CN103079621B - 用于通过气管内贯流的与患者同步的通气辅助的方法和*** - Google Patents

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Abstract

公开了一种通气辅助***和方法。所述***包括用于连接至患者的呼吸道的导管、连接至所述导管的吸气和呼气导管腔、连接至所述吸气导管腔的吸入气源、以及所述呼气导管腔中的空气压力的控制器。所述压力控制器响应于表示患者的吸气努力的生理呼吸信号，以在患者的呼气阶段期间允许气流通过所述呼气导管腔、以及在患者的吸气阶段期间将通过所述呼气导管腔的气流部分地限制为最小气流。在两个呼吸阶段期间，通过所述吸气和呼气导管腔产生单向气流，以防止由所述患者呼出的空气被再次吸入。所述生理呼吸信号允许通气辅助与患者的呼吸努力同步。

Description

用于通过气管内贯流的与患者同步的通气辅助的方法和***
技术领域
本公开涉及通气（ventilatory）辅助***的领域。更具体地，本公开涉及一种用于通过气管内贯流（through-flow）的与患者同步的通气辅助的方法和***。
背景技术
在呼吸***功能受损的患者中重复出现的问题是换气肺组织的体积减小。这可能由于水肿、肺萎陷和/或其它因素而导致。如果维持输气组织/呼吸道（airway）（例如包括主支气管、气管和上呼吸道）的体积，则换气组织的体积相对于输气组织/呼吸道的体积而减小。在对于CO2去除的需求增加的情形中，如果输气组织/呼吸道中以及用于机械呼吸机的呼吸回路中的无效腔（dead space）或死体积（dead volume）相对于肺的具有完好换气组织的比例变得反常大，则可能妨碍通气贡献。从而，妨碍CO2去除，并且动脉CO2（PaCO2）可能增加。这使得潮气量（tidal volume）和通气增加，以便维持动脉压力（PaCO2）的可容忍水平。
至今为止，已经做出努力以最小化机械呼吸机的呼吸回路中引入的无效腔或死体积。然而，用于管理对患者的呼吸辅助的传统机械呼吸机的实际导管（例如气管内导管）以及其它器件使用单腔（lumen）设计，并对无效腔通气具有贡献。由于该原因，无法优化CO2去除。
改善从气管内导管去除CO2的先前尝试包括多腔设计，其旨在通过侧腔引入气流以将CO2从主腔中消除。这种设计的示例可以在美国专利No.5291882中找到。所提出的使用平行腔的方法不完全消除患者在吸气期间再吸入（re-breath）的气量。因此，所提出的方法减低、但不最优化CO2去除和最小化CO2再吸入问题。而且，由于恒定的吸入气流而导致的动态过度膨胀问题也已经使得此方法变得复杂。使用具有阀门功能的导管腔的其它方法可能增加梗塞的风险。
因此，需要进一步减小或消除由机械呼吸机的呼吸回路引起的无效腔的改进。
发明内容
根据本公开，提供了一种与患者同步的通气辅助***。所述通气辅助***包括用于连接至患者的呼吸道的导管、连接至该导管的吸气导管腔、连接至该导管的呼气导管腔、连接至吸气导管腔的吸入气源、以及呼气导管腔中的压力的控制器。所述压力控制器响应于表示患者的吸气努力的生理呼吸信号。基于所述生理呼吸信号，所述压力控制器在患者的呼气阶段允许无限制的气流通过呼气导管腔，并在患者的吸气阶段部分地限制通过呼气导管腔的气流至最小气流。在患者的吸气和呼气两个阶段期间，产生单向气流通过吸气导管腔和呼气导管腔，以防止由患者呼出的空气被再次吸入。
根据本公开，还提供了一种与患者同步的通气辅助方法。所述方法包括：在连接至患者的呼吸道的导管的吸气导管腔中提供气流，并且，响应于表示患者的吸气努力的生理呼吸信号，控制连接至患者的呼吸道的导管的呼气导管腔中的气流。对气流的控制在患者的呼气阶段允许无限制的气流通过呼气导管腔。对气流的控制还在患者的吸气阶段将通过呼气导管腔的气流部分地限制为最小气流。在患者的吸气和呼气两个阶段期间，产生单向气流通过吸气导管腔和呼气导管腔，以防止由患者呼出的空气被再次吸入。
当阅读说明性实施例的以下非限制性描述时，前述和其它特征将变得更加显而易见，参考附图而仅举例给出以下非限制性描述的说明性实施例。
附图说明
将参考附图而仅举例描述本公开的实施例，其中：
