二阈值。

在第四实施例的一些配置中，第一阈值高于第二阈值。

根据本文中所披露的第五实施例的某些特征、方面和优点，一种呼吸设备包括：环境空气入口，该环境空气入口用于接收环境空气流；补充入口，该补充入口用于从补充气体源接收补充气体；阀；控制器，该控制器被配置为控制向患者输送气体，该控制器被配置为：调节阀位置以控制添加到环境空气流中的补充气体的流量；计算第一水平，其中该第一水平代表对于当前的气体总流量为实现目标气体组成所需的补充气体的流量；计算第二水平，其中该第二水平代表补充气体的流量，第二水平低于第一水平；计算第三水平，其中该第三水平代表补充气体的流量，第三水平高于第一水平；分析患者的呼吸周期，呼吸周期包括相继的呼吸时段，每个呼吸时段包括吸气时段和呼气时段；控制该阀以在患者的呼吸时段中的每一个呼吸时段的第一部分期间输送第一水平的补充气体；控制该阀以在患者的呼吸时段中的每一个呼吸时段的第二部分期间输送第二水平的补充气体；以及控制阀以在患者的呼吸时段中的每一个呼吸时段的第三部分期间输送第三水平的补充气体。

在第五实施例的一些配置中，补充气体包括氧气。

在第五实施例的一些配置中，目标气体组成是目标输送氧气分数(FdO2)。

在第五实施例的一些配置中，补充气体包括雾化药物。

在第五实施例的一些配置中，目标气体组成是目标雾化药物浓度。

在第五实施例的一些配置中，呼吸设备包括流量发生器。

在第五实施例的一些配置中，该流量发生器包括鼓风机。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为控制流量发生器以输送目标流量。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为控制流量发生器以输送满足或超过患者的吸气需求的流量。

在第五实施例的一些配置中，该设备提供鼻高流量治疗。

在第五实施例的一些配置中，呼吸时段的第一部分包括呼吸时段的吸气时段的至少一部分。

在第五实施例的一些配置中，呼吸时段的第二部分包括呼吸时段的呼气时段的开始的至少一部分。

在第五实施例的一些配置中，呼吸时段的第三部分包括呼吸时段的呼气时段的结束的至少一部分。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为当在第一水平、第二水平和/或第三水平之间切换时，考虑到气体在阀与患者接口之间的呼吸回路内的行进时间。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为估计在阀与患者接口之间的行进时间。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为基于当前的气体总流量来估计在阀与患者接口之间的行进时间。

在第五实施例的一些配置中，第二水平是第一水平的设定分数。

在第五实施例的一些配置中，第二水平对应于没有补充气体流被输送到环境空气流。

在第五实施例的一些配置中，第三水平是第一水平的设定倍数。

在第五实施例的一些配置中，第三水平对应于补充气体的最大流量。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为计算第一值和第二值并且将第三水平设定为该第一值或该第二值中的较低值，该第一值是第一水平的限定倍数，该第二值是补充气体的最大流量。

在第五实施例的一些配置中，补充气体的最大流量是基于总流量来确定的。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为计算在整个呼吸时段内供应的总补充气体的行进平均值，并且通过将总补充气体的行进平均值与如果阀被控制来连续输送第一水平的补充气体时将使用的补充气体的估计量进行比较来生成节约度量。

在第五实施例的一些配置中，呼吸设备被配置为在呼吸设备的显示器的图形用户界面上显示该节约度量。

在第五实施例的一些配置中，控制器被配置为如果节约度量不满足节约阈值，则切换到连续控制该阀来输送第一水平的补充气体。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为调节第一水平、第二水平或第三水平中的至少一者被设定要持续的时间长度。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为至少部分地基于流量来调节该时间长度。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为至少部分地基于患者的呼吸速率来调节该时间长度。

在第五实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为至少部分地基于第一水平与第二水平之间的差来调节输送第三水平的补充气体的时间长度。

根据本文中所披露的第六实施例的某些特征、方面和优点，一种呼吸设备包括：环境空气入口，该环境空气入口用于接收环境空气流；补充入口，该补充入口用于从补充气体源接收补充气体；阀；控制器，该控制器被配置为控制向患者输送气体，该控制器被配置为：调节阀位置以控制添加到环境空气流中的补充气体的流量；计算第一水平，其中该第一水平代表对于当前的气体总流量为实现目标气体组成所需的补充气体的流量；计算第二水平，其中该第二水平代表补充气体的流量，第二水平低于第一水平；分析患者的呼吸周期，该呼吸周期包括相继的呼吸时段，每个呼吸时段包括吸气时段和呼气时段；以及基于一个或多个操作参数和/或患者参数来确定第一操作模式或第二操作模式的适合性；以及基于这种确定来自动地选择第一操作模式或第二操作模式；其中，在第一操作模式中，阀被连续控制来在患者的整个呼吸时段上输送第一水平的补充气体流；其中，在第二操作模式下，阀被控制来在患者呼吸时段的第一部分期间输送第一水平的补充气体流，并且在患者呼吸时段的第二部分期间输送第二水平的补充气体流。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为确定患者的呼吸时段。

在第六实施例的一些配置中，患者呼吸时段的确定包括患者的呼吸速率和呼吸相位的确定。

在第六实施例的一些配置中，患者呼吸时段的确定包括呼吸置信度量，其中该呼吸置信度量表示对于患者的呼吸速率和/或呼吸相位的确定结果是正确的置信。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为至少部分地基于该呼吸置信度量来选择操作模式。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为将呼吸置信度量与阈值进行比较，并且如果呼吸置信度量低于阈值，则自动地选择第一操作模式。

在第六实施例的一些配置中，第一操作模式或第二操作模式的适合性的确定包括将患者的呼吸速率与阈值进行比较。

在第六实施例的一些配置中，第一操作模式或第二操作模式的适合性的确定包括将患者的呼吸速率与阈值进行比较，并且如果患者的呼吸速率高于阈值，则自动地选择第一模式。

在第六实施例的一些配置中，第一操作模式或第二操作模式的适合性的确定包括将流量与阈值进行比较。

在第六实施例的一些配置中，第一操作模式或第二操作模式的适合性的确定包括将流量与阈值进行比较，并且如果流量低于阈值，则自动地选择第一模式。

在第六实施例的一些配置中，第一操作模式或第二操作模式的适合性的确定包括计算患者的呼吸速率与流量的比率，并且将该比率与阈值进行比较。

在第六实施例的一些配置中，第一操作模式或第二操作模式的适合性的确定包括计算患者的呼吸速率与流量的比率，将该比率与阈值进行比较，并且如果该比率满足该阈值，则自动地选择第一操作模式。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为估计将在第一模式和第二模式中使用的补充气体的平均量，通过比较这两个值来得到节约度量，并且至少部分地基于节约度量的值来选择操作模式。

在第六实施例的一些配置中，呼吸时段的第一部分包括呼吸时段的吸气时段的至少一部分。

在第六实施例的一些配置中，呼吸时段的第二部分包括呼吸时段的呼气时段的开始的至少一部分。

在第六实施例的一些配置中，控制器被进一步配置为计算第三水平，其中该第三水平代表补充气体的流量，第三水平高于第一水平。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为在第二操作模式下控制该阀来在患者的呼吸时段的第三部分期间输送第三水平的补充气体。

在第六实施例的一些配置中，呼吸时段的第三部分包括呼吸时段的呼气时段的结束的至少一部分。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为当在第一水平、第二水平和/或第三水平之间切换时，考虑到气体在阀与患者接口之间的呼吸回路内的行进时间。

在第六实施例的一些配置中，第三水平是第一水平的设定倍数。

在第六实施例的一些配置中，第三水平对应于补充气体的最大流量。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为计算第一值和第二值并且第三水平设定为该第一值或该第二值中的较低值，该第一值是第一水平的限定倍数，该第二值是补充气体的最大流量。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为调节第一水平、第二水平或第三水平中的至少一者被设定要持续的时间长度。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为至少部分地基于流量来调节该时间长度。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为至少部分地基于患者的呼吸速率来调节该时间长度。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为至少部分地基于第一水平与第二水平之间的差来调节输送第三水平的补充气体所持续的时间长度。

在第六实施例的一些配置中，补充气体包括氧气。

在第六实施例的一些配置中，目标气体成分是目标输送氧气分数(FdO2)。

在第六实施例的一些配置中，控制器进一步被配置为以确定的时间间隔确定第一操作模式或第二操作模式的适合性。

在第六实施例的一些配置中，该确定的时间间隔是基于该一个或多个操作参数和/或患者参数。

来自一个或多个实施例或配置的特征可以与一个或多个其他实施例或配置的特征进行组合。另外，在患者的呼吸支持过程期间可以一起使用多于一个实施例。

本说明书中使用的术语‘包括’意为‘至少部分地由……组成’。在解释本说明书中的包含术语‘包括’的每个表述时，还可以存在在该词之后的那个或那些特征以外的特征。‘包括(comprise和comprises)’等相关术语将以相同的方式解释。

意图是，提及本文披露的数字范围(例如1至10)也包含提及该范围内的所有有理数(例如1、1.1、2、3、3.9、4、5、6、6.5、7、8、9和10)还以及该范围内的任何有理数范围(例如2至8、1.5至5.5和3.1至4.7)，因此，本文明确披露的所有范围的所有子范围都在此被明确地披露。这些仅是具体意图的示例，并且在所列举的最小值与最大值之间的数值的所有可能组合应被认为在本申请中以类似的方式被明确地陈述。

应理解的是，替代性的实施例或配置可以包括在本说明书中展示、描述或提及的部分、元件或特征中的两个或更多个的任何或所有组合。

本发明还可以广义地被说成是在于本申请的说明书中单个或共同地提及或指示的部件、元件和特征，以及任何两个或更多个所述部分、元件或特征的任何或所有组合。

对于本发明所涉及的领域的技术人员而言，在本发明的构造上的许多改变以及多种广有差异的实施例和应用会自身显现，而不背离所附权利要求中定义的本发明的范围。本文中的披露和描述完全是说明性的，并且不意图进行任何意义上的限制。在本文提及具有本发明所涉及的领域中的已知等同物的特定整数时，这些已知等同物被视为被结合在本文中，如同单独阐述一样。

