CN109513079A - 用于运行人工呼吸仪器的方法和根据所述方法工作的人工呼吸仪器 - Google Patents

Abstract

本发明是用于运行人工呼吸仪器（12）的方法和根据所述方法工作的人工呼吸仪器（12），在其中，在呼气的阶段（48）期间的压力目标值（pZ）取决于关于借助于所述人工呼吸仪器（12）进行人工呼吸的病人的肺（14）测定的顺应性（C）被测定。

Description

用于运行人工呼吸仪器的方法和根据所述方法工作的人工呼 吸仪器

技术领域

本发明涉及用于运行人工呼吸仪器的方法、尤其以组合的麻醉和人工呼吸仪器的形式的人工呼吸仪器，以及根据所述方法工作的这种仪器。

背景技术

人工呼吸仪器或以组合的麻醉和人工呼吸仪器的形式的人工呼吸仪器（在下面概括地称为人工呼吸仪器）以本身已知的类型和方式作为呼吸气体输送单元起作用，例如方式为，所述人工呼吸仪器联接到外部的气体供应处或本身包括呼吸气体输送单元、例如以尤其以活塞/缸体单元或所谓的瓶中袋（Bag-in-Bottle）单元、风扇轮或类似物的形式的泵的泵的形式。借助于所述人工呼吸仪器，以同样本身已知的类型和方式在吸气时将在所述人工呼吸仪器的侧上的压力提高到在所述肺泡的（alveolaren）压力、也就是说在病人肺之内的压力之上的值上。这种压力差导致朝所述病人肺的方向的体积流。在实现的压力平衡的情况下，所述体积流消失。所述过程在呼气时相反并且在所述人工呼吸仪器的侧上的压力相对于所述肺泡的压力下降，从而体积流从所述病人肺中得到，直到在此处也进行压力平衡。

对于人工呼吸仪器的这种运行已知带有不同的限制的压力控制、体积控制和多样的混合形式。例如，以关键词自动的插管补偿（ATC；Automatic Tube Compensation）已知如下方法，在所述方法中，所述吸气的超压在引入到空气管中的气管内插管中提高了压力降：∆p=（R_插管+R_软管）*体积流。然后，所述吸气的超压以所述气管内插管的流动阻力（R_插管）和在人工呼吸仪器和气管内插管之间的所述人工呼吸软管的流动阻力（R_软管）得出。

从较老的、未在先公开的德国专利申请102016009836.8中已知小的阀单元（所述阀单元密封地在所述病人处实现压力测量和所述体积流的测量）以及最小的阀，所述最小的阀在吸气时和在呼气时实现所述空气管压力（Airway Pressure；P_AW）的控制和调节。

然而还不是完全最优的是，对于流动阻力R_插管和R_软管采用已知的标准值。COPD病人、也就是说患有慢性地阻塞性的肺疾病（COPD）且相应地受到强烈地变窄的呼吸道（Atemwegen）（带有相应高的流动阻力）以及僵硬的、不弹性的肺（带有相应小的所谓的肺硬度（顺应性））的病人因此以特殊的人工呼吸模式进行人工呼吸（流动恒定、体积控制、压力限制等）。

对于呼气，所述呼气阀可供使用，所述呼气阀调节到期望的正的呼气末的压力（PEEP；Positive End-Exspiratory Pressure）上。然而为此把所述在仪器侧测量的压力作为基础。所述肺泡的或固有的PEEP在所述整个的呼出分支之上处于高了所述压力降的数值。特殊地，在COPD病人的情况下，能够通过提高的呼出阻力产生按趋势地不断地上升的剩余体积。

此外，呼吸肌肉组织（除了所述呼吸气体输送单元）的对于呼吸所需的工作导致提高的CO₂生产并且所产生的CO₂因为困难的气体交换而仅仅不充分地被消除（abgebaut，有时称为分解）。

发明内容

由此出发，本发明的任务在于，说明一种用于控制所述人工呼吸参数的方法，在所述方法中，所述肺泡的压力尽可能精确地相应于调整的预设并且允许关于所述肺泡的压力改变在高的气体交换的意义上的优化的人工呼吸。

