呼吸设备和用于确定气道中的至少是组织相关阻力的方法

技术领域

本发明涉及一种呼吸设备以及一种用于(区分地)测量或确定患者的气道/呼吸道中的特征值或者至少是组织相关阻力、必要时附加地用于测量或确定气道相关阻力和用于求得患者的(肺泡中的)(全局的)肺泡的压力或压力变化过程的方法。

背景技术

吸气峰压或“peak inspiratory pressure”(PIP)说明了在吸气(Inspiration)期间在气道中人工产生的最大正压力(单位mbar，即毫巴)。

吸气末(平台)压力是在吸气结束时在气道中测得的压力。

在呼气(Exspiration)结束之后在气道中保持的呼气末(平台)压力优选是正的，并因此也被称为呼气末正压力或“positive end-expiratory pressure”(PEEP)。接下来始终参考PEEP。

顺应性[单位mL/mbar，即毫升/毫巴]是患者的肺胸系统的扩张性或还有压力弹性的量度。在通气条件下，为了计算所谓的静态顺应性，使用吸气末(平台)压力(例如P

而所谓的动态顺应性根据PIP(例如P

即，顺应性表明，多少流体(例如呼吸气体、即空气体积)、即ΔV被引入至少一个气道中或从该气道离开，从而该气道中的压力变化了压力差ΔP。在至少一个通气过程期间(吸气，即，将流体输入到气道中；呼气，即，将流体从气道中排出)，可以求得或附加地估计顺应性曲线的变化过程(例如根据经验值)。此时，尤其是可以求得顺应性曲线的如下的子区域，即，在该子区域中可以在尽可能小的压力区间中输入确定的体积(必要时为V

呼吸设备的使用者或优选地(自动工作的)控制装置可以在考虑压力-体积图中的顺应性曲线的至少一个子区域的所求得的或附加地估计的变化过程的情况下，确定具有压力P

在此，应如此设定连续的通气，即，正常通气(即适当地消除或呼出二氧化碳)所需的每分钟通气量(即V

与静态顺应性相比，在动态顺应性中必然也考虑在吸气和呼气期间应克服的抗力(广义的)，包括所谓的通气史(即之前如何为肺通气)的效应在内。通气史的效应产生于如下的事实，即，肺是粘弹性的器官，该器官的机械性能与其将如何运动或已经如何运动了相关。

阻力(单位mbar/(L/s)，即毫巴/(升/秒)，或mbar·s/L，即毫巴·秒/升)描述了在吸气和呼气期间应克服的抗力，并且给出对于气体流量(流体流量)以及进而单位时间(肺中的)体积变化所需的压力。

在给患者通气时，典型地在吸气期间通过测量吸气峰压(PIP)与吸气末(平台)压力之间的压力差与平均吸气流量(吸气流体流量)的比值来估计该阻力。测量的前提是停止吸气流量。

例如，在18L/min[升/分钟]的平均吸气流量下，在吸气峰压(P

在传统的呼吸机中，大多通过这种方法确定阻力。此外，存在其它不同的、基于间歇性的或叠加的测量的方法用以确定阻力。

为了可以全面地检测并描述被通气的肺的性能，除了精确地测量动态顺应性之外，也希望准确地确定吸气和呼气阻力。这是尤其是重(肺)病患者能够个性化地且尽可能温和地在最佳顺应性的范围内通气、即在所谓的下拐点(在下拐点处，顺应性在吸气时在最佳的肺组织复张的意义上最大程度地增大)与所谓的上拐点(在上拐点处，顺应性在吸气时由于肺组织中的越来越大的过度扩张而最大程度地减小)之间通气的前提。

但是，阻力不仅来自于气道的与气体流量相关的抗力(气道相关的；例如气道的横截面，湍流)，而且来自于组织中的抗力(组织相关的；例如通过惯性、剪切、摩擦、粘弹性)。

当由于肺容量的增大或减小必须使组织(不仅肺自身而且周围的/邻接的组织)加速和减速时，尤其是在吸气和呼吸开始时惯性效应很重要。这可能在(尤其是机能上不均匀的)肺组织内导致剪切(所谓的“shear stress(剪应力)”)，而在分界面例如胸膜和肺膜(Pleura parietalis(胸膜体壁层)和Pleura visceralis(胸膜内脏层))的移位层处导致摩擦，该分界面此外在吸气时其(面积)尺寸增加并且在呼气时(面积)尺寸重新减小。粘弹性效应尤其从在肺流道中吸气和呼气时不同的血液体积中产生，由此，肺具有不同的阻性。

肺内不仅有不同顺应性的(可扩张的)肺隔室，而且在阻力方面也存在具有较低的或较高的气道相关阻力或组织相关阻力的肺隔室。这必然使得，从外部始终仅仅获得顺应性和阻力的全局概况。

但是，将阻力区分成气道相关部分和组织相关部分在临床上是有吸引力的：基于气道相关部分，原则上可以计算(肺泡中的)(全局)肺泡压力变化过程。此外，提高的气道相关阻力(与组织相关部分相反)可接受药物疗法。而组织相关阻力暗示着(肺)组织中的改变。由此，组织相关阻力适合作为诊断的、治疗的或甚至预后的参数。

在文献中，在(吸气)峰压上测量出的(总)阻力中组织相关阻力的份额被估计为约25％，也就是说(总)阻力的约75％落在气道相关部分上。这些数据大多以侵入性测量方法(例如食道压力测量)为基础。

发明内容

本发明的目的是，(至少部分地)解决参考现有技术提及的问题。尤其是，应提出一种呼吸设备，以及一种至少用于利用呼吸设备测量和确定在患者的气道中的组织相关阻力、优选用于(区分地)测量和确定气道相关和组织相关阻力以及用于求得(全局的)肺泡压力或压力变化过程的方法。尤其是，应提出一种呼吸设备，通过该呼吸设备可规定/定义和确定特征值。

具有根据权利要求1所述的特征的呼吸设备和具有根据权利要求12所述的特征的方法为实现该目的做出贡献。有利的改进方案是从属权利要求的主题。在权利要求中单独提及的特征可以以技术上合理的方式相互组合，并且可以通过说明书中解释的事实和/或附图中的细节来补充，此时阐明了本发明的其它实施变型方案。

