CN114052700A - 用于确定区域性肺顺应性的装置和方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于确定患者（P）的肺在所述肺的多个不同的区域中的各自区域性延展性的量度的装置和方法。气道压力传感器（3）测量所述患者（P）的气道处的时间可变压力（P_aw）的量度。确定吸气末跨肺压和呼气末跨肺压之间的差。EIT测量设备（17）借助于电阻抗断层成像（EIT）测量肺区域的容积变化。在使用所述EIT测量设备（17）的信号的情况下确定所述肺区域的吸气末容积和呼气末容积之间的差。作为所述肺区域的区域性延展性的量度，计算针对所述区域的容积差和施加在所述肺上的压力差的商。

Description

用于确定区域性肺顺应性的装置和方法

技术领域

本发明涉及一种用于确定患者的肺在肺的多个不同区域中的各自区域性延展性的量度的装置和方法。延展性（Dehnbarkeit）也被称为“顺应性（Compliance）”。

背景技术

在下面使用名称患者的“呼吸系统”。呼吸系统包括其肺和其胸腔。

如果患者自发呼吸和/或对患者进行人工呼吸，则应该避免以下两种不期望的情形，所述情形分别独自地可能损害患者的肺：

- 施加到肺上的气动压力太低，并且因此肺萎陷（萎缩）。

- 所施加的压力太大，并且使肺过度延展。

在Zhanqi Zhao 等人的“Positive End-Expiratory Pressure Titration withElectrical Impedance Tomography and Pressure–Volume Curve in Severe AcuteRespiratory Distress Syndrome”，Annals of Intensive Care 9, 第1 期（2019年12月）（在https://doi.org/10.1186/s13613-019-0484-0下可用，在2020年6月12日检索））中描述了一种用于根据肺的延展性控制呼吸机的方案。用于确定患者的肺的机械/气动特性和/或用于控制呼吸机的其他方案被描述在：

-Ola Stenqvist、Per Persson和Stefan Lundin的“Can We EstimateTranspulmonary Pressure without an Esophageal Balloon

—Yes”, Annals ofTranslational Medicine 6, 第19 期（2018年10月）: 392以下页, 在https://doi.org/10.21037/atm.2018.06.05下可用, 在2020年6月12日检索,

-Giacomo Bellani等人的“Plateau and Driving Pressure in the Presenceof Spontaneous Breathing”, Intensive Care Medicine 45, 第1 期（2019年1月）: 97–98,在 https://doi.org/10.1007/s00134-018-5311-9下可用, 在2020年6月12日检索,

-Daniel Talmor等人的“Mechanical Ventilation Guided by EsophagealPressure in Acute Lung Injury”, New England Journal of Medicine 359, 第20期（2008年11月3日）: 2095–2104, 在https://doi.org/10.1056/NEJMoa0708638下可用, 在2020年6月12日检索,

-Jeremy R. Beitler等人的“Effect of Titrating Positive End-ExpiratoryPressure （PEEP） With an Esophageal Pressure–Guided Strategy vs. an EmpiricalHigh

Strategy on Death and Days Free From Mechanical VentilationAmong Patients With Acute Respiratory Distress Syndrome: A RandomizedClinical Trial”, JAMA, 2019年2月18日,在 https://doi.org/10.1001/jama.2019.0555下可用，在2020年6月12日检索。

肺的延展性逐肺的区域地不同。例如，从DE 10 2005 031 752 B4中已知：借助阻抗断层成像、优选地借助于围绕患者的身体放置的所谓EIT带对肺的不同区域进行测量。

在Eduardo L. V. Costa等人的“Bedside Estimation of RecruitableAlveolar Collapse and Hyperdistension by Electrical Impedance Tomography”，Intensive Care Medicine 35, 第 6 期（2009年6月）: 1132–37（在https://doi.org/10.1007/s00134-009-1447-y下可用，在2020年6月12日检索）中提出，在设定可变呼气末压（PEEP） 期间分析患者的呼吸系统的延展性或弹性（顺应性）。在试验基础上设定不同的值，并且研究呼吸系统的顺应性在哪些区域中在何种程度上减小，其中这种减小被解释为肺的过度延展（Überdehnung）或萎陷（Kollap）。

发明内容

本发明所基于的任务是提供能够比已知的装置和方法更好地测量肺的延展性的装置和方法。

该任务通过具有权利要求1的特征的装置和具有权利要求9的特征的方法来解决。在从属权利要求中给出有利的构型。只要有意义，根据本发明的装置的有利构型也是根据本发明的方法的有利构型，并且反之亦然。

本发明涉及能够自动地确定患者的肺在肺的至少两个不同的区域中的各自区域性延展性的量度的装置和方法。区域性延展性是肺在肺区域中的延展性，其中每个肺区域被预给定并且分别包括肺的一部分，而不包括整个肺。肺区域优选地彼此不相交，即不重叠。应该确定其区域性延展性的肺的每个区域被规定为使得在一时间点，整个肺区域中的区域性延展性以对于应用足够的精度被认为到处是相同的。例如因为患者的状态改变或由于对患者进行人工呼吸的呼吸机的不同设定，所以肺区域的所确定的区域性延展性可以随时间变化。在一时间点，分别确定的区域性延展性可能逐肺区域地（von Lungenbereich zuLungenbereich）变化。

根据本发明的装置包括EIT测量设备。该EIT测量设备能够测量肺区域的容积变化的量度，并且为此应用电阻抗断层成像（EIT）方法。借助于EIT测量设备，可以测量每个肺区域的各自容积变化的量度（Maß）。

根据本发明的装置此外包括气道压力传感器。该气道压力传感器能够测量患者的气道处或中的时间可变压力的量度、优选气动量度。该压力由患者的自身呼吸活动和/或由呼吸机实施的患者人工呼吸得出。患者的自身呼吸活动可以由患者的自发呼吸以及从外部刺激的自身呼吸活动得出。

根据本发明的装置的数据处理控制设备能够接收和处理EIT测量设备和气道压力传感器的信号，并且为肺的至少两个不同的区域分别计算在该区域中肺的区域性延展性的量度。控制设备优选地为按照四个象限的方式布置的四个肺区域或甚至为八个肺区域计算区域性延展性的各自量度。

作为肺区域的区域性延展性的该量度，控制设备计算

-针对该肺区域的容积差，和

-施加在患者的肺上的压力差

的商（Quotienten）。

作为肺的区域的容积差，控制设备确定肺的该区域的吸气末容积和呼气末容积之间的差的量度。吸气末容积出现在患者的吸气过程结束时，呼气末容积出现在呼气过程结束时。众所周知，肺在吸气时延展，而在呼气时再次收缩，使得吸气末容积大于呼气末容积。为了确定这两个容积，控制设备使用EIT测量设备的信号。当然，容积差可能逐肺区域地不同，并且也可以是时间可变的。

