执行自动避免肺部过度扩张的P/V动作的方法和构成为执行该方法的呼吸设备与流程

执行自动避免肺部过度扩张的p/v动作的方法和构成为执行该方法的呼吸设备
技术领域
1.本发明涉及一种用于对患者进行人工呼吸的呼吸设备，所述呼吸设备包括：
[0002]-呼吸气体源装置，所述呼吸气体源装置将吸气的呼吸气体提供用于对患者进行人工呼吸，
[0003]-流动改变设备，所述流动改变设备构成用于产生吸气的呼吸气体流并且在量值上进行改变，
[0004]-呼吸气体管路装置，所述呼吸气体管路装置具有在运行时靠近患者的近端的纵向端部和在运行时远离患者的远端的纵向端部，以便促进从呼吸气体源装置朝向患者的吸气的呼吸气体流，
[0005]-流量传感器，所述流量传感器构成用于在量值上检测吸气的呼吸气体流以及呼气的呼吸气体流，
[0006]-压力传感器装置，所述压力传感器装置构成用于检测在呼吸气体管路装置中吸气的呼吸气体的压力以及呼气的呼吸气体的压力，
[0007]-控制设备，所述控制设备具有数据存储器，其中所述控制设备在信号传输方面与数据存储器、流量传感器和压力传感器装置连接，并且所述控制设备构成用于控制流动改变设备的运行功率以改变吸气的呼吸气体流，其中所述控制设备构成用于操控流动改变设备以执行p/v动作，在所述p/v动作中在提高呼吸气体压力的情况下在吸气阶段向患者输送呼吸气体，所述呼吸气体压力在呼气阶段在压力升高结束之后被动地从患者流出，其中在吸气阶段期间以及在呼气阶段期间针对大量呼吸气体压力与当前占主导的呼吸气体压力相关联地求取分别由于p/v动作而存在于患者体内的动作-呼吸气体体积。
[0008]
本发明还涉及一种用于在患者肺部上执行p/v动作的方法，优选出于求取用于评估患者肺部的肺组织的可复张性和可扩张性的数据的目的。


背景技术：

[0009]
从ep 2 091 429 b1中已知一种开始提及类型的呼吸设备以及一种用于在患者肺部处执行p/v动作的方法。该文献教导：对于具体的患者而言，通过所谓的p/v动作在患者或其患者肺部处求取呼气末正压，在下文中与学术界一致称为“peep”(positive end-expiratory pressure)。
[0010]
在从ep 2 091 429 b1中已知的这种p/v动作中，在不断地提高呼吸气体压力的情况下，从起始呼吸气体压力开始向患者输送吸气的呼吸气体，直至达到预定的吸气的呼吸气体压力。在此，记录吸气的p-v曲线，所述吸气的p-v曲线说明与当前分别占主导的呼吸气体压力相关联的、在p/v动作的吸气阶段期间分别输送给患者的吸气的呼吸气体体积。
[0011]
在达到预定的呼吸气体压力之后，在仍在持续的p/v动作的过程中，允许预先输送的呼吸气体作为呼气的呼吸气体从患者肺部逸出，再次以检测呼气的呼吸气体的在相应的检测中占主导的压力相关联的、仍然存在于患者中的呼吸气体体积。为此，也记录以下p-v
曲线，这次作为呼气的p-v曲线记录，所述呼气的p-v曲线表明与在检测期间占主导的呼气的呼吸气体压力相关联的、在p/v动作的呼气阶段期间存在于患者中的呼气的呼吸气体体积。p/v动作在预定的末压下结束。
[0012]
吸气的和呼气的p-v曲线穿过共同的呼吸气体压力范围，其中这两个曲线具有滞后性。呼气的p-v曲线在呼吸气体压力值相同的情况下在宽的平均呼吸气体压力范围上具有较高的体积值。
[0013]
ep 2 091 429 b1教导：将针对其身上执行p/v动作的相应的患者进行匹配的peep自动化地确定为以下压力，在所述压力呼气的和吸气的p-v曲线具有在量值上最大的差。
[0014]
因为由于这两个p-v曲线的特性(当已经检测到在这两个p-v曲线之间的在量值上最大的体积差时)在呼气阶段期间在呼气的呼吸气体的压力进一步降低的情况下在呼气和吸气的p-v曲线之间的体积差降低并且未预期有该体积差重新升高，所以ep 2 091 429 b1建议：当在呼气阶段期间能够识别出在呼气的和吸气的p-v曲线之间的在量值上最大的体积差时，中断p/v动作的呼气阶段。
[0015]
从us 5,915,381中已知一种呼吸设备，该文献教导：从在患者正常的借助仪器的呼吸期间求取的吸气的p-v曲线中计算经受呼吸的患者肺部的瞬时顺应性，并且当肺部的瞬时顺应性小于预定的阈值时，改变呼吸参数，如压力水平、peep、吸气持续时间、呼气持续时间和呼吸速率。
[0016]
在此，“顺应性”以本领域常见方式表示肺相对于体积变化的弹性阻力。其以本领域已知的方式通过因呼吸气体的压力变化引起的肺部体积的体积变化的比率来确定。与在完整的吸气阶段内所求取的总体顺应性或平均顺应性相反，“瞬时顺应性”表示在具体的时间点或在具体的吸气状态中占主导的顺应性。
[0017]
us 5,915,381指出，根据相应地经受呼吸的肺部的病理状况，必须向肺部输送不同大小的呼吸气体量，以便避免肺部完全或部分萎陷。患病的肺部在此通常具有比健康的肺部更小的呼吸区域。因此，根据us 5,915,381，必须为每个患者预先确定特定的顺应性阈值，将在借助于仪器引起的吸气阶段期间的瞬时顺应性与所述特定的顺应性阈值进行比较。us 5,915,381提到，作为对于一些患者附加可行的安全措施，一旦在吸气阶段期间所求取的瞬时顺应性低于预定的阈值，就中止吸气阶段。
[0018]
在本技术中，除非在个别情况下另有说明，否则术语“顺应性”表示瞬时顺应性。
[0019]
在开始处于尽可能呼气的状态的肺部的人工吸气时，吸气的呼吸气体压力的提高最初引起肺部的相对小的体积增大。因此，在p/v动作的吸气阶段开始时，肺部的顺应性在量值上较低。在肺部一定程度地由吸气的呼吸气体填充之后，随着吸气的呼吸气体压力的提高，肺部的体积比在p/v动作开始时更大程度地增加，使得在p/v动作的该时间上的中间阶段中，肺部的顺应性在量值上比在动作开始时更大。在p/v动作接近结束时，即使在进一步提高吸气的呼吸气体的压力的情况下，已经大程度地填充呼吸气体的肺部也不再在体积方面增大，使得在p/v动作接近结束时，肺部的顺应性在量值上再次降低。