附图说明

图1A以图解形式示出了流量治疗设备。

图1B展示了感测电路板，该感测电路板包括可以用于流量治疗设备中的流量传感器。

图1C至图1D展示了用于使用横流束的传感器系统的各种超声波换能器配置的示意图。

图1E至图1F展示了用于使用顺流束的传感器系统的各种超声波换能器配置的示意图。

图2是闭环控制系统的示意图。

图3是流量治疗设备的主壳体的第一底侧立体图，示出了壳体内的用于马达和/或传感器模块子组件的凹部。

图4是流量治疗设备的主壳体的第二底侧立体图，示出了用于马达和/或传感器模块子组件的凹部。

图5是流量治疗设备的在主壳体的底侧的马达和/或传感器子组件、以及固定弯管的立体图。

图6是马达和/或传感器子组件的部件的分解立体图，通过箭头示意性地示出了穿过子组件的气体流动路径。

图7是马达和/或传感器子组件的盖件和感测PCB的底侧视图，示出了传感器的位置。

图8是流量治疗设备的后视立体图，其邻近于设备的后边缘被剖开，示出了主壳体中提供了用于接纳马达和/或传感器子组件的凹部的这一部分的布置。

图9是流量治疗设备的左前立体图。

图10是流量治疗设备的左前立体图。

图11是示出了阀模块和过滤器模块的左前局部剖视透视图。

图12是用于过滤器模块和阀模块的示意性气体流动路径图，其中实线箭头表示氧气(或另一种气体)的流动，而虚线箭头表示环境空气的流动。

图13是示出了穿过过滤器模块和阀模块的气体流动路径的截面视图。

图14是第一配置阀模块的后侧俯视立体图。

图15是示出了穿过第一配置阀模块的气体流动路径的后侧俯视立体图，其中实线箭头表示氧气(或另一种气体)的流动，而虚线箭头表示环境空气的流动。

图16是穿过第一配置阀模块的截面视图。

图17是示出了第一配置阀模块的阀和阀歧管的联接、以及穿过该阀和阀歧管的气体流动路径的截面视图。

图18是展示了阀参数之间的关系的图形的示例。

图19展示了阀调节过程的流程图的示例。

图20展示了更新阀模型的过程的流程图的示例。

图21展示了呼吸期间的测得流量的图表的示例。

图22展示了图表的示例，该图表展示了呼吸回路中氧含量分析的示例结果。

图23展示了氧气节约模式的控制方案的示例。

图24展示了在治疗期期间执行氧气节约模式的流程图的示例。

图25展示了用于确定在治疗期期间是否使用氧气节约模式的过程的流程图的示例。

具体实施方式

遭遇各种健康状况和疾病的患者可以从氧气治疗中受益。例如，患有慢性阻塞性肺疾病(COPD)、肺炎、哮喘、支气管肺发育不良、心力衰竭、囊性纤维化、睡眠呼吸暂停、肺部疾病、呼吸系统创伤、急性呼吸窘迫的患者接受术前和术后氧气输送，并且其他状况或疾病可以从氧气治疗中受益。解决此类问题的常用方式是通过向患者供应补充氧气以防止其血氧饱和度(SpO2)下降到太低(例如，低于约90％)。然而，向患者供应太多的氧气可能使其血液过度充氧，并且也被认为是危险的。总体上，患者的SpO2被保持在约80％至约99％、优选地约92％至约96％的范围内，不过这些范围可能由于患者状况而不同。由于各种因素，比如呼吸速率、肺潮气容积、心率、活动水平、身高、体重、年龄、性别和其他因素，没有一种规定水平的补充氧气可以一贯地针对每个患者实现有针对性的范围内的SpO2响应。个体患者将定期需要监测和调节输送到患者的其氧气分数(FdO2)，以确保他们接收到正确的FdO2来实现目标SpO2。实现正确且一致的SpO2是治疗遭遇各种健康状况或疾病的患者的重要因素。此外，遭遇这些健康问题的患者可以从自动控制氧饱和度的系统中受益。本披露内容适用于需要快速且准确的氧饱和度控制的各种各样的患者。

可以手动控制输送到患者的氧气分数(FdO2)。临床医生可以手动调节氧气供应阀，以改变输送到患者的氧气的流量或分数。临床医生可以使用患者监测器(比如，脉搏血氧仪)来确定患者的SpO2水平。临床医生可以继续手动调节输送到患者的氧气量，直到患者的SpO2水平达到确定的水平。

当前方法的一个问题是难以手动维持目标FdO2。另外，临床医生不能不断地调节阀来应对例如在患者呼吸过程中波动的流量。

本披露内容提供了一种FdO2控制系统，该系统允许自动控制阀，使得即使总流量在波动(比如在一次呼吸过程中)也可以一致地实现目标FdO2。该系统还可以允许用户更容易地设定目标FdO2，并且尽管存在流量变化也维持目标FdO2，而不需要用户的进一步输入。该FdO2控制系统也可以用于更有效地执行闭环SpO2控制算法。

本披露内容提供了一种用于流量治疗设备的控制系统。该控制系统可以被配置为确保在治疗期期间的基本上所有点时，瞬时FdO2都维持在目标水平。开环控制系统使用测得的总流量和某些气体性质来确定穿过补充气体入口阀(例如氧气控制阀)的目标流量。目标阀流量是基于将为患者实现目标FdO2所需的流量。流量治疗设备可以使用目标阀流量和某些假定的阀特性来设定阀电流。阀电流可以控制阀的致动，这样进而控制穿过该辅助阀的气体流量。流量治疗设备可以使用目标阀流量和实际阀流量的估计值来调节假定的阀特性。

在一些配置中，流量治疗设备可以使用多个控制器。可以使用粗调控制器来快速找到为打开氧气控制阀所需的最小电流，且然后一旦确定所需的最小电流就可以将对阀的控制转移到主控制器。主控制器可以基于一次呼吸中的平均FdO2来确定有效FdO2的量度。

该控制器可以连续地确定有效FdO2的量度。流量治疗设备然后可以基于这两个值之间的差在显示目标FdO2与有效FdO2之间交替。控制器可以确定有效FdO2是否足够接近目标FdO2。当装置在显示有效FdO2时，如果差下降到低于第一阈值，该装置将切换成显示目标FdO2。当装置在显示目标FdO2时，如果差超过第二阈值，该装置将切换成显示有效FdO2。

流量治疗设备

图1A中示出了流量治疗设备10。设备10可以包括主壳体100，该主壳体包含马达/叶轮布置形式的流量发生器11(例如，鼓风机)、可选的加湿器12、控制器13和用户界面14(包括例如显示器和(多个)输入装置，比如(多个)按钮、触摸屏等)。控制器13可以被配置或编程为控制设备的操作。例如，控制器可以控制设备的部件，包括但不限于：操作流量发生器11以产生用于输送到患者的气体流(各气体的流)、操作加湿器12(如果存在的话)以对生成的气体流进行加湿和/或加热、控制进入流量发生器鼓风机中的氧气流、接收来自用户界面14的用户输入以对设备10进行重新配置和/或用户定义的操作、以及向用户输出信息(例如，在显示器上)。用户可以是患者、保健专业人士或对使用该设备感兴趣的任何其他人。如本文中所使用的，“气体流”可以指代可以在呼吸辅助或呼吸装置中使用的任何气体流，比如环境空气流、包含基本上100％氧气的流、包含环境空气和氧气的某种组合的流等等。

患者呼吸导管16在一端部处连接到流量治疗设备10的壳体100中的气流出口21。患者呼吸导管16在另一端部处联接至患者接口17，比如具有歧管19和鼻叉18的非密封的鼻插管。此外或替代性地，患者呼吸导管16可以联接至面罩、鼻罩、鼻枕罩、气管内管、气管造口接口等等。由流量治疗设备10生成的气体流可以被加湿，并且经由患者导管16通过插管17被输送到患者。患者导管16可以具有加热丝16a以加热穿行至患者的气体流。加热丝16a可以受控制器13的控制。患者导管16和/或患者接口17可以被认为是流量治疗设备10的一部分、或替代性地在该流量治疗设备的外围。流量治疗设备10、呼吸导管16以及患者接口17可以一起形成流量治疗系统。

控制器13可以控制流量发生器11以生成具有期望的流量的气体流。控制器13还可以控制补充氧气入口以允许输送补充氧气，加湿器12(如果存在)可以将气体流加湿和/或将气体流加热到适当的水平，等等。气体流通过患者导管16和插管17被引出到达患者。控制器13还可以控制加湿器12中的加热元件和/或患者导管16中的加热元件16a，以将气体加热到期望的温度来为患者实现期望的治疗水平和/或舒适水平。控制器13可以被编程有气体流的合适目标温度或可以确定气体流的合适目标温度。在一些实施例中，可以穿过补充氧气入口提供包括补充氧气的气体混合物组合物和/或治疗药物的施用。气体混合物组合物可以包含氧气、氦氧混合气、氮气、一氧化氮、二氧化碳、氩气、氦气、甲烷、六氟化硫、及它们的组合，和/或补充气体可以包含雾化药物。

氧气入口端口28可以包括阀，加压气体可以穿过该阀进入流量发生器或鼓风机。该阀可以控制进入流量发生器鼓风机中的氧气流。该阀可以是任何类型的阀，包括比例阀或二位阀。氧气源可以是氧气罐或医院氧气供应源。医疗级别的氧气的纯度通常在95％与100％之间。也可以使用较低纯度的氧气源。阀模块和过滤器的示例在于2016年10月18日提交的题为“Valve Modules and Filter[阀模块和过滤器]”的美国临时申请号62/409,543以及于2017年4月23日提交的题为“Valve Modules and Filter[阀模块和过滤器]”的美国临时申请号62/488,841中有所披露，这些美国临时申请通过援引以其全文并入本文中。下文关于图17至图25来进一步详细讨论阀模块和过滤器。

流量治疗设备10可以测量和控制被输送到患者的气体的氧气含量，且因此测量和控制由患者吸入的气体的氧气含量。在高流量治疗期间，所输送的气体的高流量满足或超过患者的峰值吸气需求。这意味着，在吸气期间由装置输送到患者的气体的体积满足或超过在吸气期间由患者吸入的气体的体积。因此，高流量治疗有助于防止在患者吸入时夹带环境空气，并且冲洗掉患者气道中的呼出气体。只要输送的气体的流量满足或超过患者的峰值吸气需求，就防止了夹带环境空气，并且由装置输送的气体与患者吸入的气体基本上相同。因而，在装置中测得的氧气浓度(输送氧气分数(FdO2))将与用户所呼吸的氧气浓度(吸入氧气分数(FiO2))基本上相同，且因而此类术语可以被视为等效的。

操作传感器3a、3b、3c(比如流量传感器、温度传感器、湿度传感器和/或压力传感器)可以放置在流量治疗设备10中的各个位置中。附加传感器(例如，传感器20、25)可以放置在患者导管16和/或插管17上的各个位置中(例如，在吸气管的端部处或附近可以存在温度传感器29)。来自传感器的输出可以由控制器13接收，以辅助控制器以提供合适治疗的方式来操作流量治疗设备10。在一些配置中，提供合适治疗包括满足患者的峰值吸气需求。设备10可以具有发射器和/或接收器15，以使得控制器13能够从传感器接收信号8和/或控制流量治疗设备10的各种部件，包括但不限于流量发生器11、加湿器12和加热丝16a或者与流量治疗设备10相关联的附件或外围设备。此外或替代性地，发射器和/或接收器15可以向远程服务器输送数据或实现对设备10的远程控制。

在氧气和环境空气已完成混合之后，可以通过放置一个或多个气体组成传感器(比如，超声波换能器系统，也称为超声波传感器系统)来测量氧气。该测量可以在装置、输送导管、患者接口内或在任何其他合适的位置处进行。

流量治疗设备10可以包括患者传感器26(比如，脉搏血氧仪或患者监测系统)，以测量患者的一个或多个生理参数(比如，患者的血氧饱和度(SpO2)、心率、呼吸速率、灌注指数)并提供信号质量的量度。传感器26可以通过有线连接或通过经传感器26上的无线发射器进行的通信来与控制器13通信。传感器26可以是被设计成连接至患者手指的抛弃型粘合性传感器。传感器26可以是非抛弃型传感器。针对不同年龄组设计并且将连接至患者身上的不同位置的传感器是可获得的，这些传感器可以与流量治疗设备一起使用。脉搏血氧仪将附接到用户(通常在其手指处)，不过其他位置(比如，耳垂)也是一个选项。脉搏血氧仪将连接至装置中的处理器，并且将不断地提供指示患者的血氧饱和度的信号。患者传感器26可以是可热插拔的装置，其可以在流量治疗设备10的操作期间被附接或互换。例如，患者传感器26可以使用USB接口或使用无线通信协议(例如，近场通信、WiFi或

)连接到流量治疗设备10。当患者传感器26在操作期间断开连接时，流量治疗设备10可以在其先前的操作状态下继续操作限定的时间段。在限定的时间段之后，流量治疗设备10可以触发警报、从自动模式转变到手动模式、和/或完全退出控制模式(例如，自动模式或手动模式)。患者传感器26可以是床旁监测系统或通过物理或无线接口与流量治疗设备10通信的其他患者监测系统。