作为压力差，控制设备确定患者的整个呼吸系统的吸气末跨肺压和呼气末跨肺压之间的差的量度。术语“跨肺压”表示从内部或也从外部作用于肺的压力。这种跨肺压是

-作用于患者的整个呼吸系统的压力，和

-对患者的胸膜腔的压力

之差。

该胸膜腔包围患者的肺。呼吸系统包括患者的肺和胸腔，并且胸膜腔出现在肺和胸腔之间。

控制设备使用气道压力传感器的信号用于确定压力差。这些信号是总压力的量度，所述总压力作用于呼吸系统，并且所述总压力

-仅由患者的自身呼吸活动、即由患者的自发呼吸或外部刺激的自身呼吸活动，

-仅由通过呼吸机对患者的人工呼吸，或者

-由自身呼吸活动和人工呼吸的叠加

产生。

可以使用对患者的肺的不同区域是可如何延展的认识，来良好地设定呼吸机用于对患者进行人工呼吸。呼吸机根据至少一个运行参数执行强制呼吸序列。例如，

-呼气末压（PEEP），

-吸气末压，

-期望的肺容积（潮气量），这是在呼吸机的强制呼吸时馈送给患者的气体的容积，或

-呼吸机和患者之间的期望的容积流量

属于在呼吸机处可设定的运行参数。

尤其是，呼吸机应该被设定为使得在人工呼吸时，一方面避免肺的过度延展，并且另一方面排除肺萎缩。对患者的肺可如何延展的认识也可以被用于患者监视器和/或用于患者的自动监控。患者监视器接收和使用根据本发明的装置的测量值，并且优选地以由人类可感知的形式、尤其是视觉上在显示单元上显示所接收的测量值。

众所周知，具有可变容积的气动系统的延展性是

-作用于系统的压力差（商的分母），和

-由该压力差得出的容积变化（商的分子）

的商。

根据本发明，确定压力差和引起的容积变化。

如果仅仅通过人工呼吸给患者供应所需要的呼吸空气，即完全麻醉，则用于气道压力的传感器的当前信号值提供当前作用于肺的压力和从而负荷的良好量度。然而，经常仅尽可能短时间地仅仅通过人工呼吸给患者供应呼吸空气。除了人工呼吸或也代替于人工呼吸，患者尽可能长久地（solange wie möglich）实施自身的呼吸活动、即自发呼吸和/或受刺激的呼吸，即利用其自身的呼吸肌肉呼吸。因此，人工呼吸辅助自身的呼吸活动。在这种情况下，气道压力传感器的当前信号值单独地不足以足够可靠地确定当前作用于肺的压力以及因此还有起作用的压力差。根据本发明，更确切地确定吸气末跨肺压和呼气末跨肺压，并且使用这两个跨肺压之间的差作为压力差。

可以借助于容积传感器或容积流量传感器来确定整个肺的所引起的容积变化。例如，多次连续地测量流入或流出患者的肺的当前容积流量，并且在测量值上求积分（aufintegriert）。

然而，肺的延展性可能逐肺区域地显著不同，因此肺的全局容积变化在许多情况下不足以确定区域性延展性。因此，根据本发明，确定至少两个不同的肺区域、优选地如四个象限布置的四个肺区域或者甚至八个不同的肺区域的各自延展性。根据本发明，为此使用EIT测量设备的信号。这些信号为不同的肺区域分别提供由于呼吸/人工呼吸引起的肺区域的区域性容积变化的量度。优选地为肺的每个区域或至少为肺的相关部分的每个区域分别确定所引起的容积变化。

根据本发明的装置和根据本发明的方法当然也可以在仅仅通过人工呼吸给患者供应呼吸空气的时间间隔内被使用。有可能、但由于本发明不需要，在确定区域性延展性时在两种不同的模式、即

-用于仅仅人工呼吸的模式，和

-用于将人工呼吸与自身的呼吸活动叠加、即用于辅助式人工呼吸的模式

之间进行转换。

气道压力传感器优选地位于患者的身体之外。例如，传感器的组成部分位于患者的嘴巴之前，并且从呼吸空气流或呼吸循环中分流空气。传感器的评估单元在空间上远离患者，例如位于呼吸机或患者监视器处或中。由于这种构型，不需要暂时将气道压力传感器的组成部分送进患者的身体中并且稍后再将其移除。但是，对于本发明也可以使用具有在患者的身体中的测量值传感元件的气道压力传感器。

胸膜腔中的压力在人类情况下和在许多其他生物情况下不能直接被测量。在一种构型中，该装置附加地包括用于食道（esophagus（食道））中的压力的以气动方式工作的传感器。该传感器提供在患者的食道中的压力的量度。所测量的食道中的压力是胸膜腔中的压力的良好近似。如已经陈述的那样，气道压力与胸膜腔中的不能直接测量的压力之间的差是跨肺压的量度。根据该构型，作为跨肺压使用

-气道压力传感器测量的气道压力，和

-食道压力传感器测量的食道压力

之差。为了确定压力差，至少一次使用吸气末跨肺压作为吸气末气道压力和吸气末食道压力之间的差，以及至少一次使用呼气末跨肺压作为呼气末气道压力和呼气末食道压力之间的差。优选地，在两个传感器的每个采样时间点处重新确定压力差。

在一种优选的实现中，该食道压力传感器包括导管和测量球囊，所述导管和测量球囊两者都定位在患者的食道中。测量球囊与导管处于流体连接，并且导管与患者之外的评估单元处于流体连接。

在一种优选的构型中，在由呼吸机对患者进行人工呼吸期间、而且辅助式地或仅仅进行人工呼吸期间使用本发明。呼吸机可以被配置为麻醉机，并且附加地借助于至少一种麻醉剂对患者进行麻醉。人工呼吸被实施为使得将呼吸机应该引起的呼气末压（PEEP）设定为特定的预给定的值。在呼气过程结束时，应该在患者的呼吸系统中存在着这种呼气末压。气道压力传感器能够测量实际的呼气末压，使得以呼气末压的实际值等于预给定的值为目标对人工呼吸进行调节是可能的，自动调节也是可能的。优选地依此预给定要引起的呼气末压的至少两个、优选地多于两个的不同的值，并且将呼吸机设定到各自值。

在该构型的改进（Fortbildung）中，控制设备自动地预给定呼气末压的第一所要求的值和至少一个第二所要求的值。以以下调节目的来实施人工呼吸，即呼气末压的实际值首先等于第一预给定的值，并且随后等于所述第二预给定的值或一个第二预给定的值，其中这两个值彼此不同。可能的是，预给定呼气末压的多于两个的值，并且将人工呼吸依次设定为这些至少三个值中的每一个。

根据本发明确定的肺的区域的区域性延展性取决于呼气末压的所设定的值。根据该构型，对于呼气末压的至少两个值中的每一个以及对于多个区域，根据本发明确定肺的各自区域性延展性。