[0020]
因此，us 5,915,381提到以下优点：对于每个患者求取适合的顺应性阈值以影响压力水平、peep、吸气持续时间、呼气持续时间、呼吸速率等，然而对预定的顺应性阈值的这种求取以如下人工呼吸为前提，在所述人工呼吸期间应用顺应性阈值。这种根据患者病史的患者特定的顺应性阈值的预先计算是耗费且耗时的。此外，求取患者特定的顺应性阈值
并且将其传输给呼吸设备易于出错。


技术实现要素：

[0021]
本发明的目的是，改进从ep 2 091 429 b1中已知的呼吸设备，使得患者在执行p/v动作时以尽可能小的耗费很好地被保护免受p/v动作的在健康方面不利的影响，并且使从p/v动作中获得的测量数据在尽可能少的范围中受到肺部过度扩张效应的影响。
[0022]
根据与设备相关的方面，本发明的目的通过一开始提及类型的呼吸设备实现，其控制设备构成用于：
[0023]-基于流量传感器和压力传感器装置的信号，在p/v动作的吸气阶段期间求取顺应性值的序列，所述顺应性值分别代表患者肺部的肺部顺应性，
[0024]-根据顺应性值的序列求取参考顺应性值，
[0025]-作为吸气阶段的中止标准，基于参考顺应性值，求取在量值上与参考顺应性值不同的中止顺应性值作为阈值，和
[0026]-当达到或经过中止顺应性值时，中止吸气阶段。
[0027]
借助于流量传感器和压力传感器装置，控制设备能够容易地求取顺应性值的序列，所述顺应性值分别代表在执行p/v动作期间在不同的时间点患者肺部的肺部顺应性。流量传感器测量在吸气阶段期间吸气的呼吸气体的流量，即体积流，以及测量在呼气阶段期间呼气的呼吸气体的流量，即体积流。呼吸气体的流量或体积流对应于每单位时间在患者肺部中的呼吸气体的体积变化。
[0028]
p/v动作例如能够以呼吸气体压力的预设的压力提升速率或以预设的吸气的呼吸气体体积流，例如以恒定的呼吸气体体积流进行。
[0029]
流量传感器能够具有多个流量传感器，例如各一个用于吸气和呼气的呼吸气体流量。优选地，流量传感器装置包括仅一个流量传感器，以便检测吸气和呼气的呼吸气体流。所述流量传感器优选在近端设置在呼吸气体管路装置和患者接口之间，但是也能够在远端容纳在呼吸设备的壳体中，在所述壳体中例如也容纳有流动改变设备。为了实现更高的过程安全性，呼吸设备还能够具有多个流量传感器，所述流量传感器分别检测吸气的和呼气的呼吸气体流，所述流量传感器例如是在呼吸设备的壳体中的远端的流量传感器和靠近患者的近端的流量传感器。这相应适用于压力传感器装置，所述压力传感器装置同样能够具有一个或多个压力传感器，以便测量吸气的和呼气的呼吸气体的压力。
[0030]
通过在一时间段内对呼吸气体的流量进行积分，能够求取在该时间段期间在呼吸气体管路装置中流动的呼吸气体的体积。这也是在该时间段内作为吸气的呼吸气体输送给肺部或作为呼气的呼吸气体流出肺部的呼吸气体的体积。
[0031]
为了与在人工呼吸期间或在p/v动作期间可能出现的任意其它呼吸气体体积进行区分，在本技术中，在p/v动作期间通过向患者肺部输送吸气的呼吸气体并且通过从患者肺部流出呼气的呼吸气体而存在于患者肺部中的呼吸气体体积称为“动作-呼吸气体体积”。在存疑的情况下，在吸气阶段期间的动作-呼吸气体体积是在吸气阶段期间吸气的呼吸气体流量关于时间的积分，而在呼气阶段期间的动作-呼吸气体体积是在吸气阶段结束时吸气的呼吸气体流量的积分值减去在呼气阶段期间呼气的呼吸气体流量关于时间的积分。因此，动作-呼吸气体体积可表示为从吸气阶段开始直至呼气阶段结束的时间的函数。因为在
呼吸气体管路装置中的呼吸气体压力也可表示为时间的函数，所以动作-呼吸气体体积也可表示为在吸气阶段期间和在呼气阶段期间在呼吸气体管路装置中的呼吸气体压力的函数。
[0032]
在本技术中，p-v曲线或p-v关系表示在当前相应存在的动作-呼吸气体体积和在此期间占主导的呼吸气体压力之间的函数关系。
[0033]
优选地，呼吸设备还包括时间测量设备，以便能够求取在p/v动作期间的过程和子过程的持续时间以及在p/v动作期间的时间点。借助于时间测量设备也能够精确地求取呼吸气体压力的变化，无论现在是吸气的还是呼气的呼吸气体的压力。然而，时间测量设备并不是绝对必要的。例如，控制设备能够构成用于以预定的、已知的时间间隔查询传感器信号，使得在传感器装置的各个所查询的检测值之间始终经过已知的持续时间。因此也能够足够精确地求取相关参数的时间上的变化，例如呼吸气体压力或呼吸气体体积的时间上的变化。
[0034]
如此求取的顺应性值直接是具体进行呼吸的患者的肺部的患者特定的特性。因此，无需大的耗费就能够从顺应性值的序列中使用参考顺应性值，所述参考顺应性值同样分别对于正在进行呼吸的患者是特定的。
[0035]
如果于是基于如此求取的参考顺应性值求取中止顺应性值，在达到或经过所述中止顺应性值时，中止吸气阶段，那么能够防止：在p/v动作期间患者“过度吸气”，即其肺部因过大量的呼吸气体和/或过大的呼吸气体压力而过度扩张或普遍地承受负荷或者甚至受损。此外，由于容纳肺部的胸腔的受到胸廓限制的体积，肺部的过度扩张常常引起经受呼吸的患者的心血管系统的不利的负荷。因为过度扩张的肺部需要空间，而牺牲了如血管等可压缩的组织。
[0036]
因此，控制设备能够从在p/v动作的吸气阶段期间以传感的方式获得的数据中为每个患者自动化地求取和使用进行匹配的、个体的中止顺应性值作为中止吸气阶段的阈值。因此能够避免患者的用于求取预定的中止顺应性值的耗费的病史采集和在将所述中止顺应性值传输给呼吸设备时的可能的误差。