流量治疗设备10可以包括高流量治疗设备。本文所讨论的高流量治疗旨在被赋予本领域技术人员所理解的其典型的普通含义，其通常指的是以下呼吸辅助系统，该呼吸辅助系统经由有意未密封的患者接口以总体上旨在满足或超过患者的吸气流量的流量来输送目标流量的经加湿的呼吸气体。典型的患者接口包含但不限于鼻或气管患者接口。用于成人的典型流量的范围通常在(但不限于)每分钟约十五升(LPM)到每分钟约七十升或更大。用于小儿患者(诸如，新生儿、婴儿和儿童)的典型流量的范围通常为但不限于约一升/分钟/千克患者体重至约三升/分钟/千克患者体重或更大。高流量治疗还可以可选地包括气体混合物组合物，包含补充氧气和/或治疗药物的施用。高流量治疗常常被称作鼻高流量(NHF)、加湿高流量鼻插管(HHFNC)、高流量鼻氧气(HFNO)、高流量治疗(HFT)或气管高流量(THF)以及其他常见名称。用于实现“高流量”的流量可以是以下列出的流量中的任一者。例如，在一些配置中，对于成人患者，“高流量治疗”可以指代以以下流量将气体输送到患者：大于或等于约10升/分钟(10LPM)，如在约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75LPM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之间、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。在一些配置中，对于新生儿、婴儿或儿童患者，“高流量治疗”可以是指以以下流量向患者输送气体：大于1LPM，如在约1LPM与约25LPM之间、或在约2LPM与约25LPM之间、或在约2LPM与约5LPM之间、或在约5LPM与约25LPM之间、或在约5LPM与约10LPM之间、或在约10LPM与约25LPM之间、或在约10LPM与约20LPM之间、或在约10LPM与15LPM之间、或在约20LPM与25LPM之间。用于成人患者、新生儿、婴儿或儿童患者的高流量治疗设备可以以约1LPM与约100LPM之间的流量或以上文列出的任一子范围子范围中的流量向患者输送气体。流量治疗设备10可以以约1LPM与约100LPM之间的任何流量输送高达100％的任何浓度的氧气(例如，FdO2)。在一些配置中，这些流量中的任一流量都可以与约20％至30％、21％至30％、21％至40％、30％至40％、40％至50％、50％至60％、60％至70％、70％至80％、80％至90％和90％至100％的氧气浓度(FdO2)相组合。在一些组合中，流量可以在约25LPM与75LPM之间并与约20％至30％、21％至30％、21％至40％、30％至40％、40％至50％、50％至60％、60％至70％、70％至80％、80％至90％和90％至100％的氧气浓度(FdO2)相组合。在一些配置中，流量治疗设备10可以在以手动模式操作时包括安全阈值，这些安全阈值防止用户将太多氧气输送到患者。

高流量治疗可以施用到用户的鼻孔和/或经口、或经由气管造口接口来施用。高流量治疗可以以等于或超过预期用户的峰值吸气流量要求的流量将气体输送到用户。高流量治疗可以在鼻咽中产生冲洗效果，使得上气道的解剖学死腔被进入的高气体流量冲洗。这可以产生出可供用于每次呼吸的新鲜气体储备，同时最小化对氮气和二氧化碳的再呼吸。另外，当试图控制患者的FdO2时，满足吸气需求并冲洗气道是重要的。高流量治疗可以利用非密封的患者接口(例如鼻插管)来输送。鼻插管可以被配置为以超过预期用户的峰值吸气流量要求的流量将呼吸气体输送到用户的鼻孔。

如本文中所使用的术语“非密封的患者接口”可以指代在患者的气道与气流源(诸如来自流量发生器11)之间提供不会完全堵塞患者气道的气动链路的接口。非密封的气动链路可以包括堵塞患者气道的小于约95％。非密封的气动链路可以包括堵塞患者气道的小于约90％。非密封的气动链路可以包括堵塞患者气道的约40％与约80％之间。气道可以包括患者的鼻孔或嘴中的一个或多个。对于鼻插管，气道是穿过鼻孔。

流量发生器或鼓风机11可以包括环境空气入口端口27以将环境室内空气夹带到鼓风机中。流量治疗设备10还可以包括通向阀的氧气入口端口28，加压气体可以穿过该氧气入口端口进入流量发生器或鼓风机11。阀可以控制进入流量发生器鼓风机11中的氧气流。该阀可以是任何类型的阀，包括比例阀或二位阀。

鼓风机可以在大于约1,000RPM且小于约30,000RPM、大于约2,000RPM且小于约21,000RPM、大于约4,000RPM且小于约19,000RPM、或上述任何值之间的马达速度下操作。鼓风机的操作可以使穿过这些入口端口进入鼓风机的气体混合。使用鼓风机作为混合器可以降低在具有单独混合器(如包括挡板的静态混合器)的系统中会发生的压降，因为混合需要能量。具有静态混合器还可以增大阀与气体组成传感器之间的气体流动路径的体积，这可以进一步增大阀电流发生变化与测量到对应的氧气浓度变化的时间之间的延迟。

基于用户输入和由特定装置提供的治疗，控制器可以确定鼓风机的目标输出参数。控制器可以接收目标输出参数的测量值，并且基于所确定的流量与测得流量之差，控制器可以调节鼓风机的速度。

目标输出参数可以是流量。目标流量可以是恒定值(例如，鼻高流量)。目标流量可以是波动的值。在一些配置中，控制器可以基于目标流量控制鼓风机马达速度，并且基于患者的呼吸周期额外地增大或减小马达速度。目标流量不一定改变，但是控制器使马达速度波动，以便给瞬时流量增加振荡，使得流量与患者的呼吸同步。这种系统在2017年5月17日提交的题为“Flow Path Sensing for Flow Therapy Apparatus[用于流量治疗设备的流动路径感测]”的国际申请号PCT/NZ2017/050063中进行了描述。

目标输出参数替代性地可以是压力。目标压力可以是恒定值(例如，CPAP)。替代性地，目标流量可以是潜在地随着呼吸及时波动的值(例如，双水平NIV)。在这两种情况下，总流量都不可能是恒定的。

额外参考图1B，示出了可以在流量治疗设备10中实施的感测电路板2200。感测电路板2200可以定位于传感器室中，使得感测电路板2200至少部分地浸入气体流中。气体流可以穿过导管退出鼓风机11并进入传感器室中的流动路径。感测电路板2200上的传感器中的至少一些传感器可以定位于气体流内以测量流内的气体性质。在穿过传感器室中的流动路径之后，气体可以退出而到达上文所描述的加湿器12。

感测电路板2200可以是印刷的感测电路板(PCB)。替代性地，可以利用连接电子部件的电线来构建板2200上的电路，而不是将该电路印刷在电路板上。感测电路板2200的至少一部分可以安装在气体流之外。气体流可以由上文所描述的流量发生器11生成。感测电路板2200可以包括超声波换能器2204。感测电路板2200可以包括热敏电阻器2205中的一个或多个。热敏电阻器2205可以被配置为测量气体流的温度。感测电路板2200可以包括热敏电阻器流量传感器2206。感测电路板2200可以包括其他类型的传感器，比如湿度传感器(包括待与单独的温度传感器一起使用的仅湿度传感器、以及组合的湿度传感器和温度传感器)、用于测量大气压力的传感器、用于测量压差的传感器、和/或用于测量表压的传感器。热敏电阻器流量传感器2206可以包括热丝流量计，比如铂丝，和/或热敏电阻器(比如，负温度系数(NTC)热敏电阻器、或正温度系数(PTC)热敏电阻器)。加热式温度感测元件的其他非限制性示例包括玻璃或环氧树脂包封的热敏电阻器、或者非包封的热敏电阻器。热敏电阻器流量传感器2206可以被配置为通过被供以恒定功率、或者被维持在恒定传感器温度或维持在传感器与气体流之间的恒定温差来测量气体的流量。

感测电路板2200可以包括第一部分2201和第二部分2202。第一部分2201可以定位成在气体的流动路径内，而第二部分2202可以定位成在气体的流动路径之外。气体流的方向在图1B中由箭头2203指示。气体流的方向可以是直线的，或者如图1B中所示是弯曲的。

将热敏电阻器2205中的一个或多个和/或该热敏电阻器流量传感器2206定位于组合的鼓风机与混合器的下游可以将从鼓风机供应到气体流的热量考虑在内。而且，将基于温度的流量传感器浸入流动路径中可以提高测量的准确度，因为浸入流中的传感器更可能会经受与气体流相同的状况(比如，温度)，且因此提供对气体特性更好的表示。

感测电路板2200可以包括感测电路板的超声波换能器、收发器或传感器以测量气体流的气体性质，比如气流内的一种或多种气体的气体组成或浓度。如将了解的，任何合适的换能器、收发器或传感器都可被安装到感测电路板2200。在这种配置中，感测电路板包括超声波换能器系统(也称为超声波传感器系统)，其采用超声波或声波来确定气体浓度。下文关于图1C至图1F来描述各种传感器配置。

超声波换能器系统可确定气体流中的两种或更多种气体的相对气体浓度。超声波换能器系统可被配置为测量大股气流中的氧气分数，该大股气流由用补充氧气增强的大气空气组成，大气空气基本是氮气(N2)和氧气(O2)的二元气体混合物。还将了解，超声波换能器系统可被配置为测量已在气流中与大气空气共混的其他增强气体(包括氮气(N2)和二氧气化碳(CO2))的气体浓度。超声波换能器可以以相对高的频率来确定气体流中的气体的气体浓度。例如，超声波换能器可以以传感器的最大采样速率或以比最大采样速率更低的频率来输出测得的FdO2值，比如以约1Hz与200Hz之间、约1Hz与100Hz之间、约1Hz与50Hz之间、以及约1Hz与25Hz之间。

在一些配置中，感测电路板2200包括被提供在感测电路板的相反侧上的一对超声波换能器。超声波换能器的各种替代性配置可以用于通过发射和接收超声波束或脉冲来感测气流的特性。

感测电路板2200的相反端部上的超声波换能器2204之间的距离会影响测量分辨率。各个超声波换能器2204之间的距离的增加可以减小比例误差或分数误差，因为总体而言测得的长度将具有一定量的误差，并且如果长度增加，则在测量期间产生的误差比例比较短长度的情况下小。因此，测量结果的总不确定性减小。距离的增加还可以提高测量分辨率和准确度，因为它允许超声波换能器2204之间的声信号有更长的时间段。然而，距离的增加会导致信号更弱。

超声波换能器2204可以被定位成使得超声波换能器2204之间的空间至少部分地与流动路径重合。在一些配置中，超声波换能器定位于感测电路板的相反端部上。因为流动路径的整个面都暴露于声学路径，因此声波传播穿过流动路径中的所有气体。波的平均化可以在整个流动路径上而不是在流动路径的一个区段上发生。在更长的距离上的平均化减小了误差并减小了对空气-氧气混合的依赖性。超声波换能器可以被配置为从相对于流动路径的任何角度测量气体特性。

代替定位于流动路径或模块之外而将传感器定位于流动路径或模块中允许换能器2204两者都在相对于彼此的较小温度范围内操作、或者两者都基本上在一个温度(即，气体流的温度)下操作。由于换能器对温度敏感，因此使它们处于基本上均匀的温度提高了准确度。进一步，沿着流动路径来定位传感器允许让测量和计算考虑到气体速度的影响，使得可以从传感器测量结果中去除气体速度的影响。

超声波换能器系统被配置为超声二元气体感测系统。使用超声的二元气体分析是基于感测穿过气体样本的声脉冲的速度，在这种情况下，气体样本是流经传感器壳体感测通道的气流的大股流或主要流。声速是气体平均分子量和温度的函数。该系统可以接收传感器信号，该传感器信号指示在超声波换能器之间的束路径之间流动的气体的温度。知道了感测到的声速以及感测到的温度，就可以确定或计算气流中的气体组成。特别地，可以使用对横穿感测通道的声速的测量，以通过参考经验关系、标准算法或以查找表形式存储的数据推导出两种已知气体的比率，如在利用超声的二元气体分析领域中已知的。将了解，替代性地，如果不采用温度传感器，则可以在二元气体分析的计算中使用超声换能器束路径中的气流的温度的估计值。在此类替代性实施例中，可以对气流的温度进行调节或控制而使其位于窄温度带内，以使得能够使用束路径中的气流的温度的估计值。

在一些配置中，流量治疗设备还可设置有湿度传感器，该湿度传感器位于流动路径中并且被配置为生成湿度信号，该湿度信号指示流经传感器组件的气流的湿度。在此类实施例中，可以通过感测到的声速以及感测到的温度和/或感测到的湿度来确定气体组成。湿度传感器可以是相对湿度传感器或绝对湿度传感器。在一些实施例中，可以基于感测到的声速以及感测到的湿度来确定气体组成，而无需温度传感器。

超声波换能器系统可以用于测量气体组合物中任何两种已知气体的相应比率。超声波换能器系统可以确定与补充氧气共混的空气混合物中的相对气体浓度，该空气混合物基本上等效于氮气/氧气混合物。在此类二元气体混合物中，通过监测声速并将温度考虑在内，可以确定气体的平均分子量，且因此可以确定这两种气体的相对浓度。从这个比率可以推断出气流的氧气分数或氮气分数。