在该构型的一种应用中，在呼吸机和患者之间使用流体连接，以便自动地确定呼吸机在人工呼吸时应该引起的呼气末压的额定运行值。在呼气末压的不同值情况下引起的肺的各自区域性延展性被确定。在这些所引起的区域性延展性上适当地进行累积。优选地根据肺的延展性的量度来计算呼气末压的所要求的运行值。计算肺延展性的该量度，其方式是在根据本发明计算的肺区域的区域性延展性上进行累积。

在一种实现中，对于肺的多个区域分别确定呼气压力的导致该肺区域的最高区域性延展性的那个值。该最佳值通常逐肺区域地变化。对于每个所考虑的肺区域和对于呼气末压的多个值，分别计算肺区域的相对延展性或刚度或弹性量。针对肺区域的最佳值根据所确定的相对延展性自动地被规定。对于导致最大区域性延展性的最佳值，该相对值为100%。随后在其区域性延展性被确定的肺区域上进行累积。

将人工呼吸依次地设定为呼气末压的不同值的刚刚描述的构型可以与上述构型组合，在上述构型情况下跨肺压被确定为气道压力与食道压力之差。

在一种不同的构型中，避免给患者装备用于食道中的压力的气动传感器的必要性。如果对患者进行人工呼吸并且将所实现的呼气末压依次设定为至少两个不同的值，则同样可以应用该替代构型。呼气末压的每个值分别导致得出的呼气末肺容积、即呼气过程结束时的肺容积。计算两个呼气末肺容积的差。此外，计算呼气末压的两个值之间的差。容积差和压力差的商提供吸气末跨肺压和呼气末跨肺压之间的差的量度。

气道压力传感器和控制设备可以是呼吸机或麻醉机的组成部分。至少暂时在患者和呼吸机或麻醉机之间建立流体连接、可选地是呼吸循环。EIT测量设备与呼吸机或麻醉机处于数据连接。

本发明此外涉及一种能够对患者进行人工呼吸的系统。该系统包括可被设计为麻醉机的呼吸机以及根据本发明的装置。呼吸机能够对患者实施人工呼吸并且优选地在人工呼吸时执行强制呼吸序列。对于这种人工呼吸，呼吸机使用根据本发明确定的患者的肺的区域性延展性。根据本发明的装置的优选构型也是该系统的优选构型。

呼吸机优选地根据区域性延展性分别生成呼吸机的至少一个运行参数的值。运行参数例如是：

-潮气量，即在一次强制呼吸时输送到患者的身体的呼吸空气的容积，

-每分钟最大容积流量，

-在一次强制呼吸时的最大人工呼吸压力，

-吸气过程结束时和随后呼气过程之前的压力，经常被称为平台压力，

-呼气末压（PEEP），即在一次强制呼吸结束时肺具有的压力，

-斜坡时间，即在一次强制呼吸时直到人工呼吸压力已经达到最大值过去的时间，

-吸气阶段的持续时间，即呼吸空气流向患者的阶段，

-呼气阶段的持续时间，即呼吸空气离开患者流动的阶段的持续时间，或

-实施强制呼吸的频率。

优选地应用预给定的计算准则来根据区域性延展性计算运行参数的值。计算准则被预给定为使得肺的区域既不被过度延展也不由于太低的压力而萎缩。在一种构型中，呼吸机输出所计算的值并且用户可以确认该值或用另一值改写。在另一构型中，呼吸机使用自动计算的值。

附图说明

在下面根据实施例描述本发明。在此情况下，

图1示出患者和对患者进行人工呼吸的呼吸机；

图2示出传感器在呼吸机的显示单元上的示意表示；

图3示出患者的多个生命参数的时间变化过程；

图4示出跨肺压的三个值的输出；

图5示出示例性EIT测量设备；

图6示出使呼气末压逐步降低的操纵（Manöver）以及分别得出的肺的区域性延展性。

具体实施方式

在该实施例中借助于装置实现本发明，所述装置包括

-呼吸机，

-EIT测量设备，

-其他传感器，和

-上级数据处理控制设备。上级控制设备接收EIT测量设备和其他传感器的信号并且根据这些信号操控呼吸机，尤其是对执行强制呼吸（Beatmungshübe）的呼吸机的执行器进行操控。

图1示意性地示出患者P，对所述患者进行人工呼吸。示出患者P的食道Sp、胃Ma和横膈膜Zw。此外，示出

-呼吸机9,

-柔性测量导管14，

-患者P的嘴巴中的连接件11，

-EIT带7，

-多个示例性传感器，和

-上级控制设备16，这些在下面予以描述。

未示出的流体连接将患者P与呼吸机9连接。气体或气体混合物可以通过该流体连接从呼吸机9流向患者P。可选地，在患者P和呼吸机9之间建立呼吸循环，即患者P呼出的呼吸空气流回到呼吸机9。

不同的传感器测量患者P的不同生命参数。气动传感器3包括测量值传感元件3.1，所述测量值传感元件包括开口，所述开口布置在患者P的嘴巴附近并且从患者P和呼吸机9之间的流体连接中分流空气。分流的空气经由软管被传送给压力传感器3.2，所述压力传感器测量气道压力P_aw（气道中的压力（Pressure in airway））的量度。在一种构型中，测量值传感元件3.1布置在靠近连接件11的Y形件中或Y形件处。可选地，呼吸机9处的传感器15测量从呼吸机9到患者P或从患者P返回到呼吸机9的呼吸空气的流量的每时间单位容积Vol'的量度。通过评估传感器3和/或传感器15的测量值，呼吸机9能够确定出：患者P的吸气过程（吸气（Inspiration））何时开始并且所述吸气过程何时结束，以及呼气过程（呼气（Exspiration））何时开始并且所述呼气过程何时结束。

测量导管14放置到患者P的食道Sp中。测量导管14在连接件11中开始。食道Sp中的探针10（优选地包括测量球囊）测量食道Sp中的时间可变气动压力P_es（食道中的压力（pressure in esophagus））的量度。探针10经由测量导管14与连接件11处于流体连接或者是测量导管14的组成部分。在一种构型中，探针10定位在食道Sp和胃Ma之间的过渡处并且包括一个测量球囊，可选地包括两个测量球囊。探针10的该测量球囊或一个测量球囊位于食道Sp的下部区域中并且根据食道Sp中的压力P_es而变形。可选的另一测量球囊位于胃Ma中的胃入口后面并且根据胃Ma中的胃压力P_ga变形。也可能的是，将测量球囊形式的附加胃探针13放置在胃Ma中，参见图2。在两种情况下，都可以测量胃Ma中的胃压力P_ga的量度。