[0037]
因此，控制设备能够构成用于已经借助在相应的p/v动作本身期间所求取的中止标准以患者友好的方式中止每个p/v动作的吸气阶段。因此，控制设备还能够构成用于在不间断的人工呼吸期间使同一患者根据患者肺部的相应的健康状况应用在量值上不同的中止顺应性值作为阈值和中止标准。控制设备尤其能够构成用于在不间断的人工呼吸期间使同一患者在每次呼吸进程期间或在每两次呼吸进程期间或者在每n次呼吸进程期间求取中止顺应性值，并且对于进行所述确定的呼吸进程应用所述中止顺应性值，优选直至求取后续的中止顺应性值为止，其中n是整数。
[0038]
原则上存在不同的可能性，如控制设备能够在线地，即在正在进行的p/v动作期间从所提及的传感器信号中求取顺应性值的序列。例如，控制设备能够构成用于基于与呼吸气体压力相关联的体积变化值和与同一呼吸气体压力相关联的压力变化值的商来计算顺应性值的序列，其中体积变化值代表动作-呼吸气体体积的时间上的变化，并且其中压力变化值代表呼吸气体压力的时间上变化。也就是说，为此，在不同的时间点检测两个体积值(从中能够求取体积变化值)，以及在不同的时间点、优选在检测这两个体积值的同一时间点检测两个呼吸气体压力值就足够了，使得由此能够求取压力变化值。这是基于差商的方
法。
[0039]
替选于或者除了提供冗余以外，控制设备能够构成用于基于与呼吸气体压力相关联的流量值和与同一呼吸气体压力相关联的压力变化值的商来计算顺应性值的序列，其中流量值代表吸气的呼吸气体流。如上所述，流量值是每单位时间输送给肺部或从肺部逸出的呼吸气体体积的变化的量度。这也是基于差商的求取方法。
[0040]
在此需注意的是，体积变化值和压力变化值适用于一致的时间段，优选适用于一致的时间点，使得体积变化值和压力变化值在时间上彼此相关联。如果呼吸气体压力随时间变化并且存在于患者肺部中的呼吸气体体积随时间变化，那么存在于患者肺部中的排气体积由于呼吸气体压力的变化而随着呼吸气体压力变化。这在必要的修改下同样适用于流量值和压力变化值。
[0041]
在此能够接受相应所需的传感器值的在检测时间点的一致性上存在一定的时间上的不精确性。然而，所需的传感器值的检测时间点越一致，从中计算出的顺应性就越准确。
[0042]
也存在用于确定参考顺应性值的不同的可能性。
[0043]
根据第一优选的实施形式，控制设备能够构成用于从自p/v动作的吸气阶段开始在量值上首先变大并且随后变小的顺应性值的序列中选出在量值上最大的顺应性值作为参考顺应性值。所选出的参考顺应性值有利地暂存在控制设备的数据存储器中。
[0044]
如果观察在p/v动作期间存在于患者肺部中的呼吸气体体积和分别在呼吸气体管路装置中占主导的呼吸气体压力之间的可观察到的、一对一的关系，那么顺应性是随着呼吸气体压力变化的呼吸气体体积对呼吸气体压力的一阶导数。这能够通过差商以实质上已知的方式利用离散的测量点来求取，或者通过由可微分的函数对离散测量点进行插值并且通过其导数来求取，仅举出两种方法。
[0045]
简言之：顺应性作为呼吸气体压力的函数是吸气的动作-呼吸气体体积的图形的斜率。由于一开始示出的在p/v动作的吸气阶段期间顺应性的变化，动作-呼吸气体体积的图形作为呼吸气体压力的函数具有更接近p/v动作的起始呼吸气体压力的、带有凹形弯曲部的部段和更接近p/v动作的末端压力的、带有凸形弯曲部的部段。通常，在这两个具有不同的弯曲方向的部段之间的过渡部处的拐点具有吸气的p-v曲线的在量值上非常大或者甚至在量值上最大的顺应性。p-v动作的起始呼吸气体压力和末端压力在量值上能够是相同的压力。然而，它们也能够是不同的，其中于是末端压力优选是呼吸气体的低于起始呼吸气体压力的绝对压力。原则上，起始呼吸气体压力能够在有医学意义的范围内自由选择。优选地，作为起始呼吸气体压力选择以下压力，所述压力位于从为相应的患者所求取的peep直至大约1.6倍的peep的压力范围内，其中包括范围边界。
[0046]
因此，附加地或替选地，控制设备能够构成用于从由呼吸气体压力和与相应的呼吸气体压力相关联的吸气的动作-呼吸气体体积构成的值对的序列中求取在代表值对的序列的图形的以不同的弯曲方向弯曲的部段之间的拐点并且选出与在拐点处的呼吸气体压力相关联的顺应性值作为参考顺应性值。为了求取拐点，控制设备能够构成用于以实质上已知的方式形成作为压力值的函数的体积值对压力的二阶导数。根据一个替选方案，如求取一阶导数那样，这能够通过借助二次可微的函数对所获得的测量值进行内插并且通过其导数进行。然后，参考顺应性处于以下呼吸气体压力值中，在所述呼吸气体压力值中，值对
的二阶导数序列具有零值或量值上最接近零值的值。根据另一替选方案，形成二阶导数能够与求取一阶导数一样通过差商进行。
[0047]
优选地，所提及的值对的序列形成p-v曲线。
[0048]
通过上文提到的用于选择或确定参考顺应性值的这两种方式一方面选择参考顺应性值，所述参考顺应性值根据经验位于p/v动作的吸气阶段的时间上的中间范围内，在该时间上的中间范围内几乎可以肯定的是，通过人工吸气不会使肺部过度承受负荷。此外，基于如此选择的参考顺应性值，在其他吸气阶段期间出现的顺应性值在量值上小于参考顺应性值，使得基于该参考顺应性值能够非常可靠地获得有说服力的中止顺应性值。
[0049]
为了求取中止顺应性值，控制设备能够构成用于通过将参考顺应性值乘以预定的因子或通过将参考顺应性值与预定的加数相加来计算中止顺应性值。预定的加数优选为负，因为中止顺应性值由于顺应性值的变化曲线的上述性质在吸气阶段期间在量值上通常小于优选作为参考顺应性值的最大顺应性值。出于该原因，预定的因子优选小于1。
[0050]