这个任务借助于带有权利要求1的特征的用于运行人工呼吸仪器的方法解决。对此，在用于运行人工呼吸仪器的方法中设置成，在呼气的阶段期间的压力目标值p_Z取决于关于借助于所述人工呼吸仪器进行人工呼吸的病人的肺测定的顺应性C来测定。

所述方法和所述方法的随后描述的实施方式以及由其所包括的方法步骤自动地、也就是说在没有相应的人工呼吸仪器的操作者的特别的干预的情况下实施。所述方法步骤的自动的实施在控制所述人工呼吸仪器的控制单元的情况下进行。所述控制单元包括以微处理器的形式的或根据所述微处理器的类型的处理单元以及存储器。到所述存储器中装载或能够装载有能够由所述处理单元实施的控制程序，所述控制程序在所述人工呼吸仪器的运行中通过其处理单元实施。所述操作者的操作行为结合所述方法例如受限于参数的预设。就此而言，上面提及的任务还借助于用于控制人工呼吸仪器的控制单元来解决，所述控制单元根据所述方法如此处和在下面描述的那样工作并且对此包括用于执行所述方法的器件。在此，本发明优选地在软件中执行。由此，本发明一方面还是带有能够通过计算机（即所述人工呼吸仪器的控制单元）实施的程序代码指令的计算机程序并且另一方面是带有这种计算机程序的存储介质、也就是说带有程序代码介质的计算机程序产品，以及最终还是控制单元或人工呼吸仪器，在所述控制单元的或所述人工呼吸仪器的存储器中装载或能够装载有这种计算机程序作为用于执行所述方法和其设计方案的器件。

本发明的有利的设计方案是从属权利要求的主题。在权利要求之内的在此应用的引用关系（Rückbeziehungen）通过相应的从属权利要求的特征指出参考的权利要求的主题的进一步的构造。其不应该被理解为放弃实现对于从属权利要求的特征或特征组合的独立的、代表性的（gegenständlichen）保护。此外，在权利要求以及说明书的解释方面，在从属权利要求中的特征的更详细的具体化中应该从如下出发，即这种限制不存在于相应地前述的权利要求以及代表性的方法/代表性的人工呼吸仪器的较一般的实施方式中。在说明书中针对从属权利要求的方面的每个参考因此还应该在没有特殊的提示的情况下明确地读作可选的特征的描述。最终应指出的是，此处说明的方法能够还相应于从属的装置权利要求来改进并且反之亦然。

附图说明

在下面根据附图进一步阐释本发明的实施例。彼此相应的物件或元件在所有图中设有相同的附图标记。

所述实施例不应该被理解为本发明的局限。更确切地说，在本公开的范围中，补充和修改也是完全可行的、尤其例如通过各个的结合在一般的或特殊的说明书部分中描述的以及在权利要求和/或附图中包含的特征或方法步骤的组合或变型对于本领域技术人员在所述任务的解决方案方面能够得知的并且通过能够组合的特征引起新的主题或引起新的方法步骤或方法步骤序列的补充和修改。