提出一种呼吸设备，该呼吸设备至少包括：气体输入装置和气体排出装置，以用于将(吸气的)流体流量朝向患者的气道输入和用于将(呼气的)流体流量从(患者的)气道中排出回到呼吸设备中或环境中；用于检测气道中的压力的压力传感器；以及用于运行呼吸设备的控制装置。流体流量至少在一个吸气过程和一个呼气过程期间可被调整成恒定值。控制装置被设置用于运行呼吸设备并且用于执行方法、尤其是测量方法，该方法至少包括以下步骤：

a)借助于气体输入装置以恒定的第一流体流量进行一个吸气过程，

b)在第一时刻停止借助于气体输入装置的(吸气)第一流体流量，并且此时

c)借助于压力传感器(测量或)确定在停止的第一时刻存在的第一压力与在一时间段之后出现的第二压力之间的第一压力差；以及

d)借助于气体排出装置以恒定的第二流体流量进行一个呼气过程，

e)在第二时刻停止借助于气体排出装置的(呼气)第二流体流量，并且此时

f)借助于压力传感器(测量或)确定在停止的第二时刻存在的第三压力与在一时间段之后出现的第四压力之间的第二压力差；

g)作为第一特征值，规定并提供(或形成)第一压力差与第二压力差之差，该第一特征值被用于或可用于确定至少患者的组织相关阻力。

优选地，第一流体流量在整个吸气过程上、但尤其是在吸气过程的第二半部中是恒定的。优选地，第二流体流量在整个呼气过程上、但尤其是在呼气过程的第二半部中是恒定的。尤其是，(吸气)第一流体流量和(呼气)第二流体流量在数值上相同。

尤其是，在此，恒定或在数值上相同意味着，可以存在相对于流体流量最大值的高达10％、优选地高达5％、尤其优选地最大1％的偏差。

尤其是，在此处提出的呼吸设备中，患者的通气仅仅通过呼吸设备实现。尤其即，患者的气道(在吸气和呼气期间)仅仅通过呼吸设备加载以流体流量。即，尤其是，不存在不是由呼吸设备触发或产生的流体流量。尤其是，呼吸设备为此包括用于吸气的管腔和用于呼气的管腔。尤其是，设置一个公共的管腔(例如呼吸导管)，从而流体流量仅仅通过一个管腔输入气道或者从气道排出。

尤其是，压力传感器布置在气管内(即，在气管中)。由此可以确定患者气道内的压力。

尤其是，压力传感器布置在呼吸导管的远端，该呼吸导管作为呼吸设备的组成部分位于患者的气道中。

必要时，压力传感器也可以不布置在气管内，而是布置成与患者间隔开。则应能计算确定气管压力。然而，在压力传感器如此布置时，可能产生不精确性，这可能对在此阐述的测量有不利影响。

呼吸导管尤其是具有最大100mL、尤其是最大50mL的死区体积(即，在吸气过程或呼气过程期间留在呼吸导管中的体积)。

已经观察到，在V

但是，在吸气过程期间，气道相关阻力尤其是更多表现为稍微减小。这可以通过支气管的横截面在压力升高时扩大(尽管很小)来解释，该横截面扩大超过地补偿了(具有平滑肌的)小支气管或细支气管在吸气期间增加的长度所带来的提高抗力的效应。在这方面可以参考哈根-泊肃叶定律，其描述了，管径的变化以四次方影响气体流量(流体流量)，而长度的变化仅仅成正比地影响气体流量(流体流量)。

即使从(具有平滑肌的)小支气管或细支气管到肺泡的压力降低的大小必然与气体流量相关，并因此在较大的气体流量时可能导致(具有平滑肌的)小支气管或细支气管的相对较强的扩张以及进而横截面增大，因此较高的气道压力最多导致气道相关阻力减小，而不是增加。

因此认为可信的是，在潮气量更大但是气体输入流量(在吸气期间的流体流量)相同时，吸气(总)阻力的增大主要是基于组织相关阻力的增大。反过来可以预见，在呼吸气体的呼气排出流量(在呼气期间的流体流量)中以及由此肺容量减小时，组织相关阻力在(总)阻力中的份额再次下降，并且在完全呼气时仅仅(几乎)消失或者在PEEP时达到最小值。

因此，对于步骤g)尤其适用如下假设或者通过控制装置为该方法规定：组织相关阻力在呼气末状态中可忽略并且在吸气末状态中最大。

尤其是，通过仅仅进行步骤d)至f)，并且当第三压力相应于呼气末压力时，可确定患者的气道相关阻力(因为组织相关阻力在呼气末状态中可忽略)。因此，尤其可行的是，在呼气末压力(作为第三压力)下步骤d)至f)仅仅进行一次，或者优选地在通气期间重复地进行，以便(直接)求得气道相关阻力。

尤其是，通过进行步骤d)至f)，并且当第三压力相应于呼气末压力时，规定并提供第二特征值，并由此可确定患者的气道相关阻力。

附加地，对于步骤g)尤其适用如下假设或者通过控制装置为该方法规定：组织相关阻力在呼气末状态与吸气末状态之间的吸气过程期间(近似)线性地增大，并且在吸气末状态和呼气末状态之间的呼气过程期间再次(近似)线性地减小。

尤其是，在步骤g)中，也可利用控制装置确定气道相关阻力(见以下的第一计算示例)并且(通过换算成已知的恒定的流体流量)确定吸气和呼气的压力降低。

因此，在此尤其是假设或者通过控制装置为该方法规定：在呼气末测量出的(总)阻力或多或少仅仅是气道相关的，并且由此小于在达到峰压(PIP)后在吸气末测量出的(总)阻力，在该在吸气末测量出的(总)阻力中也包含了组织相关阻力。组织相关阻力又相应于吸气时和呼气时测量出的(总)阻力之差。