图1是示出气管内肺通气的双腔气管内导管的示例的侧截面局部视图；
图2是用于与图1的双腔气管内导管一起使用的示例性压力控制***的框图；
图3是图1的双腔气管内导管与图2的压力控制***的连接的示例；
图4a是图示传统呼吸机***的操作的生理呼吸参数的实验记录的曲线图；
图4b是使用图1和2的双腔气管内导管和压力控制***的生理呼吸参数的实验记录的曲线图；
图5是能够减少患者的神经吸气驱动的通气辅助方法的示例性步骤的流程图；以及
图6是图5的通气辅助方法的其它方面的流程图。
具体实施方式
本公开的各个方面通常解决与由机械呼吸机的呼吸回路导致的无效腔的存在相关的一个或多个问题。本公开还涉及包括减少患者的呼吸道中的解剖学无效腔的特征的通气辅助***和方法。
在整个本公开中使用下列术语：
通气辅助***：用于辅助需要呼吸支持的患者的、适于医疗用途的装置。
呼吸道：患者的，肺、支气管、气管、咽、鼻和口，通过其呼吸空气。
空气：适于在通气辅助***中使用的任何气体成分。在本公开的上下文中，术语“空气”可以指自然空气、纯氧气、添加了额外的氧气的自然空气、与诸如水蒸气的其它气体混合的氧气、或者它们的任何组合。此术语还可以指从患者的肺排出的空气，例如包含附加CO2和水分的自然空气。
腔：导管（例如呼吸导管）的孔。给定的导管可以包括多个腔。
生理信号：能够例如作为电信号而被传送的可测量生物量。诸如由呼吸肌生成的生理呼吸信号。
吸气努力：呼吸患者的自主或非自主行使。这可以被量化为神经度量。
限制的/无限制的：在本公开的上下文中，存在于导管、腔或类似管子中的气流可能受到可变阻力或限制。流体力学领域中的技术人员众所周知，任何管子将对流至少施加最小阻力。术语“无限制的”和“限制的”应当被理解为分别表达对于气流的较低和较高阻力的相对术语。
最小气流：部分地限制的非零气流。
气管内：适于放置到患者的气管中的导管的。
同步：事件之间在时间上对应。
减少和消除由机械呼吸机的呼吸回路导致的无效腔的结果是减少例如危重病患者中的呼吸驱动、潮气量和通气。如此，可以使用机械通气来有效地解除患者的呼吸***和呼吸肌的负担。而且，由于无效腔的减少而优化通气CO2去除，从而限制CO2再吸入，这继而减少新陈代谢负担。
这里介绍的通气辅助***和方法在吸气期间经由气管内导管提供通气辅助，该气管内导管被构造用于经由第一吸气导管腔将分离的单向吸入气流传递至患者的气管中并通过第二呼气导管腔从患者的气管传递分离的单向呼出气流。而且，通过吸气导管腔和呼气导管腔产生并维持单向气流；如此，消除通气回路无效腔，充分减少解剖学无效腔，并优化CO2的清除。
在一方面，可以将机械通气与患者呼吸的努力同步。例如，使用生理呼吸信号来与患者的神经吸气努力同步地调节通气辅助，由此解除虚弱的呼吸肌的负担并补偿其。
现在转至附图，图1是示出气管内肺通气的双腔气管内导管的示例的侧截面局部视图。图1上所示的双腔气管内导管103形成机械呼吸机***的用于经由气管112将空气传递至患者的肺110的部分。图1中示意性示出的是通过***到气管112中的双腔气管内导管103的、朝着患者的肺110的方向106上的吸气流以及从患者的肺110离开的方向107上的呼气流。将方向106示出为窄箭头，而将方向107示出为粗箭头；这应当被理解为图示出在方向106上的吸气流源自较小直径的吸气导管腔（也在图3中示出）、而在方向107上的呼气流被引导通过较大直径的呼气导管腔（也在图3中示出）的示意性方式。
图2是用于与图1的双腔气管内导管一起使用的示例性压力控制***的框图。图3是图1的双腔气管内导管与图2的压力控制***连接的示例。因此，以下描述将同时参考图2和图3。
吸入气源100连接至吸气线101并生成气压、气量或气流，以产生通过吸气线101的目标气流。吸气线101继而连接至***到患者的气管112的双腔气管内导管103的吸气导管腔102。吸气导管腔102可以是单腔或多腔。