在一个优选的实施例中，中止顺应性值能够是参考顺应性值的75％至95％，优选为80％至92.5％，特别优选为85％至91％。特别优选地，如果选择接近最大地出现的顺应性值，即大约在最大地出现的顺应性值的40％到60％的范围内，那么中止顺应性值是参考顺应性值的大约90％。这与基于参考顺应性值计算中止顺应性值的方式方法无关。因此，能够可靠地避免在吸气阶段期间患者肺部的过度负荷，尤其是过度扩张。
[0051]
原则上能够设想：执行如从现有技术中已知的p/v动作，以执行对特别适合于相应的经受呼吸的患者的peep的求取。
[0052]
然而已示出的是，通过p/v动作能够获得关于用于复张有功能性的肺部体积的复张方法的预期的成功的可信赖的和可靠的结论。
[0053]
在此，使用中止顺应性值的上文提及的中止标准是特别有利的，因为由此能够避免使用如下值来评估复张方法的预期的成功，所述值可能已在肺部过度负荷期间检测到从而在其并入评估时将会不利地篡改评估结果。
[0054]
不同于和除了避免检测在肺部过度负荷、尤其在肺部过度扩张期间的值的之前所描述的方式方法以外，通过自动化地确定中止顺应性值，也能够根据不那么优选的实施形式如下实现不期望地检测在肺部过度扩张期间的值：
[0055]
根据第一替选方案，p/v曲线的二阶导数的预定的负值能够用作为中止标准。二阶导数能够通过控制设备如在上文中所描述的那样确定。作为至少一个另外的附加标准，中止标准能够仅在二阶导数的过零点之后或在二阶导数的之前所检测到正值之后由控制设备激活。
[0056]
根据第二替选方案，能够在不求取吸气的中止标准的情况下首先执行第一p/v动作，如这从现有技术中所了解的那样。如果在该第一p/v动作期间发现肺部过度扩张，那么控制设备能够构成用于执行具有降低的末端压力的第二p/v动作。如果在第一p/v动作期间未发现肺部过度扩张，那么将在第一p/v动作期间获得的值和/或所获得的p-v曲线用于评估肺部的可复张性，在其他情况下使用在第二p/v动作期间获得的值或/和所获得的p-v曲线。
[0057]
根据第三替选方案，控制设备构成用于通过减去预定的安全裕度值或者通过乘以小于1的值，优选乘以位于0.78到0.92之间的值，例如乘以0.8的值，将从操作人员处或者从
可调用的用于p/v动作的数据源中获得的末端压力减去预定的大小。
[0058]
控制设备能够构成用于执行三个所提及的替选方案之一。
[0059]
直接从p/v动作的数据中可靠地评估复张方法的成功前景因此是非常有利的，因为其能够替代执行计算机断层扫描的检查。因此，在至少部分地萎陷的患者肺部的情况下，能够直接在经受呼吸的患者的病床上检查所述患者的复张方法的成功前景。复张方法能够是在医学界中已知的任何复张方法。
[0060]
为了提供对于评估分别经受呼吸的患者的复张方法的成功前景所需的数据，控制设备能够构成用于从以下各项中计算体积商值：
[0061]-在p/v动作期间对于呼吸气体压力而言出现的在呼气的动作-呼吸气体体积和吸气的动作-呼吸气体体积之间的在量值上最大的差，和
[0062]-在p/v动作期间所经过的呼吸气体压力范围的上部的末端范围中的动作-呼吸气体体积值与在下部的末端范围中的动作-呼吸气体体积值之间的差值，
[0063]
其中下部的末端范围包含起始呼吸气体压力并且伸展至起始呼吸气体压力的1.05倍，在所述起始呼吸气体压力中在p/v动作开始，并且其中上部的末端范围包含中止呼吸气体压力并且在中止呼吸气体压力的95％时开始，所述中止呼吸气体压力关联有中止顺应性值。
[0064]
对于最终评估稍后的复张方法的成功前景，控制设备能够但是并非必须构成用于：当体积商值超过预定的第一阈值时产生输出，所述输出表明用于使患者肺部复张的复张方法有很大的成功前景。该预定的第一阈值优选位于38％和46％之间，其中在之前的研究中已将42％证实为最适合的第一阈值，以便区分可能能够成功复张的患者肺部和可能未成功复张的患者肺部。
[0065]
替选地或附加地，为了提供对于评估相应经受呼吸的患者的复张方法的成功前景所需的数据，控制设备能够构成用于从以下各项中计算滞后商值，
[0066]-滞后面的面积，所述滞后面作为起始呼吸气体压力和中止呼吸气体压力之间的呼吸气体压力的函数是呼气的动作-呼吸气体体积和吸气的动作-呼吸气体体积的图形，在所述起始呼吸气体压力中p/v动作开始时，所述中止呼吸气体压力关联有中止顺应性值，和
[0067]-约束滞后面的面积的矩形，其一个角通过在p/v动作期间所经过的呼吸气体压力范围的下部的末端范围中的下部的呼吸气体压力值并且通过与下部的呼吸气体压力值相关联的呼吸气体体积值来确定，
[0068]
其中下部的末端范围包含起始呼吸气体压力并且伸展至起始呼吸气体压力的1.05倍，并且其在对角线上相对置的角通过上部的末端范围中的上部的呼吸气体压力值并且通过与上部的呼吸气体压力值相关联的呼吸气体体积值来确定，其中上部的末端范围包含中止呼吸气体压力并且在中止呼吸气体压力的95％时开始，所述中止呼吸气体压力关联有中止顺应性值。
[0069]
为了能够从之前提及的数据中评估复张方法的成功前景，所述控制设备能够但是并非构成用于：当滞后商值超出预定的第二阈值时，产生输出，所述输出表明用于使患者肺部复张的复张方法具有很大的成功前景。优选地，第二阈值与第一阈值在量值上不同。对于滞后商值，在28％至36％的范围中的第二阈值被证实为更具说服力。优选地，基于之前的研究，第二阈值为32％。
[0070]