为了能求得气道相关阻力和/或组织相关阻力或者说第一特征值和/或第二特征值，尤其是以下内容是所需的或合理的：

i.在吸气(吸气过程)和呼气(呼气过程)期间稳定的或恒定的、尤其是在大小上相同的气体流量(流体流量)。应注意的是，在流体流量变化(例如在以压力或体积控制的通气情况下)时，尤其是在(具有不同的气体流量的)(高)动态的流量剖面的情况下，将测量出的阻力换算成相同的气体流量至少是复杂的且高成本的；

ii.理想地，在吸气期间气管内(在气管中)的压力测量；即例如，在吸气的气体输入流量停止之后(例如在达到所设定的吸气峰压或达到期望的待输入的V

iii.理想地，在呼气期间气管内(在气管中)的压力测量；即例如，在呼气的气体排出流量停止之后(例如在返回到所设定的呼气末压力之后立即)的从呼气末压力上升到呼气末(平台)压力的压力升高的测量。

对于以下的第一计算示例，已经测量出或确定了在吸气末状态中的第一压力差与在呼气末状态中的第二压力差。因此，在吸气末状态中，所测量出的(总)阻力由组织相关阻力的最大值和(尤其是在V

第一计算示例

作为第一压力差测量出的8mbar/(L/s)的吸气末(总)阻力(即气道相关阻力和组织相关阻力之和)相应于在12L/min(即0.2L/s)的气体流量下1.6mbar/0.2L/s的(总)阻力。如果作为第二压力差在呼气末在相同的12L/min的流量下测量出4mbar/(L/s)的(总)阻力(即0.8mbar/0.2L/s)，其中，在呼气末假设：阻力仅仅是气道相关的并且组织相关阻力可忽略，则气道相关阻力即为0.8mbar/0.2L/s(相应于呼气末的测量)，并且(最大)组织相关阻力同样为0.8mbar/0.2L/s，即，4mbar/(L/s)(相应于吸气末测量出的(总)阻力减去气道相关阻力)。

此时，在此借助于压力传感器，在恒定的、已知的且到测量第一压力差时一直存在的12L/min(即0.2L/s)的流体流量的情况下，作为在吸气末的第一压力与在一时间段之后出现的第二压力之间的第一压力差，测量出1.6mbar的值。

由于已知流体流量，该确定的或测量出的第一压力差可以换算成吸气末(总)阻力、即气道相关和组织相关阻力，在此换算成8mbar/(L/s)的值。在此，8mbar的值可以用作被标准化/归一化成1L/s流体流量的、第一压力差的值。

此外，借助于压力传感器，在恒定的且相同的且到测量第二压力差时一直存在的12L/min的流体流量的情况下，作为在呼气末的第三压力与在一时间段之后出现的第四压力之间的第二压力差(第二特征值)，测量出0.8mbar的值。

由于已知流体流量，该确定的或测量出的第二压力差可以换算成呼气末(总)阻力，即气道相关阻力，在此即换算成4mbar/(L/s)的值。在此，4mbar的值可以用作被标准化成1L/s流体流量的、第二压力差的值。

根据步骤g)，从第一压力差与第二压力差之间的差，确定(最大的)组织相关阻力，在此：1.6mbar-0.8mbar＝0.8mbar(或者标准化地，8mbar-4mbar＝4mbar)。该差、即0.8mbar的值作为第一特征值由控制装置规定和提供。由此，在考虑吸气和呼气时恒定的且相同的流体流量的情况下，得到0.8mbar/0.2L/s、即标准化的4mbar/(L/s)的(最大)组织相关阻力(等于吸气末测量出的(总)阻力减去气道相关阻力)。

对于步骤g)以及为了规定并提供压力差之差，尤其是需要将这些压力差换算成标准化的压力差，也就是说，所述压力差应或者(优选地)在相同的流体流量的情况下确定或测量，或者换算成相同的流体流量(见第一计算示例)。

如果假设或者规定在吸气和呼气期间气道相关阻力基本上保持不变并且组织相关阻力在吸气期间连续地(近似)线性地增大而在呼气期间连续地(近似)线性地再次减小(在最佳或最大顺应性的范围内通气时并且在压力和体积在时间上的变化缓慢且均匀的前提下，可以出现这种情况)，则可以推导出(全局的)肺泡压力或压力变化过程。

为此，人或控制装置首先必须通过根据相应的(当前)气体流量对气道相关阻力(即(总)阻力减去组织相关阻力的份额)进行换算来求得压力降低，该压力降低导致了在吸气时从气管向肺泡(也就是说从气管朝向肺泡的方向)的气体流量或者在呼气时从肺泡向气管(即从肺泡朝向气管的方向)的气体流量。因此，尤其是，从气道相关阻力和恒定的流体流量中，即从气道相关阻力(作为乘数)和流体流量(作为被乘数)的乘积中，得到在气管压力与肺泡压力之间的压力差(压力降低)(在第一计算示例中，这是0.8mbar，即，0.8mbar/0.2L/s·0.2L/s，或4mbar/(L/s)·12L/min)。

随后，将该压力降低在吸气中从气管测得的压力中扣除(减去)或者在呼气中加到(加上)气管测得的压力上，因此求得(在给定时刻)(全局的)肺泡压力或(时间上的)压力变化过程。

尤其是，至少为了确定组织相关阻力，可利用控制装置进行回归分析，尤其是线性回归分析。在此，优选地，使用线性函数来描述组织相关阻力在吸气末状态和呼气末状态之间的变化。控制装置尤其是实施成适用于进行回归分析。

第二计算示例

基于(气管的)压力测量，在气体流量为15L/min(即0.25L/s)时，从吸气末测得的第一压力差和由此确定的6mbar/(L/s)的(总)阻力中，得到1.5mbar/0.25L/s的(总)阻力。呼气末测得的第二压力差和由此确定的4mbar/(L/s)的(总)阻力(相应于气道相关阻力)相应于在相同的1mbar/0.25L/s的气体流量的情况下。因此，最大的组织相关阻力相应于0.5mbar/0.25L/s。在一半V

如结合第一计算示例解释的那样，作为第一压力差，借助于压力传感器测量出1.5mbar的值。作为第二压力差，测量出1mbar的值。从作为第二特征值的第二压力差中，可以直接推出4mbar/(L/s)的标准化的气道相关阻力。由此，可以从压力差之差中确定0.5mbar/0.25L/s或标准化地2mbar/(L/s)的最大组织相关阻力。

尤其是，从对在吸气过程期间(并且不是在达到吸气峰压时才)进行的和/或呼气过程期间(并且不是在达到PEEP时才)进行的压力差的测量和确定中，至少组织相关阻力可在相应的压力区间上求得。在此，(例如利用控制装置)尤其是考虑所述时刻的位置与吸气末状态和呼气末状态的比例关系，并且例如借助回归分析确定在相应时刻存在的组织相关阻力的份额。