双腔气管内导管103的第二腔（在下文中被称为呼气导管腔104）连接至与压力控制器200连接的呼气线105。压力控制器200可以包括压力传感器201和连接至排气装置204的阀门202。可以使用用于调节通过呼气导管腔104和呼气线105的气流的类似***来代替所示的控制器200。压力控制器200可以是***作来在呼气导管腔104和呼气线105中产生并维持给定压力的反馈。如将在以下描述中更详细描述的，可以由生理呼吸信号250控制阀门202，用以将通过呼气导管腔104和呼气线105的气流与此生理呼吸信号250同步。压力控制器200以如下这样的方式操作：在患者的吸气阶段期间，阀门202限制但不完全阻塞呼气线105，使得最小向外气流保持在呼气导管腔104和呼气线105中存在。通过呼气导管腔104的气流的限制的调制（modulation）允许将机械呼吸机的呼吸回路中的压力调整为与生理呼吸信号250成比例。可以手动设置最低压力限制以确保足够的呼气末正压（PEEP），以在神经呼气期间维持肺复张（recruitment）。
更具体地，吸入气源100生成通过吸气线101和吸气导管腔102的目标气流。继而，压力控制器200调节用于控制通过呼气导管腔104和呼气线105离开气管112和患者的肺110的气流的压力；更具体地，压力控制器使用阀门202改变对于呼气导管腔104和呼气线105的气流的阻力。
通过提供直径比吸气导管腔102大的呼气导管腔104解决限制通过呼气导管腔104和呼气线105的气流阻力的问题。对较小直径的吸气导管腔102的阻力越大，导致压力下降越大。然而，通过使用吸入气源100生成通过吸气导管腔102的目标气流来补偿此较大压力下降的效果。
压力控制器200与吸入气源100之间的反馈***300确保调整通过吸气线101和吸气导管腔102的目标气流以在气管112、呼气导管腔104和呼气线105中生成预设目标压力。反馈***300包括第一比较器301和用作最小流检测器302的可选的第二比较器。比较器301可以从目标压力调整器270接收目标压力信号。
目标压力调整器270响应于生理呼吸信号250以调整目标压力的水平。生理呼吸信号250是如上文中定义的生理信号。该生理信号可以作为患者的隔膜的电激活（EAdi）而被可靠地获得，例如，使用如美国专利No.5671752、5820560、6588423和6901286中描述的方法获得。生理呼吸信号250可以替代地采取在患者鼻子区域的水平（level）处获得的肌电图（EMG）信号（EMG-AN）、或在患者的胸水平获得的肌电图（EMG）信号（EMG-THO）的形式。也可以使用来自患者的膈神经的生物信号、表面EMG、或患者的胸腔壁运动的度量。当然，在吸气流的生成发生之前，可以使用指示吸气努力（包括吸气努力的发作检测）的任何其它合适的生理呼吸信号250。例如，当生理呼吸信号250的水平提高，从而指示患者的吸气努力增加时，目标压力调整器270可以提高目标压力的水平。以相同方式，当生理呼吸信号250的水平降低，从而指示患者的吸气努力减小时，调整器270可以降低目标压力的水平。事实上，目标压力调整器270可以与由生理呼吸信号250的水平指示的患者的吸气活动的水平成比例地、或者以有益于患者的吸气辅助的任何其它方式，来调整目标压力。在实施例中，可以进一步设置目标压力以确保足够的呼气末正压（PEEP）。显然，还可以将目标压力调整器270设置在独立于生理呼吸信号250的单个水平。
反馈***300的操作遵循下列规则：
-当比较器301检测到来自压力控制器200的压力传感器201的指示气管112、呼气导管腔104和呼气线105中的压力的压力读数203在患者的吸气阶段期间低于目标压力时，增加通过吸气线101和吸气导管腔102的目标气流，目标压力可以根据来自目标压力调整器270的目标压力信号而设置。
-当比较器301检测到来自压力控制器200的压力传感器201的指示气管112、呼气导管腔104和呼气线105中的压力的压力读数203在患者的吸气阶段期间高于来自目标压力调整器270的目标压力时，并且如果压力读数203高于手动设置的PEEP水平，则降低通过吸气线101和吸气导管腔102的目标气流。在减小通过吸气线101和吸气导管腔102的目标气流之前，最小流检测器302确保吸入气源100维持至少等于或高于最小值的目标气流通过吸气线101和吸气导管腔102。否则，维持通过吸气线101和吸气导管腔102的目标气流。最小流检测器302中使用的用于目标气流的最小值被选择为足以确保CO2的连续清除。