参考图1C至图1F，将针对气体组成感测系统来描述超声波换能器的各种配置，这各种配置用于通过发射和接收超声波束或脉冲来感测穿过气流的声速。相似的附图标记代表相似的部件。

参考图1C，换能器配置2300提供了以下布置，其中存在一对换能器2302、2304，该对换能器彼此相对并且定位在感测通道2306的相反两侧，气体流动路径方向总体上由2308表示。在这种配置中，换能器2302、2304中的每一个被驱动为专用的发射器或接收器，使得横穿气体流动路径从发射器到接收器换能器单向地发射超声波脉冲2310。如图所示，换能器对相对于空气流动路径方向2308被对准(即，在彼此上游或下游不移位)，并且被配置为发射基本上垂直于气体流动路径方向的横流脉冲。

参考图1D，展示了替代性的换能器配置2320，其中一对换能器2322、2324彼此相对地被提供在感测通道的相反两侧，但是其中，每个换能器既可作为发射器又可作为接收器操作(即，换能器是超声波发射器-接收器或收发器)。在这种配置中，可以在换能器对2322、2324之间发送双向超声波脉冲2326。例如，可以在换能器之间来回交替地或以任何其他序列或模式(pattern)来发送脉冲。再次，换能器对相对于气体流动路径方向被对准，并且被配置为发射基本上垂直于气体流动路径方向的横流脉冲。

参考图1E，展示了替代性的换能器配置2360，其中存在在感测通道2306的相反端部出且彼此相对的一对换能器2362、2364，其中气体流动路径方向或轴线总体上由2308指示。在这种配置2360中，换能器2362、2364中的每一个被驱动为专用的发射器或接收器，使得在发射器与接收器之间的束路径中单向地发射顺流超声波脉冲2366，该束路径基本上与感测通道2306中的气体流动路径轴线2308对准或平行。在所示的实施例中，发射器在接收器的上游，但将了解，可以采用相反的布置。对于这种配置，在感测通道中提供流量传感器以提供流量信号，该流量信号指示感测通道中的气流的流量。将了解，可以以与先前描述的方式类似的方式来得出或确定感测通道中的声速，并且在信号处理中利用流量信号以在声信号的所计算的速度中去除或补偿气体流量。

参考图1F，展示了替代性的换能器配置2370，其中和图1E中一样，提供了在感测通道的相反端部处且彼此相对的一对换能器2372、2374，但是其中，每个换能器既可作为发射器又可作为接收器操作(即，换能器是超声波发射器-接收器或收发器)。在这种配置中，可以在换能器对2372、2374之间发送双向顺流超声波脉冲2376。例如，可以在换能器之间来回交替地或以任何其他序列或模式(pattern)来发送脉冲。再次，换能器与气体流动路径轴线2308对准，并且被配置为在一条或多条束路径中发射顺流脉冲，该一条或多条束路径与感测通道2306中的气体流动路径轴线2308基本上对准或平行。利用这种配置，不一定需要提供单独的流量传感器，因为通过对所发射和接收的声脉冲的处理就可以直接得出或确定声信号的速度的流量分量。

在一些配置中，如2017年9月13日提交的题为“Thermistor Flow Sensor HavingMultiple Temperature Points[具有多个温度点的热敏电阻器流量传感器]”的国际申请号PCT/NZ2017/050119中所描述的，流量治疗设备可以使用流量珠来测量气体的总流量。流量珠可以具有提供更准确的流量量度的优点，但是它对流量的突然变化(比如高频振荡)反应较慢。超声波换能器可以测量流量的突然变化，但是总体测量值可能不太准确。在一些配置中，控制器可以通过将来自流量珠和超声波换能器的输入进行组合来产生总流量的最终测量值，从而允许流量的量度既准确又能够检测流量的突然变化。

流量治疗设备的一些示例在2016年12月2日提交的题为“Flow Path Sensing forFlow Therapy Apparatus[用于流量治疗设备的流动路径感测]”的国际申请号PCT/NZ2016/050193以及2016年6月24日提交的题为“Breathing Assistance Apparatus[呼吸辅助设备]”的国际申请号PCT/IB2016/053761中进行了披露，这些申请通过引用整体地并入本文中。在下面进一步详细讨论可以与本披露内容的多个方面一起使用的流量治疗设备的配置的示例。

闭环控制

再次参考图1A，控制器13可以被编程有或被配置为执行用于控制流量治疗设备的操作的闭环控制系统。该闭环控制系统可以被配置为确保患者的SpO2达到目标水平并一致地保持处于或接近该水平。

控制器13可以从用户接收(多个)输入，该输入可以被控制器13用来执行闭环控制系统。目标SpO2值可以是单一值，也可以是值范围。该(多个)值可以是预设的、由临床医生选择的、或基于患者类型而确定的，其中患者类型可以指代当前的病痛和/或关于患者的信息(比如，年龄、体重、身高、性别和其他患者特性)。类似地，目标SpO2可以是两个值，每个值是以上文所描述的任何方式选择的。这两个值将代表针对患者的SpO2的可接受值范围。控制器可以将所述范围内的一个值作为目标。目标值可以是该范围的中间值，也可以是范围内的任何其他值，其可以是预设的或由用户选择的。替代性地，可以基于SpO2的目标值来自动设定范围。控制器可以被配置为当患者的SpO2值移到范围之外时具有一个或多个设定的响应。响应可以包括发出警报、改变为对FdO2的手动控制、将FdO2改变为特定值和/或其他响应。控制器可以具有一个或多个范围，其中当控制器移到每个范围之外时，发生一个或多个不同的响应。

总体上，SpO2将被控制在约80％与约100％之间、或约80％与约90％之间、或约88％与约92％之间、或约90％与约99％之间、或约92％与约96％之间。SpO2可以被控制在来自上述范围中的任何两个范围的任何两个合适值之间。目标SpO2可以在约80％与约100％之间、或在约80％与约90％之间、或在约88％与约92％之间、或在约90％与约99％之间、或在约92％与约96％之间、或约94％、或94％、或约90％、或90％、或约85％、或85％。SpO2目标可以是来自上述任何两个范围的任何两个合适值之间的任何值。对于限定的范围，SpO2目标可以对应于SpO2中值。

可以将FdO2配置成被控制在一定范围内。如先前所讨论，只要流量满足或超过患者的峰值吸气需求，在设备中测得的氧气浓度(FdO2)就将与患者所呼吸的氧气浓度(FiO2)基本上相同，且因而此类术语可以被视为等效的。每一个范围极限都可以是预设的、由用户选择的、或基于患者类型而确定的，其中患者类型可以指代当前的病痛和/或关于患者的信息(比如，年龄、体重、身高、性别和/或其他患者特性)。替代性地，可以选择FdO2的单一值，并且可以至少部分地基于该值来确定范围。例如，范围可以高于和低于所选择的FdO2某一设定量。所选择的FdO2可以用作控制器的起点。如果控制器试图将FdO2移到范围之外，则系统可以具有一个或多个响应。这些响应可以包括发出警报、防止FdO2移到范围之外、切换到对FdO2的手动控制、和/或切换到特定的FdO2。装置可以具有一个或多个范围，其中当装置达到每个范围的极限时，发生一个或多个不同的响应。

参考图2，展示了闭环控制系统1000的示意图。闭环控制系统可以利用两个控制回路。第一控制回路可以由SpO2控制器实施。SpO2控制器可以部分地基于目标SpO2和/或测得的SpO2来确定目标FdO2。如上文所讨论，目标SpO2值可以是单一值，也可以是可接受值范围。该(多个)值可以是预设的、由临床医生选择的、或基于客户特性自动确定的。总体上，在治疗期之前或开始时接收或确定目标SpO2值，不过可以在治疗期期间的任何时间接收目标SpO2值。在治疗期期间，SpO2控制器还可以接收以下作为输入：来自气体组成传感器的测得的(多个)FdO2读数以及来自患者传感器的测得的(多个)SpO2读数和(多个)信号质量读数。在一些配置中，SpO2控制器可以接收目标FdO2作为输入，在此类情况下，可以将SpO2控制器的输出直接提供回到SpO2控制器作为输入。至少部分地基于这些输入，SpO2控制器可以将目标FdO2输出到第二控制回路。

在治疗期期间，SpO2控制器和FdO2控制器可以继续自动控制流量治疗设备的操作，直到治疗期结束或一个事件触发从自动模式到手动模式的改变。

FdO2控制系统

再次参考图1A，控制器13可以被编程有或被配置为执行FdO2控制系统，以用于控制流量治疗设备的操作。

FdO2控制系统可以被配置为确保瞬时FdO2在治疗期期间的所有点都维持在目标水平。控制器可以测量FdO2、将其与目标FdO2进行比较、且然后相应地调节氧气入口阀。然而，当FdO2传感器位于离阀不可忽略的距离处时，在对阀进行改变的时间与测量到FdO2的对应改变的时间之间存在时间延迟。控制器可以在该时间延迟之后调节阀。然而，如果流量在波动，那么控制器可能能够平均实现目标FdO2，但不是在连续且基本瞬时的基础上。为了在连续且基本瞬时的基础上将FdO2维持在目标水平处，而不将FdO2传感器移动得更靠近阀，FdO2控制器可以将总流量的测量值考虑进阀的控制中。

用于调节阀流量的过程

另外参考图18和图19，展示了调节氧气入口阀的流量的过程。主控制器可以首先确定为实现目标FdO2所需的阀流量。这可以基于目标氧气浓度、氧气源的氧气浓度、环境空气的氧气浓度和当前流量。

目标氧气浓度(F_目标)可以由用户或通过本文所述的闭环SpO2控制算法来设定。环境空气的氧气浓度(F_空气)可以假定为恒定的。通常，氧气源的氧气浓度(F_源)是恒定的参数。在某些情况下，氧气浓度可能能够由用户进行调节。当前流量(Q)可以由一个或多个流量传感器测量。

在一种配置中，随着目标FdO2和流量的变化，上述用于目标阀流量(

)的等式可以不断地更新。

一旦确定了目标阀流量，控制器可以确定为致动该阀以实现目标阀流量所需的阀电流，该目标阀流量可以由阀模型确定。

阀模型可以使用两个或多个参数来确定阀电流。第一参数可以是阀增益(I_增益)，该阀增益限定了电流变化与流量变化之间的关系的线性分量。在一些配置中，阀增益的值可以是预设常数。替代性地，阀增益可以基于氧气源的压力来确定。氧气源的压力可以指流量控制阀上游的压力，该压力可能由氧气供应源上的压力调节器设定。氧气源的压力可以由氧气阀上游的压力传感器测量。

第二参数可以是为打开阀所需的电流偏离(I_偏离)，低于该电流偏离时，将没有流通过阀。电流偏离可以在具有最小值(I_偏离最小)和最大值(I_偏离最大)的范围内变化。电流偏离值可以首先由粗调控制器估计，且然后使用主控制器随时间进行调节。在一些实施例中，单一控制器可以估计和调节该值。

控制器然后可以将阀电流(I_阀)设定为确定的值。确定目标阀流量且然后更新阀电流的过程可以连续地运行。例如，该过程可以以20Hz的速率运行。

粗调控制器

当阀首先被激活时(例如，目标FdO2从21％升高)，粗调控制器可以首先确定为打开阀所需的电流偏离。如先前所描述的，由于阀与气体组成传感器之间的距离，在对阀的位置进行调节的时间与测量到FdO2的对应变化的时间之间存在时间延迟。因此，存在如下风险：当确定电流偏离时过快增加电流可能会导致控制器超过目标FdO2。另一方面，电流增加过慢可能会导致在装置可以开始向患者供应目标FdO2水平之前有更多的延迟。

最初，估计的电流偏离可以被设定为最小预期值(

)(例如，参见图18)。然后可以使用阀模型基于目标阀流量来设定阀的电流。主控制器可以连续更新对电流偏离的估计值。然而，如上文所描述，当阀关闭时，主控制器可能太慢地发现电流偏离，从而导致没有补充氧气被供应的时间段延长。

粗调控制器可以迭代地增加电流偏离的估计值，直到检测到穿过阀的气流。每次迭代时增加的幅度可以以至少两种方式来计算。在一些配置中，然后可以实施所计算出的两个幅度中的较大者。

