控制系统 发明领域 [0001] 本发明涉及用于控制灌注系统的参数的控制系统。更具体地，本发明涉及包括封闭回路控制以在体外血氧合过程中维持血气参数的仪器和方法。 [0002] 背景 [0003] 某些医学过程需要患者的心脏或肺保持平静。为了外科医生进行手术步骤，如心脏手术，这可能是必要的。在心脏不能循环血液或肺不能重新氧合血液或移除二氧化碳的同时，心肺仪用于维持生命，提供体外氧合以维持对患者的氧供应。 [0004] 近来，已经探索体外氧合用于管理通过引起肺栓塞影响肺功能的病毒感染(如H1N1)。患有这种感染的患者可能需要长期通气，在数周的范围内(通常20天，但在严重的情况下，需要通气数月，例如多达180天)，从而有助于肺的治疗和引流，并且在给患者的免疫系统机会以击败病毒感染的同时，允许肺休息和治愈。 [0005] 氧和二氧化碳的分压，pO2和pCO2，表示生理活性，并且，因此，对于体外氧合管理来说是令人感兴趣的。本申请人的PCT-公开的申请WO2012066280公开了用于确定作为进入和离开通气仪的二氧化碳CO2的量等的函数的pO2和/或pCO2的方法和仪器。本申请人的英国专利申请号GB1503805.2描述了用于确定作为氧合器中的氧摄取等的函数的氧分压pO2的方法和仪器。 [0006] 本发明寻求提供用于通气管理的改善的选项。 [0007] 发明概述 [0008] 根据本发明的第一方面，公开了控制由氧合器处理的血液中的一种或多种血气值的控制系统，如权利要求1中所限定的。 [0009] 所述控制系统适于体外灌注系统的氧合器，即，适于被配置用于通过将静脉血暴露于来自氧合气体供应的氧产生动脉血的类型的氧合器。 [0010] 所述控制系统包括用于确定动脉血中一种或多种血气值的水平的监测布置，和响应于该监测布置的控制器，其中控制器被配置用于控制向氧合器的氧合气体供应的参数，从而将血气值中的一种或多种向着预先确定的水平调节。 [0011] 将理解，氧合器经由外部供应系统接收氧合气体供应。氧合气体包含氧；其还可以由纯氧组成。在氧合器中从氧合气体到静脉血的氧转移取决于多种因素，如氧合气体供应的流量和氧合气体供应中氧分数。 [0012] 气体供应的未使用的气体和过量气体作为废气离开氧合器。废气的性质可以指示氧合性能(例如，氧合器中血液摄取多少氧)。然而，基于废气性质的推导的关于氧合性能的信息价值不高，因为氧合器不是气密的。不能必然假设离开氧合器接口的气体仅由未使用的氧合供应气体构成。 [0013] 可以认为响应于监测布置的控制器是封闭回路控制。这提供更加响应的机制，用于将血气值维持在预先确定的水平。 [0014] 尽管保灌注参数持恒定，但患者的血气值可能改变。例如，患者的体温或代谢活动可能改变。这样影响氧消耗。因此，进入灌注系统的静脉血可能具有不同血气性质。在将动脉血提供给患者之前通过调整灌注参数以调节动脉血的血气值，提供了以稳定的、预先确定的水平或在预先确定的边界内向氧合的血液提供血气值的机制。 [0015] 这改善了反应次数(reaction times)。这减少了用于随后施用给患者的制备的动脉血的供应条件的波动。 [0016] 在实施方案中，血气值包括动脉血中的氧分压和/或动脉血中的二氧化碳分压。 [0017] 在实施方案中，控制器包括允许它改变供应给氧合器的氧合气体的组成的配置。 [0018] 动脉血中的氧分压可能受氧合气体的组成影响，因为氧分压取决于供应到氧合器中的氧合气体的氧分数fiO2(并且还取决于氧合气体的流量)。 [0019] 在实施方案中，控制器包括允许其改变供应给氧合器的氧合气体的流量的配置。 [0020] 动脉血中的二氧化碳分压可能受氧合气体的流量影响，因为二氧化碳分压取决于供应到氧合器中的氧合气体的流量。 [0021] 在实施方案中，控制器被配置用于通过改变氧合气体供应的流量调节动脉血中的二氧化碳分压。 [0022] 在实施方案中，控制器被配置用于通过改变氧合气体供应中的氧分数调节动脉血中的氧分压。 [0023] 通过改变氧合气体中的氧分数调节氧分压在控制其他参数方面提供-些独立性。 例如可以改变流量以调节氧合气体供应中的二氧化碳分压。 [0024] 在实施方案中，控制器包括决策逻辑，所述决策逻辑用于确定血气值的水平和预先确定的水平之间的差异，并且用于确定适于减少所述差异的氧合气体供应参数。 [0025] 这允许反馈回路以相对于差异进行响应。这提供更加有响应性的反馈机制。 [0026] 在实施方案中，决策逻辑被配置用于通过计算表示适于减少所述差异的氧合气体供应参数的改变的偏移值来减少差异。 [0027] 这还改善反馈回路的响应性。 [0028] 在实施方案中，预先确定的水平是预先确定的动脉血中的二氧化碳分压，并且氧合气体供应参数包括适于减少所述差异的流量。 [0029] 在实施方案中，预先确定的水平是预先确定的动脉血中的氧分压，并且氧合气体供应参数包括适于减少所述差异的氧分数。 [0030] 在实施方案中，监测布置包括允许它同时确定多种血气值的水平的配置。 [0031] 例如，监测布置可以包括允许它同时确定动脉血中的氧分压和动脉血中的二氧化碳分压二者的配置。 [0032] 动脉血中氧合气体供应条件和血气参数之间的关系可能是复杂的。例如，氧合气体的流量的改变影响二氧化碳和氧的分压。例如，如果要通过除氧分压之外的量调节二氧化碳分压，必需考虑这一点。同时测量多种血气值提供用于在考虑对其他血气值的可能影响的同时确定要对于每种血气值计算的调节参数的基础。 [0033] 在实施方案中，控制器被配置用于同时控制向氧合器的氧合气体供应的多个参数，以同时调节多种血气值的水平。 [0034] 例如，可以以此方式配置控制器，从而同时调节动脉血中的氧分压和动脉血中的二氧化碳分压。 [0035] 动脉血中的氧分压可能受氧合气体的流量和氧合气体中氧分数影响。动脉血中的二氧化碳分压可能受到氧合气体的流量影响。氧和二氧化碳的分压可能同时受将氧合气体的流量设置为适于调节二氧化碳分压的水平和在该流量下将氧合气体中的氧分数设置为适于调节氧分压的水平影响。 [0036] 在实施方案中，监测布置被配置用于在不接触血液的情况下确定一种或多种血气值。 [0037] 使用本文中所述的血气分析算法和流控制系统，可以在不接触血液的情况下确定血气值(动脉血中氧和/或二氧化碳的分压)。 [0038] 血气值的确定可以基于通过如下文所述的校准步骤纠正的评估。 [0039] 在实施方案中，监测布置被配置用于连续确定一种或多种血气值。 [0040] 这改善封闭回路控制的响应。 [0041] 根据本发明的第二方面，公开了控制由氧合器处理的血液中的一种或多种血气值的方法，如权利要求15所限定的。 [0042] 该方法适于体外灌注系统的氧合器，即，适于被配置为用于通过将静脉血暴露于来自氧合气体供应的氧产生动脉血的类型的氧合器。 [0043] 所述方法包括确定动脉血中一种或多种血气值中的每种的水平的步骤，并且响应于所述水平控制向氧合器的氧合气体供应的参数，以将血气值中的一种或多种向着预先确定的水平调节。 [0044] 在实施方案中，确定一种或多种血气值的水平包括监测动脉血中的氧分压和/或动脉血中的二氧化碳分压。 [0045] 在实施方案中，该方法还包括改变供应给氧合器的氧合气体的组成。 [0046] 在实施方案中，该方法还包括改变供应给氧合器的氧合气体的流量。 [0047] 在实施方案中，该方法还包括通过改变氧合气体供应的流量调节动脉血中的二氧化碳分压。 [0048] 在实施方案中，该方法还包括通过改变氧合气体供应中的氧分数调节动脉血中的氧分压。 [0049] 在实施方案中，该方法还包括确定血气值水平与预先确定的水平之间的差异，并且确定适于减少所述差异的氧合气体供应参数。 [0050] 在实施方案中，该方法还包括计算表示适于减少所述差异的氧合气体供应参数的改变的偏移值，并且基于偏移值确定氧合气体供应参数。 [0051] 在实施方案中，该方法还包括确定动脉血中的二氧化碳分压水平和预先确定的动脉血中的二氧化碳分压水平之间的差异，并且确定适于减少所述差异的氧合气体流量。 [0052] 在实施方案中，该方法还包括确定动脉血中的氧分压水平和预先确定的动脉血中的氧分压水平之间的差异，并且确定适于减少所述差异的氧合气体氧分数。 [0053] 在实施方案中，该方法还包括同时确定多种血气值的水平。 [0054] 在实施方案中，该方法还包括同时控制向氧合器的氧合气体供应的多个参数，以同时进行多种血气值水平的调节。 [0055] 在实施方案中，该方法还包括在不接触血液的情况下确定一种或多种血气值。 [0056] 在实施方案中，该方法还包括连续确定一种或多种血气值。 [0057] 附图描述 [0058] 现在将参考附图描述本发明的示例性实施方案，其中： [0059] 图1显示用于确定动脉血中氧分压的方法的步骤的示例性步骤序列，在此为了理解本发明的实施方案而描述它； [0060] 图2显示示例性通气系统的组件示意布局，在此为了理解本发明的实施方案而描述它； [0061] 图3显示示例性通气系统的氧合器，在此为了理解本发明的实施方案而描述它； [0062] 图4显示用于图3氧合器的示意性的流分析，在此为了理解本发明的实施方案而描述它； [0063] 图5显示与通气系统一起使用的气体混合器，在此为了理解本发明的实施方案而描述它； [0064] 图6显示混合器气体供应的示意性的流程图，在此为了理解本发明的实施方案而描述它；和 [0065] 图7显示根据本发明的实施方案的用于控制血气水平的方法的步骤的示例性序列。 [0066] 描述 [0067] 作为背景，氧合器是一种装置，其被配置为用于接收氧合气体和静脉血，从而通过暴露于氧合气体将血液再氧合，并且提供氧合的血液作为动脉血。未使用的氧合气体作为废气排出，其还将携带任意的由血液给出的气体。 [0068] 本文中，氧合气体相对于氧合器被称为“入口气体”。注意，在一些文献中，相同的氧合气体可能有不同的称呼(例如相对于气体来源称为“排出气”)。本文中，排出气或废气表示离开氧合器的气体。将参考下图2至4更详细描述氧合器设置。 [0069] 确定氧分压的理论和原理 [0070] 对于理解一些实施方案来说，本文中所述的是分析血气参数的方法的一些非常规的变化形式，以更好地确定离开氧合器的动脉血的氧分压。本文中，所述非常规的方法可以称为“血液分析方法”。本文中公开的血液分析方法在申请人的共同未决的英国专利申请号GB1503805.2中描述。 [0071] 本发明认识到动脉血中氧分压的良好估计可以通过首先确定废气中氧分压的初步估计并通过基于通过氧合器的血液的氧摄取调节该初步估计来获得。血氧摄取可以利用光学传感器确定。本文中，光学传感器被认为是非接触传感器，因为光学照射不需要与血液的物理接触。 [0072] 这允许在不需要将传感器接触(如Clark电极)的情况下和不需要将外部造影剂注射入血液的情况下确定血液中的氧分压。 [0073] 确定经由血氧摄取的pO2 [0074] 以入口气体流量GI将氧合气体(包括氧的气体组分的混合物)供应给氧合器，其中具有氧分数fiO2和二氧化碳分数riCO2。 [0075] 在氧合器中，来自入口气体的氧O2由血液摄取。剩余气体作为废气通过排气口(原则上是排气口，因为还存在通气接口，如下文解释的)以废气流量GE离开氧合器。将需要了解废气GE中氧GEO2的分数feO2，因为这直接涉及废气中的氧O2的分压pO2GE和大气(环境)压Patm。 [0076] pO2GE＝feO2×Patm (1) [0077] feO2＝GEO2/GE (2) [0078] 将对等的考虑应用于废气GE中二氧化碳CO2的分压pCO2GE。 [0079] pCO2GE＝feCO2×Patm (3) [0080] feCO2＝GECO2/GE (4) [0081] 在日常用语中，流量GE，GEO2和GECO2可以称为“量”，但通常以L/min测量。feO2和feCO2的分数以百分数给出。 [0082] 其遵循，分压pO2GE可以通过确定量GEO2(废气GE中的氧O2)相对于废气GE的比例来计算。 [0083] 然而，氧合器外罩的排气口处测量的废气流量GE不直接与离开氧合器内气-血界面(气-血界面通常以中空纤维的形式提供)的总气体相关，因为氧合器不是气密的。出于安全原因，氧合器外罩包括防止在排气口阻塞的情况下压力增加的通气接口。所述压力增加可能导致例如危及生命的气血栓塞。因此，如果在氧合器排气口测量，废气流量GE可能受通过通气接口的气流影响，并且将不必然提供离开氧合器内的气-血界面的总废气的精确表征。 [0084] 本发明认识到，可以确定废气GE中氧O2的分数feO2为(a)作为入口气体氧GIO2供应到氧合器中的氧和(b)在氧合器中血液摄取的氧之间的差异。氧合器中的氧摄取可以描述为动脉血BEO2(以富含氧的状态离开氧合器)中的氧量和静脉血BIO2(以氧-减少的状态进入氧合器)之间的差异。 [0085] 因此，废气GE中氧O2的量GEO2由供应到氧合器中的氧量GIO2和血液摄取的氧量(BEO2-BIO2)之间的差异描述。 [0086] GEO2＝GIO2-(BEO2-BIO2) (5) [0087] 现在接着考虑值GIO2和(BEO2-BIO2)。 [0088] 氧供应GIO2 [0089] 氧O2的入口气体流量GIO2和二氧化碳CO2的入口气体流量GICO2分别是总入口气体流量GI的分数fiO2或fiCO2。氧相对大气压的分数fiO2和二氧化碳相对于大气压的分数fiCO2分别决定氧或二氧化碳分压，pO2GI和pCO2GI。 [0090] GIO2＝GI×fiO2 (6) [0091] fiO2＝pO2GI/Patm (7) [0092] GICO2＝GI×fiCO2 (8) [0093] fiCO2＝pCO2GI/Patm (9) [0094] 等式6至9的右手侧的因子可以如下测量： [0095] GI可以通过压降技术(流量越高，压降越高)测量。为了提供说明性的实例，入口气体流量可以使用质量流计或任何其他适当的方法，例如，文丘里(Venturi)管或孔板来测量。流量的单位通常是L/min(1min＝60秒)，但要理解也可以使用其他单位。 [0096] 入口气体中二氧化碳的分压pCO2GI可以利用光学(非接触)传感器测量，所述传感器提供表示入口气体中二氧化碳CO2的分压pCO2GI的输出值。fiCO2根据等式9计算。fiCO2是无量纲的，并且通常以百分数给出。 [0097] 入口气体中的氧分压pO2GI可以利用原电池型氧传感器测量。原电池型氧传感器产生与入口气体中的氧分压成比例的电压，并且因此与氧浓度和气体压力成比例。氧传感器可以利用具有已知O2分数的校准气体校准。例如，可以对于两种校准气体获得读数，每种具有外部确认的氧含量。第一校准气体可以具有21％的氧分数(v/v，在空气中)。第二校准气体可以具有100％氧(即，为了实际目的，纯氧)。氧传感器可以采用第一校准气体的第一O2传感器读数。氧传感器可以采用第二校准气体的第O2传感器读数。也可以测量环境气体压力Patm，从而可以在校准传感器时考虑这点。在操作中，因此传感器读数可与已知氧含量值的值相关，并且此外可以考虑环境气体压力。fiO2是百分数值。 [0098] Patm可以，例如，通过从整合的传感器直接测量来得到，和/或作为输入参数提供。 例如，Patm可以在氧合器的入口或出口测量。典型的Patm值在1013mbar(1atm)的区域内。 [0099] 用于测量总入口气体流GI、入口气体氧分数fiO2、和入口气体二氧化碳分数fiCO2的传感器可以设置在传感器单元中。传感器可以整合在单个传感器单元中。方便起见，传感器单元可以安装在氧合的器氧合气体入口处。适于此目的的示例性的测量系统包括可从Spectrum Medical Ltd，Gloucester，GL2 9QL，England(本申请的申请人)得到的诊断监测的Spectrum System M(TM)系列。传感器单元还可以包括用于测量大气压Patm的传感器。 [0100] 血氧摄取(BEO2-B1O2) [0101] 在向氧合器的氧供应GIO2较低的条件下，例如由于低fiO2分数和/或低入口气体流量GI(称为“吹扫(sweep)”)，患者对氧的使用可以足够大以显著降低气体的氧含量。因此，为了保证用于评估GEO2的算法可用于包括低氧供应的方案在内的宽范围的临床方案，可以通过考虑作为项BEO2-BIO2的患者的氧消耗获得更精确的估计。 [0102] 在氧合器中，氧合气体和血液之间的氧O2交换取决于氧分压pO2、氧合气体中的氧分压、和血液中的分压pO2血液：较高的气体氧分压引起更多的氧溶解在血液中并且增加血氧分压。在没有其他影响的情况下，分压将随时间达到平衡。血液的显著性质是氧会被血红蛋白结合。血红蛋白-结合的氧和血氧分压之间的关系复杂，并且血红蛋白结合氧的性质取决于各种因素，如温度、压力、血液pH等，为了简单在本解释中忽略它们。作为简化，可以假设，一旦结合于血红蛋白，氧分子不再直接促进血氧分压。因此，血液中的总氧量包括溶解在血浆中的氧(其决定血氧分压pO2血液)和结合于血红蛋白的氧(其不促进pO2血液)。血红蛋白高效结合氧，并且在生理血红蛋白浓度，血红蛋白-结合的氧量显著超过血浆-溶解的氧。 [0103] 为了确定动脉血BEO2和静脉血BIO2，可以假设，与结合于血红蛋白的氧相比，通过直接溶解在血浆中被从入口气体带走的氧可忽略。本发明认识到，作为简化，可以假设，入口气体中的氧仅由于结合于血红蛋白而减少。同样，可以假设，氧合器内部的血红蛋白-结合的血氧的增加对应于入口气体氧的消耗。 [0104] 给定体积的血液中结合于血红蛋白的氧量取决于氧结合位点数，并且，因此，取决于每体积血液的血红蛋白分子数和氧结合位点的氧饱和水平。因此，静脉血BI中氧O2的量BIO2和动脉血BE中氧O2的量BEO2可以表达为： [0105] BIO2＝Hb×0.1551×Q×4×SvO2/100 (10) [0106] BEO2＝Hb×0.1551×Q×4×SaO2/100 (11) [0107] 血流Q、动脉氧饱和度SaO2、静脉氧饱和度SvO2和血红蛋白浓度Hb的值可以通过非接触测量得到(下文描述的实例)。常规地，BIO2、BEO2和Q以L/min(1min＝60秒)提供，Hb以g/dl(1dl＝0.1L)提供，并且SaO2和SvO2是百分数。另外，一mol的血红蛋白重64,458g。其遵循1g血红蛋白包括0.01551mol，并且0.1551的因子允许将g/dl转变为mmol/L。在等式10和 11中，因子4是可以结合于每个血红蛋白分子的氧分子数。 [0108] 血液流Q可以通过任何适当方法，例如，多普勒(Doppler)流量计或通过确定蠕动滚动泵的正位移来测量。流量Q的单位通常是L/min。 [0109] 氧饱和度SO2(动脉氧饱和度SaO2和静脉氧饱和度SvO2二者)和血红蛋白Hb可以通过非接触光学测量方法(可位于氧合器的适当位置)测量。示例性光学测量使用LED和多波长光传感器来确定血液吸光度特性(血液的红色根据血红蛋白氧合状态改变)。饱和度的单位是无量纲的并且通常是给定百分数。血红蛋白浓度通常以g/dl提供。 [0110] 能够测量流量Q、血红蛋白浓度Hb以及动脉和静脉氧饱和度二者的示例性测量系统是可从Spectrum Medical Ltd，Gloucester，GL29QL，England(本申请的申请人)得到的诊断监测的Spectrum System M(TM)系列。 [0111] 当非接触传感器用于测量Q、Hb、SaO2和SvO2时，可以在不接触血液的情况下，通过等式10和11确定BIO2和BEO2。