此外，多个测量电极优选地固定在患者P的胸部上。图1示例性地示出靠近心脏的测量电极对5.1.1、5.1.2和靠近横膈膜的测量电极对5.2.1、5.2.2。此外，未示出的用于接地的测量电极固定到患者P的胸部上。借助于这些可选的测量电极5.1.1、...、5.2.2、接地电极，产生患者P的心电图（EKG）和/或肌电图（EMG）。可选地，在人工呼吸期间以由人类可感知的形式输出EKG和/或EMG。对于随后描述的方法不一定需要测量电极5.1.1至5.2.2。

此外，用于电阻抗断层成像（EIT）的带7围绕患者P的身体放置，这在下面进一步予以描述。该EIT带7属于EIT测量设备，所述EIT测量设备在该实施例中包括用于气道压力P_aw的其他传感器（未示出）。

由呼吸机9至少暂时对患者P进行人工呼吸。在患者P和呼吸机9之间建立流体连接，可选地建立呼吸循环。呼吸机9执行强制呼吸，并且由此通过流体连接将呼吸空气输送到吸嘴3并且输送到患者P的肺中。可选地，该呼吸空气配备有至少一种麻醉剂，使得患者P至少暂时被麻醉。

在与呼吸机9处于数据连接的显示单元12上

-显示患者P的肺Lu和食道Sp的示意表示，

-示意性地显示测量患者P的生命参数的各自位置，以及

-显示患者P的不同生命参数和在对患者P进行人工呼吸时的其他参数的当前值。图2示例性地图解显示单元12上的不同的时间可变生命参数的值的表示。在此情况下，

-P_aw（气道压力（airway pressure））意味着气道压力的量度，

-P_es（食道中的压力（pressure in esophagus），食道压力（esophagealpressure））意味着食道Sp中的压力的量度，

-P_ga（胃压力（gastric pressure））意味着胃Ma中的胃压力的量度，

-P_tp（跨肺压（transpulmonary pressure））意味着跨肺压的量度，其在下面进一步予以阐述，

-EIP意味着患者P的气道处的吸气末压、即吸气过程结束时和下一呼气过程之前的压力P_aw的当前值，其中该吸气末压经常也被称为平台压力P_plat,

-PEEP（呼气末正压（positive end-expiratory pressure））意味着气道处的呼气末压、即呼气过程结束时和患者P的下一吸气过程之前的压力P_aw的当前值，

-ΔPaw意味着气道处的吸气末压EIP和呼气末压PEEP的当前值之间的差，即ΔPaw=EIP-PEEP，其中该差也被称为驱动压力（driving pressure），

-EIPes（吸气末食道压力（end-inspiratory esophageal pressure））意味着食道Sp中的吸气末压、即吸气过程结束时和在患者P的下一呼气过程之前的压力P_es的当前值，

-EEPes（呼气末食道压力（end-exspiratory esophageal pressure））意味着食道Sp中的呼气末压、即呼气过程结束时和患者P的下一吸气过程之前的压力P_es的当前值，

-ΔPes意味着食道Sp中的吸气末压EIPes和呼气末压EEPes的当前值之间的差，即ΔPes=EIPes-EEPes，

-EIPtp（吸气末跨肺压（end-inspiratory transpulmonary pressure））意味着吸气末跨肺压、即吸气过程结束时和患者P的下一呼气过程之前的跨肺压P_tp的当前值，

-EEPtp（呼气末跨肺压（end-expiratory transpulmonary pressure））意味着呼气末跨肺压的当前值，所述呼气末跨肺压是呼气过程结束时和患者P的下一吸气过程之前的压力P_tp，

-ΔPtp（跨肺驱动压（transpulmonary driving pressure））意味着吸气末跨肺压EIPtp和呼气末跨肺压EEPtp的当前值之间的差，即ΔPtp=EIPtp-EEPtp，

-EEPga（呼气末胃压（end-expiratory gastric pressure），未示出）意味着呼气胃压力的当前值，所述呼气胃压力是呼气过程结束时和患者P的下一吸气过程之前的胃压力P_ga，

-P_di（跨膈压（transdiaphragmatic pressure），同样未示出）作为呼气过程结束时胃压力P_ga与食道Sp中的压力EEPes的当前值之间的差意味着横膈膜Zw处的压力的当前值，即P_di=P_ga-EEPes。

气动传感器3测量气道压力P_aw，所述气动传感器在一种构型中布置在连接件11之前的Y形件中。食道Sp中的探针10测量食道Sp中的压力P_es。例如，属于探针10的球囊的变形或容积变化被测量并且用作食道Sp中的压力P_es的量度。探针10的另一测量球囊或附加的胃探针13使得能够测量胃Ma中的压力P_ga的量度。例如，属于探针10的一个测量球囊的变形或容积变化被测量并且用作食道Sp中的压力P_es的量度。探针10的另一测量球囊的变形或容积变化或分开的胃探针13的变形或容积变化提供胃压力P_ga的量度。其余信号从这些传感器的测量值中推导，这在下面进一步予以描述。

图2此外示出患者P的肺Lu、胃Ma和食道Sp的示意表示以及气动传感器3和探针10和13的位置。

图3示例性地示出具有以下生命参数的时间变化过程的图示：

-左上方为当前潮汐图像（“潮汐图像（tidal image）”）Tb，这是患者P的肺Lu中的呼吸空气的当前分布，而且在水平横截面中的当前分布，其中EIT带7在所述水平横截面中延伸；以及围绕患者P的胸部或胃Ma的EIT带7的图解，

-在最上面的行中的图示中为电阻（阻抗）的全局变化，所述全局变化借助于EIT带7被测量并且与潮气量（潮汐率（tidal rate）VT）相关；以及由EIT测量设备的气动传感器测量的气道压力P_aw的时间变化过程，

-（从上面第二行）借助于气动传感器3测量的气道压力P_aw，

-食道Sp中的压力P_es，

-跨肺压P_tp，其优选地被计算为差P_aw-P_es，

-胃Ma中的胃压力P_ga。

此外，示出测量位置（左下方）以及多个生命参数的当前值（右列）。例如，图3的表示在显示单元12上被输出。

可以在呼吸机9处设定在对患者P进行人工呼吸时的不同运行参数，例如

-由强制呼吸引起的气道处的吸气末压EIP，

-呼气末压PEEP的额定值，

-平台压力的额定值，

-气道压力P_aw的下限和/或上限，

-由强制呼吸实现的潮气量VT，即肺容积的所引起的增大，或

-例如根据患者P的自身呼吸活动，强制呼吸的开始、持续时间、幅度和/或频率。

呼吸机9优选地实施调节，其中流体连接中的容积或压力被预给定并且用作调节回路（在这里：呼吸循环）的主导参量。主导参量可以是时间可变的。

如果患者P自发呼吸和/或对患者进行人工呼吸，则患者P的肺延展并且再次收缩。呼吸机9的每个强制呼吸均给肺馈送空气，并且引起肺的延展。呼气引起空气从肺流出。可以简化地将肺的这种扩张和收缩与给自行车内胎充气并且随后再次从内胎中排出空气的过程进行比较。在大大受损或患病的肺情况下，呼气可能导致肺萎缩。