其中：

图1和

图2示出用于联接到所述人工呼吸仪器处的病人的人工呼吸的人工呼吸仪器，

图3示出不同的、在病人的人工呼吸时有关的体积，

图4示出在传统的人工呼吸的情况下的仪器侧的和肺侧的压力走向以及从属的体积流，

图5示出在相应于此处提出的方式的人工呼吸的情况下的仪器侧的和肺侧的压力走向以及从属的体积流，

图6示出用于阐释病人肺的顺应性的图示，

图7示出查找表作为用于在呼气的阶段期间的压力目标值p_Z的取决于顺应性的测定的可行性的示例，以及

图8示出如在图1或图2中那样的带有用于实施所述此处提出的方式的器件的人工呼吸仪器。

附图标记列表

10 病人模块

12 人工呼吸仪器

14 肺、病人肺

16 插管、气管内插管

18 人工呼吸软管

20 吸气的分支

22 呼气的分支

24 Y形件

26 传感机构

28 负压联接部

30 在呼吸期间的体积走向

40 第一压力走向；仪器侧的压力走向

42 第二压力走向；肺泡的压力走向

44 体积流走向

46 吸气的阶段

48 呼气的阶段

50 匹配的仪器侧的压力走向

52 匹配的肺泡的压力走向

54 匹配的体积流走向

56 负压范围

70 查找表

80 负压联接阀

82 信号

84 控制单元

86 控制程序

88 调整信号

V1 肺的总容量

V2 肺的肺活量

V3 一次呼吸体积

V4 肺的吸气的储备体积

V5 肺的呼气的储备体积

V6 肺的吸气容量。

具体实施方式

在图1中的图示示意性地非常简化地在左侧示出人工呼吸仪器12并且在右侧示出病人的肺14。所述病人被联接到所述人工呼吸仪器12处，方式为，在所述病人的肺14中引入在下面被简称为插管16的气管内插管16，并且方式为，带有吸气的分支20和呼气的分支22的人工呼吸软管18（图2）在一方面所述人工呼吸仪器12和另一方面所述插管16之间伸延。所述人工呼吸软管18的吸气的分支20和呼气的分支22以本身已知的类型和方式在所述插管16之前借助于Y形件24被聚集在一起。在所述Y形件24和所述插管16之间（也就是说靠近病人地）借助于传感机构26例如测量流入到所述病人肺14中的呼吸气体的和/或从所述病人肺14中流出的呼吸气体（呼出气体）的体积流（dV/dt）。

在图2中的图示以再次进一步简化的形式示出根据图1的情况（Verhältnisse）。所述图示一方面受限于所述人工呼吸仪器12和所述病人肺14以及另一方面受限于所述人工呼吸软管18以及（在所述人工呼吸软管18的延长部中）所述插管16。由人工呼吸软管18和插管16构成的总体通过其流动阻力R表明特征。

在图3中的图示简化地示出在呼吸期间的关于时间t的体积走向30和所涉及的体积、即所述相应的肺14的总容量V1、所谓的肺活量V2，所述肺活量包括一次呼吸体积V3以及吸气的储备体积V4和呼气的储备体积V5。在正常的、自发的呼吸期间和还有在借助于人工呼吸仪器12的人工呼吸期间，所述呼吸在所述一次呼吸体积V3的范围中进行。当在人工呼吸时每一次呼吸应该被给予更多呼吸气体体积时，被转移（ausgewichen）到所述吸气的储备体积V4的范围中。由呼吸气体体积V3和吸气的储备体积V4构成的总和确定所述肺14的吸气容量V6。

在图4中的图示（分别关于时间t）在上面的区域中示出第一和第二压力走向40、42以及在下面的区域中示出所述体积流dV/dt的属于所述第一和所述第二压力走向40、42的走向44。借助于竖直的线分别将吸气的阶段46和呼气的阶段48进行划界。

所述第一压力走向40是在所述人工呼吸仪器12处测量的压力（p_V）的时间上的走向。所述第一压力走向40基于所述人工呼吸仪器12的原则上本身已知的控制或调节来得出。所述第一压力走向40根据规定地在相应地预设的或可预设的PEEP（Positive End-Exspiratory Pressure；正的呼气末的压力）和对于在所述吸气的阶段46期间的压力的理论值（p_S）之间波动。

所述第二压力走向42基于所述第一压力走向40产生并且是尽可能靠近所述病人肺14处测量的肺泡的压力（p_Al）的时间上的走向。为了区别，所述第一压力走向40被称为仪器侧的压力走向40并且所述第二压力走向42被称为肺泡的压力走向或肺侧的压力走向42。在所述肺泡的压力走向42和所述仪器侧的压力走向40之间的面积与由所述流动阻力R（人工呼吸软管18和插管16的流动阻力）和所述相应的体积流dV/dt构成的乘积成比例：∆p=R*dV/dt。