相对于使用接触电极如Clark-型电极，这是有利的。即使例如常规Clark-type电极用作参考传感器用于使用前的校准，这也避免了在量O、H、SaO2和SvO2的连续测量期间将血液传感器直接与血液接触。当然，等式10和11不限于非接触传感器；任何适当的传感器可以用于测量这些量。 [0112] 可以进一步假设，在相关时间尺度中，静脉血(进入氧合器)中和动脉血(离开氧合器)中的血红蛋白量保持稳定，血液流量Q也是。因此，血氧摄取(BEO2-BIO2)可以通过等式 12描述： [0113] (BEO2-BIO2)＝Hb×0.1551×Q×4×(SaO2-SvO2)/100 (12) [0114] 这允许使用用于单个位置处的血流Q和/或血红蛋白浓度Hb的传感器确定值BEO2和BIO2。为了避免疑虑，两个传感器用于氧饱和度测量，一个用于动脉氧饱和度SaO2并且一个用于静脉氧饱和度SvO2。 [0115] 将废气中氧量GEO2与分数feO2关联 [0116] 通过等式5，可以在没有废气传感器的情况下确定废气GE中的氧O2量GEO2。然后需要了解废气流GE以求解等式2和4。 [0117] 直接确定废气流GE [0118] 之后在本说明书中，将描述允许控制流出氧合器的主排气口的流量GE的非常规的灌注系统设计。这提供从控制参数确定GE的途径。 [0119] 间接确定废气流GE [0120] 然而，利用常规的氧合器，不可能控制废气流量。如上文所述，因为氧合器不是封闭系统，在常规氧合器排气口处测量的废气流GE不提供离开氧合器内部气-血界面的废气量的准确表征。直接确定排出流量GE的备选方案在本说明书的以下段落提供。 [0121] 假设从氧合器运走的废气GE由O2、CO2和N2组成。假设任意水H2O的量可忽略。同样，为了pO2预测，假设任意量的基本上不溶的气体(如稀有气体和一般氟化麻醉剂)可忽略或包括在氮项N2内。 [0122] GE＝GEO2+GECO2+GEN2 (13) [0123] GEO2通过经由等式5确定。 [0124] GECO2：根据等式4，废气中二氧化碳的量GECO2取决于二氧化碳的分数feCO2和废气GE的量。然而，如将以下等式17至19中所示，总废气流GE中二氧化碳CO2的分数feCO2的直接测量将满足确定GE的估计的目的。feCO2传感器可以是氧合器的排气口处独立的传感器。 [0125] GEN2：假设N2和任何惰性或极不可溶气体的量，在氧合过程中保持恒定，即，N2既不被摄取也不由血液排出。 [0126] GEN2＝＝GIN2 (14) [0127] 为了确定GIN2，假设气体混合物GI由O2、CO2和N2组成，而水H2O的量和稀有气体的量可以被认为可忽略和/或包括在GIN2项内。 [0128] GI＝＝GIO2+GICO2+GIN2 (15) [0129] 通过用等式6和8替代等式15的右手侧项，氮N2的流量GIN2可以表达为： [0130] GIN2＝GI×[1-(fiO2+fiCO2)] (16) [0131] 等式16的右手侧项GI、fiO2和fiCO2，可以通过如上文所述在氧合器入口处的传感器测量，避免对入口气体GI中氮N2的量GIN2或出口气体GE中量GEN2的分开测量。 [0132] 因此，出口气体流GE的足够代表性的估计可以通过使用等式5(对于GEO2)、等式4(对于GECO2)、以及等式14和16(对于GEN2)替换等式13右手侧项确定。 [0133] GE＝GEO2+GIN2+(feCO2×GE) (17) [0134] 因此，GE-(feCO2× GE)＝(GEO2+GIN2) (18) [0135] 因此，GE＝(GEO2+GIN2)/(1-feCO2) (19) [0136] 废气中二氧化碳的分数feCO2可以通过从主氧合器排气口直接传感器测量准确确定。 [0137] 经由等式19确定GE的估计的情况下，废气中的氧分压pO2GE可以经由等式1和2得到。 [0138] 进一步增加pO2GE的精确度 [0139] 作为背景，以L/min计的入口流量可以通过假设理想气体条件转变为mmol/min，并且因此，在标准温度和压力(STAP)1mol的气体占据22.41L。系统可以被配置为用于调节测量的气体压力。实践中，足够的精确度可以通过假设周围空气具有20℃的温度来实现。备选地，环境温度可以通过传感器测量，允许在将L/min转变为mmol/min时考虑温度。 [0140] 血液温度影响血氧的分压pO2血液。申请人发现可以通过应用线性偏移温度项偏移TEMP考虑温度影响，其与血液温度T血液相关 [0141] 偏移TEMP＝2×(37-T血液) (20) [0142] 血液温度T血液是进入或离开氧合器的血液的摄氏温度。血液温度可以通过任何适当的温度计测量。温度计可以位于适当的位置。 [0143] 当以前述方式计算氧摄取BEO2-BIO2时，关于氧合器效率进行简化假设。简化假设忽略氧饱和度受包括可用于氧合的交换面积、血液流量(流量越慢，达到平衡所需时间越长)和静脉血的氧负载比动脉血的所需氧合(差异越大，需要更多的氧跨越氧合器膜)在内的因素影响。这导致血液流量Q和在饱和度中的差异(动脉氧饱和度水平SaO2-静脉氧饱和度水平SvO2)的非线性影响。影响取决于氧合器类型并且可以通过氧合器项偏移氧合器描述： [0144] 偏移氧合器＝A×Q+B×(SaO2-SvO2)+C×(Q×(SaO2-SvO2)) (21) [0145] 因为氧合器项偏移氧合器包括限定血氧摄取(SaO2-SvO2)的项，氧合器项构成表示在氧合器中血液摄取的氧量的血氧摄取值。 [0146] 等式21中的系数A、B和C通过将测试值与对于给定氧合器类型得到的实验数据最佳拟合来确定。为了提供说明性实例，对于可商购Medtronic Fusion and Terumo RX25氧合器的用于等式18的系数可以大约是 [0147] A＝-4.1192379 (22) [0148] B＝1.4807944 (23) [0149] C＝-1.5330679 (24) [0150] 系数取决于氧合器类型和氧合器膜的表面积和/或效率。实践中，对于给定氧合器模型，通过建立计算的pO2血液和通过参考方法(例如，使用常规血气分析仪)测量的pO2血液之间的差异来获得系数。对于多个血液样品(每个是氧合的)在不同条件下建立差异。氧合条件可以差异在于血液流量、温度、压力、血红蛋白浓度、入口气体流量、入口气体氧浓度、和/或静脉血氧合饱和。