必须避免对于患者P危急的两种情形，因为这些情形中的每一种都可能损坏其肺：

-肺由于过小的压力而萎缩（所述肺萎陷）。

-由于过大的压力使肺过度延展。

尤其是在受损的肺情况下，两种情形可能同时出现，即在肺的不同区域中可能同时出现，所述区域以不同的程度和/或以不同方式受损。

患者P的肺和胸壁（chestwall）共同地构成可延展的呼吸系统。

如果患者P被完全麻醉并且不执行自发呼吸，则作用于患者P的呼吸系统的压力仅仅由呼吸机9施加。传感器10在患者P的嘴巴附近测量的压力P_aw在完全麻醉（患者根本不执行自身的呼吸活动）的情况下是作用于呼吸系统的压力的良好量度。然而应该考虑以下情形，即患者P未完全麻醉，而是在人工呼吸期间至少暂时自发呼吸或其自身呼吸活动被刺激并且人工呼吸与患者P的其自身呼吸活动（自发呼吸和/或所刺激的自身呼吸活动）叠加。在许多情况下，单独地通过所测量的压力P_aw不充分地考虑自身的呼吸活动。

呼吸机9的强制呼吸以及自身的呼吸活动有助于延展呼吸系统。由呼吸机9产生的总压力不仅引起肺延展而且引起胸腔延展。称为肺膜的肺外包层在呼吸时沿着胸腔的内侧滑动。薄胸膜腔位于肺和胸腔之间。该胸膜腔填充有液体，并且通过毛细力将肺和胸腔的两个彼此邻接的表面黏合在一起。

在人工呼吸时作用于肺的气动压力的良好量度以及从而跨肺压的量度是施加在患者P的呼吸系统上的总压力与胸膜腔中的压力之差。气道处的压力、优选地由传感器3测量的气道压力P_aw被用作所施加的总压力的量度。胸膜腔处的压力出现在肺外侧（肺膜）和胸腔（胸壁）内侧（肋膜）之间。该压力差定量地不仅考虑通过呼吸机9引起的人工呼吸而且考虑患者P的自身呼吸活动。通过考虑该差的方式，在作用于呼吸系统的总压力中将作用于肺的压力与作用于胸腔的压力在计算上分离并且由此孤立地确定作用于肺的压力。

胸膜腔是封闭系统。因此不可能直接测量该胸膜压力。胸膜压力的良好近似是探针10在患者P的食道Sp中测量的压力P_es——前提是探针10正确地定位在食道Sp中。

为了避免患者P的肺萎缩和/或太强烈地被延展，测量肺的机械延展性或弹性的量度。这种延展性也被称为肺的顺应性。延展性是肺容积Vol的所引起的变化ΔVol（增大或缩小）与引起这种容积变化的施加在肺上的压力的变化ΔP的商，即顺应性=ΔVol/ΔP。

在该实施例中，跨肺压P_tp的变化被用作作用于肺并且引起容积变化的压力差。因此，商

被用作肺的延展性（弹性）的量度。

跨肺压P_tp是肺由于在呼吸时扩张和收缩而遭受的机械负荷的量度。跨肺压P_tp优选地涉及参考值，例如涉及环境气压，并且因此可以采取负值。吸气末跨肺压EIPtp是在呼吸时和在人工呼吸时出现的肺最大延展的量度，所述最大延展不允许变得太大。呼气末跨肺压EEPtp是最小延展的量度，并且可以说明肺萎陷的危险，尤其是在相对于环境压力而言延展的负值情况下。

在一种构型中，这三个参数的当前值被表示在显示单元12上。图4示例性地示出三个参数Ptp、EIPtp和EEPtp的当前值以及值ΔP_tp在显示单元12上如何被表示。此外，图4示出跨肺压P_tp的时间变化过程。

跨肺压P_tp不能直接被测量。在一种构型中，跨肺压P_tp被计算为气道处的压力P_aw与食道Sp中的压力P_es之差，即

。

相应地适用于图2至图4中所示的参数的是：

和

。

用于确定跨肺压P_tp的替代方案不需要食道Sp中的压力，并且因此无探针10也行。在EP 2 397 074 B1中描述了这样的方法。在该替代方案情况下，确定在吸气末跨肺压EIPtp和呼气末跨肺压EEPtp之间的差

。呼吸机9实施人工呼吸，使得依次产生呼气末压PEEP的两个不同的值peep1和peep2，其中peep2是较大的值。每个值分别导致呼气末肺容积EELV的值eelv1、eelv2。压力变化peep2-peep1引起容积变化eelv2-eelv1。所寻求的差

例如根据计算准则

来计算。

包括肺和胸腔的呼吸系统的延展性（顺应性）在下面用C_resp表示，肺的延展性用C_lung表示，并且胸壁的延展性用C_cw表示。倒数1/C也被称为弹性量（Elastance）E。适用的是：

以及

。

众所周知，系统的延展性是

-所引起的容积变化，和

-引起这种容积变化的压力

的商。

在吸气时通过所施加的压力使患者P的呼吸系统延展，而在呼气时再次收缩。潮气量VT可以被用作容积差ΔVol。呼吸系统的平均延展性可以近似地借助于以下肺力学模型方程被描述：

，

，

。

在一种构型中，除了气道压力P_aw之外，患者P的嘴巴之前的传感器3还测量流入和流出患者P的气道的容积流量Vol'、也即移动气体每时间单位的量。在另一构型中，呼吸机9处的可选流量传感器15测量该容积流量Vol'。从这个容积流量Vol'中可以推导出容积变化并且尤其是推导出潮气量VT、即肺在单个吸入过程时容纳的容积。肺增大了该容积。

可能的是，借助于该容积流量Vol'和跨肺压P_tp推导出肺的延展性。这提供平均延展性。然而，肺的延展性通常逐肺的区域地变化。肺的各个区域与其他区域相比可能明显不太可延展。因此，这种全局方法通常不将导致令人满意的结果。为了测量肺的局部延展性、即特定区域中的延展性，在该实施例中使用具有EIT带7的EIT测量设备。

这样的测量设备的基本思想如下：将至少四个、例如16个电极的序列放置在患者P的皮肤上。在该序列的两个电极之间馈入具有预给定的或通过测量已知的电流强度的交变电流（馈电电流）。这两个电极也被称为刺激电极对。在其余电极上测量由馈入得出的电压。根据欧姆定律作为其余电极处的电压的所测量的值与已知馈入电流强度的商来推导出刺激电极对的两个电极之间的组织的阻抗Z。患者P的身体中的肌肉和血液可以比肺组织更好地传导所馈入的测量电流，因为肌肉和血液具有更多不受约束的离子。哪两个电极被用作刺激电极对随着时间的推移以高的频率自动地被改变，其中每个电极在测量时间间隔的分别一部分中属于刺激电极对。

