CN103813823B - 用于控制呼吸循环中的最终呼出压强的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种控制呼吸循环中的最终呼出压强的方法，其中将病人（30）的呼气阶段（650）中的压强曲线（401a，401b，501a，501b）调节成，使得在从吸气阶段（660）的结束至下面的跟随的吸气阶段（670）的开始的呼气阶段（650）从第一上压强值（613a，613b，613c，613d）到第一下压强值（614a，614b，614c，614d）期间的压强曲线（401a，401b，501a，501b）具有带有最大分段恒定的子区间的下降的曲线（105a，105b，106a，106b，601，602，603，604）。

Description

用于控制呼吸循环中的最终呼出压强的方法
技术领域
本发明涉及一种用于在麻醉仪器或呼吸仪器的呼吸循环中控制病人的呼出阶段的、即所谓的呼气阶段的结束时的最终呼气压强的方法。
背景技术
在病人通过麻醉或呼吸仪器进行人工呼吸时，在呼出结束时，将压强降低至使得病人能够呼出。在此，压强水平不完全地下降到占优的环境压强上，而是在肺中保持剩余压强、即所谓的呼气末正压（PEEP）。该压强借助于麻醉或呼吸仪器在呼出期间保持恒定至下一呼入。在此，通过麻醉或呼吸仪器中的压强调节器通过下述方式补偿从麻醉或呼吸仪器至病人的连接中的可能的泄漏或非密封性：压强调节器借助于流量值（Druchfulssmengengabe）跟踪体积，使得在病人肺中保持呼气末正压。通过肺中的相对于环境压强的该少量的正压，通过肺的膨胀确保：肺中的敞开的区域在呼出期间在直到下一呼入的期间没有收缩进而没有降低肺的交换面。
在麻醉循环中，在多种情况下，将抽吸测量系统借助于软管直接连接在到病人的下述连接件、即所谓的Y形件上，在该连接件中吸气的和呼气的呼吸软管汇聚，其中借助抽吸体积流将气体直接从病人引入到测量系统中，在该测量系统中分析：病人的生理呼吸参数是怎样的。在此，例如关于时间绘制氧浓度和二氧化碳浓度（CCO2）。在此，尤其病人呼出结束时的二氧化碳浓度、即所谓的呼气末的浓度（etCO2）对于诊断和治疗是重要的。这允许得出下述结论：病人的呼吸、即氧的供应至何种程度是足够的。基于该氧和二氧化碳浓度（CCO2），医生做出调整呼吸、例如呼吸频率、分钟容量、压强调整以及所选择的、被输氧的氧浓度的决定。
在通过呼吸循环中的压强调节器跟踪呼气末正压引起：直接为病人将新鲜气体提供给所谓的Y形件。该新鲜气体在那里与病人的呼出空气混合。从病人、从Y形件中将该混合的空气朝测量装置抽吸。抽吸典型地借助抽吸管道、典型地借助于在1.5至3.0m长度之上的具有0.5mm至1.5mm范围中的内径的极其薄的抽吸软管来进行。典型大约0.2l/min的抽吸体积流通过抽吸软管将空气从病人运送至测量装置中。因此，气体取决于抽吸路径和类型从Y形件以大约0.8至3.5秒范围内的延迟到达至测量装置。如果在抽吸管道中在到测量装置的路径上设置有具有附加体积的另外的部件、例如脱水器并且如果考虑测量装置中本身中的体积以及所需要的测量时间以用于确定测量装置中的二氧化碳浓度，那么病人的测量样品的位置直至二氧化碳浓度的测量方式检测的和显示的数值之间的延迟整体提高到大约3秒至10秒的范围中的数值上。
这种延迟大约对于成年人而言对应于少于一个呼吸循环至两个呼吸循环的数量，对于儿童而言对应于1至6个呼吸循环，以及对于新生儿而言对应于3至10个呼吸循环。
根据压强调节的类型和病人的、呼吸系统的情况、所选择的呼吸参数和系统中存在的泄漏，以调节的方式跟踪呼吸末正压引起，测量装置上的二氧化碳浓度（CCO2）不对应于在呼出时存在于病人的咽腔和支气管腔中的浓度。具有用于调整呼气末正压的调节器的呼吸循环从文献US4，082，093中已知。
发明内容
本发明的目的是，提出一种方法，其实现以下述形式调整呼吸或麻醉仪器中的呼吸循环中的呼气末正压，即没有通过压强调节而对CO2测量装置中的二氧化碳浓度（CCO2）的测量值造成影响。
本发明的目的通过权利要求1的特征来实现。
适当的实施方式由从属权利要求中得出。
以根据本发明的方式提出，以下述方式控制麻醉或呼吸仪器中的呼吸循环中的呼气末正压的调节回路，即Y形件上的混合没有作用到在那安置的、抽吸的气体浓度测量装置的测量值上，特别是没有作用到CO2测量装置的测量值上。在此，以下述方式进行压强调节器的控制，即将病人的呼出阶段（所谓的呼气阶段）的呼气末正压不保持在绝对恒定的压强水平上，而是呼气阶段结束时的呼气末正压（PEEP）的压强水平相对于呼气阶段开始时的呼气末正压（PEEP）的压强水平被选择和调节得更小。为此，根据本发明，在呼气阶段曲线中代替恒定的压强水平将下降的斜坡用作为用于调节呼气末正压（PEEP）的压强调节器的设定值（Stellwert）。呼气阶段开始和结束时的压强水平在此优选地从呼气末正压（PEEP）的预设的平均值中算出。在病人的吸入阶段（所谓的吸气阶段）不发生以根据本发明的方式影响压强调节装置。