要补充的是，呼吸设备的呼吸气体源装置作为呼吸气体源能够具有抽吸口，通过所述抽吸口能够从预定的气体储备中抽吸环境空气或气体。呼吸气体源装置能够附加地或替选地具有气体储备作为呼吸气体源，例如作为储备容器或作为用于连接供应管路的连接结构，所述供应管路将呼吸设备与本地安装的气体储备连接，如在诊所中通常是这种情况。为了提供将不同的气体混合成一种呼吸气体的可能性，呼吸气体源装置能够具有多个单独的呼吸气体源，如上文所提及的那样。在此，待混合的不同气体由于提供和减压而具有不同的温度和/或不同的湿度。为了确定吸气的呼吸气体实际上以一次性设定的湿度到达患者，特别优选的是，在吸气方向上在优选存在的加湿设备的下游在不再将任何呼吸气体成分添加给从加湿设备中流出的呼吸气体流量。
[0071]
开始提及的目的也通过一种用于在患者肺部处执行p/v动作的方法来实现，尤其用于求取用于评估肺部组织的可复张性的数据，所述方法包括以下步骤：
[0072]-执行p/v动作，并且在此在吸气阶段中在提高呼吸气体压力的情况下向患者输送吸气的呼吸气体，
[0073]-在吸气阶段期间：求取在吸气阶段期间所输送的吸气的动作-呼吸气体体积或吸气的呼吸气体的吸气的动作体积流，并且求取呼吸气体压力，
[0074]-求取顺应性值的序列，所述顺应性值分别代表患者肺部的肺部顺应性，-根据顺应性值的序列从顺应性值的序列中求取参考顺应性值，
[0075]-基于参考顺应性值，确定与参考顺应性值在量值上不同的中止顺应性值作为中止阈值，并且
[0076]-如果达到或经过中止顺应性值时，那么中止吸气阶段。
[0077]
优选地，本发明还涉及一种构成用于执行之前提及的方法的设备。这优选是之前描述和改进的呼吸设备。
[0078]
在呼吸设备的描述中所说明的方法方面是根据本发明的方法的改进方案，并且在根据本发明的方法的描述中所说明的设备方面是根据本发明的呼吸设备的改进方案。
[0079]
如之前已经描述的，通过所述方法能够防止患者肺部由于过高的呼吸气体压力而过度承受负荷。借助防止过度负荷，尤其肺部的过度扩张，也避免了在肺部过度承受负荷的状态下检测测量值或测量值对。与在肺部的正常负荷状态下所检测的值对相比，在过度负荷状态下检测到的测量值对的序列仅具有有限的说服力，或者甚至会篡改与其相关的测量结果。
[0080]
为了能够从p/v动作中获取用于进一步治疗经受呼吸的患者的数据，优选在时间上在吸气阶段之后跟随有呼气阶段，在所述呼气阶段中呼吸气体被动地从患者体内流出，其中在呼气阶段期间确定呼气的呼吸气体压力和呼气的动作-呼吸气体体积值，其中呼气的动作-呼吸气体体积值代表由于p/v动作在呼气阶段期间存在于患者体内的呼气的动作-呼吸气体体积。
[0081]
在根据本发明的方法和在根据本发明的设备尤其呼吸设备中，在p/v动作期间检测和存储与呼吸气体相关联的动作-呼吸气体体积值作为值对或作为值关系。动作-呼吸气体体积值在此关联有在其检测期间占主导的呼吸气体压力。
[0082]
虽然确定吸气的动作-呼吸气体量值是相对简单的，例如通过自吸气阶段开始起对流量值进行积分，但是确定呼气的动作-呼吸气体体积值需要较高的计算耗费。在根据本
发明的方法的范围内确定呼气的动作-呼吸气体体积值例如能够包括：
[0083]-确定在呼气阶段期间呼气的呼吸气体的呼出体积，和/或
[0084]-确定呼气的呼吸气体的呼气的动作-体积流。
[0085]
然后，能够根据在吸气阶段结束时的吸气的动作-呼吸气体体积值减去所确定的呼出体积或在呼气阶段的迄今为止的持续时间内进行积分的动作-体积流来求取呼气的动作-呼吸气体体积值。
[0086]
此外，用于求取用于稍后评估在相应的患者肺部处的复张方法的成功前景的数据的方法能够包括：从在p/v动作期间对于呼吸气体压力所出现的在呼气的动作-呼吸气体体积之和吸气的动作-呼吸气体体积之间的在量值上最大的差以及从在p/v动作期间所经过的呼吸气体压力范围的上部的末端范围中的参考-动作-呼吸气体体积中计算体积商值，其中上部的末端范围包含中止呼吸气体压力并且在95％的中止气体压力中开始，所述中止呼吸气体压力关联有中止顺应性值。在此尤其适用的是上文结合根据本发明的呼吸设备的关于体积商值的陈述。
[0087]
替选地或附加地，用于求取用于稍后评估在相应的患者肺部处的复张方法的成功前景的数据的方法能够包括：从以下各项中计算滞后商值：
[0088]-滞后面的面积，所述滞后面作为起始呼吸气体压力和中止呼吸气体压力之间的呼吸气体压力的函数是呼气的动作-呼吸气体体积和吸气的动作-呼吸气体体积的图形，在所述起始呼吸气体压力中p/v动作开始，所述中止呼吸气体压力与中止顺应性值相关联，和
[0089]-约束滞后面的面积的矩形，其一个角通过在p/v动作期间所经过的呼吸气体压力范围的下部的末端范围中的下部的呼吸气体压力值并且通过与下部的呼吸气体压力值相关联的呼吸气体体积值来确定，
[0090]
其中下部的末端范围包含起始呼吸气体压力并且伸展至起始呼吸气体压力的1.05倍，并且其在对角线上相对置的角通过上部的末端范围中的上部的呼吸气体压力值并且通过与上部的呼吸气体压力值相关联的呼吸气体体积值来确定，其中上部的末端范围包含中止呼吸气体压力并且在95％的中止呼吸气体压力中开始，所述中止呼吸气体压力关联有中止顺应性值。
[0091]
此外，如上文结合呼吸设备所描述的那样，所述方法在求取数据之后能够具有数据评估的步骤以评估复张方法的成功前景。为此，所述方法能够具有将体积商值与预定的第一阈值进行比较的步骤，其中根据比较结果产生输出，所述输出表明用于复张患者肺部的复张方法是否在大多数情况下具有成功前景。上述陈述适用于预定的第一阈值。优选地，如果体积商值具有超过第一阈值的量值，那么产生输出，所述输出表明复张方法在大多数情况下具有成功前景。优选地，在其他情况下，不输出显示或输出内容相反的显示。
[0092]
为了从之前提及的滞后商值中评估复张方法的成功前景，所述方法能够具有将滞后商值与预定的第二阈值进行比较的步骤，其中根据比较结果产生输出，所述输出表明用于使患者肺部复张的复张方法是否在大多数情况下具有成功前景。上述陈述又适用于第二阈值。优选地，基于迄今为止的研究，第二阈值为32％。优选地，如果滞后商值超过预定的第二阈值，那么产生输出，所述输出表明用于使患者肺部复张的复张方法在大多数情况下具有成功前景。