肺的一个区域中的空气的含量越高，在该区域中所测量的阻抗越大。通常，在吸气（通过自身呼吸活动和/或人工呼吸产生）时，一个区域中的空气含量以及从而阻抗增大，并且在呼气时再次减小。吸气结束时的阻抗和呼气结束时的阻抗之间的区域性差与肺中的空气含量的区域性变化相关。可以使用线性关系作为这种相关性，所述线性关系例如事先在校准时被确定。因此，EIT测量方法提供身体中的肺中空气含量的区域性变化的映像（Abbild）。

图5示例性地示出如例如在DE 10 2005 031 752 B4中描述的EIT测量设备17。EIT代表电阻抗断层成像（elektrische Impedanztomografie）。属于EIT测量设备17的EIT带7围绕患者P的身体放置。该EIT带7包括多个测量电极1，在所示的示例中包括16个测量电极1。

每个测量电极1分别经由电缆2与转换开关或复用器60连接。转换开关或复用器60将交流信号分别施加到两个测量电极1上，所述测量电极于是用作刺激电极对。刺激电极对的选择围绕患者P的身体进行。其余14个测量电极1用作测量电极。测量电极1的电压信号经由转换开关或复用器60、差分放大器62和模数转换器64被馈送给控制和评估单元20。控制和评估单元20从电压信号中产生肺中空气含量的区域性分布的映像。为了产生该映像，控制和评估单元20使用用于图像重建的合适方法。所产生的映像可以被称为电阻抗断层成像（Elektroimpedanztomographie）图像（EIT图像）。

两个分别激活的测量电极1由交流电源22被供应交变电流。控制和评估单元20经由数模转换器21与交流电源22连接并且对所述交流电源进行操控。交流电源22的交变电流借助于隔离变压器或变换器40与转换开关或复用器60电流隔断。

例如，测量电极4固定在患者P的右腿处，所述测量电极4测量患者P的身体处的相对于地的共模信号。测量电极4的信号经由测量放大器6和模数转换器8被馈送给控制和评估单元20。控制和评估单元20经由数模转换器29与补偿交流电源30连接。控制和评估单元20根据相位和幅度对补偿交流电源30进行操控，使得使隔离变压器40的次级侧处的初级交流电源22的对称性失谐（verstimmt），而且使得使患者P的身体处的共模信号最小化。对于该调节，控制和评估单元20使用共模信号，所述共模信号由测量电极4测量并且随后被放大。

借助于这种EIT测量设备17，确定阻抗的区域性变化并且因此确定患者P的肺中空气储备的区域性变化。寻求区域性延展性（顺应性）C_Lung[Reg]，其中区域性延展性涉及患者P的肺的区域Reg。应该对于肺的多个区域或者甚至对于每个区域实施各自延展性的计算。选择该区域或每个区域Reg，使得在该区域中的延展性在一时间点可以被认为对于整个区域是相同的。患者P的呼吸系统的区域性延展性用

表示。肺区域的区域性延展性可以随时间变化。在一种构型中，肺的所产生的EIT图像的每个像点（像素）分别是区域Reg。更大的区域也是可能的，即具有EIT图像的多个像点的区域。如已经陈述的那样，延展性取决于压力变化和所引起的容积变化。所引起的容积变化因此如刚刚描述的那样由EIT测量设备17确定。

在该实施例中使用以下肺力学模型方程：

，

，

。

在此情况下，

表示区域Reg中的电阻（阻抗）的变化，即相对于预给定的参考值的变化。阻抗的这种区域性变化因此如刚刚描述的那样由EIT测量设备确定。

为了确定肺的区域Reg的区域性延展性

，在呼吸机9的不同设定下进行测量。在一种构型中，呼吸机9自动地执行操纵。可能的是，由对操纵进行监控的人员预给定用于该操纵的时间可变主导参量。在该操纵情况下，呼气末压PEEP首先被设定为相对高的值，例如被设定为尽可能大的值，其中患者P的呼吸系统安全地不被损坏。由此打开患者P的呼吸系统。随后逐步地、也即递增地将呼气末压PEEP设定为比先前更小的值。即使在最小的值情况下，肺萎陷的危险也足够低。在呼气末压PEEP的每个所设定的值情况下分别实施确定过程。例如，呼气末压PEEP依次地被设定为11个值25 cm H2O、23 cm H2O、...、5 cm H2O。

相反地，当然可能的是，首先从较小的值开始，并且然后逐步地增大值。但是，在该替代方案情况下不在操纵的开始时打开患者P的呼吸系统。

在呼气末压PEEP的所设定的值情况下的每个确定过程均包括以下步骤，控制设备16自动地实施这些步骤：

-重复地测量气道压力P_aw以及食道Sp中的压力P_es。采样频率优选地如此大，使得在吸气过程结束和随后呼气过程开始之间的时间区间内以及在呼气过程结束和随后吸气过程开始之间的时间区间内分别测量两个压力P_aw以及P_es至少一次。在这两个时间区间期间的测量通常比在其他时间区间期间更可靠，因为在这两个时间区间内只有相对少的、理想地根本没有空气流入患者P的肺中或从肺中流出，使得在这两个时间区间内的两个压力几乎保持恒定。

-在一种构型中，根据计算准则

、即在使用传感器3和10的测量值情况下推导出跨肺压。根据该计算准则，推导出吸气末跨肺压EIPtp和呼气末跨肺压EEPtp的值。

-作为引起肺的这种容积变化的压力的量度推导出差

。这种推导的另一表示是以下计算准则：

。

-在另一构型中，根据计算准则

计算差

。在此情况下，peep1是PEEP的当前值，而peep2是PEEP的先前值。

-此外，推导出电阻的区域性变化

，为此使用EIT测量设备17的测量值。

-根据计算准则

推导出区域Reg中的肺的区域性延展性

。

图6在上面图解患者P的肺的两个示例性区域RegA和RegB。通常，患者P在人工呼吸时仰卧，并且患者P的自重由于重力而作用于患者P的身体，其中身体垂直于重力地扩张。区域RegA更靠近心脏，区域RegB更靠近患者P的背部。在躺着的患者P情况下，身体的自重与对区域RegA相比明显更强烈地作用于区域RegB。这两个示例性区域RegA、RegB在肺的EIT图像EB中可见。