可以在每个时间步长中通过将电流偏离增加一个以指数递增的量(ΔI_指数)来调节电流偏离。替代性地，可以在每个时间步长中通过将电流偏离增加最小量(ΔI_最小)来调节电流偏离。该最小量可以与确定的目标阀流量成比例。更高的目标阀流量可能意味着可以对电流偏离估计值进行更大的改变，而没有超过目标FdO2的风险。

在粗调控制器的每次迭代中，粗调控制器可以将电流偏离估计值增加上述两个值中的较大值。在一些配置中，控制器可以通过将阀增加ΔI_最小而开始，且然后一旦ΔI_指数＞ΔI_最小就切换到使用ΔI_指数。

其中Δt是控制器的时间步长，且ΔI_增加是ΔI_指数的分数增加。

当目标FdO2首次改变时或者当目标FdO2从环境变化到增加的值(例如FiO2_目标＝21％→FiO2_目标＞21％)的任何时刻，粗调控制器可以被激活。当用户进入闭环SpO2控制时，也可以激活粗调控制器。在治疗期期间确定的电流偏离值(I_偏离)的估计值可以由粗调控制器存储，使得电流偏离在每次激活后不被重置为最小电流偏离。

一旦检测到来自阀的气体流量，流量治疗设备就可以从使用粗调控制器切换到使用主控制器。来自阀的气体流量可以通过使用气体组成传感器测量FdO2来确定。一旦测得的FdO2超过环境水平某个阈值量，就可以确定阀被打开。该阈值量可以基于传感器误差(例如，对于在测得的FdO2值中有高达3％误差的气体组成传感器，当FdO2超过24％时，确定阀打开)。

更新阀模型

为了将FdO2维持在目标水平，关于图19描述的过程依赖于阀模型的准确度。为了改善这种准确度，主控制器可以连续评估模型的准确度，且然后相应地调节电流偏离(I_偏离)。关于图20描述了用于更新阀模型的过程。该过程可以以比设定阀电流(I_阀)的过程更慢的速度进行。例如，在一些配置中，可以以3Hz的速率调节电流偏离。阀模型可以取决于各种设置或参数(比如，预期的呼吸速率范围、流量振荡的预期幅度、和/或其他设置或参数)以不同的速率被更新。

指数滤波

为了调节电流偏离，控制器可以将平均目标阀流量与平均实际阀流量的估计值进行比较(这两个值的平均值是一次呼吸内的平均值)。为了获得这些平均值，可以使用具有时间常数(τ_过滤)的指数滤波器随时间过滤几个参数。可以选择τ_过滤，使得在患者一次呼吸过程中的测得流量的波动被滤除。在主控制器的每次迭代中，可以更新以下参数的滤后值：

本说明书通篇使用长音符来指示代表患者一次呼吸上的平均值的参数。

平均目标阀流量

在更新上述滤后值之后，主控制器可以计算平均目标阀流量、和平均实际阀流量的估计值。

上述用于确定平均目标阀流量的等式类似于用于确定瞬时阀流量的等式，唯一的区别是某些值被相同参数的滤后形式所代替。

平均阀流量

平均阀流量可以使用模型来估计。平均值流量模型可以估计穿过阀的流量。该模型可以考虑氧气与周围空气混合并到达传感器所花费的时间量。在一些配置中，该模型可以是物理推导出的微分方程，比如一阶模型、平流扩散方程或纳维-斯托克斯方程。该模型可以使用机器学习算法(比如神经网络)以数值方式获得。在一种配置中，平均阀流量(

)可以通过以下等式计算。

其中F_测得是由气体组成传感器测量的氧气分数，F_控制是测得的氧气分数所趋向的并且将由当前阀位置和当前流量引起的氧气分数，并且V是阀出口与气体组成传感器之间的有效体积。使用F_控制代替第一等式中的F_测得，因为在对阀位置进行调节的时间与气体组成传感器检测到F_测得的对应变化的时间之间存在时间延迟。当估计阀流量(Q_阀)时，可以使用F_控制代替F_测得，以便考虑到阀电流的变化与F_测得的对应变化之间的延迟。这可以通过使用第二等式中的导数项来计算。因此，F_控制可以起到预测F_测得将会如何的作用。从第二等式可以看出，如果气体组成传感器非常靠近阀出口，则V将接近于零，并且F_控制将基本上与F_测得相同。

与

之间的差然后可以被输入控制器中，该控制器然后可以输出对I_偏离的估计值的改变。如果

和

非常相似，则表明I_偏离的估计值接近正确，且因此只做出小的改变。相反，如果

和

显著不同，则表明I_偏离离正确值更远，且因此做出更大的改变。

控制器使用的系数可以与指数滤波器使用的时间常数成反比。

考虑不同的治疗

FdO2控制器可以取决于特定装置所输送的治疗来改变对流量治疗设备的控制。在一种配置中，可以基于治疗、针对指数滤波来设定时间常数，这进而可以设定本文所描述的控制器的系数。

对每种治疗所使用的时间常数可以基于用于所述治疗的流量的典型波动进行设定。具有更一致流量的治疗可以具有更小的时间常数，使得较旧的数据可以较快地衰减掉。这进而可以导致控制器的系数更大，使得I_偏离的值以更大的增量被调节。当总流量更加一致时，则可以更快地调节电流偏离。

相反，具有不太一致的流量的治疗可以具有更小的时间常数，使得较旧的数据较慢地衰减掉。这样进而可能导致PI控制器的系数更小，使得I_偏离的值以更小的增量被调节。当总流量不太一致时，则可以更慢地调节电流偏离。

此外，可以基于特定治疗的设定流量来调节滤波器时间常数(进而调节这些系数)。总体上，较大的流量将导致较小的滤波器时间常数，因为所得的流量将更一致，并且阀与气体组成传感器之间的时间延迟将更小。

目标氧气警报

除了控制阀来实现目标FdO2之外，主控制器还可以连续评估是否可以实现目标FdO2。主控制器可以为FdO2算法设定准确度阈值。该准确度阈值可以随着目标FdO2值而增加。

如果确定氧气过高，则可以生成警报。在一些配置中，如果至少在限定的时间段(例如，8秒或更长)上连续满足以下两个指标，则生成警报：(i)测得的FdO2超过目标FdO2的量大于准确度阈值；以及(ii)估计的电流偏离处于其最小预期值。该时间段可以是任何限定的时间段。

如果测得的FdO2然后在限定的时间段(例如，超过两秒)上下降到阈值以下，则清除氧气过高的确定和对应的警报。

如果在限定的时间段(例如，5秒或更长)上连续满足以下两个指标，则确定氧气过低并且生成警报：(i)测得的FdO2小于目标FdO2的量大于准确度阈值；以及(ii)估计的电流偏离处于其最大预期值。

如果测得的FdO2然后在限定的时间段(例如，超过两秒)上超过阈值，则清除氧气过低的确定和对应的警报。将打开或关闭相应警报的针对每个阈值的时间段可以是任何限定的时间段，并且可以与其他阈值不同或相同。

用于显示氧气滤波

该控制器可以连续地确定有效FdO2的量度。可以通过对输送给患者的氧气总量的量度进行滤波，且然后将该值除以输送给患者的总气体的滤后量度来计算有效FdO2。

控制器然后可以在显示目标FdO2与有效FdO2之间交替。如果有效FdO2足够接近目标FdO2，则优选简单地显示目标FdO2，因为该目标值在限定的阈值内得到满足。替代性地，如果有效FdO2显著不同于目标FdO2，则替代性地显示有效FdO2。在这种情况下，目标FdO2不在限定的阈值内，并且可能不被认为是输送给患者的FdO2的准确表示。

如果装置在低压模式下操作(例如，该装置被设定为经由低压端口被供应氧气)，则目标FdO2可以被认为是21％。

控制器可以通过取这两个值之间的差并且将其与阈值进行比较来确定有效FdO2是否足够接近目标FdO2。当装置在显示有效FdO2时，如果差下降到低于第一阈值，该装置将切换成显示目标FdO2。当装置在显示目标FdO2时，如果差超过第二阈值，该装置将切换成显示有效FdO2。第二阈值可以大于第一阈值。例如，第一阈值可以是0.5％，且第二阈值可以是2.5％。第一阈值可以与第二阈值相同。例如，第一阈值和第二阈值可以是2.5％。

另外地或替代性地，第一阈值和/或第二阈值可以至少部分地基于用于高/低氧气警报的准确度阈值来确定。使用准确度阈值可以有助于确保流量治疗设备不产生高/低氧气警报，同时还显示目标FdO2。

氧气节约过程

再次参考图1A，控制器13可以被编程有或被配置为执行氧气节约过程以用于控制流量治疗设备10的操作。氧气节约过程可以与本文披露的闭环控制系统和开环控制系统结合工作。氧气节约过程可以被配置为节约氧气，同时确保患者的SpO2达到目标水平并且一致地保持在该水平或接近该水平。

本文描述的氧气节约过程减少使用的氧气总量，而不减少患者在吸气期间接收到的有效FdO2。氧气节约过程可以调节氧气流量控制阀，使得在呼气时段的至少一部分期间FdO2低于目标FdO2。

氧气节约过程可以调节氧气流量控制阀，以在呼气结束时和/或吸气开始时输送高于FdO2目标的增加量的富氧气体，使得输送到患者的FdO2快速地返回到用于吸气时段的FdO2目标水平。氧气节约过程可以将氧气流量控制阀向下调节到使得FdO2回落到FdO2目标水平。

氧气节约过程的优点是减少流量治疗设备使用的补充气体(例如氧气)的量，而不会显著影响提供给患者的治疗。氧气节约过程可以是有益的，因为它允许在呼气时段期间节约氧气，同时仍然在吸气时段期间通过实现目标FdO2而提供期望的治疗。这也是有益的，因为它减少了扩散到周围环境中的氧气量，并且所使用的氧气量的减少降低了用户的成本。这也可以减少用户需要重新填充或更换氧气源(例如氧气罐)的频率。

呼吸时段的确定

如本文所使用的“呼吸时段”可以指患者的一个完整的呼吸周期，该完整周期由吸气时段和呼气时段组成。吸气时段覆盖完整的吸气周期，且呼气时段覆盖完整的呼气周期。

如本文所使用的“呼吸相位”可以指吸气时段或呼气时段的离散时间位置。

为了节约氧气而不降低治疗功果，氧气节约过程可以减少呼气期间输送的氧气，同时在每个吸气时段开始之前使患者接口处的FdO2返回到目标FdO2水平。为此，控制器13可以生成患者呼吸周期的模型。控制器13可以控制和/或接收来自流量治疗设备10的部件的信号。控制器13可以被配置为分析患者的呼吸周期并且确定患者的呼吸模型。例如，控制器可以生成代表患者的呼吸时段的波形。控制器13还可以估计离开患者接口的气体的瞬时氧气分数。

图21展示了在高流量系统中在呼吸期间测得的流量的波形2100。在高流量系统中，气体的流量可以维持在相对恒定的水平。然而，由于针对鼓风机的控制算法的速度，流量(具体地是吸气期间增加的流量、以及呼气期间降低的流量)仍然存在轻微的波动。

控制器13可以通过分析流量的波动来确定呼吸时段和/或相位。可以使用测量值的组合来确定呼吸时段和/或相位。例如，通过分析流量与马达速度的组合，可以计算回路的阻力的估计值。阻力将随着患者的呼吸而周期性波动。在通过援引以其全文并入本文中的PCT/IB2018/059195和PCT/NZ2017/050063中进一步描述了用于分析和确定患者的呼吸速率的系统和方法的示例性实施例。

可以通过频率分析(比如FFT)或时域分析(比如过零)来确定患者的呼吸时段。对FdO2的控制可以基于触发系统来完成，其中控制器13可以识别吸气与呼气之间的转变的一个或多个指示符(且反之亦然)，并且使用这些指示符来引发对FdO2的调节。

在一些实施例中，控制器13可以等到确定了患者的呼吸周期是一致的，然后才开始基于对应于患者呼吸时段的控制周期来执行氧气节约模式。假如患者的呼吸时段变化，则控制器可以调节或中断控制周期。