在本发明的第一实施方式中，描述经过第一上压强值和第一下压强值的下降的压强斜坡。在第一上压强值和第一下压强值之间的平均值为期望的呼气末正压，使得对于病人而言在相对于环境压强的所存在的压强比中平均在呼出阶段持续期间丝毫没有得出相对于恒定施加的、调节到保持相同的压强水平上的呼气末正压的变化。
通过所选择的呼吸参数、例如呼吸频率结合所谓的I/E比、即吸气阶段和呼气阶段之间的比限定呼出阶段和吸入阶段的持续时间。从呼气阶段的持续时间和期望的、由用户所设定的呼气末正压值中算出第一上压强值和第一下压强值。在一个优选的实施方式中，通过呼气阶段中的压强的线性下降的曲线或通过非线性下降的曲线绘制第一上压强值和第一下压强值的确定。
线性曲线在本发明的意义中顺带包括所有遵循线性的线性方程的曲线。非线性曲线在本发明的意义中顺带包括每个遵循二次幂的、三次幂的函数或更高阶的多项式的曲线。此外，也顺带包括对数曲线或指数曲线以及通常地包括递增或递减下降的函数曲线，该函数曲线适合于：从呼气阶段的持续时间和呼气末正压的平均的期望数值中确定第一上压强值和第一下压强值。
在另一优选的实施方式中，函数曲线非连续地构成。这表示，非线性下降的或线性下降的函数不以连续的方式具有带有下降的斜率的连续的曲线，而是曲线阶梯状地实施。在该变型形式中，呼气末正压从第一高压强水平阶梯地下降到第一低压强水平上，其中又将呼气末正压的平均水平调整为在第一高压强水平和第一低压强水平之间的平均值，该平均水平由用户为病人选择。
在本发明的另一优选的实施方式中，不在呼气阶段的整个持续时间之上进行从第一高压强水平到第一低压强水平的下降的曲线。在另一优选的实施方式中，呼气末正压的曲线部分恒定地构成并且部分下降地构成。在此，在另一优选的实施方式中，吸气阶段结束时将呼气阶段开始时的呼气末正压对于一定持续时间保持在高压强水平上。从呼气阶段中的一定时间点起，对高压强水平在下降的曲线之后实施降低到低压强水平上。由此，得到呼气阶段开始时的预设持续时间的延迟时间期间的恒定的高压强水平与接下来下降的压强的组合，使得对于呼气阶段的剩余的时间预留而言得到从高压强水平到低压强水平的的更强的梯度。在该另一优选的根据本发明的实施方式中，该更强的压强梯度引起：为病人延长下述阶段，即从该阶段中将自病人肺到其嘴腔中的含CO2的空气运送给Y形件。当呼气持续时间相对长时，该变型形式是特别有利的，这就是说，在每分钟6-10个单次呼气的小的呼吸频率的情况下，根据具有在前置于延迟时间的恒定份额的下降的压力曲线进行这种控制是尤其有利的。
在另一优选的实施方式中，为了建立呼气阶段中的压强曲线顺带考虑在麻醉和呼吸仪器上由用户为病人呼吸控制所执行的调整、即预设的PEEP调整本身、优选以预设的平均PEEP值的形式、以及呼入持续时间和呼出持续时间之间的比、即所谓的I/E比和呼吸频率RR（呼吸频率Respiratory Rate）。
在另一优选的实施方式中，顺带考虑测量设备的特性。在此，顺带考虑软管长度、软管直径还有抽吸体积流。从软管长度和软管直径中得出气体体积，这在从病人、即Y形件至测量设备的软管中作为气量以延迟的方式到达测量装置中。从抽吸体积流和体积中得出下述延迟，即Y形件和在那存在的压强和浓度值经过该延迟至使空气量足以够用在测量装置中进行分析。在该优选的实施方式中，通过下述方式考虑抽吸延迟时间，即呼气持续时间开始时的延迟时间的选择和上压强值和下压强值的选择与CO2测量的测量延迟相协调。
在另一优选的实施方式中，顺带考虑用于确定和选择呼气持续开始时的延迟时间和上压强值和下压强值的在测量装置中所需要的测量时间。
下面，为压强在呼气阶段中的线性下降的曲线，针对呼吸频率的、呼气末正压和I/E比的对于三种不同的病人类型典型的设定参数说明上压强值和下压强值的典型值。将所选择的三种病人类型的典型值设定为平均的呼气末正压。三种病人类型的区别基本上在于：必须根据不同的标准和设定参数进行呼吸，因为病人的肺具有不同的气动特性。为此体积、伸展性（顺应性）和气动阻力（阻力）属于上述特性。病人的气动特性能够以简单的方式根据体重来与不同的病人类型相关联。
属于这三种病人类型的是，选择具有大约70kg典型体重的成年人作为第一实例、具有大约10kg典型体重的儿童作为第二实例、具有大约2kg典型体重的初生儿作为第三实例。
为这三种病人类型分别从中为呼吸得出肺体积的不同的值、不同的呼吸频率和不同的条件。
下面的表格1说明体重的典型的平均值、肺体积V、分钟体积MV、呼吸频率RR、I/E比、吸气持续时间Ti、呼气持续时间Te和吸气压强Pinsp以及呼气压强（PEEP）。
然后，能够从该表格的数值中在该计算实例中假设线性曲线的情况下确定第一上压强值和第一下压强值。
下面的表格2为三种病人类型成年人、儿童和新生儿示出上压强值（PEEP高）和下压强值（PEEP低）的典型的平均值。
对于具有在下降的压强斜坡开始之前在呼气阶段开始时的延迟时间的特殊的实施方式而言，在此根据表格1和2，为具有70kg成年人的第一实例执行示例的计算。