可以使用生理呼吸信号250同步反馈***300的操作。更具体地，当生理呼吸信号250指示患者的吸气努力时，压力控制器200的阀门202将部分关闭以允许来自吸气线101和吸气导管腔102的目标气流在气管内导管103、呼气导管腔104和呼气线105中建立（build up）压力，以便辅助患者的吸气。部分关闭阀门202来维持最小气流通过呼气导管腔104和呼气线105，以充分减少（如果不完全消除）通气回路无效腔和解剖学无效腔，并确保CO2的连续清除。当生理呼吸信号250不再指示患者的吸气努力时，将阀门202打开到在维持呼气压力的特定水平以防止例如肺萎陷的同时允许患者通过双腔气管内导管103、呼气导管腔104、呼气线105、阀门202和排气装置204呼气的程度。
应当理解，在吸气和呼气两个阶段期间，通过吸气线101、吸气导管腔102、呼气导管腔104和呼气线105产生单向气流，以防止由患者呼出的空气被再次吸入。如此，充分减少（如果不完全消除）通气回路无效腔和解剖学无效腔，并且确保CO2的连续清除。
在实施例中，增益调整器260可以改变生理呼吸信号250以调整气管112、呼气导管腔104和呼气线105中的压力的水平，并由此调整对于患者的通气辅助的水平。例如，可调整增益260可以被医疗人员手动设置。例如，还可以设想增益260的自动调整，以获得通气辅助或生理呼吸信号250的目标水平。
用以将吸气辅助传递至患者的一些选择如下（还可以包括其它）：
-可以在吸气期间将目标压力或量提供给患者。
-如前述描述中所说明的，目标压力调整器270可以与如生理呼吸信号250的水平所指示的患者的吸气活动的水平成比例地、或者以有益于患者的吸气辅助的任何其它方式，来调整目标压力。
-可以使用数学模型基于已知气流阻力和气管内导管103、呼气导管腔104和呼气线105的直径，以及基于通过气管内导管103、呼气导管腔104和呼气线105的气流的测量，来计算气管内导管103内的压力损耗。接着，所计算的压力损耗可以用作由比较器301使用的目标压力。
-另一选择是直接测量***到患者的气管112中的气管内导管103在气管分叉150（图1）附近的自由近端处的压力，并使用此压力作为比较器301的目标压力。
可以将来自氧气源356的氧气通过气体混合器350注入到吸气线101中，以丰富通过吸气线101和吸气导管腔102的目标气流。
为了确保足够的湿润，湿度传感器（湿度计）352可以用于检测呼气线105中的湿度，并响应于所检测的湿度，控制连接至气体混合器350的加湿器354，以在需要时对通过吸气线101和吸气导管腔102的目标气流增湿。
图4a是图示传统呼吸机***的操作的生理呼吸参数的实验记录的曲线图。可以将图4a的曲线图与图4b的曲线图相比较，图4b是使用图1和2的双腔气管内导管和压力控制***的生理呼吸参数的实验记录的曲线图。图4a和4b均示出呼气线105中测量的气流（402a、402b）、压力（404a、404b）和潮气末（endtidal）二氧化碳（406a、406b）的记录。图4a和4b还示出隔膜电活动（EAdi（408a、408b））的记录。
在图4a的情况下，气流在每个呼吸周期期间是双向的（吸气和呼气）。可以观察到，该气流（402a）在吸气阶段期间在零线（403a）之上，而在呼气阶段期间在零线（403a）之下。这在传统呼吸机***的呼吸导管（未示出）中产生无效腔，其对应于呼气线和导管腔的体积。因此，从肺呼出的气量在下个吸气期间被返回至肺。
图4b的曲线图图示了使用图1和2的双腔气管内导管103和压力控制***300而获得的记录，其中来自呼气导管腔104和呼气线105的空气都不返回至患者的肺110。气流（402b）是从患者的肺110朝着大气单向的，并且始终保持在零线（403b）之下。从患者的肺110呼出的气量在下个吸气期间都不返回至肺。
可以观察到，在通过图1和2的双腔气管内导管103和压力控制***300的呼吸辅助期间，与图4a的对应水平（406a）相比，在图4b中潮气末二氧化碳（406b）的水平显著减小。还可以观察到，虽然呼吸机***设置相同，但是，与图4a的对应读数（408a、404a）相比，在图4b中隔膜电活动（408b）和传递的压力（404b）减小。还可以观察到，压力（404b）的生成与隔膜电活动（408b）同步。