控制器可以被配置为当患者呼吸周期的表征满足某个置信阈值时执行氧气节约操作模式，因为氧气的节约取决于患者呼吸周期的表征的准确性。当患者以足够高的潮气容积一致地呼吸时，更有可能满足置信阈值。在患者的呼吸周期不能被置信地表征的情况下，控制器13可以执行默认治疗模式而不是氧气节约模式，其中控制器被配置为在患者呼吸周期的基本上所有点都满足目标FdO2，如本文进一步描述的。

平流-扩散计算

当氧气节约过程在输送具有随时间相对一致的FdO2的气体流时，也可以假设FdO2在呼吸回路的整个长度上是一致的。然而，如果FdO2在随时间波动，则特定时刻的FdO2在呼吸回路中的不同位置处可能不同。特别地，装置中的气体组成传感器对FdO2的测量值可能与患者接口处的FdO2不匹配。为了确保患者正被供以正确的FdO2，可以基于随时间推移在装置处测得的FdO2来计算患者接口处的FdO2的估计值。

有两个主要因素导致在装置处测得的FdO2与在患者接口处的FdO2之间的差。第一因素是由气体在这两个位置之间行进所引起的时间延迟，从而导致患者接口处的FdO2值的峰和谷，这些峰和谷可能在时域中被装置处的FdO2测量值中的相应峰和谷抵消。第二因素是当气体行进穿过回路时将发生一定量的混合，从而导致呼吸回路中更下游的位置处的氧气浓度波形的幅度减小。

这两个因素都可以用平流扩散方程来加以考虑。平流-扩散方程包括考虑上述时间延迟的平流项和考虑上述混合的扩散项。等式(1)是平流-扩散方程的示例实施例：

平流-扩散方程可以数值求解，比如通过使用带有Crank-Nicholson时间步进的迎风有限差分方案。替代性地，平流-扩散方程可以用平流方程的低准确度数值方案求解，其中扩散项被忽略，而是从该方案产生的“数值-扩散”中获得。这第二种方法可能不太准确，但是可以节省计算能力。

图22展示了图表2210的示例，该图表展示了使用上述用于确定呼吸回路中氧气含量的方法进行分析的示例结果。Airvo 2212提供在呼吸回路中的气体组成传感器处测得的氧气百分比。软管端部(End of hose)2214提供在患者接口处测得的氧气百分比。平流-扩散(Advection-diffusion)2216和廉价扩散(Cheap-diffusion)2218提供计算出的患者接口处的氧气百分比估计值。图表2220展示了针对同一时间段测得的流量。

阀控制

控制器13可以使用阀控制算法，该阀控制算法可以用于估计患者呼吸周期的呼气时段和吸气时段的开始，并且在这些时段开始之前调节阀，使得在每个时段期间输送期望的FdO2。具体地，控制器13可以估计从吸气时段到呼气时段的转变并且调节阀，使得一旦吸气结束，患者接口处的FdO2就开始下降。类似地，控制器13估计从呼气时段到吸气时段的转变并且可以调节阀，使得患者接口处的FdO2在吸气开始之前返回到目标水平。

首要任务是将目标FdO2输送给患者，其次是节约尽可能多的氧气。这样，在呼气时段期间可以发生FdO2的斜变上升和下降，患者接口处的FdO2在吸气时段开始时处于目标水平，并且直到吸气结束才开始下降。

在调节该阀与测量到装置处的FdO2变化之间存在延迟，并且在患者接口处发生变化之前存在进一步的延迟。控制器可以通过预测呼气的开始并且相应地调节阀来补偿延迟。在一个实施例中，通过观察一个呼气时段的开始来估计呼气的开始，且然后通过使用对患者的呼吸速率的估计来预测下一个呼气时段的开始时间。

基于当前流量，控制器可以计算气体在阀与患者接口之间的行进时间。控制器可以使用该行进时间来确定在一个呼吸周期过去之后何时减小FdO2。例如，在一个实例中，如果患者的呼吸速率为每分钟20次呼吸，那么一个呼吸周期将为3秒。如果行进时间为0.5秒，则控制器可以在呼气时段开始后2.5秒时关闭阀，以便在即将到来的吸气时段结束时开始使FdO2下降。

增加FdO2提出了稍微更复杂的挑战，这是因为控制器必须确保患者接口处的FdO2在吸气时段开始时处于或接近目标水平。为此，控制器确定患者接口处的FdO2在呼气开始后返回到目标水平的截止时间。此截止时间可以设定为呼气开始减去行进时间后的1个至1.5个呼吸周期。将截止时间设定为更接近1.5个呼吸周期减去行进时间增加了节省的氧气量，但是也增加了患者接口处的FdO2可能没有对于吸气开始而言及时处于目标水平的机会。如果控制器确定在吸气开始之前正在向患者接口输送目标FdO2，则截止时间最初可以被设定为更节约的值(例如，更接近1个呼吸周期减去行进时间)，且然后被移动到更接近其上限。在使用中，截止时间可以是约1.4个呼吸周期减去行进时间。

为了确保满足目标FdO2阈值，控制器可以调节阀以在截止时间之前将目标FdO2输送到患者接口。由于氧气在系统内的扩散，即使在阀控制信号中执行阶跃变化，FdO2也将在一时间段上斜变上升。这样，控制器可以通过在确定的时间调节阀来补偿扩散，该确定的时间是基于计算出的在患者接口处的FdO2斜变上升到FdO2目标阈值所需的时间。截止时间之前的时间段可以被称为提升时段。

如果FdO2斜变上升得更快，则节约的氧气量可以更高，这是因为这允许氧气在每个呼气时段的更长部分上削减。通过在提升时段期间为阀设定更高的目标氧气流量，FdO2可以更快地斜变上升。这个增加的目标氧气流量可能超过用于在目标总流量下实现目标FdO2的氧气流量。

参考图23，展示了氧气节约模式的控制方案的示例。在所展示的实施例中，控制器可以计算在氧气节约模式期间针对操作的三个目标水平。第一水平2330是针对患者的目标FdO2。针对患者的目标FdO2可以使用本文描述的过程(比如开环和/或闭环控制)针对患者进行确定，或者由用户确定。第二水平2340低于第一水平。第二水平2340可以被称为低水平或低时段。优选地，阀被完全关闭以便节约氧气。第三水平2350高于第一水平。第三水平可以被称为提升水平或提升时段。

提升水平可以是目标氧气流量的增加，为目标FdO2 2330的倍数。目标氧气流量可以是用于在氧气节约模式没有运行时实现目标FdO2的氧气流量。在所展示的示例中，在提升时段期间，目标氧气流量被加倍。例如，如果目标FdO2水平2330是40％，那么提升水平2350的FdO2将是59％。目标氧气流量的增加可以是高达系统的最大氧气流量的任何值，因为超过此值来增加氧气流量不会增加FdO2。例如，如果目标FdO2水平2330是80％，那么提升水平2350的FdO2可以是100％(或者如果O2源的O2浓度小于100％，则更低)。

在提升时段期间使用倍增因子来增加氧气而不是总是供应最大氧气，可以有助于降低超过目标的风险，并且可以允许在吸气比预期更早开始的情况下对流量进行额外的调节。

提升时段2350可以延长直到截止时间，之后FdO2可以返回到目标水平2330。提升时段2350的开始可以基于计算出的提升时段的长度来确定。计算出的提升时段的长度可以取决于一系列因素。在一些实施例中，该时段的长度正比于：

氧气关断的时间长度(低时段2340)；

第一水平下的氧气流量2330和第二水平下的氧气流量2340之间的差；以及

入口与患者接口之间的呼吸回路的体积。

提升时段2350的长度可以与以下成反比：第一水平2330下的氧气流量与第三水平2350下的氧气流量之间的差、以及目标总流量。

基于可能正发生的进一步估计的扩散量，可以稍微调节提升时段2350的时间长度。这种估计可以基于总流量。

在图23中所展示的图表2320中，控制器目标是由控制算法设定的FdO2目标，其中氧气阀在低时段2340上完全关断，并且提升时段2350中的FdO2是第一水平2330的FdO2的两倍。AirvoRawMeasured是来自气体组成传感器的信号，以及管端部(EndOfTube)是使用平流-扩散方程计算的估计FdO2。呼吸FiO2是有效FdO2，是通过获取吸气时段期间输送的氧气的总量并且将其除以同一时段上输送的气体的总量来计算。图表2310展示了针对同一时间段测得的流量。

图23中的示例针对的是呼吸速率为20BPM、且目标流量为40LPM的患者。有效FdO2大致在目标水平，且使用的氧气已减少约15％。

在替代性实施例中，针对提升时段的目标氧气流量可以设定为与目标总流量相同的值，从而在提升时段期间得到最大FdO2。这样将允许患者接口处的FdO2发生最急剧的可能斜变，但是也增加了超过目标FdO2的风险。

确定氧气节约的适用性

控制器13可以确定条件是否适合于执行氧气节约操作模式。控制器可以基于一个或多个因素来确定是否要执行氧气节约模式。另外，控制器可以在操作期间连续地监测各种因素中的每一个，以确定是进入还是退出氧气节约模式。

一个因素是患者呼吸周期的建模是否足够准确。因为氧气节约模式依赖于对患者呼吸周期的准确分析。控制器可以仅在分析结果满足了用于对患者呼吸周期建模的所定义的置信阈值时执行氧气节约模式。控制器可以计算与患者呼吸周期的模型相关联的置信度量，并且将计算出的置信度量与置信阈值进行比较。

另一因素是节约的氧气量。虽然氧气节约模式在低时段期间节约氧气，但是氧气节约模式也在提升时段期间使用了增加量的氧气。控制器可以比较这两个值，并且可以仅在低时段期间预测的氧气节省大于在提升时段期间氧气使用量的增加的情况下执行氧气节约模式。替代性地，控制器可以仅在所用氧气的总减少满足了限定阈值的情况下执行氧气节约模式。

另一因素可以基于对目标流量和呼吸速率的分析。从平流-扩散方程的平流项中可以看出，当使用较低的流量时，装置与患者接口之间的行进时间增加。因此，在较高的流量下，控制FdO2变得更容易。另外，随着患者的呼吸速率增加，每个呼吸周期的长度变得更短，并且进而控制器必须更频繁地在各个控制时段之间转变，并且对吸气和呼气转变的预测必须更精确。

由于两个主要原因，氧气节约变得越来越困难，特别是在低流量与高呼吸速率相结合的情况下。首先，行进时间开始相对于呼吸周期的长度变得相当大，因此需要在吸气和呼气转变之前进一步进行阀改变，这样引入更大的出错可能性。第二，虽然可以通过阀实现FdO2的频繁转变，但是气体的低流量允许在到达患者接口之前增加混合，且因此导致的FdO2振荡变得更小。如果控制器要在吸气时段期间维持目标FdO2，那么可以节约的氧气量变得相当少。

控制器可以另外部分地基于目标流量与患者的呼吸速率之间的关系来确定是否要执行氧气节约模式。例如，氧气节约模式的执行可以取决于流量与呼吸速率之间的比率超过阈值。

氧气节约模式的执行

图24展示了在治疗期期间执行氧气节约模式的流程图的实施例。过程2400可以由被配置为控制流量治疗设备的操作的控制器或控制系统来实施。例如，过程2400可以整体地或部分地由流量治疗设备10的控制器13实施。

在框2410处，控制器可以分析患者的呼吸周期。控制器13可以被配置为基于该分析来确定患者的呼吸模型。例如，控制器可以生成代表患者的呼吸时段的波形。可以使用测量值的组合来确定呼吸时段和/或相位。可以通过频率分析(诸如FFT)或时域分析(诸如过零)来确定患者的呼吸周期。

在框2420处，控制器确定针对治疗期的目标FdO2水平。这可以被称为第一水平。针对患者的目标FdO2水平可以使用本文描述的各种过程(比如开环和/或闭环控制)针对患者进行确定，或者由用户确定。目标FdO2水平可以表示基于气体的总流量要实现目标气体组成所需的补充气体(例如，氧气)的流量。

在框2430处，控制器确定低FdO2水平。低FdO2水平是第二水平，并且低于目标FdO2水平。低FdO2水平可以是环境氧气水平。低FdO2水平可以通过完全切断补充气体(例如，氧气)的流动来实现。例如，控制器13可以被配置为完全关闭阀。