图6在下面示出图表。以cm H2O为单位的呼气末压PEEP的分别设定的值在x轴上示出，在y轴上示出区域性延展性

，所述区域性延展性从而如刚刚所写的那样被推导。示出两个曲线

和

。

可以看出，区域性延展性

、

作为所设定的呼气末压PEEP的函数采取最大值

、

。该最大值通常逐肺的区域地变化。对此的重要原因是患者P的身体的自重不同强度地作用于这些区域。其他影响因素可能是区域性炎症、非活性表面活性剂或水肿。在下面用

表示呼气末压PEEP的以下值，即在所述值情况下对于该区域Reg的区域性延展性

采取最大值。通常最大值逐区域地变化。

在一种构型中，对于肺的每个区域Reg和对于呼气末压PEEP的每个所设定的值peep例如根据公式

分别计算关于最大值的相对刚度

的值。

是区域性顺应性，并且

是在PEEP的值peep时的区域性弹性量。

区域性延展性越小，该相对刚度就越大。

在人工呼吸的一种构型中，首先应该防止患者P的肺萎陷。在该应用情况下，根据计算准则：

如果

，则

，和

如果

，则

来计算区域性萎陷值

。根据计算准则

计算累积萎陷值

。在此情况下，在肺的所有区域Reg上求和。该累积萎陷值取决于呼气末压PEEP的值。呼吸机9被设定为压力PEEP的导致最大累积萎陷值

的那个值peep。

在另一构型中，首先应该防止肺的过度延展。在该另一应用情况下，根据计算准则

如果

，则

，和

如果

，则

来计算区域性过度延展值。根据计算准则

来计算累积过度延展值

，其中再次在所有所考虑的肺区域上求和。呼吸机9再次被设定为导致最大累积过度延展值

的那个值。

这两种构型可以被相互组合。

附图标记列表

1	EIT带7的16个测量电极
		2	电缆，所述电缆将测量电极1与复用器60连接
3	在患者P的嘴巴之前的气动传感器，测量气道压力P<sub>aw </sub>并且可选地测量容积流量Vol'，用作气道压力传感器
		3.1	传感器3的测量值传感元件，从呼吸循环中分流空气
3.2	传感器3的实际压力传感器，接收测量值传感元件3.1的流体流量
		4	患者P的腿处的测量电极，测量患者P的身体相对于地的共模信号
5.1.1, 5.1.2	患者P的皮肤上的靠近心脏的测量电极对
		5.2.1, 5.2.2	患者P的皮肤上的靠近横膈膜的测量电极对
6	测量放大器
		7	围绕患者P的身体放置的EIT带，包括多个（例如16个）测量电极1并且每测量电极1分别一个电缆2，属于EIT测量设备17
8	模数转换器
		9	呼吸机，对患者P进行人工呼吸，包括显示单元12
10	患者P的食道Sp中的探针，测量食道压力P<sub>es</sub>和可选地测量胃压力P<sub>ga</sub>
		11	患者P的嘴巴中的连接件，与食道Sp中的测量导管14连接
12	呼吸机9的显示单元，包括屏幕
		13	患者P的胃Ma中的胃探针，测量胃压力P<sub>ga</sub>
14	患者P的食道Sp中的测量导管，与连接件11连接
		15	呼吸机9处的传感器，测量容积流量Vol'
16	控制设备，接收EIT测量设备17和传感器3、10、15的信号
		17	EIT测量设备，包括EIT带7——EIT意味着电阻抗断层成像
20	EIT测量设备17的控制和评估单元
		21	数模转换器
29	数模转换器
		30	补偿交流电源
60	复用器，与电缆2连接
		C<sub>cw</sub>	患者P的胸腔（胸壁）的平均延展性（顺应性）
C<sub>Lung</sub>	患者P的肺的平均延展性（顺应性）
		C<sub>Lung</sub>[Reg]	区域Reg中的肺的区域性延展性（顺应性）
C<sub>Lung</sub>[Reg](peep)	区域Reg中的肺的区域性延展性（顺应性）的值peep的值
		C<sub>Lung,max</sub>[Reg]	区域Reg中的肺的最大区域性延展性（顺应性）
C<sub>resp</sub>	由患者P的肺和胸壁组成的呼吸系统的平均延展性（顺应性）
		C<sub>resp</sub>[Reg]	区域Reg中的呼吸系统的区域性延展性（顺应性）
ΔP	施加在肺上的压力的变化
		ΔPaw	吸气末压EIP和呼气末压PEEP之间的差
ΔPes	吸气末压EIPes和呼气末压EEPes之间的差
		ΔPtp	吸气末跨肺压EIPtp和呼气末跨肺压EEPtp之间的差
ΔVol	由施加在肺上的压力的变化ΔP引起的肺容积的变化
		ΔZ[Reg]	肺区域Reg中的电阻（阻抗）的变化
EEPes	食道Sp中的呼气末压，即呼气过程结束时的压力P<sub>es</sub>
		EIP	患者P的气道处的吸气末压，即吸气过程结束时的压力P<sub>aw</sub>
EIPes	食道Sp中的吸气末压，即吸气过程结束时的压力P<sub>es</sub>
		EB	患者P的肺的EIT图像
EEPtp	呼气末跨肺压，即呼气过程结束时的压力P<sub>tp</sub>
		EIPtp	吸气末跨肺压，即吸气过程结束时的跨肺压P<sub>tp</sub>
K<sub>Lung,rel</sub>[Reg]	区域Reg中的区域性萎陷值
		Lu	患者P的肺
Ma	患者P的胃
		P	被人工呼吸并且自发呼吸的患者，具有肺Lu、胃Ma、食道Sp和横膈膜Zw
P<sub>aw</sub>	气道处的气动压力（气道压力），借助于传感器3被测量
		P<sub>di</sub>	横膈膜处的压力，被确定为差P<sub>gs</sub>-EEP<sub>es</sub>
P<sub>es</sub>	患者的食道Sp中的气动压力，借助于探针10被测量
		P<sub>ga</sub>	患者P的胃Ma中的胃压力，借助于探针10或胃探针被测量
P<sub>tp</sub>	跨肺压，优选地被确定为差P<sub>aw</sub>-P<sub>es</sub>
		PEEP	气道处的呼气末压，即呼气过程结束时的压力P<sub>aw</sub>，可以在呼吸机9处被设定
peep	PEEP的值
		peep<sub>max</sub>[Reg]	PEEP的以下值，在所述值情况下对于区域Reg的区域性延展性C<sub>Lung</sub>[Reg]采取最大值
RegA, RegB	患者P的肺的示例性区域
		S<sub>Lung,rel</sub>[Reg](peep)	在PEEP的值peep情况下肺的区域Reg的相对刚度
Sp	患者P的食道，容纳探针10
		Tb	患者P的肺的潮汐图像，借助于EIT测量设备17产生
Ü<sub>Lung,rel</sub>[Reg]	区域Reg中的区域性过度延展值
		Vol'	患者P和呼吸机9之间的容积流量
Zw	患者P的横膈膜

Claims (11)

1.一种用于自动地确定患者（P）的肺在所述肺的多个不同的预给定的区域（RegA、RegB）中的各自区域性延展性{C_Lung[RegA]、C_Lung[RegB]}的量度的装置，其中所述装置包括：