尤其是，至少第二压力或第四压力可(通过控制装置)来计算确定。在此，可以假设，在吸气测量时出现的压力降低和在呼气测量时出现的压力升高的变化曲线分别典型地渐近地伸延。由此，可以从压力降低或压力升高的初始的变化过程计算确定或至少估计在稍晚的时刻出现的压力最终值。必要时也可行的是，实际上等待患者的这种压力降低或压力升高发生，并由此近似计算变化过程，从而在患者的下一个通气进程中可以根据近似求得的变化过程确定出现的压力最终值。

已知不同的通气方法：在(传统的)容量控制通气(“Volume-ControlledVentilation”，VCV)中，V

在压力控制通气(“Pressure-Controlled Ventilation”，PCV)中，连续地减小开始时高的吸气气体流量(流体流量)，而通过呼吸设备检测压力升高。因此，目标参数和控制变量是吸气压力(以及必要时PEEP)。从在呼吸设备处调整的压力和患者的肺部情况中得到V

VCV和PCV(以及所有由此衍生的通气方法)依托于不受控的呼气。由此，呼气的气体排出流量(流体流量)与胸肺系统的回位力和呼气的(总)阻力相关，在呼气期间持续变化(逐渐减小)并且在接近呼气结束时接近零。

因此，(全局的)肺泡压力-时间曲线的构建不仅需要准确的、连续的呼气的气体流量测量，而且需要复杂的数学计算，通过该数学计算可以估计在呼气期间的不同时间从肺泡向气管的相应的压力降低(例如根据DE 10 2006 025 809.6的“Verfahren zuratemzugweisen kontinuierlichen Bestimmung der intratidalen dynamischenAtemmechanik mittels gleitender multipler Regressionsanalyse”)。而基于平均的呼气气体排出流量的简单计算非常不准确并且由此不可靠。

流量控制通气(“Flow-Controlled Ventilation”，FCV；例如DE 10 2016103678.1和DE 10 2016 109 528.1)是现在在临床上也已经实现的通气模式，其中(与传统的呼吸设备相比)，不仅在吸气时而且在呼气时控制调节气体流量。在FCV中，呼气的气体排出流量尤其是等于吸气的气体输入流量；在此，得到优选地1:1的吸气和呼气比例。气体流量(流体流量)是稳定的或恒定的(即，在大小上没有显著变化)并且在此优选地刚好如此大，使得患者能实现正常通气。尤其是在呼气开始时，即从吸气峰压开始，优选地减小第二流体流量(例如通过抗力)。在呼气期间，并且尤其是接近呼气结束时，即，接近呼气末压力时，才增大地辅助第二流体流量(例如通过吸入作用)。

仅仅已知另外一种可以调制呼气气体排出流量的经验的(但是目前为止临床上不可用的)通气方法：在“Flow-controlled Expiration(流量控制呼气)”(FLEX；s.MinervaAnestesiologica 80(1):19-28(2014))中，通过无源的、动态的电阻器实现一定的呼气控制，该电阻器布置在传统的呼吸机的呼气分支中并且其电阻在呼气期间逐渐降低。虽然该系统可以根据胸肺系统的回位力和呼气(总)阻力调制气体排出流量，但是不能实现并保持(基本)稳定的呼气气体排出流量。1:1的I:E比例以及进而在大小上相同的吸气和呼气气体流量(流体流量)都实现不了。

与FLEX相比，FCV的优点在于，呼气流体流量被主动调控(在稳定的或恒定的气体流量的意义上)并且由此是已知的。这例如可以利用有源的、动态的电阻器实现(例如电阻元件与吸入部的组合，例如通过气体流反转元件，例如从DE 10 2007 013 385.7中已知的)。在此，例如在呼气的(时间上的)第一半部中首先通过电阻元件减小由于胸肺系统的回位力而特别高的流体流量。在呼气的(时间上的)第二半部中，当回位力变小并且由此流体流量通常逐渐减小了时，由吸入部(例如负压接头等)增大流体流量并且整体保持流体流量恒定。

尤其是，在呼气的(时间上的)第二半部中，气体排出流量(第二流体流量)由此非常稳定并且可以在数值上调整成尤其是相当于吸气流体输入流量(第一流体流量)，即，尤其是在整个呼气过程上。

与利用在吸气和/或呼气时减速的流体流量工作的通气方法(例如VCV，即，仅仅在吸气时调节气体流量的容量控制的通气方法，或者PCV，即，同样仅仅在吸气时调节气体流量的压力控制的通气方法)相比，FCV实现了对于此处阐述的测量和计算最佳的条件。

为了尽可能简单地且准确地计算(全局的)肺泡压力或压力变化过程，相应稳定的或恒定的、尤其是在数值上相同的、吸气和呼气的流体流量是优选的，尤其是因为在否则必要的气体流量测量、信号处理以及随后对气体流量的调节和控制时不可避免的时间延迟。仅仅FCV满足这些前提。

在此，尤其是吸气的第二半部和呼气的第二半部是特别有利的，因为在这里在FCV中存在(非常)稳定的流体流量条件，并且在各个第一半部中(尤其是在吸气和呼气开始时或在从吸气向呼气以及从呼气向吸气变换时)重要的效应(例如惯性效应)几乎不再重要。因此，可以在考虑所求得的气道相关阻力的情况下，从(优选气管地)测得的压力的换算中获得对(全局的)肺泡压力或压力变化过程的良好描摹。

也可以基于所求得的(总)阻力近似地估计(全局的)肺泡压力或压力变化过程。但是，此时FCV的特殊的气体流量条件(在吸气和呼气期间连续的、恒定的、尤其是在数值上相同的气体流量)再次是良好近似的前提。

第三计算示例：

鉴于在FCV中最大15L/min(即0.25L/s)的典型很低的气体流量，甚至在提高的、8mbar/(L/s)(即2mbar/0.25L/s)的标准化(总)阻力下，由于不考虑组织相关阻力，也得到(全局的)肺泡压力或压力变化过程的最大1mbar的误差(在假设组织相关阻力在(总)阻力中的份额提高到50％的条件下)。