对于70kg的成年人，为了调节病人呼出阶段中的呼气末正压，以根据表格1和2的作为边界条件的数据且在选择5秒的呼气持续时间的一半的延迟时间的情况下，得到2.5秒的延迟时间、5.2hPa的第一上压强值和4.8hPa的第一下压强值。
通过在呼气阶段开始时的延迟时间的应用，大约在呼出阶段结束时的压强梯度与具有已经在呼气阶段开始时下降的压强斜坡的实施方案相比变得更倾斜。更倾斜的压强梯度引起：病人能够将近至到呼气结束时呼气，使得也还能够大约在呼气结束时在没有通过呼入气体混合的情况下进行二氧化碳浓度的测量。
对于具有在下降的压强斜坡开始之前的在呼气阶段开始时的延迟时间的实施方式而言，上压强值和下压强值的确定以与下降的压强斜坡的应用中类似的方式在没有延迟时间的情况下进行，使得通过延迟时间（如之前描述的那样）仅得到更倾斜的压强梯度。
但是也在一个技术实现方案中可行的是并且在本发明的意义中顺带包括：在大约呼气阶段结束时的下压强值进一步下降，使得除更倾斜的压强梯度之外附加地得到更大的压强差。
在这种变型形式中，因此例如根据70kg体重的病人的上述实例在选择5秒呼气持续时间一半的延迟时间的情况下，得到2.5秒的延迟时间、5.2hPa至5.3hPa的第一上压强值和大约4.6hPa至4.7hPa的第一下压强值。
作为用于确定上压强值和下压强值的标准能够设定的是：平均地在病人呼气阶段之上的呼气末正压没有不同于在恒定设计情况下的呼气末正压。
附图说明
现在通过多个附图和所属的附图描述详细阐明本发明。附图示出：
图1是呼吸循环的视图，
图2是在没有跟踪呼气末正压的情况下的在病人的呼吸循环数量为两个之上的压强的、流量的和二氧化碳浓度（CCO2）的第一曲线，
图3是在具有恒定地跟踪呼气末正压的情况下的在病人的呼吸循环数量为两个之上的压强的、流量的和二氧化碳浓度（CCO2）的第二曲线，
图4示出在具有跟踪根据下降的压强曲线的呼气末正压的情况下的在病人的呼吸循环数量为两个之上的压强的、流量的和二氧化碳浓度（CCO2）的第三曲线，
图5是根据图4的曲线的一个变型形式和
图6a-6d是根据图4或5的细节的视图。
具体实施方式
在图1中示意地示出由具有呼吸循环50构成的装置10，该呼吸循环具有病人30和麻醉仪器90以及测量装置70。测量装置70在内部由测量单元75、评估和运行单元71以及所属的显示元件73构成。此外，在测量装置70中设置有泵77，该泵将空气量从病人30经由Y形件51和抽吸接口53借助于抽吸管道59吸入到测量装置70中并且在输出端79处又转发给环境80或转发到图1中没有示出的为此设置的传导装置中。呼吸循环50经由接口元件56和软管系统与病人30连接。软管系统由具有抽吸接口53的Y形件51、吸入软管件57和呼出软管件55组成。测量装置70经由抽吸管道59借助于Y形件51与病人30连接。抽吸管道49在病人30附近抽出空气，更确切地说，优选抽出呼出的空气，该空气然后在测量装置70中被分析。此外，在该分析时，确定二氧化碳含量并且运至显示器73上以用于显示。在测量装置70中存在光学测量装置75，该光学测量装置设计为与驱动和评估电子装置71连接，以便确定所收集的测量气体中的二氧化碳的气体浓度。在呼吸仪器90中存在多个元件，以便对病人30执行麻醉和与其联系的呼吸。设有气体计量装置97，气体如接下来的氧气和笑气和麻醉气体经由入口11能够从外部输入到该气体计量装置中。设有具有输入管道62的手动呼吸袋64。手动呼吸袋64为麻醉师实现对病人30进行手动的呼吸和麻醉。在到呼吸驱动装置98的气路中设置有麻醉剂蒸发器99，借助所述麻醉剂蒸发器将易挥发的麻醉剂例如氟烷加药到呼入的空气流中并且经由呼入的软管件57输送给病人30。
设有模块94，该模块借助于在图1中没有详细示出的活性炭吸收器（Kalkabsorber）执行二氧化碳移除，该模块包括在图1中没有详细示出的麻醉气体导管和接口61以执行将麻醉气体引导给环境或者引导给为此设置在医院基础设施中的气体收集装置。
此外，呼吸驱动装置98在该实施方案中构成为具有压力源功能的径流式压缩机。在连接到呼吸驱动装置98上的气路中，设置有麻醉剂蒸发器99，借助该麻醉剂蒸发器将例如氟烷的麻醉剂加药到呼入的空气流中并且经由呼入的软管件57输送给病人30。在传感器装置和执行装置上设有呼入流量传感器93、呼出流量传感器95、受控制的呼出阀96和以呼气方式设置的压强传感器91。
此外，设有驱动和控制单元900，该驱动和控制单元控制执行装置96和呼吸驱动装置98并且检测传感装置91，92，93，95的信号并且进行进一步处理。对于检测传感装置91，92，93，95所需要的数据连接在根据图1的该示意图中没有示出。
图2至5示出病人的呼吸循环的时间曲线。示出呼吸压强、体积流和通过测量装置抽吸出的所测量的二氧化碳浓度（CCO2）关于时间的时间同步性。