附图说明
[0093]
下面根据附图详细示出本发明。附图示出：
[0094]
图1示出根据本发明的设立用于对患者进行人工呼吸的呼吸设备的示意图，并且
[0095]
图2示出通过根据本发明的呼吸设备的p/v动作所求取的p-v曲线以及其评估的示意图。
具体实施方式
[0096]
在图1中，呼吸设备的根据本发明的实施形式通常用10表示。在所示出的示例中，呼吸设备10用于人类患者12的人工呼吸。
[0097]
呼吸设备10具有壳体14，在所述壳体中构成抽吸口15并且(从外部由于不透明的壳体材料不可见)容纳有流动改变设备16以及控制装置18。抽吸口15允许流动改变设备16从呼吸设备的外部环境u抽吸环境空气，并且在通过过滤器进行的实质上已知的清洁之后，将其作为呼吸气体输送给患者12。因此，抽吸口15就本技术而言是呼吸气体源装置。
[0098]
环境温度传感器17能够位于抽吸口15中，所述环境温度传感器测量环境u的空气的温度并且将其传输给控制设备18。
[0099]
流动改变设备16以实质上已知的方式构造并且能够具有泵、压缩机、鼓风机、压力容器、减压阀等。此外，呼吸设备10以实质上已知的方式具有吸气阀20和呼气阀22。
[0100]
控制装置18通常实现为计算机或微处理器。所述控制装置包括在图1中用19表示的数据存储器，以便能够存储和在需要情况下调用对于运行呼吸设备10所需的数据。在网络运行中，数据存储器19也能够位于壳体14之外并且通过数据传输连接与控制装置18连接。数据传输连接能够通过电缆路线或无线电链路形成。然而，为了防止：数据传输连接的干扰对呼吸设备10的运行造成影响，数据存储器19优选集成到控制装置18中或者至少与所述控制装置容纳在同一壳体14中。
[0101]
为了将数据输入到呼吸设备10中或者更准确地说输入到控制装置18中，呼吸设备10能够具有输入设备24，所述输入设备在图1中所示出的示例中由键盘表示。如下文还将阐述的那样，键盘不一定是控制装置18的唯一的数据入口。实际上，附加于或替选于键盘，控制装置18能够经由不同的数据入口获得数据，例如经由网络线路、无线电链路或经由传感器接口26。
[0102]
为了向进行治疗的治疗师输出数据，呼吸设备10能够具有输出设备28，在所示出的示例中为屏幕。
[0103]
为了进行人工呼吸，患者12经由呼吸气体管路装置30与呼吸设备10，更准确地说与壳体14中的流动改变设备16连接。为此，患者12借助于作为患者接口31的气管内导管进行插管。患者接口31的近端的纵向端部31a将吸气的呼吸气体流af输出到患者12的肺部中。呼气的呼吸气体流ef也通过近端的纵向端部31a流入呼吸气体管路装置30中。
[0104]
患者接口31的远端的纵向端部31b构成用于与呼吸气体管路装置30连接。自沿着吸气方向在下游的地点31c起直至近端的纵向端部31a，患者接口被患者12的身体包围。相反，这表示：患者接口31从其远端的纵向端部31b直至位置31c处暴露于外部环境u并且与该外部环境主要处于对流的热传输连接中。
[0105]
呼吸气体管路装置30具有吸气软管32，新鲜的呼吸气体能够经由所述吸气软管从
流动改变设备16引导到患者12的肺部中。吸气软管32能够是中断的并且具有第一吸气软管34和第二吸气软管36，在其之间能够设有加湿设备38，所述加湿设备用于有针对性地加湿输送给患者12的吸气的呼吸气体并且必要时也对其进行调温。加湿设备38能够与外部的液体储备40连接，经由所述外部的液体储备能够将用于加湿的水或者还有例如用于减轻炎症或用于扩张呼吸道的药物输送给加湿设备38。在将本呼吸设备10用作为麻醉呼吸设备时，以这种方式能够经由呼吸设备10以受控的方式将挥发性麻醉剂输出给患者12。加湿设备38确保：以预定的湿度、必要时在添加药物气雾剂的情况下并且以预定的温度将新鲜的呼吸气体输送给患者12。
[0106]
在本示例中，第二吸气软管36可通过管路加热设备37电加热。管路加热设备37可通过控制设备18操控以进行运行。以所述内容不同，第一吸气软管34也能够是可加热的，和/或至少一个软管34和/或36可通过与电的管路加热设备37不同的设备加热，例如通过用热交换介质环绕冲洗进行加热。
[0107]
除了已经提及的吸气阀20和呼气阀22之外，呼吸气体管路装置30还具有呼气软管42，经代谢的呼吸气体经由所述呼气软管作为呼气的呼吸气体流量ef从患者12的肺部吹出到外部环境u中。
[0108]
在呼吸气体管路装置30的远端的纵向端部30b处，吸气软管32与吸气阀20耦联而呼气软管42与呼气阀22耦联。在这两个阀中，优选同时分别仅仅打开一个以供气体流穿过。阀20和22的操作控制同样通过控制装置18进行。
[0109]
在呼吸循环期间，最初在吸气阶段的持续时间内呼气阀22是关闭的，而吸气阀20是打开的，使得新鲜的吸气的呼吸气体能够从壳体14引导至患者12。新鲜的呼吸气体的流动是通过有针对性地提高穿过流动改变设备16的呼吸气体的压力来实现。由于压力提高，新鲜的呼吸气体流入患者12的肺部中，并且在该处使靠近肺部的身体区域即尤其胸廓克服靠近肺部的身体部分的个体的弹性而扩张。因此，在患者12的肺部内部中的气体压力也会提高。
[0110]
在吸气阶段结束时，吸气阀20关闭而呼气阀22打开。呼气阶段开始。由于直至吸气阶段结束时存在于患者12的肺部中的呼吸气体的提高的气体压力，所以在呼气阀22打开之后，所述呼吸气体流入外部环境u中，其中在患者12的肺部中的气体压力随着流动持续时间的推移而降低。如果在肺部12中的气体压力达到在呼吸设备10上所设定的呼气末正压(peep)，即略高于大气压的压力，那么呼气阶段随着呼气阀22的关闭而终止，并且紧接着跟随有另一呼吸循环。