出于其它(例如机械的和能量技术的)原因，在使用个人最佳的、即最大的顺应性的范围的情况下，利用缓慢的、均匀的压力和体积变化进行通气也是合理的。

FCV尤其是设想用于受控的、最大化保护肺的通气，但是并不用于辅助自主呼吸，因为为此需要显著更大的气体流量。

尤其是通过尽可能低的、稳定的且在数值上相同的吸气和呼气流体流量，可以使在肺中的气体分布方面的差异(在物理可能性内)最小。CT检查和电阻抗断层扫描已经证明，通过FCV可以整体上更好且更均匀地不仅给健康的肺而且给患病的肺通气。

因此，本发明的目的是，阐述一种呼吸设备以及方法，该呼吸设备以及方法实现在受控地为患者通气期间简单地且(在物理可能性的范围内)准确地确定特征值或气道相关阻力和组织相关阻力，并且基于此求得(全局的)肺泡压力或压力变化过程。

呼吸设备例如是呼吸机，呼吸机利用连续的(即没有显著停顿)、分别稳定或恒定的、在数值上在吸气和呼气时相同的流体流量(以及进而典型地1:1的I:E比例)优选地在最优的或最大的顺应性的范围内进行通气。在此，流体流量刚好如此大，使得在患者处能实现正常通气或者说期望的二氧化碳消除或呼出程度。

在考虑压力-体积图中的顺应性曲线的至少一个子区域的所求得的或附加地估计的变化过程的情况下，呼吸设备的使用者或优选地(自动工作的)控制装置可以确定具有压力P

虽然吸气和呼气的流体流量可以在数值上不同，但尤其是设置：当前的流体流量分别在吸气过程期间和呼气过程期间与所设定的或平均的流体流量仅仅具有最大10％、优选最大5％、尤其优选最大1％的偏差。尤其是，在吸气过程和呼气过程之间也可以有相应的偏差。但是，在吸气过程和呼气过程之间的比例尤其是为1:1，即，流体流量恒定并且对于吸气过程和呼气过程在数值上相同。

呼吸设备在技术上尤其是设计成用于连续的、优选气管的压力测量，并且如此编程或可编程，使得选择性地通过使用者或者以固定的循环在足够长的流体流量停顿期间不仅测量或确定或者能测量或确定在吸气过程期间(第一时刻)、尤其是在达到吸气峰压(PIP)之后在随后紧接着的时间段中出现的压力降低，而且测量或确定或者能测量或确定在呼气过程期间(第二时刻)、尤其是在达到呼气末压力(PEEP)之后在随后紧接着的时间段中出现的压力升高。

在此，吸气测量和呼气测量可以位于同一通气循环(即一个吸气过程和直接跟随的一个呼气过程)中，分布在两个彼此衔接的通气循环上，或者优选地被几个(正常的)通气循环分开。

通过呼吸设备以及利用用于区分地测量气道相关和组织相关阻力和用于求得(全局的)肺泡压力或压力变化过程的方法，可以从该压力测量以及相应(已知的)吸气和呼气流体流量出发，求得并且选择性地输出(例如在呼吸设备的显示器上输出)气道相关阻力和组织相关阻力。

然后(也在该通气期间)，从气道相关阻力和相应(已知的)吸气和呼气流体流量中，可计算并且选择性地输出(例如在呼吸设备的显示器上输出)吸气和呼气压力降低。最终，也可以计算并且选择性地输出(例如在呼吸设备的显示器上输出)(全局的)肺泡压力或压力变化过程。

通过呼吸设备和/或所阐述的方法，尤其是借助于在吸气和呼气期间流体流量的中间时间停止，在(优选最优的、即最大的)顺应性的部分范围上也可以确定并区分气道相关和组织相关阻力。

在达到所设定的吸气峰压之后的第一时刻的测量与在达到所设定的呼气末压力之前的第二时刻的中间时间测量相组合，尤其是实现，还更准确地确定并且区分气道相关和组织相关阻力，并且相应地也还更准确地计算(全局的)肺泡压力或压力变化过程。

在达到所设定的吸气峰压之前的第一时刻的中间时间测量与在达到所设定的呼气末压力之后的第二时刻的测量相组合，也达到同样效果。

尤其是在中间时间测量中，即，在吸气期间且达到吸气峰压之前，或在呼气期间且达到呼气末压力之前进行测量时，应考虑的是，在FCV中尤其是在吸气的第二半部中和呼气的第二半部中存在(非常)稳定或恒定的流体流量条件并因此存在特别有利的测量条件。

以间歇性地(即仅仅对于所涉及的循环)更低或更高的峰值压力进行测量和/或以间歇性地(即仅仅对于所涉及的循环)更低或更高的呼气末压力进行测量也是可行的。但是，这优选地应在最大顺应性的范围内进行，因为否则的话在峰值压力过高时这可能导致肺组织的(局部的)过度扩张，或者在呼气末压力过低时可能导致肺组织的(局部的)萎陷。

优选地，(全局的)肺泡压力或压力变化过程基于吸气的在时间上的第二半部和呼气的在时间上的第二半部来计算，因为气体输入流量(从呼吸设备向气道的吸气流体流量)和气体排出流量(从气道返回呼吸设备或环境中的呼气流体流量)分别(在数值上)是非常稳定的，并且尤其是在不均匀的肺中在吸气和呼气开始时或在从吸气向呼气并且从呼气向吸气变换时出现的惯性效应以及由此引起的剪切效应几乎不再重要。

尤其是，至少在步骤b)中，在达到吸气峰压时停止(吸气的)第一流体流量，和/或在步骤e)中，在达到呼气末压力时停止(呼气的)第二流体流量(例如也见第一计算示例)。

尤其是，此时在第一压力差(第一压力相当于吸气峰压)下，得到作为组织相关阻力的最大值与气道相关阻力之和的(总)阻力，在第二压力差(第三压力相当于吸气末压力)下，(仅仅)由气道相关阻力得到(总)阻力(因为组织相关阻力是可忽略的并且不被考虑)。

尤其是，从气道相关阻力和恒定的流体流量中，即，从气道相关阻力与流体流量的乘积中，得到在气管压力和肺泡压力之间的压力差(压力降低)。尤其是，从中可以计算肺泡压力或(在时间上的)肺泡压力变化过程。