在图2中示出不进行PEEP压强调节的实施方案。在图3中示出进行PEEP压强调节的实施方案，其中PEEP水平在呼出阶段中保持恒定。在图4中示出调节PEEP压强的实施方案，其中根据下降的额定压强斜坡控制调节。在图5中示出根据图4的调节PEEP压强的第一变型形式，其中在第一时间段中在恒定的水平上进行调节，在紧随第一时间段的第二时间段中，根据下降的额定压强斜坡进行调节。
现在，在共同的引入的附图描述中详细描述图2至5。此外，在图2，3，4，5中详述共同性和差别。分别在六个图表的布置200，300，400，500中示出呼吸压强（P）的时间曲线、呼入的体积流的时间曲线、呼出的体积流的时间曲线和二氧化碳浓度（CCO2）的时间曲线。三个左侧彼此上下布置的图表示出在通过抽吸管道59（图1）借助于泵77（图1）到测量装置70（图1）中的非激活的体积流抽吸的情况下通过测量装置70（图1）测量的呼吸压强（P）的、呼入的体积流的、呼出的体积流的二氧化碳浓度（CCO2）的示意曲线。三个右侧的彼此上下布置的图表示出在通过抽吸管道59（图1）借助于泵77（图1）到测量装置70（图1）中的激活的体积流抽吸的情况下通过在测量装置70（图1）中测量的呼吸压强（P）的、体积流和的示意曲线以及二氧化碳浓度（CCO2）的曲线。左侧布置的图表（P，CCO2）通过应用索引a来标识所属的附图标记。右侧布置的图表通过应用索引b标识所属的附图标记。在该共同的附图描述中，选择用于图表的附图标记使得根据图表的附图标记得出与所属的附图的关联。在图2至5中，相同存在的元件在全部附图2，3，4，5中设有相同的附图标记。因此，图表（P，CCO2）的附图标记对于图2而言以200开始，对于图3而言以300开始，对于图4而言以400开始并且对于图5而言以500开始。在附图中，通过测量装置70（图1）示出在没有激活的体积流抽吸装置59（图1）情况下的呼气压强曲线（P）201a的和在具有激活的体积流抽吸装置59情况下的呼气压强曲线201b的图表的概观200，300，400，500。此外，在图表的概观200，300，400，500中以时间上与压强曲线（P）201a，201b，301a，301b，401a，401b，501a，501b相对应的方式示出在没有激活的体积抽吸装置59（图1）情况下的吸气体积流曲线202a，302a，402a，502a和呼气体积流曲线203a，303a，403a，503a以及在具有激活的体积抽吸装置59（图1）情况下的吸气体积流曲线202b，302b，402b，502b和呼气体积流曲线203b，303b，403b，503b。
与压强和体积流曲线相对应，但是取决于具有时间延迟的体积流抽吸装置，示出在没有激活的体积流抽吸装置的情况下的二氧化碳浓度（CCO2）204a，304a，404a，504a和在具有激活的体积流抽吸装置的情况下的二氧化碳浓度（CCO2）204b，304b，404b，504b。
在非激活的体积流抽吸装置和没有将呼吸循环50（图1）上的测量装置70（图1）连接在病人30（图1）的情况下不存在二氧化碳测量信号。因此，在图2至5左侧用索引a表示的图表中，不可见二氧化碳浓度（CCO2）204a，304a，404a，504a的曲线。相应地，仅为了可视性和完整性而示出图表204a，304a，404a，504a。
在图2中，在图表总览200中示出具有测量装置70（图1）的麻醉仪器90（图1）的技术实现方案的曲线201a，201b，202a，202b，203a，203b，204a，204b，其中不对呼气阶段中的压强、尤其是残压进行再调节。在压强201a，201b的曲线中将呼气的压强水平101a，101b视作为额定值或调整值形式的3a，3b的未调节的曲线。在该图表总览200中示出的二氧化碳浓度（CCO2）204的曲线以及吸气和呼气体积流202a，202b，203a，203b的曲线是基于测量的实际值。体积流202a，202b，203a，203b的相应的曲线在该图表总览200中不具有通过体积流抽吸装置产生的影响。吸气体积流202a，202b的基础水平113a，113B和最大水平111a，111b以及还有呼气体积流203a，203b的基础水平112a，112b和最大水平110a，110b分别相应于压强曲线201a，202b中的吸气和呼气压强水平102a，102b，103a，103b的所属的曲线。二氧化碳浓度（CCO2）随基础水平121b和最大水平120b同样相应于压强曲线202b，而最大水平120b在呼气的时间曲线中不具有值得一提的不持续性和信号圆化（Signalverrundungen）。