选择血液样品数量以对于每个条件覆盖宽范围的值，包括通常使用氧合器期间会被预期的值和在临床设置中不会被预期的值。然后使用适当方法调节系数A、B和C，从而最小化对于pO2血液来说的参考值(血气分析仪值)和计算值之间的差异。例如，等式 22至24的示例性系数A、B、C基于从40个样品测量的值确定，由此使用最小二乘拟合法(使用Levenberg-Marquardt算法)制备描述模型。提供等式21用于说明的目的，并且可以使用其他拟合方法(例如，数学模型，例如回归分析)。例如，在本实施例使用三个系数A、B和C的同时，不同数量的系数可以是适当的，这取决于何种数学模型用于描述氧合器项偏移氧合器。系数可以在制造或设置期间在线确定。如果需要，这允许对于特定氧合器优化数学模型。系数可以以反向拟合于已有设备的形式调节，例如，作为软件更新。考虑系数可以在设置页面输入。设置页面可以仅向授权个人开放。 [0151] 氧分压的更准确估计pO2EST通过将温度项偏移TEMP和/或氧合器项偏移氧合器应用于经由等式1确定的分压pO2GE来得到。 [0152] pO2EST＝pO2GE+偏移TEMP+偏移氧合器 (25) [0153] 这样，更准确的pO2EST估计可以理解为动脉血中的氧分压的输出，所述输出通过等式25的方式基于废气中氧分压的估计(该估计由pO2GE构成)和基于血氧摄取值(血氧摄取值由表示在氧合器中摄取的氧量的项偏移氧合器构成)产生。 [0154] 在使用中，临床设定的各种参数可以引起离开氧合器的动脉血的估计pO2EST和实际分压pO2血液之间的操作偏移。操作偏移可以通过校准或同步化步骤考虑，从而进一步改善估计的精确度。 [0155] 同步化涉及使用血气分析仪测量分压pO2BGA并且将所述值与估计pO2EST相比，从而计算同步化偏移偏移SYNc。 [0156] 偏移SYNc＝pO2BGA-pO2EST (26) [0157] 在通气步骤中，血液样品常规从患者得到并且通常利用血气分析仪测量其血液参数，所述血气分析仪测量多种血液分析物，包括pO2或pCO2。在通气过程中对于两份、三份或更多份血液样品从患者中获取并在外部(例如，在血气分析仪中)分析并非是不典型的。 [0158] 将血液样品进行常规分析的时间可以记录为取样事件，以记录具有在取样事件过程中估计的估计的分压pO2EST的样品。一旦来自血液分析的值可用(这可能花费数分钟)，可以将这些关联到估计的值。例如，处理器可以被配置为用于将血液分析值pO2BGA与对于pO2EST在取样事件时确定的值关联，以得到经由等式26的同步化偏移。同步化偏移可以应用于所有未来的值以提供更准确读数。还将可能回顾应用同步化偏移，即，在之前的时间点确定和记录的pO2EST值。 [0159] 为了详细说明等式26，对于取样事件期间计算的分压估计pO2EST样品从样品值pO2BGA样品确定同步化偏移偏移SYNC样品。 [0160] 偏移SYNC样品＝pO2BGA样品-pO2EST样品 (27) [0161] 然后将经由等式27确定的偏移应用于随后的pO2估计pO2EST当前来计算随后的血氧分压值pO2血液当前 [0162] pO2血液当前＝pO2EST当前+偏移SYNC样品 (28) [0163] 即使为了获得同步化值可能必须进行常规血气分析或相当的分析，经由等式28得到的血氧分压估计也可以比血液样品分析更常进行，即连续或以限定的间隔(例如，每秒)提供结果。 [0164] 无论何时采集新的血液样品用于血气分析，可以重复同步化。即，可以记录该取样事件以经由等式27更新同步化偏移值偏移SYNC样品，其随后通过等式28应用。 [0165] 本文中，使用血液中的氧分压pO2的实例解释等式(26)至(28)，但它们同样适于校准或同步化血液中的二氧化碳分压pCO2。即，当前的估计pCO2EST当前可以通过直接测量废气中的二氧化碳分数feCO2和通过将此与等式(3)中所述的大气压关联来得到。 [0166] 在这点上，可以忽略抽吸到废气中的任意周围空气对废气中二氧化碳的分数feCO2的影响。为了实践的目的，可以假设空气中的二氧化碳分数接近0％，因为空气中二氧化碳通常在450ppm至600ppm(ppm＝百万分之几)之间改变，而废气中二氧化碳的分数feCO2在1％至10％之间。假如有量级差异，从忽略空气中二氧化碳导致的误差可以是0.045至 0.06％的量，这是可忽略的。如果不相对于氧合气体流量调节废气流量，抽吸到废气中的周围空气的量可以显著改变。 [0167] 因此得到的pCO2和pO2的值与氧消耗和二氧化碳产生相关，因此，提供经验的或基于测量的基础，用于优化氧合气体的组成和用于优化进入氧合器的流量。尤其是，这允许根据患者的发展调节组成和/或流量。这有利于未监视的、或自动的患者氧合，相信这对于患者的长期通气特别有用。 [0168] 通过直接测量确定pO2 [0169] 作为使用上述算法经由等式5确定pO2血液的备选方案，申请人发现血氧分压pO2血液可以与废气氧分压pO2GE直接相关。 [0170] 直接测量pO2GE不需要了解入口气体性质(GI，fiO2，fiCO2)或其他(非-O2)废气性质(如feCO2)。然而，如果直接测量，pO2GE受通过氧合器的任何通气接口或辅助接口的气体量影响，并且因此，不能假设直接与在其离开氧合器内气-血界面的点处入口气体中的未消耗的氧相关。另外，基于参考一个大气压(1atm＝1013mbar)进行读数的假设，商业pO2传感器可以提供pO2GE值为百分数。 [0171] 使用能够测量血液温度T血液、血流Q和动脉和静脉血饱和度SaO2和SvO2的传感器系统，可以计算与上述等式20和21相当的调节项，以提供对于血氧分压的估计的分压pO2EST。 [0172] 偏移TEMP＝2×(37-T血液) (29) [0173] 偏移氧合器＝A×Q+B×(SaO2-SvO2)+C×(Q×(SaO2-SvO2)) (30) [0174] pO2EST＝pO2GE+偏移TEMP+偏移氧合器 (31) [0175] 系数A、B和C可如上文所述确定。尤其是，因为氧合器项偏移氧合器包括限定血氧摄取(SaO2-SvO2)的项，氧合器项构成表示在氧合器中血液摄取的氧量的血氧摄取值。同样，pO2EST可以理解为动脉血中的氧分压的输出，该输出通过等式31的方式，基于废气中氧分压的估计(由pO2GE构成的估计)和基于血氧摄取值(血氧摄取值由表示在氧合器中摄取的氧量的项偏移氧合器构成)产生。 [0176] 本发明的实施方案可以包括被配置用于连续确定废气中氧分压pO2GE的估计的传感器系统，其借助测量等式1-19所需要的输入值的方式和被配置用于处理等式1-19的处理器，或借助直接测量废气中的氧分压pO2GE。实践中，系统可以以限定的间隔，例如每秒记录值。 [0177] 系统可以被配置为用于应用温度项偏移TEMP和/或氧合器项偏移氧合器以根据等式25或31计算估计的分压pO2EST。 [0178] 为了同步化，可以配置传感器系统用于记录取样事件。当采集血液样品时发生取样事件，并且可以将血液取样时确定的pO2和/或pCO2估计与血液样品相关联。在临床设定中，这可能花费数分钟，直到可得到血液样品值。在此期间，传感器系统能够继续确定pO2和/或pCO2估计。一旦得到来自血液分析的值，可以将这些输入传感器系统。传感器系统被配置用于将血液分析值与取样事件期间确定的pO2和/或pCO2估计相关联。这允许血液值和要确定的估计之间的任何偏差，并且可以将同步化值应用于传感器值。然后可以将同步化值应用于将来的通过传感器系统确定的pO2和/或pCO2估计。 [0179] 以此方式，可以进行大量的读数，而不会实际采集和分析大量的血液样品。可以连续或以限定的间隔确定pO2/pCO2估计。 [0180] 只要是合适时，可以记录多个取样事件，例如根据干预过程中采集的血液样品数，从而更新同步化偏移。 [0181] 通过应用同步化偏移，基于源自可以在没有血液接触的情况下得到的氧分压pO2GE的估计完成对动脉氧分压pO2血液的更准确确定。同样，可以确定二氧化碳分压。同样，所述传感器系统可以是本发明的监测系统的一部分，或构成本发明的监测系统。 [0182] 温度考虑 [0183] 因为很多血液分析物的读数取决于温度，通常在在标准化的温度得到pO2和pCO2的血气值。大多数血气分析仪将血液样品温度设定37℃作为标准化的温度。 [0184] 然而，分压pO2和pCO2也是温度-依赖的。常出现的情况是在氧合器中循环的血液具有与血气分析仪中控制温度的样品不同的温度。例如，在手术过程中可以将患者的体温和血液冷却到显著低于37℃，而血气分析仪可以常规将血液加温至37℃。相反，由传感器从氧合器得到的任何值将接近于患者温度。需要考虑血液温度之间的任何差异。 [0185] 适当的温度调节以分别得到温度-调节的值pO2ADJ或pCO2ADJ，可以使用已知等式得到。 [0186] [0187] pCO2ADJ＝pCO2血液10(0.019)*(t-37) (33) [0188] 等式32对应于Radiometer AML-3使用的式，并且等式33对应于Corning Models 178，170，168和158使用的式，二者都由Edward R.Ashwood in Clinical Chemistry第29卷第11号，1877页(1993)报道。 [0189] 确定动脉血中氧分压的示例性步骤 [0190] 转到图1，显示根据上述原理的方法100的步骤的顺序。在步骤110中，提供血液用于通过氧合器氧合。在步骤120中，提供适于确定一种或多种气体值的传感器系统。在步骤 130中，提供适于确定一种或多种血液值的传感器系统。在步骤140中，确定一种或多种气体值，气体值包括氧合器的废气中的氧分压的估计。在步骤150中，确定一种或多种血液值，血液值包括表示在氧合器中血液摄取的氧量的血氧摄取值。在步骤160中，通过使用血氧摄取值产生输出以调节废气中氧分压的估计。 [0191] 可以进行方法100的一些或全部步骤以执行上述算法中的一个或多个。 [0192] 步骤150可以包括：测量进入氧合器的血液的静脉氧饱和度，测量离开氧合器的血液的动脉氧饱和度，和将血氧摄取值计算为动脉氧饱和度和静脉氧饱和之间的差异的函数。 [0193] 步骤150可以包括测量通过氧合器的血液的流量、温度、和/或血红蛋白浓度。步骤 150可以包括将血氧摄取值计算为流量、温度、和/或血红蛋白浓度的函数。步骤160可以包括将输出计算为流量、温度、和/或血红蛋白浓度的函数。 [0194] 步骤140可以包括得到废气中氧分压的测量值和使用该测量值作为估计。 [0195] 步骤140可以包括：确定废气中的氧量和离开氧合器的废气的量，确定废气中的氧分数为废气中氧量和废气量的商，并且从废气中的氧分数衍生废气中氧分压的估计。 [0196] 步骤140还可以包括确定表示进入氧合器的氧量的入口气体值。步骤160可以包括基于该入口气体值和血氧摄取值之间的差异确定废气中的氧量。 [0197] 步骤140可以包括测量氧合气体的总量、氧合气体中的氧的量或分数、氧合气体中二氧化碳的量或分数和废气中二氧化碳的量或分数中的一种或多种。 [0198] 图1中包括的是表征氧合器的氧合效率的方法200。方法200对多个血液样品使用方法100的步骤。 [0199] 在步骤170中，使用参考法，如通过在常规血气分析仪中测量血液得到动脉血中的氧分压的参考值。 [0200] 在步骤180中，计算偏移值以描述步骤160中产生的输出和步骤170中测量的参考值之间的差异。偏移值可以用于调节输出。 [0201] 在步骤190中，基于多个偏移值计算用于描述氧合器的氧合效率的模型的一个或多个系数。 [0202] 在步骤210中，提供血液样品或血液体积用于在氧合器中氧合，并且改变步骤110至160的条件中的一个或多个，之后重复步骤110至160。 [0203] 流动-控制氧合器 [0204] 上述算法用于就在通过辅助/通气借口的气体或周围空气的量/比例以未知的量处理的意义而言常规的氧合器，并且因此废气GE的量和其中的任意成分不可直接与离开氧合器内气-血界面的废气的量相关。 [0205] 为了理解一些实施方案，本文中所述的是允许通过控制气体流参数确定氧合气体进入氧合器和/或废气流出氧合器的流量的非常规的氧合系统。本文中，所述非常规氧合系统可以称为“流动-控制”氧合系统。本文中公开的流动-控制氧合系统在申请人的待审英国专利申请号GB1421498.5中描述。 [0206] 本发明的实施方案可以整合入或使用流动-控制氧合系统。这提供了允许进入氧合器的供应气体的氧的流量(“吹扫”)和/或分数得到控制的方式。此外，可以在血液或氧合气体参数的确定中考虑废气GE流出主氧合器排气口的流量。例如，替代通过上述等式19的方式确定GE，可能可以从流控制参数推导GE的估计。 [0207] 在一个操作模式中，流动-控制氧合系统可以允许要施加的流量仅吸入离开气-血界面的气体的分数。任何剩余的废气量将经由通气接口离开氧合器。在该情况下，通过氧合器排气口的废气的分数的组成将密切对应于气体离开氧合器内气-血界面的组成，因为它不被经由通气接口吸入的周围空气稀释。