备选地，基于吸气的(总)阻力(即在不考虑组织相关阻力的情况下)便已可以相当好地估计(全局的)肺泡压力或压力变化过程(例如也见第三计算示例)。

此外，提出一种用于利用呼吸设备、尤其是利用所阐述的呼吸设备确定患者的至少是组织相关阻力的方法。

该呼吸设备至少包括：气体输入装置和气体排出装置，以用于将(吸气的)流体流量朝向患者的气道输入和用于将(呼气的)流体流量从(患者的)气道中排出回到呼吸设备中或环境中；用于检测气道中的压力的压力传感器；以及用于运行呼吸设备的控制装置。流体流量至少在一个吸气过程和一个呼气过程期间可被调整成恒定值。控制装置被实施或设定成适用于执行一方法(或者说测量方法)，该方法至少包括以下步骤：

a)借助于气体输入装置以恒定的第一流体流量进行一个吸气过程，

b)在第一时刻借助于气体输入装置停止(吸气的)第一流体流量，并且此时

c)借助于压力传感器(测量或)确定在停止时的第一时刻存在的第一压力与在一时间段之后出现的第二压力之间的第一压力差；以及

d)借助于气体排出装置以恒定的第二流体流量进行一个呼气过程，

e)在第二时刻借助于气体排出装置停止(呼气的)第二流体流量，并且此时

f)借助于压力传感器(测量或)确定在停止时的第二时刻存在的第三压力与在一时间段之后出现的第四压力之间的第二压力差；

g)规定并提供(或形成)第一压力差与第二压力差之间的差作为第一特征值，并且至少确定患者的组织相关阻力。

以上(非决定性地)将方法步骤分成a)至g)应仅仅首要用于区分而并不强加任何顺序和/或依赖性。例如在呼吸设备的设定和/或运行期间方法步骤的频次也可以变化。同样可行的是，方法步骤至少部分地在时间上彼此重叠。尤其优选地，分别交替地先后进行方法步骤a)至c)和方法步骤d)至f)。但是也可行的是，分别多次地重复方法步骤a)至c)或方法步骤d)至f)。步骤g)尤其是可以在执行步骤a)至f)一次之后或者在执行步骤a)至f)多次之后或在至少执行步骤a)至c)或步骤d)至f)多次之后进行。步骤g)可以有条件地进行，并且必要时仅仅当进行了步骤a)至f)至少一次时，才进行步骤g)。

尤其是，以所提及的顺序进行步骤a)至g)。

尤其是，至少是步骤a)至c)在吸气过程期间或者步骤d)至f)在呼气过程期间分别与步骤g)一起重复进行。

尤其是，步骤a)至c)在吸气过程期间以及步骤d)至f)在呼气过程期间分别与步骤g)一起重复进行。

可行的是，如以上所述的那样，在方法的范围内仅仅分别进行步骤b)和e)一次以确定组织相关阻力。在此，第一压力例如可以相当于吸气峰压(PIP)并且第三压力相当于呼气末压力(PEEP)，但也可以为第一压力和第三压力使用其它的压力值。

尤其是可行的是，在呼气末压力(作为第三压力)时，仅仅进行步骤d)至f)一次，或者优选地在该通气期间重复进行步骤d)至f)，以便由此规定并提供第二特征值，并由此(直接)求得或确定气道相关阻力。

也可行的是，多次停止相应的流体流量，并且在不同的压力值时确定相应的压力差。相应流体流量的停止可以在同一通气循环的吸气过程和呼气过程中或者在彼此不同的通气循环中实施。

通过多次进行所述步骤，可以更准确地确定所寻求的用于组织相关阻力和/或气道相关阻力的值、(在吸气时从气管向肺泡或在呼气时从肺泡向气管)的压力降低，以及肺泡压力或压力变化过程。

对于步骤g)尤其适用如下假设：组织相关阻力在呼气末状态中可忽略而在吸气末状态中最大，并且在此期间在吸气过程期间(近似)线性地增大且在呼气过程期间(近似)线性地减小。

此外，提出一种用于呼吸设备的、尤其是用于所阐述的呼吸设备的控制装置，控制装置配备、配置或编程成(适合)用于执行所阐述的方法。

呼吸设备的实施方案尤其是可转用到方法和控制装置上，并且反之亦然。

此外，所阐述的方法也可以由使用者(部分)手动地实施，或者由(独立的)计算机或者利用控制装置的处理器半自动地或(全)自动地实施。

相应地，也提出一种用于数据处理的系统，该系统包括处理器，处理器被适配、编程和配置成，使得处理器执行所阐述的方法或方法的一部分步骤(必要时与使用者对话)。

可以设置一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质包括命令/算法，在通过计算机/处理器运行时，该命令/算法促使计算机/处理器实施所阐述的方法或该方法的至少一部分步骤(必要时与使用者对话)。

尤其是在权利要求中以及在反映权利要求的说明书中，所使用的不定冠词(“一”、“一个”)应理解成冠词而不是数词。由此相应地如此理解所引入的术语或部件，即，该术语或部件存在至少一次，但尤其是也可以多次存在。

以防万一要说明的是，在此使用的数词(“第一”、“第二”、……)首要(仅仅)用于区分多个相同类型的对象、参数或过程，即尤其是不强制给定这些对象、参数或过程的依赖性和/或顺序。如果需要依赖性和/或顺序，则这一点会明确指出，或者对于本领域技术人员来说在研究具体阐述的设计方案时是显然的。如果一个构件多次出现(“至少一个”)，则对于这些构件中的一个的阐述同样地适用于多个这种构件中的一部分或所有；但这不是强制的。

附图说明

接下来根据附图详细解释本发明以及技术领域。应指出的是，本发明不应局限于所提及的实施例。尤其是，只要没有明确地另外阐明，也可行的是，从在图中解释的事实中提取出部分方面并且与本说明书中的其它组成部分和认知相互组合。尤其是，应指出的是，附图以及尤其是所示出的尺寸比例仅仅是示意性的。在附图中：