在图3中，在图表总览300中示出测量装置70（图1）和麻醉仪器90（图1）的技术实现方案的曲线301a，301b，302a，302b，303a，303b，304a，304b，其中在吸气持续时间期间和在呼气持续时间期间的压强、尤其是呼气阶段中的呼气末正压（PEEP）根据恒定的曲线104a，104b调节。通过该调节来补偿例如通过测量装置70（图1）的激活的体积流抽吸装置59（图1）产生的泄漏还有补偿呼吸循环50（图1）和到病人30（图1）的气体输送器51，53，54，55，56，57（图1）中的泄漏。压强曲线301a，301b的视图与体积流302a，302b，303a，303b的曲线和二氧化碳浓度（CCO2）304b的曲线一样借助于基于由传感器所确定的测量值的时变过程在该图表总览300中示出。在没有激活到测量装置70（图1）的体积流抽吸装置的情况下具有基础水平112a，113a和最大水平111a，110a的呼气和吸气体积流的曲线不具有与根据图2的曲线203的显著的区别。具有最大水平112b和基础水平110b的呼气体积流曲线在激活的体积流抽吸装置中与在没有激活的体积流抽吸装置的情况下的呼气体积流曲线没有区别。吸气体积流除最大水平111b和基础水平113b之外在呼气阶段结束时具有偏差305b。该偏差305b通过体积流抽吸装置本身得出。气体量从呼吸循环50（图1）中通过体积流抽吸装置移除。通过由用操作和控制单元900（图1）控制的呼吸驱动装置98（图1）对PEEP进行再调节再次输送吸气气体，该吸气气体在穿流过吸气流量传感器91（图1）时被检测进而在曲线302中作为呼气结束时的附加的流量305b形式的偏差305b变得可见。该附加的流量305b引起，在Y形件51（图1）上将在呼气中呼出的气体量与新鲜的吸入气体混合。这个混合引起Y形件51（图1）上的二氧化碳浓度的降低，因为通过在麻醉仪器90（图1）的模块94中的二氧化碳移出将来自病人30（图1）的呼气空气的二氧化碳从气体中移除进而将无二氧化碳的气体以吸气的方式提供给病人30（图1）。二氧化碳浓度（CCO2）的这种降低在二氧化碳浓度（CCO2）304b的曲线中作为浓度曲线306b从呼气二氧化碳浓度（CCO2）的最大水平120b在呼气结束时的下降变得可见。
在图4和图5中示出，在图表总览400，500中示出测量装置70（图1）和麻醉仪器90（图1）的技术实现方案的曲线401a，401b，402a，402b，403a，403b，404a，404b，501a，501b，502a，502b，503a，503b，504a，504b，其中呼气末正压（PEEP）不同于根据图3的技术实现方案不恒定地进行调节，而是以使得将呼气开始时的所调节的压强值调节得比呼气结束时的所调节的压强值更大的方式进行调节。在根据图4和5的技术实施方式中，通过下述方式实现呼气阶段开始和结束之间的压强水平中的区别：即在曲线中降低呼气阶段期间的PEEP压强。在呼气阶段期间之上降低PEEP，如在图4中以图表总览400可见，与根据下降的斜坡105a，105b开始时同时进行。但是，降低也能够按照根据图5和图表总览500的曲线106a，106b借助在呼气阶段开始时恒定的部分107a，107b和在呼气阶段的持续时间期间使用的、下降的部分108a，108b来实现。
根据图4和5的呼气阶段中的压强曲线105a，106a，105b，106b的曲线在呼气阶段开始时以及结束时的水平的设计方案中并且也在曲线的恒定部分还有下降部分的设计方案中基于呼气压强水平101a，101b来确定。在图4和5中作为虚线示出的呼气压强水平101a，101b平均相应于曲线105a，105b，106a，106b，使得病人3的压强（PEEP）的压强平衡中，各呼气阶段对于病人30（图1）而言相对于根据图3的恒定的PEEP调节104a，104b没有得出区别。通过在呼气阶段期间降低压强水平，为病人30（图1）实现：大约在呼气结束至下一吸气开始时还进行呼气，因为病人30（图1）的肺26（图1）中的压强水平同样根据下降的斜坡105a，105b，106a，106b，108a，108b的曲线而下降。该附加的并且还持续更长的呼气到达至Y形件51（图1）并且经由抽吸管道59（图1）到达至测量装置70中（图1）。因此，在那里，避免呼出气体与由体积流抽吸装置再调节的、新鲜的吸气气体在Y形件51（图1）上的混合，使得在激活的体积流抽吸装置中与根据图3的PEEP的恒定的调节104a，104b相反浓度曲线404b，504b中的二氧化碳浓度（CCO2）的降低明显低于下降406b或仅还不显著地被察觉为比下降506b低。因此，同样地为应用者得到关于所示出的二氧化碳浓度（CCO2）在吸气的总持续时间之上的相同的显示情况。
在图5中在经过压强曲线的在开始时存在的恒定部分107a，107b的曲线106a，106b中得出压强曲线的下降部分108a，108b相对于图4中的曲线105a，105b的更陡的梯度。该更陡的梯度108a，108b也还引起在呼气阶段结束时病人呼气，使得还能够更少地在Y形件51（图1）上出现再调节的新鲜的吸入气体的下降。这从根据图4和图5的技术实现方案之间的下降的曲线406b，506b之间的区别中可见。在体积流402b，403b，502b，503b的图4和5中的右侧的图表中相对具有未调节的PEEP的根据图2的技术实现方案仅可见相对于曲线202b，203b的小的区别。这从下述内容中得出，即刚好图3中一样，PEEP的后调节在呼气结束时引起吸气体积流该吸气体积流以偏差或超前405b，505b的形式作为除了吸气体积流的最大水平111b和基础水平113b之外的附加的流量示出。在不激活体积流抽吸装置的情况下，下降的曲线401a，501b在图4和5中的左侧的图表中示出，即由病人30（图1）在呼气结束时还呼出的气体量不在装置70（图1）的Y形件51（图1）上抽出，而是经由呼气的软管件55（图1）到达到麻醉仪器90（图1）中并且在那里由呼气的流量传感器95（图1）检测。这在图4和5的图表总览400，500中在左侧作为呼气体积流407a，507a在呼气流量402a，502a的曲线中的延迟（Nachlauf）可见。