[0111]
在吸气阶段期间，向患者12输送所谓的呼吸潮气体积，即每次呼吸进程的呼吸气体体积。通过呼吸潮气体积乘以每分钟呼吸循环的数量，即乘以呼吸频率，得出当前执行的人工呼吸的分钟体积。
[0112]
优选地，呼吸设备10，尤其控制装置18，构成用于在呼吸运行期间重复更新或求取表征呼吸设备10的呼吸运行的呼吸运行参数，以便保证呼吸运行在任意时间点尽可能最佳地与相应待呼吸的患者12相协调。特别有利地，通过呼吸频率确定一个或多个呼吸运行参数，使得能够为每个呼吸循环提供当前的进而最佳地适配于患者12的呼吸运行参数。
[0113]
为此，呼吸设备10能够与一个或多个传感器以传输数据的方式连接，所述传感器监控患者的状况和/或呼吸设备10的运行。对于一排可能的传感器仅示例性地在图1中提及
近端的流量传感器44，所述近端的流量传感器在量值上检测在呼吸气体管路装置30中占主导的呼吸气体流量，更确切地说，吸气的呼吸气体流量af以及呼气的呼吸气体流量ef。优选构成为差压传感器的近端的流量传感器44能够借助于传感器线路装置46与控制装置18的数据输入端26耦合。传感器线路装置46能够但是并非必须包括电的信号传输线路。所述传感器线路装置同样能够具有软管管路，所述软管管路将沿着流动方向在流量传感器44的两侧占主导的气体压力传输给数据入口26，在该处所述气体压力由压力传感器27量化。
[0114]
更准确地说，在优选的实施例中，呼吸气体管路装置30在其近端的纵向端部区域30a处具有单独构成的y形管路部段47，所述y形管路部段在其远端的末端区域处与第二吸气软管36和呼气软管42连接，并且所述y形管路部段在其近端的末端区域处与近端的流量传感器44连接。
[0115]
近端的流量传感器44在其近端的末端区域处具有耦联结构44a，患者接口31也可借助所述耦联结构与近端的流量传感器44耦联进而与呼吸气体管路装置30耦联，所述患者接口也能够是面罩而不是导管。
[0116]
第二吸气软管36能够在其近端的纵向端部区域上具有近端的温度传感器48，所述近端的温度传感器尽可能靠近患者12测量在第二吸气软管36中的呼吸气体流量af的温度并且将其传输给控制设备18。
[0117]
仅仅为了完整起见，应指出的是，根据本发明的呼吸设备10能够作为移动式呼吸设备10容纳在可滚动的支架50上。
[0118]
在图2中，p-v曲线粗略示意性地示出并且用52表示，所述p-v曲线通过p/v动作获得，所述p/v动作借助图1中的呼吸设备10执行。本技术的p/v动作能够是与其余的呼吸运行不同的一次性动作。然而，本技术的p/v动作的序列也能够是用于给予呼气潮气体积的一系列呼吸进程进而是患者12的医嘱的常规的人工呼吸的一部分。
[0119]
坐标系的横坐标表示呼吸气体的沿箭头方向提高的压力，坐标系的纵坐标表示沿箭头方向提高的动作-呼吸气体体积。在坐标系中的p-v曲线的视图仅是示例性的并且是粗略示意性的。坐标系的交叉点不一定是在压力为0mbar且动作-呼吸气体体积为0ml时的坐标原点。
[0120]
p/v动作在起始呼吸气体压力p
start
中以吸气阶段开始，也就是说，起始呼吸气体压力p
start
高到足以将吸气的呼吸气体引入患者12的肺部中。
[0121]
自吸气阶段开始，控制设备18经由流量传感器44和相关的压力传感器27定量地检测吸气的呼吸气体流量af及其在呼吸气体管路装置30中的压力进而形成由吸气的呼吸气体和与压力相关联的给予患者12的动作-呼吸气体体积构成的值对。所给予的动作-呼吸气体体积对应于吸气的呼吸气体流量从吸气阶段开始直至检测时间点的积分。因此，控制设备18求取在图2中所示出的p-v曲线。首先，求取p-v曲线52的吸气分支54。在吸气阶段结束之后求取呼气分支56，其方式为：最初输送给患者12的呼吸气体是被动的，即仅能够在存在于患者12体内的呼吸气体的压力下从患者12溢出到环境u中。
[0122]
从吸气阶段开始，控制设备18从在相继的吸气的呼吸气体压力之间的差和与该呼吸气体压力相关联的动作-呼吸气体体积之间的差中求取吸气的呼吸气体压力，所述吸气的呼吸气体压力在量值上(包括范围边界)位于吸气的呼吸气体压力的用于求取呼吸气体压力差的范围中，相关联的肺部顺应性ci同样作为呼吸气体压力的函数。这在图2中示例性
地通过在呼吸气体压力pi中的梯度三角形δv/δp表示。关于图2的p-v曲线，这表示：在吸气阶段期间肺部顺应性ci是p-v曲线对呼吸气体压力的一阶导数。因此，用于求取与相应的呼吸气体压力相关联的肺部顺应性ci的原则上不同的方法是可提供使用并且是可用的。
[0123]
控制设备18将如此求取的由肺部顺应性ci和相关联的呼吸气体压力pi构成的值对存储在数据存储器19中，并且从所存储的值中求取肺部顺应性的最大出现的值c
max
。在此能够利用以下事实：在吸气阶段开始和吸气阶段结束时，与在吸气阶段的中间区域中相比，肺部分别具有在量值上更低的肺部顺应性值ci。因此，如果达到肺部顺应性ci的在量值上最大的值c
max
并且后续在吸气的呼吸气体压力较高时所求取的肺部顺应性ci在量值上具有较低的值，那么在量值上最大的值也被认为是肺部顺应性的在整个吸气阶段内绝对最大的值c
max
。
[0124]
能够借助常见的平滑方法将p-v曲线平滑，以便找到噪声分量进而获得对肺部顺应性的更稳定地求取。
[0125]
最大的肺部顺应性c
max
在图2中存在于点58处。在该处存在的最大斜率通过在点58中在p-v曲线52的吸气支路54处的切线59示出。
[0126]
如此求取的最大的肺部顺应性值c
max
由控制设备18选择为参考顺应性值c
ref
。在选择参考顺应性值c
ref