在框2440处，控制器确定提升FdO2水平。提升FdO2水平是第三水平，并且高于目标FdO2水平。提升水平可以是目标氧气流量的增加，为目标FdO2的倍数。例如，提升水平可以是目标FdO2水平的两倍。目标氧气流量的增加可以是高达系统的最大氧气流量的任何值。在提升时段期间使用倍增因子来增加氧气而不是总是供应最大氧气，可以有助于降低超过目标的风险，并且可以允许在吸气比预期更早开始的情况下对流量进行额外的调节。

在框2450处，控制器确定呼吸时段期间每个水平的定时。控制器可以确定目标FdO2时段、低FdO2时段和提升FdO2时段的持续时间和定时。每个时段可以延伸呼吸时段的一部分。

在框2460处，控制器基于所确定的患者呼吸周期的水平和定时特性、以及针对每个水平所确定的特性来控制阀的操作。控制器13可以基于确定的时段来在操作期间调节阀，使得在每个时段期间输送期望的FdO2。具体地，控制器13可以估计从吸气时段到呼气时段的转变并且调节阀，使得一旦吸气结束，FdO2就从目标FdO2水平下降到低FdO2水平。控制器13可以确定从低FdO2水平到提升FdO2水平的转变，并且可以调节阀，使得FdO2从低FdO2水平移动到提升FdO2水平。控制器13可以估计从呼气时段到吸气时段的转变并且可以调节阀，使得在吸气开始之前FdO2从提升FdO2水平返回到FdO2目标水平。

另外，控制器可以基于对患者呼吸周期的持续分析来连续地监测和调节各种水平和定时特性。控制器可以确定条件是否适合于继续执行氧气节约模式。关于图25中描述的过程来进一步描述用于确定是否要在操作模式之间转变的因素的实施例。

选择氧气节约模式的过程

图25展示了确定在治疗期期间是否要使用氧气节约模式的过程的流程图的实施例。过程2500可以由被配置为控制呼吸设备的操作的控制器或控制系统来实施。例如，过程2500可以整体地或部分地由呼吸设备10的控制器13实施。

在框2510处，控制器可以分析患者呼吸周期。氧气节约过程可以被配置为当对患者呼吸周期的表征满足某个置信阈值时执行氧气节约过程。氧气节约模式依赖于对患者呼吸周期的准确分析。控制器可以仅在分析结果满足了用于对患者呼吸周期建模的所定义的置信阈值时执行氧气节约模式。控制器可以计算与患者呼吸周期的模型相关联的置信度量。

在框2520处，控制器可以通过将置信量度与置信阈值进行比较，确定是否已经满足了用于实施氧气节约模式的置信阈值。在患者的呼吸周期不能被置信地表征并且没有满足置信阈值的情况下，氧气节约过程可以在标准治疗模式下操作，并且该过程可以进行到框2550。如果已经满足阈值，则过程进行到框2530。

在框2530处，控制器可以确定在氧气节约模式下操作的操作特性。操作特性可以包括氧气节约特性。氧气节约特性可以用于确定在氧气节约模式下操作将节约多少氧气。氧气节约模式在低时段期间节约氧气，氧气节约模式也在提升时段期间使用增加量的氧气。该系统可以确定并且比较这两个值，以便评估预测的氧气节约量。操作特性可以包括目标流量和患者呼吸速率。氧气节约可能变得越来越困难，特别是在低流量与高呼吸速率相结合的情况下。控制器可以确定流量与呼吸速率之间的比率。

在框2540处，控制器可以确定是否已经满足了用于实施氧气节约模式的操作阈值。控制器可以将氧气节约特性与氧气节约阈值进行比较，以便确定氧气的总减少是否满足氧气节约阈值。另外或在替代方案中，可以将流量与呼吸速率的比值与单独的阈值进行比较。如果没有满足这些限定的阈值中的任一个，则过程进行到框2550。如果已经满足阈值，则过程进行到框2560。

在框2550处，控制器以标准模式(如本文更详细描述的)来操作该系统，其中控制器被配置为在患者呼吸周期的基本上所有点都满足目标FdO2。控制器可以在框2510处继续分析患者呼吸周期的特性，以确定控制器是继续以标准模式操作还是转变到氧气节约模式。

在框2560处，控制器在氧气节约模式下操作系统，其中控制器使用三个不同水平来操作阀，如图24中更详细描述的。控制器可以在框2510处继续分析患者呼吸周期的特性，以确定控制器是继续在氧气节约模式下操作还是转变到标准模式。

确定是要继续使用还是转变到氧气节约模式的分析可以以确定的间隔执行。例如，可以在每个呼吸时段、每隔一个呼吸时段、或者在限定数量的呼吸时段之后执行确定的间隔。该分析可以基于任何合适的时间增量(比如每秒、每五秒或任何确定的时间增量)来执行。确定的间隔可以基于当前模式的操作特性和/或患者特性。

马达和/或传感器模块配置

图3至图5中展示了流量治疗设备10的配置。该流量治疗设备包括主壳体100。主壳体100具有主壳体上机壳102和主壳体下机壳202。

如图3和图4中所示，下机壳202具有马达凹部250，以用于接纳可移除或不可移除的马达和/或传感器模块400，该马达和/或传感器模块在图3至图5中示出并且将在下文进一步详细描述。凹部251设置在底壁230中靠近其后边缘，以用于接纳可移除或不可移除的马达/传感器模块400，该马达/传感器模块在图3和图5中示出并且将在下面进一步详细描述。

图5至图8更详细地示出了马达和/或传感器模块或子组件400。如上文所讨论，下机壳202包括用于接纳马达和/或传感器模块400的凹部250。

在图5至图8中所示的形式中，马达和/或传感器模块400包括三个主要部件的堆叠布置；子组件400的基部403(马达402定位于该基部上)、定位于基部403上方的出口气体流动路径及感测层420、以及覆盖层440。基部403、感测层420和覆盖层440组装在一起以形成子组件壳体，该子组件壳体具有与凹部250的形状互补的形状，使得子组件400可以被接收在凹部250中。基部403被配置为在子组件400定位于凹部250中时封闭凹部开口251。子组件400可以以任何合适的方式(例如，利用紧固件、夹子或快速释放布置)被维持在凹部中的适当位置，或者以不可移除的方式被固定。

感测层包括具有一个或多个传感器的气体流动路径，该气体流动路径被布置成将气体输送到壳体的出口端口。

马达402具有本体408，该本体限定了容纳叶轮的叶轮室。马达402可以是任何合适的气体鼓风机马达，并且例如可以是公开的PCT说明书W02013/009193中描述的类型的马达与叶轮组件。该说明书的内容以其全文通过援引并入本文。

气体出口406与出口气体流动路径及感测层420的气体入口处于流体连通，该出口气体流动路径及感测层被堆叠在马达顶上。这个层420包括本体422，该本体包括多个安装腿425，这些安装腿可以插入到基部403的多个安装槽缝(未示出)中以将本体422固定到基部403上。在一种配置中，本体422限定了将气体出口406与气体流动路径及感测层420的气体入口联接的气体流动路径。

本体422限定了感测及气体流动路径的下部分426。覆盖层440具有本体442，该本体限定了感测及气体流动路径的上部分446，其中上部分426和下部分446的形状基本上彼此对应。

如图6和图7中所示，气体流动路径包括直线长形气体流动部分428、448。入口与气体流动路径的切向入口部分430、450处于流体连通，该切向入口部分位于气体流动路径的直线长形部分428、448的入口端部处或邻近于其。凹部433、453和434、454可以设置在气体流动路径的直线长形部分的相反两端处。

气体流出口端口452竖直地延伸穿过覆盖层440的本体442，并且位于气体流动路径的直线长形部分428、448的相反出口端部或邻近于其。气体出口端口452与马达凹部250的上部分处于流体连通，该马达凹部继而与气体流通道处于流体连通。同样，由于凹部250的壁252和顶板262的配置，因此如果有气体从马达/传感器模块400泄漏，则该气体将被排放到大气而不是进入主壳体100的容纳大量电子器件和控制装备的部分。凹部250可以包含(多个)间隔物，比如从顶板262向下突出的凸耳，如图4中所示，以对于来自气体出口端口452和凹部262的顶板的气流维持适当间距。

从图6中可以看出，穿过和离开马达和/或感测模块400的气体流动路径的至少一部分具有曲折或蜿蜒的构型。例如，穿过长形部分428、448的气体流行进方向总体上与从气体出口端口452到穿过弯管324的气体流通道的入口的气体流行进方向相反。

如图7和图8中所示，覆盖层440包括感测印刷电路板(PCB)456。覆盖层440还可以包括一个或多个温度传感器，比如坐于气体流动路径的长形部分428、448中的热敏电阻器。一个传感器将测量气体温度，且另一传感器可以用作冗余温度传感器。替代性地，热敏电阻器之一可以用作参考流量传感器(例如，通过用作恒温热敏电阻器)，并且测得的温度可用来确定穿过气体流动路径的部分428、448的气体流量。一个或多个温度传感器可以位于感测PCB 456的面向气体流的一部分上。此外，感测PCB 456可以包括其他传感器，包括但不限于压力传感器、湿度传感器和露点传感器。

电子线路板272中的一者或两者将与这些传感器电连通或联接，以处理从传感器接收的信息并基于从传感器接收到的信息来操作设备10。

在替代性配置中，马达/叶轮单元可以远离设备10设置。在该配置中，被接收在凹部250中的模块可以仅包括气体流动路径和各种传感器，以将气体输送到固定式弯管324并由此输送到液体室300。在替代性配置中，被接收在凹部250中的模块可以仅包括马达和气体流动路径，但是不包括传感器。

在另一种替代性配置中，马达和/或传感器模块400可以不是从凹部250可移除的，而是可以是永久地安装在其中的。在该配置中，将仍提供气体与电气/电子部件相隔离的益处。

流动路径是紧凑的，并且具有减少的转弯/急转弯，这减少了流的分离并且降低了流阻。

马达和流动路径的布置由于壁布置而提供了另一个层隔离。

具有模块化马达和/或传感器模块使得能够在需要进行清洁和/或维修的情况下拆开模块的各个部分。

在马达和/或传感器模块中有利地不存在泄漏路径。虽然马达和/或传感器模块可能是潜在的泄漏点，但该区域中的泄漏将导致氧气排放到大气或排放到液体室中。

阀模块

图9至图17示出了阀模块4001的第一配置。阀模块4001控制进入设备10的气体流动路径的氧气和/或其他气体的流量，并且使设备10能够调节空气流中夹带的氧气的比例。阀模块被形成为模块化单元以便于制造、组装、维修或更换，例如在发生故障、例行维护或者未来升级/改进的情况下。

阀模块4001沿向上方向竖直地插入到主壳体的下机壳202中的阀模块容座306中。在替代性配置中，阀模块可以沿不同方向可插入到壳体中，比如向前方向、向下方向、向后方向或侧方向。阀模块4001可与设备的主壳体可移除地接合，使得阀模块4001基本上被接纳在壳体中并且可从壳体的外部触及。在一些配置中，阀模块4001可以被固定在主壳体内且不可移除。阀模块4001的一部分被布置成在阀模块与壳体可移除地接合时基本上与壳体的外壁齐平。

由于阀模块是模块化的并且可从壳体的外部触及，因此可以在没有显著拆卸设备10且不损坏设备的壳体的密封件的情况下更换阀模块。由于阀模块4001基本上被接纳在壳体内，因此当阀模块与壳体接合时，它变成与壳体整合并且不增加壳体的大小或体积。此外，阀模块的部件(比如，下文描述的阀4003和阀歧管4011)在使用中得到保护，因为它们在使用中定位于设备的阀支承件4051和主壳体内。如果设备10无意中被碰撞或掉落，则这种配置显著地降低损坏阀模块和阀模块部件的可能性。

阀模块包括被布置成控制穿过阀歧管4011的气体流的流量控制阀4003。该阀被布置成控制进入设备的一部分中的气体流。例如，阀可以被布置成控制到过滤器模块1001的气体流。替代性地，阀4003可以被布置成控制到设备的另一个部分的气体流。阀模块4001和过滤器模块1001定位于鼓风机402和马达和/或传感器模块400的上游。在一些实施例中，阀模块4001和过滤器模块1001定位于鼓风机402的下游。