在图6a，6b，6c和6d示出根据图4和5的技术实现方案以及另外的技术实现方案的变型形式，其中在呼气阶段结束时相对于开始时降低所调节的呼气末正压（PEEP）。
图6a，6b，6c，6d示出根据图4和5中的压强曲线的呼气末正压（PEEP）的调节的变型形式。图6a，6b，6c，6d中的相同的元件设有图2，3，4，5中的相同的元件的相同的附图标记。图6a示出根据图4中的压强曲线401b的病人的示意压强曲线601。图6b示出根据图5中的压强曲线501b的病人的示意压强曲线602。图6c示出根据图5的压强曲线501b的变换形式的病人的压强曲线603。图6d示出根据图4的压强曲线401b的变换形式的病人的压强曲线604。
图6a，6b，6c，6d中的压强曲线601，602，603，604的视图不是最终的。尤其变换的形式603，604彼此间的组合和/或与压强曲线601，602的组合一起包括在本发明的意义中。
图6a，6b，6c，6d现在以共同的附图描述更详细地在整体中并且借助表明呼气末正压（PEEP）的调节的技术设计方案中的彼此间的区别来详细地阐明。
在图6a，6b，6c，6d中，对于相同的元件分别应用相同的附图标记。附加地应用在附图标记中的或其上的索引a，b，c，d用于图6a，6b，6c，6d中的基本相同的附图标记和特征的区分。索引a的应用与图6a的元件相关。索引b的应用与图6b的元件相关。索引c的应用与图6c的元件相关。索引d的应用与图6d的元件相关。在图6a，6b，6c，6d的所示出的压强曲线601，602，603，604中，沿着横坐标（x）关于时间610绘制以吸气结束时开始的压强曲线，该压强曲线具有带有吸气压强水平Pi620的第一部分1Ti1660、紧随于此的吸气持续时间Te650和具有吸气压强水平Pi620后续的吸入的随第一部分的部分2Ti2670。
在所示出的呼气持续时间Te650中，示出呼气的下降的压强曲线615a（图6a），615b（图6b），615c（图6c）和615d（图6d）。示意的压强曲线601，602，603，604标定为（skaliert）纵坐标（y）609上的压强611。纵坐标609通过分隔标记608分成两个部段。纵坐标606的第一部段标定呼气持续时间Ti1660和Ti2670中的吸气压强水平620。纵坐标607的第二部段在呼气持续时间Te650中调整呼气末正压（PEEP）的偏差的定标（Skalierung），以便能够以适当的方式示出呈图形形式的呼出的、下降的压强曲线。吸气压强水平620在附图6a，6b，6c，6d中选择为是数值相同的。纵坐标609的和纵坐标606，607的部段的定标在附图6a，6b，6c，6d中选择成是相同的并且在其中示出。作为纵坐标609的定标的基准，在图6a，6b，6c，6d中绘制出零级水平651。此外，以虚线的形式借助相对于零级水平651绘制出呼气末正压612a，612b，612c，612d的平均数值由呼气末正压的平均值612中导出和确定呼气持续时间Te650开始和结束时的呼气压强的起始值Pe1613a，613b，613c，613d和最终值Pe2614a，614b，614c，614d。Pe1613a，613b，613c，613d和Pe2614a，614b，614c，614d的该确定在图6a，6b，6c，6d中的技术实施方式中基于各图6a，6b，6c，6d中的压强调节的相应的曲线形式、呼气持续时间Te650以及预设的平均值612来进行。呼气末压强的平均值612还有呼气持续时间Te650、吸气压强水平Pi620对于不同类型的病人而言如在表格1和表格2中示出的描述中得出。
在图6a中示出PEEP关于呼气持续时间Te650的压强曲线作为线性下降的斜坡615a，该斜坡在整个呼气持续时间Te650之上以下降的方式构成。
在图6b中，PEEP关于呼气持续时间Te650的压强曲线作为分两部分的函数曲线615b构成，该函数曲线以具有恒定的压强水平618a的曲线的时间部段开始和具有下降的压强619b的曲线的随后的时间部段。