图1示出了运行中的呼吸设备；

图2示出了方法的第一变型方案；

图3示出了方法的第二变型方案；以及

图4示出了压力-体积图。

具体实施方式

图1示出了运行中的呼吸设备1。呼吸设备1包括：气体输入装置2和气体排出装置3，其用于将(吸气的)第一流体流量4输入到患者的气道5和用于将(呼气的)第二流体流量6从气道5排出回呼吸设备1中或环境7中；用于检测气道5中的压力9的压力传感器8；以及用于运行呼吸设备1的控制装置10。流体流量4、6在一个吸气过程11和一个呼气过程12期间可被设定成恒定的值。控制装置10实施成适用于运行呼吸设备1和执行测量方法。

压力传感器8布置在气管内。压力传感器8位于通气导管的远端处，通气导管作为呼吸设备1的组成部分布置在患者的气道5中。

此外，呼吸设备1包括可视化装置30(例如显示器)，在该可视化装置上可示出(总)阻力、气道相关阻力和组织相关阻力，但是尤其是也可示出在时间28上的当前肺泡压力9和/或肺泡压力9的和体积29的变化过程24(作为压力-体积曲线)。

图2示出了方法的第一变型方案。在图2中，示出了多个通气循环。在图2上部所示的图中，在竖直轴上示出的是压力9，在水平轴上的是时间28。在图2下部所示的图中，在竖直轴上示出的是流体流量4、6，在水平轴上的是时间28。

在第一通气循环(最左)中，示出了正常的FCV循环，其具有稳定的、吸气和呼气时(在数值上)相同的流体流量4、6以及进而吸气过程11和呼气过程12的1:1的比例。第二通气循环(左二)和第三通气循环(右二)是测量循环：在第二通气循环中，在达到所设定的吸气峰压25(第一压力15)时，第一流体流量4停止。随后，压力9在时间段16中下降到吸气末(平台)压力，即第二压力17。这样求得的第一压力差14除以吸气的第一流体流量4得出(总)阻力(即气道相关阻力和组织相关阻力之和)。在第三通气循环中，在达到所设定的呼气末压力26(第三压力20)时，呼气的第二流体流量6停止。随后压力9升高到稍微更高的呼气末(平台)压力，即第四压力21。这样求得的第二压力差19除以呼气的第二流体流量6，得出气道相关阻力。组织相关阻力是压力差14、19的差与吸气或呼气流体流量4、6的比值。第四通气循环(最右)再次是正常的FCV循环，该FCV循环具有由于之前的测量以及由此稍微提高的起始压力而稍微缩短的吸气过程11。

根据所述方法或测量方法的步骤a)，在第二通气循环中以恒定的第一流体流量4进行吸气过程11。根据步骤b)，在第一时刻13停止第一流体流量4，并且此时根据步骤c)测量或确定在第一停止时刻13存在的第一压力15与在时间段16之后出现的第二压力17之间的第一压力差14。随后进行呼气过程12。在随后的第三通气循环中，首先进行吸气过程11，然后根据步骤d)以恒定的第二流体流量6进行呼气过程12。根据步骤e)，在第二时刻18停止第二流体流量6，并且此时根据步骤f)测量或确定在第二停止时刻18存在的第三压力20与在时间段16之后出现的第四压力21之间的第二压力差19。根步骤g)，形成第一压力差14与第二压力差19的差，并且确定至少是患者的组织相关阻力。

图2相应于第一计算示例，在该第一计算示例中，测量吸气末状态23下的第一压力差14和呼气末状态22下的第二压力差19。因此，在吸气末状态23中，所测得的(总)阻力由组织相关阻力的最大值和(尤其是恒定的)气道相关阻力组成。在呼气末状态22中，所测得的(总)阻力尤其是仅包括气道相关阻力，因为组织相关阻力被忽略。

图3示出了方法的第二变型方案。参考图2的实施方案。

在图3中，示出了多个通气循环。在图3上部所示的图中，在竖直轴上示出压力9，在水平轴上示出时间28。在图3下部所示的图中，在竖直轴上的是流体流量4、6，在水平轴上的是时间28。

第二通气循环(左二)和第四通气循环(最右)是正常的FCV循环，其具有稳定的、吸气时和呼气时(在数值上)相同的流体流量4、6以及进而吸气过程11和呼气过程12的1:1的比例。第一通气循环(最左)和第三通气循环是测量循环：在第一通气循环中，在达到所设定的吸气峰压25之前的中间时间，(吸气的)第一流体流量4在第一压力15时停止。随后，压力9下降到(中间)吸气(平台)压力，即第二压力17。第一压力差14与吸气的第一流体流量4的比值得出在第一时刻13的(总)阻力(即气道相关阻力和组织相关阻力之和)。在第三通气循环(右二)中，在达到所设定的呼气末压力26之前的中间时间，(呼气的)第二流体流量6在第三压力20时停止。随后压力9升高到稍微更高的(中间)呼气(平台)压力，即第四压力21。第二压力差19与呼气的第二流体流量6的比值得出在第二时刻18的气道相关的(总)阻力(即气道相关阻力和组织相关阻力之和)。通过在流体流量4、6在吸气和呼气时中间时间停止时的压力差14、19得到的组织相关阻力是第一压力差14与第二压力差19之间的差与吸气或呼气的流体流量4、6的比值。

在假设气道相关阻力在吸气过程11和呼气过程12期间基本上保持不变并且组织相关阻力在吸气过程11期间连续地(近似)线性地增大而在呼气过程12期间连续地(近似)线性地再次减小(当在压力9和体积29在时间28上的变化缓慢且均匀的前提下、在最优或最大顺应性的范围内通气时，允许出现这种情况)的情况下，可以推导出(全局)肺泡压力9或肺泡压力9的变化过程24。

为此，需要通过将气道相关阻力换算成相应的(当前)流体流量4、6来求得压力降低，该压力降低导致了在吸气时从气管向肺泡(也就是说从气管朝向肺泡的方向)的气体流量或者在呼气时从肺泡向气管(即从肺泡朝向气管的方向)的气体流量。

至少为了确定组织相关阻力，可利用控制装置10进行回归分析，尤其是线性回归分析。在此，使用线性函数来描述组织相关阻力在吸气末状态23和呼气末状态22之间的变化。控制装置10尤其是实施成适用于进行回归分析。