在图5中的图示与之对比地（同样关于时间t）示出根据此处提出的方式匹配的压力走向50、52、即匹配的仪器侧的压力走向50以及所产生的、匹配的肺泡的压力走向52。可看出的是，所述匹配的仪器侧的压力走向50相对于在图4中的仪器侧的压力走向40在所述吸气的阶段46开始时被改变，方式为，在那里超过所述理论值（p_S）地达到更高的最大值。在所述吸气的阶段46结束时，所述匹配的仪器侧的压力走向50靠近在图4中示出的仪器侧的压力走向40。同样在所述呼气的阶段48开始时，在所述匹配的仪器侧的压力走向50中相对于在图4中的仪器侧的压力走向40可看出改变。在这里，根据图4的仪器侧的压力走向40的值低于所述PEEP并且在图5中示出的情况下甚至下降到在图示中以“atm”表示的周围环境压力（负压范围56）之下。在所述呼气的阶段48结束时，所述匹配的仪器侧的压力走向50又靠近根据图4的仪器侧的压力走向40。对于接着的吸气的阶段46，所述匹配的仪器侧的压力走向50不再在图5中示出。实际上，所述匹配的仪器侧的压力走向50通常通过大量吸气的和呼气的阶段46、48来延续。

基于所述匹配的仪器侧的压力走向50产生了匹配的肺泡的压力走向52以及匹配的体积流走向54。所述肺泡的压力走向52尽管在所述呼气的阶段48开始时的仪器侧的负压56而在整个的呼气48期间仍留在所述PEEP之上。

可看出的是，所述匹配的肺泡的压力走向52基本上相应于根据图4的仪器侧的压力走向40。所述肺泡的压力走向42的能够在图4中示出的情况下观察到的、对比于所述仪器侧的压力走向40放慢了的上升被平衡或至少基本上被平衡。带有在所述吸气的和呼气的阶段46、48开始时和结束时的相对而言陡峭的侧沿以及在各个的吸气的和呼气的阶段46、48期间的均匀的或基本上均匀的平稳段的所产生的匹配的肺泡的压力走向52相应于至今（图4）在仪器侧所预设的那样的、但是由于所述流动阻力R在肺泡仅仅变形地且延迟地出现了的压力走向。

也就是说实现了所述流动阻力R的计算上的补偿，方式为，在仪器侧使得借助于所述人工呼吸仪器12产生的或供使用的压力以在图4中示出的类型和方式在每个吸气的阶段46开始时被提高（提得过高（überhöht））并且在每个呼气的阶段48开始时附加地被降低。

此处提出的解决方案的特点在于，不是仅仅在所述吸气的阶段46期间所述肺泡的压力走向52相应于或至少基本上相应于所述仪器侧的预设，而是这还针对所述呼气的阶段48被实现。

在运行所述人工呼吸仪器12时，其控制或调节以如下类型和方式进行，所述类型和方式保证所描述的匹配的仪器侧的压力走向50。对此，在吸气的阶段46期间代替所述理论值p_S应用以所述理论值p_S形成的压力目标值p_Z（p_Z=p_s+R*dV/dt）以及在呼气的阶段48期间代替所述PEEP应用以所述PEEP形成的压力目标值p_Z（p_Z=PEEP-R*dV/dt）。这基本上相应于所述理论值p_S在吸气的阶段46期间的可变的改变以及所述PEEP在呼气的阶段48期间的可变的改变，因为项R*dV/dt由于所述流入的体积流是取决于时间的。根据针对所述项R*dV/dt所产生的值，对于所述呼气的阶段48的所述压力目标值p_Z（p_Z=PEEP-R*dV/dt）还能够变负的，从而产生在所述周围环境压力之下的压力目标值p_Z（p_Z<atm）。为了产生具有负的压力目标值p_Z的仪器侧的压力，所述人工呼吸仪器12具有负压联接部28（图7）并且以这种途径与压降件（Drucksenke）连接。