在图6c中，PEEP关于呼气持续时间Te650的压强曲线作为根据6b的分两部分的函数曲线615b的变换形式构成，其中恒定的和下降的时间部段根据逐渐下降的函数曲线615c连续地过渡到彼此中。这种逐渐下降的函数曲线615c优选能够借助于幂函数、指数或对数函数以及中断有理函数来构成或者以特别的方式借助于幂函数、指数或对数函数或中断有理函数的组合来适当的实现。PEEP大约在呼气阶段结束时的逐渐下降引起：病人30（图1）在整个呼气时呼出的含二氧化碳的空气朝Y形件53（图1）流动。因此，在Y形件53（图1）上不得出与新鲜的呼入气体的混合，以使得不产生如在图3中示出那样调节到保持恒定的PEEP的情况下的二氧化碳浓度（CCO2）的下降。相反，通过逐渐地下降615c得到下述效果：在呼气结束时没有得出二氧化碳浓度（CCO2）的显著下降，该下降类似于如在图5中在呼气的CO2浓度504b（图5）的曲线中示出的下降。
在图6d中示出变换形式的根据图6a的压强曲线。呼出压强在呼出持续阶段Te650的下降的曲线615d构成不持续的曲线。这表示：PEEP在呼出期间的下降不实现为持续的函数曲线，而是通过运行和评估单元900（图1）中的压强调节装置实现为不持续的、阶梯状下降的曲线615d。PEEP的这种阶梯状的或者还有逐步的下降例如基于在该系统中使用的位分辨率通过在数字和/或二进制的运算单元（微控制器、处理器、数字信号处理器）进行数字化和/或量化。
在图6a，6b，6c，6d中将平均的PEEP值612a，612b，612c，612d选作为第一预设值，以及将呼出阶段Te650的持续时间选作为第二预设值。结合压强下降615a，615b，615c，615d的曲线的各所选择的形式确定呼出压强613a，613b，613c，613d的起始值（Pe2）和呼出压强（Pe2）614a，614b，614c，614d的最终值。在图6a，6b，6c，6d中进行该确定，使得将起始值（Pe1）613a，613b，613c，613d和最终值（Pe2）614a，614b，614c，614d结合曲线615a，615b，615c，615d而选择成，以至于在平均PEEP612a，612b，612c，612d和平均PEEP612a，612b，612c，612d之上的曲线615a，615b，615c，615d之间展开的第一面681a，681b，681c，681d，并且在平均PEEP612a，612b，612c，612d和平均PEEP612a，612b，612c，612d之下的曲线615a，615b，615c，615d之间展开的第二面682a，682b，682c，682d在面积方面是一致的。通过该确定在实现根据图6a，6b，6c，6d的下降的压强斜坡的情况下得到病人30（图1）的呼气末正压（PEEP），该呼气末正压平均地相应于如图2中示出的、与在PEEP在呼气阶段之上进行恒定调节的情况下相同的呼气末正压（PEEP），并具有下述优点，所测量的二氧化碳浓度（CCO2）在呼气阶段结束时不下降或不显著地下降。
附图标记列表
10 装置
11 入口
30 病人
50 呼吸循环
51 Y形件
53 抽吸接口
54 软管系统
55 呼出软管件
56 连接元件
57 吸入软管件
59 抽吸管道
61 接口
62 输入管道
64 手动呼吸袋
70 测量装置
71 评估和运行单元
73 显示元件
75 测量单元
77 泵
79 输出端
80 环境
90 麻醉仪器/呼吸仪器
91 呼出压强传感器
92 呼入压强传感器
93 呼入流量传感器
94 模块
95 呼出流量传感器
96 呼出阀
97 气体计量装置
98 呼吸驱动装置
99 麻醉剂蒸发器
900 驱动和控制单元
101a，b 呼出压强水平
102a，b 呼入压强水平
103a，b 呼出压强水平的未调节的曲线（额定值）
104a，b 呼出压强水平的恒定调节的曲线（实际值）
105a，b 根据下降的第一曲线调节的呼出压强水平（实际值）
106a，b 根据下降的第二曲线调节的呼出压强水平（实际值）
107a，b 压强曲线的恒定部分
108a，b 压强曲线的下降部分
110a，b 呼出体积流的最大值
111a，b 呼入体积流的最大水平
112a，b 呼出体积流的基本水平
113a，b 呼入体积流的基本水平
120b 呼出的二氧化碳浓度（CCO2）的最大水平
121b 呼出的二氧化碳浓度（CCO2）的基础水平
200 第一图表总览
201a，b 病人的压强的第一曲线
202a，b 呼入体积流的第一曲线
203a，b 呼出体积流的第一曲线
204a，b 呼出二氧化碳浓度（CCO2）的第一曲线
300 第二图表总览
301a，b 病人的压强的第二曲线
302a，b 呼入体积流的第二曲线
303a，b 呼出体积流的第二曲线
304a，b 呼出二氧化碳浓度（CCO2）的第二曲线
305b 呼出结束时的呼入体积流的第一偏差、附加的流量
306b 呼出结束时的二氧化碳浓度（CCO2）的下降
400 第三图表总览
401a，b 病人的压强的第三曲线
402a，b 呼入体积流的第三曲线
403a，b 呼出体积流的第三曲线
404b 呼出二氧化碳浓度（CCO2）的第三曲线
405b 呼出结束时的呼入体积流的偏差、附加的流量
406b 呼出结束时的二氧化碳浓度（CCO2）的下降
407a 呼出体积流的延迟
500 第四图表总览
501a，b 病人的压强的第四曲线
502a，b 呼入体积流的第四曲线