由此，从在吸气过程11期间(并且不是在达到吸气峰压25时才)进行的和/或呼气过程12期间(并且不是在达到呼气末压力26时才)进行的对压力差14、19的测量中，可以至少求得组织相关阻力。在此，尤其是考虑所述时刻13、18的位置与吸气末状态23和呼气末状态22的位置的关系，并且例如借助于回归分析来确定在时刻13、18存在的组织相关阻力的份额。在这方面请参考以上所述的第二计算示例。

图4示出了压力-体积图。在竖直轴上示出体积29(单位mL)。在水平轴上示出压力9(单位mbar)。参考图1至3的实施方案。

图4是基于最佳通气的患者的压力-体积曲线。基于吸气的(总)阻力，便已完全可以很好地估计(全局的)肺泡压力9或肺泡压力9的变化过程24。为此，使用吸气的和呼气的压力-体积曲线的相应的第二半部27，因为此时在FCV中存在(非常)稳定的流体流量条件，并且在相应的第一半部中(尤其是在吸气过程11和呼气过程12开始时或在从吸气过程11向呼气过程12以及再次向吸气过程11切换时)重要的效应(例如惯性效应和由此引起的剪切效应)几乎不再重要。

在该示例中，吸气和呼气的流体流量4、6分别为11L/min(＝0.183L/s)。吸气的(总)阻力为5.7mbar/(L/s)或1.05mbar/0.183L/s(相对于流体流量4、6)。在(沿着与曲线相交的虚线)的中心，压力-体积曲线的宽度为2.1mbar。估计为1.05mbar的、从气管向肺泡的(最大)吸气压力降低或其变化过程24被绘成与吸气的压力-体积曲线的直线的第二半部27(在此描成黑色)、即吸气过程11平行的虚线平行线。相应地，设成同样大小的从肺泡向气管的呼气压力降低或其变化过程24被绘成与呼气的压力-体积曲线的直线的第二半部27(在此也描成黑色)、即呼气过程12平行的实线平行线。

虚线平行线和实线平行线共同地非常好地再现了在该通气循环期间(全局的)肺泡压力9和肺泡压力9的变化过程24。

值得注意的是，这两条平行线一起不是得到一条直线，而是稍微彼此倾斜。这(非常简化地)成像出S形地盘绕的动态的顺应性-曲线的中心区域。在此，通过两条平行线形成的拐点31准确地表明了转折(曲率方向的变换)。在此处阐述的用于估计(全局的)肺泡压力9或肺泡压力9的变化过程24的方法中，所求得的肺泡压力或肺泡压力的变化过程尤其是在早期的吸气中必然稍微过高，这是因为为此使用了更大的吸气末测量出的(总阻力)而不是更小的呼气末(主要是气道相关的)阻力。但是，仅当在吸气过程11期间建立了测量技术上可检测到的组织相关阻力时，这才是重要的，该组织相关阻力然后在呼气过程12期间减小并且在呼气过程12结束时再次(几乎)消失。

亦即尤其是，基于吸气过程11的第二半部27和呼气过程12的第二半部27计算(全局的)肺泡压力9或肺泡压力9的变化过程24，因为从呼吸设备1流到气道5的第一流体流量4和从气道5返回呼吸设备1中或环境7中的第二流体流量6分别(在数值上)非常稳定，并且尤其是在不均匀的肺中在吸气过程11和呼气过程12开始时或者在从吸气过程11向呼气过程12以及从呼气过程12向吸气过程11变换时出现的惯性效应和由此引起的剪切效应几乎不再重要。

利用呼吸设备1和/或利用用于区分地测量气道相关阻力和组织相关阻力以及用于求得(全局)肺泡压力9或肺泡压力9的变化过程24的方法，从所阐述的根据步骤c)和f)的压力测量以及相应(已知的)吸气和呼气的流体流量4、6出发，求得并且选择性地输出气道相关阻力和组织相关阻力。

然后(同样在通气期间)，可以从气道相关阻力和相应的(已知的)吸气和呼气的流体流量4、6，计算并且选择性地(例如在呼吸设备1的显示器上)输出吸气压力降低和呼气压力降低。最终，可以计算并且选择性地(例如在呼吸设备1的显示器上)输出(全局)肺泡压力9或肺泡压力9的变化过程24。

利用呼吸设备1和/或所阐述的方法，尤其是借助在吸气过程11和呼气过程12期间流体流量4、6的中间时间停止，在(最佳的、即最大的)顺应性的部分范围上也能确定并区分气道相关阻力和组织相关阻力(例如参见图3的第一通气循环(最左)和图3的第三通气循环(右二))。

在达到所设定的吸气峰压25后在第一时刻13的测量(例如参见图2，具有在紧接着的时间段16中出现的第一压力差14的第二通气循环(左二))与在达到所设定的呼气末压力26之前在第二时刻18的中间时间测量(例如参见图3，具有在紧接着的时间段16中出现的第二压力差19的第三通气循环(右二))相组合，尤其是允许，还更准确地确定并且区分气道相关阻力和组织相关阻力，并且相应地也还更准确地计算(全局的)肺泡压力9或肺泡压力9的变化过程24。

在达到所设定的吸气峰压25之前在第一时刻13的中间时间测量(参见图3，具有在紧接着的时间段16中出现的第一压力差14的第一通气循环(最左))与在达到所设定的呼气末压力26后在第二时刻18的测量(例如参见图2，具有在紧接着的时间段16中出现的第二压力差19的第三通气循环(右二))相组合，也达到同样效果。

尤其是在中间时间测量时，即，在吸气过程11期间且达到吸气峰压25之前，或在呼气过程12期间且达到呼气末压力26之前进行测量时，应考虑的是，在FCV中尤其是在吸气过程11的第二半部27中和呼气过程12的第二半部27中是否存在(非常)稳定或恒定的流体流量条件并且因此存在特别有利的测量条件。

附图标记列表：

1呼吸设备

2气体输入装置

3气体排出装置

4第一流体流量

5气道

6第二流体流量

7环境

8压力传感器

9压力

10控制装置

11吸气过程

12呼气过程

13第一时刻

14第一压力差

15第一压力

16时间段

17第二压力

18第二时刻

19第二压力差

20第三压力

21第四压力

22呼气末状态

23吸气末状态

24变化过程

25吸气峰压

26呼气末压力

27第二半部

28时间

29体积

30可视化装置

31拐点。