之后，控制设备18自动地计算中止顺应性值c
term
，在该中止顺应性值中中止p/v动作的吸气阶段。在本实施例中，控制设备18将参考顺应性值c
ref
乘以小于1的预定因子，例如乘以0.9，以便因此计算中止顺应性值c
term
。
[0127]
从此之后，对于提高的呼吸气体压力，控制设备18将相应求取的肺部顺应性ci与中止顺应性值c
term
进行比较，并且当其识别出：瞬时肺部顺应性ci已达到或超过中止顺应性值c
term
时，结束吸气阶段。这在图2中在点60处是这种情况，在该处在点60中通过在p-v曲线52的吸气分支54处的切线61再次使肺部顺应性c
term
可见。
[0128]
替选地或附加地，控制设备18能够从作为呼吸气体压力的函数的动作-呼吸气体体积的变化曲线中求取点58作为在呼吸气体压力在量值上较低时凹形部段54a和在呼吸气体压力在量值上较高时凸形部段之间的拐点、作为在量值上最大的肺部顺应性c
max
的地点进而作为参考顺应性值c
ref
。
[0129]
通过在点60中止吸气阶段，能够自动化地保护患者12的肺部免受气压伤或由免受由于在肺部中对于相应的患者12而言过高的呼吸气体压力引起的其它损害。呈中止顺应性值c
term
形式的中止标准在此在由此中止的p/v动作期间求取并且立即应用。
[0130]
在通过p-v曲线52的分支56表示的随后的呼气阶段中，呼气的呼吸气体根据以上关于图1的阐述从患者肺部流入到环境u中。在此，在呼气分支56和吸气分支54之间出现对于p/v动作已知的滞后。
[0131]
尽管在p/v动作本身中肺组织已经能够在短时间内被复张，这例如能够是在呼气阶段期间在起始呼吸气体压力p
start
中与吸气阶段期间相比在患者12体内存在更高的动作-呼吸气体体积的远离，但是患者12的肺部在p/v动作期间的滞后表现是关于在患者肺部处的在医学上实质上已知的用于使肺组织复张以进行气体交换的复张方法的成功前景的结论的可靠指标。
[0132]
在此，在达到过高的吸气的呼吸气体压力之前及时自动化地中止p/v动作也有利于提高所获得的p-v曲线关于用于使患者12的肺部组织复张的即将发生的复张方法的成功
前景的说服力。将p/v动作推进至预定的高的末端压力将会产生不那么有说服力的p-v曲线，在所述末端压力中患者的肺部已经或多或少地强烈地扩张。
[0133]
控制设备18例如能够构成用于对滞后面62的面积进行量化，所述滞后面被围在位于起始呼吸气体压力p
start
和存在于中止点60处的中止呼吸气体压力p
term
之间的这两个分支54和56之间。此外，控制设备18能够构成用于计算矩形64的面积，所述矩形的一个角位于由起始呼吸气体压力p
start
和与该起始呼吸气体压力p
start
相关联的吸气的动作-呼吸气体体积构成的值对中并且其在对角线上相对置的角位于中止呼吸气体压力p
term
和与该中止呼吸气体压力p
term
相关联的动作-呼吸气体体积中。因为在存在中止呼吸气体压力p
term
的点60处吸气的动作-呼吸气体体积和呼气的动作-呼吸气体体积通常是相同大小的，所以在此从吸气的和呼气的动作-呼吸气体体积中选择动作-呼吸气体体积值并不重要。
[0134]
控制设备18还能够构成用于从滞后面的面积和矩形面的面积中计算滞后商值，并且将其与预定的第一阈值进行比较。如果滞后商值大于预定的第一阈值，那么控制设备18经由输出设备28输出以下输出，所述输出表明在目前正在呼吸的肺部处的复张方法在大多数情况下具有复张成功前景。
[0135]
起始呼吸气体压力p
start
能够是为患者设定的peep或者能够直至所设定的peep的约1.6倍。优选地，p/v动作的起始呼吸气体压力(与当前描述的实施例无关)位于5至8mbar的压力范围中，优选位于7至8mbar的压力范围中。
[0136]
替选地或附加地，控制设备18能够构成用于求取在呼气支路56和吸气支路54之间的在量值上最大的差。这在图2中表示为δv
hyst-max
。
[0137]
此外，控制设备18能够构成用于求取吸气的动作-呼吸气体体积的最大的体积差，所述体积差通常是吸气分支54在中止呼吸气体压力p
term
处和在起始呼吸气体压力p
start
处的体积坐标的差。该差在图2中称为δv
insp-max
。
[0138]
控制设备18还能够构成用于从在呼气支路56和吸气支路54之间所求取的最大体积差和吸气的动作-呼吸气体体积的最大的体积差δv
insp-max
中计算体积商值并且将其与预定的第二阈值进行比较。如果体积商值大于预定的第二阈值，那么控制设备18又经由输出设备28输出以下输出，据此在当前正在呼吸的患者的肺部处执行的复张方法在大多数情况下具有成功前景。
[0139]
在图2中矩形64的右侧的竖边以及最大的吸气的体积差δv
insp-max
仅特别优选地位于中止呼吸气体压力p
term
的压力值中。如果矩形64的右侧的竖边和/或最大的吸气的体积差δv
insp-max
位于在p/v动作期间所经过的呼吸气体压力范围的上部的末端范围66中，所述上部的末端范围从中止呼吸气体压力p
term
的95％延伸至100％，那么用于评估在患者肺部处的复张方法的成功前景的之前描述的标准的说服力始终是足够可靠的。
[0140]
同样地，矩形64的左侧的竖边能够位于在p/v动作期间所经过的呼吸气体压力范围的下部的末端范围68中，所述下部的末端范围从起始呼吸气体压力p
start
开始伸展至起始呼吸气体压力的1.05倍。因此，矩形64的左侧的竖边不必直接位于起始呼吸气体压力p
start
处，尽管这是优选的。
[0141]
以这种方式，对于患者无需耗费的计算机断层扫描的方法就能够直接在其呼吸的地点处评估在其身体上所执行的用于使肺组织复张的复张方法的成功前景。