图4a和4b的曲线图的比较示出图1和2的双腔气管内导管103和压力控制***300可以通过传递在定时和压力生成方面均与神经吸气努力（EAdi（408b））同步的通气辅助，来解除患者的呼吸肌的负担。此外，可以将无效腔最小化，并且可以减小新陈代谢负担（更低的ETCO2，406b），由此进一步减小呼吸驱动（EAdi（408b））。
图5是能够减少患者的神经吸气驱动的通气辅助方法的示例性步骤的流程图。可以将序列500的步骤应用至在前述关于图1、2和3而给出的描述中公开的通气辅助***。在操作510中，在连接至患者的呼吸道的导管103的吸气导管腔102中提供气流。响应于在操作520中接收的表示患者的吸气努力的生理信号，在操作530中进行对连接至患者的呼吸道的导管103的呼气导管腔102中的气流的控制。操作530中进行的控制使得：在患者的吸气阶段期间，部分地限制通过连接至患者的呼吸道的呼气导管腔104的气流。相反，在患者的呼气阶段期间，不限制气流，以允许来自患者的气管112的呼气流通过气管内导管103、呼气导管腔104、以及由此通过呼气线105而排空。
在操作530中进行的控制的结果是：在患者的吸气和呼气两个阶段期间，通过吸气导管腔102和呼气导管腔104产生单向气流，以防止由患者呼出的空气被再次吸入。
在操作530中进行的对气流的控制可以例如通过激活图2的阀门202而进行。
图6是图5的通气辅助方法的其它方面的流程图。应当理解，也可以在如连同图1、2和3的描述而描述的通气辅助***中应用图6的序列600的操作。更具体地，序列600包括：
-操作610：吸入气源100通过吸气导管腔102和吸气线101而产生目标气流。
-操作620：由压力控制***300接收表示患者的吸气努力的生理呼吸信号250。
-操作630：目标压力调整器270响应于生理呼吸信号250调整目标压力。
-操作640：通过压力传感器201感测或检测气管内导管103、呼气导管腔104和呼气线105中的压力。
-操作650：作为由比较器301进行的在气管内导管103、呼气导管腔104和呼气线105中检测的压力与来自调整器270的目标压力之间的比较的函数，调整或控制吸气线101和吸气导管腔102中的由吸入气源100产生的目标气流。
-操作660：生理呼吸信号250用于通过控制阀门202的开度（opening）而控制通过呼气导管腔104和呼气线105的气流，由此与如由生理呼吸信号250指示的患者的吸气努力同步地改变双腔气管内导管103、呼气导管腔104和呼气线105中的压力。在操作660中，当生理呼吸信号250指示呼气阶段时，将阀门202打开到在维持呼气压力的特定水平以防止例如在该呼气阶段期间的肺萎陷的同时允许患者通过双腔气管内导管103、呼气导管腔104、呼气线105、阀门202和排气装置204呼气的程度。
-操作670：当生理呼吸信号250指示吸气阶段时，将部分地关闭阀门202以增加对通过呼气导管腔104和呼气线105的气流的阻力，以允许来自吸气线101和吸气导管腔102的目标气流在气管内导管103、呼气导管腔104和呼气线105中建立压力，以便辅助患者的吸气。部分地关闭阀门202以维持最小气流通过气管内导管103、呼气导管腔104和呼气线105，以贡献消除通气回路的无效腔以及充分减少解剖学无效腔，并确保CO2的连续清除。
本领域普通技术人员将认识到，对用于与患者同步的通气辅助的设备和方法的描述仅仅是说明性的，而并非意图以任何方式进行限制。其它实施例将容易地向具备本领域中的具有本公开的益处的普通技术的这样的人建议它们自己。此外，所公开的与患者同步的通气辅助可以被定制为向通气辅助***的现有需要和问题提供有价值的解决方案。
为了清楚，并非示出并描述了与患者同步的通气辅助***和方法的实施方式的所有常规特征。当然，将理解，在与患者同步的通气辅助***和方法的任何这样的实际实施方式的开发中，可能需要做出许多实施方式特定的决定，以便实现开发者的特定目标，诸如遵从与应用、***和商业有关的约束；以及这些特定目标将从一个实施方式到另一个实施方式、以及从一个开发者到另一个开发者而改变。此外，将理解，开发努力可能是复杂且耗时的，但是对于在具有本公开的益处的通气辅助***的领域中的普通技术人员来说，却将是常规的工程任务。