阀4003包括圆柱形本体4005和该本体中的阀构件。

例如，流量控制阀可以是电磁阀、可以是马达驱动的、或者可以是压电式操作的。

在电磁阀中，阀构件在打开位置与关闭位置之间被致动。电磁阀可以是比例阀。穿过阀的气体流的范围(即，由于阀开度的大小)是相对于供应给阀的电流而言的。

替代性地，可以利用经调制的输入信号来控制电磁阀，从而在打开位置与关闭位置之间调制该阀。

阀4003可以是针阀、柱塞阀、闸阀、球阀、蝶阀、截止阀等。阀可以是压力补偿型的。

在一些配置中，阀是常闭阀；也就是说，阀在断电时是关闭的。这在设备断电时将防止所连接的气体供应管线持续地释放氧气或其他气体。在一些替代性配置中，阀是常开阀。

在一些配置中，阀4003是电致动的比例电磁阀。例如，阀可以是可从德国埃利希海姆(Erligheim)的施泰格公司(Staiger GmbH&Co.KG)购买的μProp阀、可以是可从新泽西州的艾默生/阿斯卡阀公司(Emerson/Asco Valves)购买的Asco 202系列Preciflow阀、或者可以是任何其他适合类型的阀。

阀可以具有同轴入口-出口构型。

阀模块4001包括阀歧管4011，该阀歧管具有本体4013，该本体在阀歧管气体入口4017与一个或多个阀歧管气体出口4019之间限定气体流动路径4015。阀歧管的气体入口4017轴向地定位在阀歧管的端部处或朝向阀歧管的端部定位。在一些配置中，阀歧管4011具有径向地定位在阀歧管上的单一气体出口4019。在一些配置中，阀歧管4011包括径向地定位在阀歧管周围的多个阀歧管气体出口4019。阀歧管出口4019被布置成将气体从阀歧管气体入口4017输送到过滤器模块1001的气体入口。(多个)出口4019的径向布置帮助将氧气(或其他气体)引向过滤器模块，从而使氧气的损失最小化并提高了夹带效率。阀4003被布置成控制从阀歧管气体入口4017到(多个)阀歧管气体出口4019的气体流。当阀“关闭”时，阻止从气体入口4017到(多个)气体出口4019的气体流。当阀“打开”时，实现从气体入口4017到(多个)气体出口4019的气体流。

阀歧管4011的与气体入口相反的端部4018接纳阀4003并与其密封地接合，使得阀和阀歧管处于流体连通。端部4018包括待安装到阀的凸缘4023。凸缘4023具有孔口4023A，这些孔口用于接纳紧固件4023F以将歧管紧固到阀4003。可以围绕阀4003与阀歧管4011之间的界面的外围设置(多个)O形环，以将阀与阀歧管密封地接合。

阀歧管4011经由径向地定位的气体出口4019来引导/分散来自阀的氧气。在一些实施例中，在阀歧管中设置了单一气体出口4019。在氧气穿过(多个)出口时，产生噪声。因为设备可能在医疗和/或家庭环境中紧邻患者使用，因此期望使产生的噪声最小化。

此外或替代性地，可以在(多个)阀歧管出口4019周围、附近或与其流体连通地形成罩、管道或通道，以便降低噪声。此外和/或替代性地，可以在阀歧管周围、阀歧管出口附近放置泡沫等等，以降低噪声。

可以在阀歧管气体入口4017的入口内部设置小型过滤器，以防止将灰尘或微粒引入到阀中。

阀歧管的对应于气体入口4015的端部被布置成接纳并连接到连接器4031。在所示的形式中，连接器4031是旋转连接器。替代性地，连接器4031可以布置成使得连接器的气体入口4033可以按不同的方式移动，比如平移移动或枢转移动。

阀模块4001位于设备的流动路径的起点处。如果阀4003被阻塞(即，被灰尘、微粒等阻塞)而使得其将保持打开，则过量的加压氧气或其他气体将从阀支承件4051中的(多个)环境空气入口开口(例如，图15中被示为在旋转连接器下方的开口)中“倾倒”出来。这将防止任何过度的压力到达患者。因而，系统可以固有地被认为是压力受限的，而无需使用压力释放阀。

(多个)开口4051O设置在阀支承件4051中以允许环境空气被吸入设备的气体流动路径中。环境空气流动路径在阀附近或近处经过。在所示的形式中，开口4051O位于旋转连接器的气体入口周围。此外或替代性地，开口可以位于阀支承件中的其他地方。当设备的鼓风机马达402操作时，将产生通过过滤器模块和阀模块的抽吸，以将环境空气吸入设备中。环境空气流动路径穿过阀模块并允许环境空气被来自流量控制阀的气体流夹带。环境空气流动路径具有气体出口，该气体出口被适配成输送环境空气，使得它流过用于输送气体流的设备的一个或多个温度传感器。

该设备可以同时吸入来自阀歧管的气体入口的气体、以及环境空气，或者对来自气体入口的气体的加压可以迫使该气体穿过过滤器。气体将退出阀模块并进入过滤器中的气体入口。设备可以被配置为使得来自气体入口的气体和环境空气在被输送到设备的气体出口之前在设备中被动态地夹带/混合。

阀模块可以被配置为通过以下各方式中的一种或多种来最小化阀模块两端的压降：使环境空气的大开口4051O位于旋转连接器周围和/或其他地方；在流动路径中具有半径/圆形/倾斜边缘(即，例如在阀歧管内部)以最小化湍流和平滑流。

本文中所描述的阀模块4001布置成直接与过滤器1001联接以提供从阀模块到过滤器的气体流动路径。阀模块与过滤器模块之间不需要软管连接。这使部件的大小最小化，并且使得容易将模块化阀模块和过滤器模块连接和断开连接。

本文中所描述的过滤器模块和阀模块可以为设备提供变化的气体流动路径。例如，阀模块可以控制经由阀模块和过滤器模块进入设备的气体流动路径的氧气流。替代性地，可以通过第一子隔室气体入口(例如图13的入口1011)将替代性氧气源直接连接到过滤器模块，从而绕过阀模块。这在用户可能希望手动地调节氧气供应(即，比如通过壁式供应转子流量计)的情况下是实用的。

将了解，本文中所描述的过滤器模块和阀模块可以分开地在用于输送气体流的设备中使用。替代性地，过滤器和阀模块可以一起用作过滤器和阀组件以获得改进的功能性。

在所示的配置中，设备10通过以下各方式中的至少一种来接收氧气：经由阀模块(用于设备的自动氧气调节)；或经由被设置在过滤器顶部的替代性气体入口(允许附接可手动调节的氧气供应源，即，比如通过壁式供应转子流量计)。

所描述的各种配置仅是示例性配置。来自任一配置的任何一个或多个特征可以与来自任何其他配置的任何一个或多个特征组合使用。

例如，阀模块中使用的旋转连接器可以具有附加功能。在一些配置中，旋转连接器可以布置成绕多于一条轴线旋转；并且可以例如具有旋转轴线横向于彼此的两个邻近的旋转连接部分，使得旋转连接器的气体入口可以围绕这两条轴线旋转。在一些配置中，旋转连接器可以包括球窝布置或类似布置，以使得旋转连接器的气体入口能够沿基本上任何方向旋转。在一些配置中，旋转连接器可以布置成提供旋转和平移两种运动；使得旋转连接器的气体入口既可以绕一条或多条轴线旋转，例如又可以直线地行进。这对于将气体入口从设备的一个部分平移到另一个部分可能是实用的，比如从设备的一侧平移到设备的另一侧。在一些配置中，气体入口可以布置成进行平移而不是旋转。

作为另一个示例，虽然马达和/或传感器子组件凹部被描述为位于主壳体的底侧中，但它可以替代性地位于壳体的后部、侧部、前部或顶部中。对于这样的变型，空气和/或氧气入口也可以根据要求而不同地定位。

作为另一个示例，代替将液体室和室凹穴配置为使得从壳体的前部将液体室插入到室凹穴中和从室凹穴中移除，配置可以为使得从壳体的侧部、后部或顶部将液体室插入到室凹穴中和从室凹穴中移除。

作为另一个示例，尽管过滤器模块被描述为从上方插入到壳体中并且阀模块从下方插入到壳体中，但这些部件中的任一个或两个可以插入到壳体的任何合适部分中，比如上部部分、下部部分、侧部部分、前部部分或后部部分中。

参考能够将经加热和加湿的气体输送到患者或用户的流量治疗设备来描述过滤器模块和阀模块。该设备可以适合于治疗慢性阻塞性肺疾病(COPD)。该设备可以被配置为以高流量将气体输送至患者接口(高流量治疗)，特别是鼻高流量治疗。

替代性地，可以在用于不同目的的设备中使用过滤器模块和/或阀模块。该设备可以是高流量治疗设备，或者可以是低流量治疗设备。这些特征还可以设置在用于提供连续气道正压通气(CPAP)的设备中，该设备可以在正压下输送气体(经加湿的或其他的)。

替代性地，过滤器模块和/或阀模块可以与不需要加湿器且因此不需要液体室300或室凹穴108特征的设备一起使用。例如，将了解，使马达和气体流动路径与电气和电子部件隔离的配置在其他类型的气体输送设备中具有广泛应用。

语言“流量治疗设备”旨在涵盖所有此类变型。

在本说明书中提及任何现有技术不是并且不应被认为是承认或以任何形式暗示该现有技术形成了世界上任何国家中所涉及领域的公共常识的一部分。

在本文中提及比如“向上”、“向下”、“向前”、“向后”、“水平”、“竖直”等方向性术语的情况下，这些术语指代当设备位于典型的使用中位置时的情况，并且用于示出和/或描述相对方向或取向。

除非上下文清楚地另外要求，否则在整个说明书和权利要求书中，词语“包括”、“包括有”等应在包含性的意义上解释，而不是在排他性或穷举的意义上，也就是说，在“包含但不限于”的意义上解释。

如本文中所使用的术语“大约”、“约”和“基本上”表示接近所陈述的量且仍然执行期望的功能或实现期望的结果的量。例如，在一些实施例中，如上下文可以容许的，术语“大约”、“约”和“基本上”可以指代在所陈述的量的小于或等于10％、小于或等于5％、并且小于或等于1％的范围内的量。

在本说明书中提及任何现有技术不是并且不应被认为是承认或以任何形式暗示该现有技术形成了世界上任何国家中所涉及领域的公共常识的一部分。

所披露的设备和系统还可以在广义上被说成是包括在本申请的说明书中单独地或共同地提及或指示的部分、元件和特征，以所述部分、元件或特征中的两者或更多者的任何或所有组合方式。

在上述描述中已经提及整体或具有其已知等效物的组成部分的情况下，这些整体如同单独阐述一样被并入本文中。

取决于实施例，本文中所描述的任何算法、方法或过程的某些动作、事件或功能可以以不同的序列执行，可以被添加、合并或完全省略(例如，并非所有所描述的动作或者事件对于算法的实践都是必要的)。此外，在某些实施例中，可以例如通过多线程处理、中断处理、或多个处理器或处理器核或在其他并行架构上同时而不是顺序地执行动作或事件。

应当注意，对本文中所描述的当前优选的实施例的各种改变和修改将是本领域技术人员清楚的。在不脱离所披露的设备和系统的精神和范围的情况下，并且在不削弱其伴随优势的情况下，可以作出这样的改变和修改。例如，可以根据需要重新定位各个部件。因此预期这样的改变和修改被包含在所披露的设备和系统的范围内。此外，并非所有这些特征、方面以及优点都是实践所披露的设备和系统所必需的。因此，所披露的设备和系统的范围旨在仅由所附权利要求限定。

Claims (1)

1.一种将气体流提供给患者的呼吸设备，所述呼吸设备包括：

环境空气入口；

补充入口，所述补充入口用于从补充气体源接收补充气体；

阀，所述阀被配置为控制通过所述补充气体入口接收的所述补充气体的流量；

气体组成传感器，所述气体组成传感器被配置为测量环境空气与补充气体的混合流的气体组成；

控制器，所述控制器被配置为控制向所述患者输送气体，所述控制器被配置为：

通过控制阀电流来调节所述阀的致动；

确定目标补充气体流量；

使用阀模型基于所述目标补充气体流量来设定所述阀电流；以及

部分地基于从所述气体组成传感器接收的测量值随时间更新阀模型。

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