-用于测量肺区域（RegA、RegB）的容积变化的量度的EIT测量设备（17），

-气动气道压力传感器（3），和

-数据处理控制设备（16），

其中所述EIT测量设备（17）被配置用于借助于电阻抗断层成像（EIT）测量每个肺区域（RegA、RegB）的各自容积变化的量度，

其中所述气道压力传感器（3）被配置用于测量在所述患者（P）的气道处的时间可变压力（P_aw）的量度，并且

其中所述控制设备（16）被配置用于

-在使用所述EIT测量设备（17）的信号的情况下，对于所述肺的每个区域（RegA、RegB）分别确定在所述肺的该区域（RegA、RegB）的吸气末容积和呼气末容积之间的差的量度，

在使用所述气道压力传感器（3）的信号的情况下，确定施加在所述肺上的吸气末跨肺压（EIPtp）和施加在所述肺上的呼气末跨肺压（EEPtp）之间的差（ΔPtp）的量度，和

-作为所述肺的区域（RegA、RegB）的区域性延展性{C_Lung[RegA]、C_Lung[RegB]}的量度，计算针对所述区域（RegA、RegB）的容积差和施加在所述肺上的压力差（ΔPtp）的商。

2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，

所述装置此外包括气动食道压力传感器（10），所述气动食道压力传感器被配置用于测量所述患者（P）的食道（Sp）中的时间可变压力（P_es）的量度，

其中所述控制设备（16）被配置用于

-作为吸气末气道压力（EIP）和吸气末食道压力（EIPes）之间的差来确定吸气末跨肺压（EIPtp），以及

-作为呼气末气道压力（PEEP）和呼气末食道压力（EEPes）之间的差来确定呼气末跨肺压（EEPtp）。

3.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其特征在于，

所述装置至少暂时与呼吸机（9）处于数据连接，所述呼吸机被配置用于对所述患者（P）进行人工呼吸，

其中所述呼吸机（9）被配置用于对所述患者（P）进行人工呼吸，使得所述患者（P）的气道处的呼气末压（PEEP）采取预给定的值（peep），并且

其中所述控制设备（16）被配置用于操控所述呼吸机（9），使得所操控的呼吸机（9）实施人工呼吸，使得所述呼气末压（PEEP）首先采取预给定的第一值（peep1），并且随后采取至少一个预给定的第二值（peep2），所述第二值不同于所述第一值（peep1）。

4.根据权利要求3所述的装置，其特征在于，

所述控制设备（16）被配置用于

对于所述肺的每个预给定的区域（RegA、RegB）以及对于在人工呼吸时所述呼气末压（PEEP）采取的第一值（peep1）和所述第二值（peep2）或至少一个第二值（peep2），确定在所述肺区域（RegA、RegB）中所述肺的在所述值（peep1、peep2）情况下分别得出的区域性延展性。

5.根据权利要求4所述的装置，其特征在于，

所述控制设备（16）被配置用于计算所述气道处的呼气末压（PEEP）的所要求的运行值，

其中所述控制设备（16）被配置用于

在计算所要求的运行值时，

根据所述肺的延展性的量度来计算所要求的运行值，和

对于所述呼气末压（PEEP）的至少两个值通过在所述肺区域（RegA、RegB）的区域性延展性{C_Lung[RegA]、C_Lung[RegB]}上进行累积来计算肺延展性的量度。

6.根据权利要求3至5中任一项所述的装置，其特征在于，

所述装置被配置用于

-在所述呼气末压（PEEP）的第一值（peep1）情况下和在第二值（peep2）情况下确定各自呼气末肺容积的量度，和

-作为吸气末跨肺压（EIPtp）和呼气末跨肺压（EEPtp）之间的差的量度，计算

两个所测量的呼气末肺容积之间的差，和

所述呼气末压（PEEP）的两个所设定的值（peep1、peep2）之间的差

的商。

7.一种用于对患者（P）进行人工呼吸的系统，其中所述系统包括

-呼吸机（9），和

-根据前述权利要求中任一项所述的装置，

其中所述呼吸机（9）被配置用于根据所述患者（P）的肺的所确定的区域性延展性{C_Lung[RegA]、C_Lung[RegB]}对所述患者（P）实施人工呼吸。

8.根据权利要求7的系统，其特征在于，

所述控制设备（16）被配置用于操控所述呼吸机（9），使得所操控的呼吸机（9）实施人工呼吸，使得呼气末压（PEEP）首先采取预给定的第一值（peep1），并且随后采取至少一个预给定的第二值（peep2），所述第二值不同于所述第一值（peep1），

其中所述控制设备（16）被配置用于

对于所述肺的每个预给定的区域（RegA、RegB）以及对于在人工呼吸时所述呼气末压（PEEP）采取的第一值（peep1）和所述第二值（peep2）或至少一个第二值（peep2），确定在所述肺区域（RegA、RegB）中所述肺的在所述值（peep1、peep2）情况下分别得出的区域性延展性。

9.一种用于自动地确定患者（P）的肺在所述肺的多个不同的预给定的区域（RegA、RegB）中的各自区域性延展性{C_Lung[RegA]、C_Lung[RegB]}的量度的方法，其中在使用装置的情况下实施所述方法，所述装置包括

-用于测量肺区域（RegA、RegB）的容积变化的量度的EIT测量设备（17），

-气动气道压力传感器（3），

其中所述气道压力传感器（3）测量所述患者（P）的气道处的时间可变压力（P_aw）的量度，

确定吸气末跨肺压（EIPtp）和呼气末跨肺压（EEPtp）之间的差（ΔPtp）的量度，并且

对于应该确定其延展性的每个肺区域（RegA、RegB），实施步骤，使得

-所述EIT测量设备（17）借助于电阻抗断层成像（EIT）测量所述肺区域（RegA、RegB）的容积变化的量度，

-在使用所述EIT测量设备（17）的信号的情况下确定所述肺区域的吸气末容积和呼气末容积之间的差的量度，

-作为所述肺区域的区域性延展性{C_Lung[RegA]、C_Lung[RegB]}的量度，计算针对所述区域的容积差和施加在所述肺上的压力差（ΔPtp）的商。

10.一种计算机程序产品，所述计算机程序产品能够在控制设备（16）上被执行，并且如果所述控制设备（16）接收

-用于测量患者（P）的肺的区域（RegA、RegB）的容积变化的量度的EIT测量设备（17）的信号，和

-用于测量所述患者（P）的气道处的时间可变压力（P_aw）的量度的气动气道压力传感器（3）的信号，

则当在所述控制设备（16）上执行时，引起所述控制设备（16）实施根据权利要求9所述的方法。

11.一种信号序列，所述信号序列被配置用于操控控制设备（16），

其中如果所述控制设备（16）接收

-用于测量患者（P）的肺的区域（RegA、RegB）的容积变化的量度的EIT测量设备（17）的信号，和

-用于测量所述患者（P）的气道处的时间可变压力（P_aw）的量度的气动气道压力传感器（3）的信号，

则通过所述信号序列对所述控制设备（16）的操控引起所述控制设备（16）实施根据权利要求9所述的方法。

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