根据本公开，可以使用各种类型的操作***、计算平台、网络设备、计算机程序、以及/或者通用机器来实施这里描述的组件、处理步骤、和/或信号结构。另外，本领域中普通技术人员将认识到，也可以使用较少通用特性的设备，诸如硬件设备、现场可编程门阵列（FPGA）、专用集成电路（ASIC）等。在由计算机或机器实施包括一系列处理步骤的方法、并且可以将这些处理步骤存储为可被机器读取的一系列指令的情况下，它们可以被存储在有形介质上。
这里描述的***和模块可以包括适合于这里描述的目的的软件、固件、硬件、或者软件、固件或硬件的任何组合。软件和其它模块可以驻留在服务器、工作站、个人计算机、平板计算机、个人数字助理（PDA）、以及适合于这里描述的目的的其它设备上。软件和其它模块可以经由本地存储器、经由网络、经由浏览器或其它应用、或者经由适合于这里描述的目的的其它部件而被访问。这里描述的数据结构可以包括适合于这里描述的目的的计算机文件、变量、编程阵列、编程结构、或任何电子信息存储方案或方法、或者它们的任何组合。
虽然上文中已经通过本公开的非限制性的且说明性的实施例的方式描述了本公开，但是可以在不违背本公开的精神和特性的情况下，在所附权利要求的范围内任意修改这些实施例。

Claims (16)

1.一种通气辅助***，包括：
导管，用于连接至患者的呼吸道；
吸气导管腔，连接至所述导管；
呼气导管腔，连接至所述导管；
吸入气源，连接至所述吸气导管腔；以及
控制所述呼气导管腔中的压力的压力控制器，所述压力控制器响应于表示患者的吸气努力的生理呼吸信号，在患者的呼气阶段期间允许无限制的气流通过所述呼气导管腔，以及在患者的吸气阶段期间将通过所述呼气导管腔的气流部分地限制为最小气流；
其中，在所述患者的吸气和呼气两个阶段期间，通过所述吸气导管腔和所述呼气导管腔产生单向气流，以防止由所述患者呼出的空气被再次吸入。
2.如权利要求1所述的通气辅助***，其中：
所述压力控制器包括阀门，使用所述生理呼吸信号控制和同步所述阀门。
3.如权利要求2所述的通气辅助***，其中：
所述阀门用于部分地限制通过所述呼气导管腔的气流。
4.如权利要求1所述的通气辅助***，其中：
所述生理呼吸信号是所述患者的隔膜的电激活(EAdi)的度量。
5.如权利要求1所述的通气辅助***，还包括：
所述呼气导管腔中的压力的压力传感器；以及
反馈***，被***在所述压力传感器与所述吸入气源之间。
6.如权利要求5所述的通气辅助***，其中：
所述反馈***包括将所述呼气导管腔中的感测压力与目标压力进行比较的比较器。
7.如权利要求6所述的通气辅助***，包括：
目标压力调整器，用于设置所述目标压力。
8.如权利要求6所述的通气辅助***，其中：
所述吸入气源用于基于来自所述比较器的低压力检测而增大所述气流。
9.如权利要求5所述的通气辅助***，其中：
所述反馈***包括最小流检测器，用于至少维持所述最小气流。
10.如权利要求9所述的通气辅助***，其中：
所述吸入气源用于基于来自所述最小流检测器的信号而至少维持所述最小气流。
11.如权利要求1所述的通气辅助***，其中：
所述导管是气管内导管。
12.如权利要求1所述的通气辅助***，其中：
所述吸气导管腔是较小直径的导管腔，而所述呼气导管腔是较大直径的导管腔。
13.如权利要求1所述的通气辅助***，包括：
气体混合器，连接至所述吸气导管腔。
14.如权利要求13所述的通气辅助***，包括：
氧气源，连接至所述气体混合器。
15.如权利要求13所述的通气辅助***，包括：
湿度计，连接至所述呼气导管腔；以及
加湿器，由所述湿度计控制并连接至所述气体混合器。
16.如权利要求1所述的通气辅助***，包括：
增益调整器，***在所述生理呼吸信号的源与所述压力控制器之间，用于调整对于所述患者的通气辅助的水平。
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