503a，b 呼出体积流的第四曲线
504a，b 呼出二氧化碳浓度（CCO2）的第四曲线
505b 呼出结束时的呼入体积流的偏差、附加的流量
506b 呼出结束时的二氧化碳浓度（CCO2）的下降
507a 呼出体积流的延迟
601 病人的示意压强曲线
602 病人的示意压强曲线
603 病人的示意压强曲线
604 病人的示意压强曲线
605 横坐标（x）（时间轴）
606 纵坐标（y）（压强）的第一部段
607 纵坐标（y）（压强）的第二部段
608 分隔标记
609 纵坐标（y）（压强）
610 时间
611 压强
612a，b，c，d 呼气末正压的平均值
613a，b，c，d 呼出压强的起始值（Pe1）
614a，b，c，d 呼出压强的最终值（Pe2）
615a，b，c，d 呼出压强在呼出持续时间Te期间的下降的曲线
618b 具有恒定压强的呼出压强曲线的时间部段
619b 具有下降压强的呼出压强曲线的时间部段
620a，b，c，d 呼入压强水平Pi
650 Te、呼出持续时间
651 病人的压强曲线的零级水平
660 Ti1，吸入持续时间，部分1
670 Ti2，吸入持续时间，部分2
681a，b，c，d 呼出压强曲线在呼出持续时间期间Te的第一面
682a，b，c，d 呼出压强曲线在呼出持续时间期间Te的第二面

Claims (6)

1.一种麻醉或呼吸仪器，所述麻醉或呼吸仪器配置用于，在病人的呼气阶段(650)期间将压强曲线调节成，使得在从第一吸气阶段(660)的结束至下面的跟随的吸气阶段(670)的开始的所述呼气阶段(650)从第一上压强值(613a，613b，613c，613d)到第一下压强值(614a，614b，614c，614d)期间的所述压强曲线(401a，401b，501a，501b)具有带有最大分段恒定的子区间的下降的曲线(105a，105b，106a，106b，615a，615b，615c，615d)，所述麻醉或呼吸仪器还具有呼吸循环(50)，其中布置有呼气压强传感器(91)、吸气压强传感器(92)，吸气流量传感器(93)、呼气流量传感器(95)、能控制的呼气阀(96)和呼吸驱动装置(98)，以及所述麻醉或呼吸仪器具有驱动和控制单元(900)，所述驱动和控制单元与在所述呼吸循环中的所述呼气压强传感器(91)、吸气压强传感器(92)、吸气流量传感器(93)、呼气流量传感器(95)、能控制的呼气阀(96)和呼吸驱动装置(98)连接并配置用于，在所述呼吸驱动装置的运行中调节所述能控制的呼气阀(96)和所述呼吸驱动装置(98)，使得在从所述第一吸气阶段(660)的结束至下面的跟随的所述吸气阶段(670)的开始的所述呼气阶段(650)从所述第一上压强值(613a，613b，613c，613d)到所述第一下压强值(614a，614b，614c，614d)期间的所述压强曲线(401a，401b，501a，501b)具有带有最大分段恒定的子区间的下降的曲线(105a，105b，106a，106b，615a，615b，615c，615d)。
2.根据权利要求1所述的麻醉或呼吸仪器，其中，所述驱动和控制单元(900)还配置用于，调节所述能控制的呼气阀(96)和所述呼吸驱动装置(98)，使得从所述第一上压强值(613a，613b，613c，613d)到所述第一下压强值(614a，614b，614c，614d)的所述下降的曲线具有线性下降的曲线(601，602，604)和/或非线性下降的曲线(603)。
3.根据权利要求1所述的麻醉或呼吸仪器，其中，所述驱动和控制单元(900)还配置用于，调节所述能控制的呼气阀(96)和所述呼吸驱动装置(98)，使得从所述第一上压强值(613a，613b，613c，613d)到所述第一下压强值(614a，614b，614c，614d)的所述下降的曲线具有连续下降的曲线(601，602，603)和具有下降的以及恒定的子区间的曲线(604)。
4.根据权利要求1所述的麻醉或呼吸仪器，其中，所述驱动和控制单元(900)还配置用于，调节所述能控制的呼气阀(96)和所述呼吸驱动装置(98)，使得从所述第一上压强值(613a，613b，613c，613d)到所述第一下压强值(614a，614b，614c，614d)的至少部分下降的曲线(108a，108b)在延迟时间之后以恒定的压强水平(107a，107b)开始。
5.根据权利要求1所述的麻醉或呼吸仪器，其中，所述驱动和控制单元(900)配置用于，根据所述麻醉或呼吸仪器的调整确定所述第一上压强值(613a，613b，613c，613d)和所述第一下压强值(614a，614b，614c，614d)。
6.根据权利要求5所述的麻醉或呼吸仪器，其中，所述驱动和控制单元(900)配置用于，确定所述第一上压强值和所述第一下压强值以及在此考虑对PEEP或呼吸频率和/或I/E比例进行调整。
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