这将允许进行对废气的成分的分数的准确测量，如废气中氧的分数feO2或废气中二氧化碳的分数feCO2。如果关于渗出氧合器的未使用的氧合气体没有疑问(例如没有麻醉的情况下体外通气过程中)，该操作模式可以是适当的。 [0208] 在一个操作模式中，流动-控制氧合系统可以允许流量足够高以吸入离开氧合器内气-血界面的全部废气和此外的经由通气接口吸入氧合器外罩的周围空气。在该情况中，通过氧合器排气口的废气的组成包括周围空气。如果考虑流出氧合器的未使用的氧合气体(例如，包含未使用的麻醉剂)的通过，该操作模式可以是适当的。如果氧合气体进入氧合器的流量低，还可能需要该操作模式来实现足够准确的测量。在了解周围空气的组成和了解进入氧合器的氧合气体的流量的情况下，可以确定气-血界面后的氧浓度。 [0209] 经由不同操作模式确定的值，例如废气成分的分数或废气的量，可以用于求解上述算法。 [0210] 尤其是，本申请人考虑本文中所述的各种方法可以以互补的方式使用。例如，在流动控制氧合器中，可以经由上述等式19和经由来自流动-控制参数的衍生确定废气GE的流量。 [0211] 流动-控制氧合系统的组件概览 [0212] 图2提供与本发明的实施方案一起使用的流动-控制通气系统的系统组件的概览。 肺(血液)旁路回路跨越气体(氧)管线。肺旁路回路从患者循环血液，从而血液被氧合并且返回患者。气体管线提供用于血氧合的氧合气体。 [0213] 肺旁路回路(血液) [0214] 来自患者的静脉血(图2中未显示)以由朝向储罐10的箭头12指出的方向经由静脉管线V循环。以朝向氧合器20的箭头14指出的方向由泵13从储罐10泵送静脉血。在氧合器20中，血氧合。血液离开氧合器20，作为动脉血，经由动脉管线A以朝向患者的箭头16指出的方向供应。提供流传感器18以测量离开氧合器20的再氧合的血液的流量。提供温度传感器22以测量离开氧合器20的再氧合的血液的温度。水管线21将氧合器20与水浴连接，用于维持预定的温度。 [0215] 氧合气体管线 [0216] 气体循环器35包括用于制备氧合气体的混合器30。在具体描述中，混合器还包括用于移除废气的真空子系统40。然而，常规氧合气体混合系统不包括真空子系统。 [0217] 预先确定纯度水平的气体如氮(N2)和氧(O2)从医院供应管线32供应入混合器30。 可以供应约79％氮和21％氧的组成的压缩的空气。医院-供应的气体可以含有极少量的二氧化碳和/或稀有气体。医院干线还提供低压力或真空源。医院供应还可以包括预先确定的组成或预先确定的纯度水平的氧的氧合气体，其可以经由供应管线57供应到混合器30。 [0218] 在混合器30中，将气体混合为要供应到氧合器20中的组合物并且以箭头34指出的方向经由供应管线24进料。在氧合器20中，静脉血的血红蛋白分子要摄取氧和释放二氧化碳。在氧合器20中，其他气体，如废麻醉气体，可以从氧合器释放或不被摄取到氧合器中。任何释放入氧合器20或通过氧合器20的气体和没有被从入口气体摄取的气体成分作为废气或排出气被收集，并且经由排气管线26以箭头36的方向离开氧合器20并被运走。经由排气管线26的气体流动由真空辅助。在本文中所述的实施方案中，真空经由作为气体循环器35的一部分的真空子系统40供应。常规地，氧合器直接连接于医院真空接口。 [0219] 组件操作 [0220] 现在将参考图3、4、5和6更详细描述氧合器20、混合器30和真空子系统40的操作。 [0221] 氧合器20 [0222] 携带CO2的静脉血经由静脉管线V(以方向14)进入氧合器20，如图3和4中详细示出的。在本文中由符号BI指示的条件下静脉血进入氧合器20。尤其是，每时间单位血液转运氧量BIO2和二氧化碳量BICO2。 [0223] 图3说明氧合器20中血液的氧摄取。将静脉血在氧合器20内沿管线15转运并且暴露于气体混合物，即来自混合器30的入口气体GI，其沿管线25运输。与血液相比，气体混合物GI具有更高的氧分压和更低的二氧化碳分压，引起血红蛋白释放CO2和摄取O2。注意尽管图3示意性地表明顺流的交换，但在实践中，氧合器使用逆流交换。 [0224] 图4说明流程图。在氧合器20中，CO2从血液释放到气流中，如箭头42指出的。血流在箭头44指出的反应中摄取O2。其他成分，如废麻醉气体，可能不被血液摄取并且进入或保留在废气流中，如箭头46指出的。氧合的血液称为动脉血。 [0225] 氧合器20不是气密的单元。其可以包含一个或多个第二排气口27(即换气)，作为安全保障测量，以避免如果排气管线26阻塞导致的氧合器20内压力积累。因为第二排气口 27允许空气或气体通过，不能假定在排气管线26处离开氧合器20的废气GE的量与氧合器20内气-血界面下游紧接的点29处的废气量相同。 [0226] 随着或如果经由排气管线26利用真空-引起的流，这因此不仅从，氧合器20抽吸废气GE，而且还经由第二排气口27抽吸周围空气48。为了提供说明性的实例，对于经由供应管线24供应到氧合器20中的每2L的气体混合物，可以通过排气管线26抽吸2.1L的废气。 [0227] 引起周围空气48被抽吸到氧合器20中的流量的差异还可以用于保证任何废麻醉气体46经由排气管线26被移除。这样，防止废麻醉气体46渗出氧合器20，如箭头49指出的，并进入操作场所，在操作场所麻醉气体会影响工作人员。 [0228] 在条件BE下动脉血离开氧合器20。动脉血BEO2的氧量与动脉氧饱和SaO2相关并且还取决于血液中的血红蛋白浓度。 [0229] 携带从血液释放的成分(如来自转移器42的CO2或未被摄取到氧合器20内的废麻醉气体)的废气GE，经由排气管线26被向着气体循环器35的真空子系统40抽吸。 [0230] 混合器30 [0231] 在图5中，放大绘制混合器30，其作为气体循环器35的一部分。将经由入口32供应的气体成分混合以提供用于氧合器20的供应气体。混合器30中的处理步骤在图6中描述。首先将医院-供应的气体32进料入气体混合器52，并且随后通过流控制54，安全保障控制56，和传感器58，之后经由供应管线24供应至氧合器20。 [0232] 气体混合器52 [0233] 气体混合器52包括混合室，成分气体经由入口接收到其中并混合成氧合气体。混合室构成混合单元，在其中成分气体混合为氧合气体。混合室还构成保持单元或储罐，在其中成分气体可以均化。气体压力可以经由经由反压调节器控制。过量气体可以排到大气中。 从气体混合器52的混合室，氧合气体通过混合器流控制54。 [0234] 混合器流控制54 [0235] 混合器流控制54允许气体混合物即氧合气体的流量被调节到预先确定的流量。混合器流控制54控制来自保持单元或混合室的氧合气体的流量，并且因此构成根据本发明的实施方案的流动控制器，所述流动控制器用于控制供应气体参数。这允许设置供应到氧合器的气体量，并且允许其用于计算氧合相关的参数。 [0236] 在根据需要将其混合后，混合器中的流控制单元允许将气体混合物的流量设置为低速率。这改善了组成的精确度，特别是在低流量时，这在肺系统中是优选的。 [0237] 在将医院-供应的气体的流量节流时，难以实现良好质量的氧合气体的混合物。因此，为了获得精确的混合物，以适当地高的流量将医院-供应的气体进料。因此流控制解决了如何获得精确混合的氧合气体的问题，同时还以低流量向氧合器20提供氧合气体。 [0238] 为了以实例说明这一点，可以以1.05L/min供应氧和氮二者。这两种气体的50％/ 50％混合物会产生2.1L/min(1.05L/min+1.05L/min＝2.1L/min)的体积流。如果例如仅需要向氧合器供应2.0L/min氧合气体，则过量的0.1L/min(2.1L/min-0.1L/min＝2.0L/min)排出或“流”进入大气。在实践中可以使用任何适当的混合比例。 [0239] 安全保障控制56 [0240] 安全保障控制56通过提供切换到外部气体供应57的选择，提供另外的安全特征。 尤其是，安全保障控制56可以响应于气体混合器52，混合器流控制54，和/或传感器58，并且被配置为在气体混合器52或混合器流控制54未能提供预先确定的组成或流量的氧合气体中的一种的事件中切换到外部气体供应57氧。 [0241] 经由外部气体供应57供应的气体可以是纯氧。供应的气体可以由机械混合器，或应急备用气体供应提供。 [0242] 传感器58/输出测量 [0243] 传感器58被配置为测量供应气体混合物的参数。参数包括气体混合物的流量、气体混合物的压力、气体混合物的温度、氧浓度、二氧化碳浓度、或其组合。 [0244] 可以针对预期值检查通过输出测量测到的值，并且在有任何矛盾的事件中，可以采用对抗措施。例如，可以将由传感器58确定的流量与由混合器流控制54设置的流量相比。 在有任何矛盾的情况下，可以采取对抗措施。对抗措施包括产生通知信号，由混合器流控制 54增加或减少流量，或通过安全保障控制56切换为外部气体供应57。 [0245] 传感器58允许监测组成、压力、温度和流量而不考虑来源，例如，其是来源于气体混合器52还是来源于外部气体供应57。 [0246] 已知性质的氧合气体经由出口离开混合器30，供应给氧合器20。 [0247] 这允许控制器控制向氧合器的氧合气体供应的参数。例如，流动控制器允许控制供应入氧合器的气体的总流量，或“吹扫”。同样，这允许控制供应入氧合器的氧分数。 [0248] 真空子系统40 [0249] 真空可以用于产生流梯度以帮助气体流动。在本文所述的系统中，真空压力梯度受真空子系统40控制，其相应由单个真空供应，例如由医院供应。 [0250] 排气管线26中的流梯度由箭头36指出，并且从氧合器20抽吸废气。 [0251] 为了利用实施例说明这点，可以以2L/min的速率将供应气体GI供应给氧合器20。 真空子系统可以设为以2.1L/min的流量取回废气。因此，可能假设，在没有任何由血液氧合过程造成的影响的情况下，经由氧合器抽吸0.1L/min(0.1L/min＝2.1L/min废气-2.0L/min入口气体)的周围空气。 [0252] 气体循环器35中混合器30和真空子系统40的组合有利于整合传感器和评价测得的氧合气体和废气的性质(例如，流量、压力、温度、组成、氧分数、二氧化碳分数、和其组合)。 [0253] 尽管气体供应32和57在本文中描述为由医院提供，但这只是对于典型设置来说示例性的。气体供应可以由另一来源提供。可以根据需要使用任何数量和类型的供应气体。 [0254] 图7说明用于控制动脉血中血气值，如氧、二氧化碳分压、或二者的方法60的步骤。 在步骤62中，以流量和包含氧分数的组成提供氧合气体。在步骤64中，在氧合器中使用氧合气体以氧合静脉血，从而产生动脉血。在步骤66中，将离开氧合器的动脉血的一种或多种血气值的水平确定为设置血气水平。这可以使用上述方法中的一个或多个进行。在步骤68中，在氧合器继续氧合血液的同时，监测离开氧合器的动脉(氧合的)血液的一种或多种当前血气水平。在步骤70中，确定在当前血气水平和设置血气水平之间是否存在差异。如果存在差异，则，在步骤72中，调节氧合气体的一个或多个参数。例如，可以改变流量和/或氧分数。在步骤74中，将具有改变的流量或组成的氧合气体供应给氧合器，并且在步骤76中，用具有改变的参数的氧合气体氧合血液。这将导致血气值的水平的调节。方法60继续监测血气水平，并且如果需要调节则改变氧合气体。 [0255] 说明性实例 [0256] 实践中，临床医生(灌注人员)可以基于临床知识、考虑患者大小、年龄、临床需要等，利用初始灌注参数开始灌注。随后可以进行灌注，并且可以设置系统，即，可以将包括氧分压pO2和二氧化碳分压pCO2的血气值设置为一个值。该值可以是临床医生可接受的或不可接受的，如果不可接受，临床医生可以手动调节灌注参数以改善患者的响应。手动调节可能太弱或太强，并且可能必须重复，直到观察到所需的临床响应。注意，临床医生很可能对临床响应而不是对设置特定的血气水平值感兴趣。 [0257] 如果临床医生满意灌注表现，例如因为血气值在临床可接受的边界内，可以指示本发明的控制系统接管。使用监测布置，控制系统可以根据临床医生的设置确定动脉血中的一种或多种血气值。血气值可以是动脉血中的氧分压的水平。血气值可以是动脉血中的二氧化碳分压的水平。这样确定血气值可以储存为表示预先确定的水平的值。 [0258] 监测布置继续监测血气值。控制系统包括允许其改变氧合气体的流量和/或氧合气体中的氧分数的配置，从而响应于血气值的改变调节气体值。如果检测血气值的改变，控制系统响应改变流量和/或氧分数，从而将血气值向着预先确定的水平调节。 [0259] 预先确定的水平可以通过分析动脉血(例如离开氧合器的血液)或通过使用任意上述方法确定。预先确定的用于血气值的水平可以经界面设置。 [0260] 控制机制改善灌注系统的响应。这进一步允许将血气值维持在预先确定的水平，或在预先确定的界限内。这消除了波动的风险。这改善了灌注系统的安全性。本发明的控制系统可以允许延长的不监视的灌注期。