借助于控制或调节，所述人工呼吸仪器12根据在所述呼气48期间所测定的压力目标值p_Z按需地并且至少有时提供相对于所述肺泡的压力的负压。这能够借助于向着所述周围环境压力打开的呼气的阀进行，正如这在更下面以附加的细节提到的DE102016012824.0中被描述的那样。备选地或附加地，这能够借助于所述负压联接部28的控制或调节进行。借助于所述负压联接部28，所述人工呼吸仪器12必要时提供相对于所述周围环境压力的负压（负压范围56）。在每种情况下，对于所述呼气48，（在所述仪器侧的压力和所述肺泡的压力之间的）提高的压力差能够用作用于从所述病人肺14出来的体积流的驱动。在此，应该注意的是，所述呼气的储备体积V5的范围没有或至少没有不受控制地被达到。否则所述病人肺14的吸气容量V6被低过，从而基本上各个肺区域的虚脱的危险上升。为了应对这种危险，在呼出阶段期间使所述肺14的所谓的顺应性、也就是说其伸展性被测定和监视。

对此，图6在左侧示出所述顺应性C的图示作为在压力体积线图中的斜率。所述图示说明，根据相应的体积的预先填充并且由此根据已经给出的伸展给包围所述体积的外罩（Hülle）能够引入不一样大的体积（ΔV₁、ΔV₂），以促使相同的压力上升。以A和B表示所谓的偏转点（Inflektionspunkte）。通过求导在左边在所述压力体积线图中示出的曲线来得出在压力p和体积V上的顺应性C，如这在图6中简化地在右侧示出的那样。在所述一次呼吸体积V3（还见图3）上，所述顺应性C基本上保持相同。在所述呼气的储备体积V5上，所述顺应性C明显地改变。除此之外，在所述呼气的储备体积V5的边缘处，所述偏转点中的一个（偏转点B）被超过。然而，偏转点的超过应该被避免。在左侧，接着所述一次呼吸体积V3的是所述肺14的吸气的储备体积V4。

这对于运行所述人工呼吸仪器12而言意味着，在所述呼气阶段48期间、尤其在所述呼气阶段48开始时，只要所述病人肺14的伸展不变得太小，则在仪器侧能够施加有负压。在此，所述病人肺14的伸展可以（至少短时间地）还比变放松（entspannt）小。

总是当由所述测量的（传感机构26）相应的体积流和所述基于测量（传感机构26）测定的流动阻力R构成的乘积大于所述在仪器侧施加的负压时，所述病人肺14的太小的伸展被排除。仅仅当通过经常地测量所述顺应性C和所述从属的体积来确保没有达到所述呼气的储备体积V5时，较高的负压才可以在仪器侧被施加。

所述顺应性C的测量能够例如根据在带有标题“用于适应性地调节正呼气末的压力（PEEP）的方法和装置”的未在先公开的、较老的德国的专利申请（官方申请号：102016012824.0）中描述的方式进行，所述专利申请应该借此以其完整的内容而适用为被包括到在这里递交的说明书中，还用于如下目的，即接收来自DE102016012824.0的特征到权利要求中以用于界定作为所述在这里递交的说明书的基础的本发明。

根据DE102016012824.0，在呼气阶段48期间在仪器侧施加的压力（图4：压力走向40；图5：压力走向50）在压力减小间隔之内短期地被减小。在此，所述压力减小间隔的持续时间相对于所述呼气阶段48的整个持续时间是非常短的并且能够例如处于10ms至30ms的范围中。由于所述在仪器侧施加的压力的短期的下降而产生所述体积流的（短期的）提高。所述在仪器侧施加的压力相应于由所述流动阻力和所产生的体积流构成的乘积。在所述呼气阶段48期间的体积流是呼出的呼吸气体（呼气气体流）的体积流并且所述流动阻力相应地是所述呼出阻力R_exp。在所述病人肺14的潮气体积的不同的部位处，也就是说对于所述病人肺14的不同的扩张状态，能够因此基于所述在仪器侧施加的压力以及所产生的体积流来确定相应的呼出阻力R_exp。由于所述在仪器侧施加的压力的同样的（ebensolchen）短期的提高（与之前的短期的压力下降相反）而产生所述呼气气体流的（短期的）减小。根据一方面所述呼气气体流的走向的产生的斜率以及另一方面所述压力下降的数值能够计算所述病人肺14的顺应性C。由此，能够还取决于所述短期的压力提高的时间点来测定所述病人肺14的在与其潮气体积不同的部位处的顺应性C。

根据所述此处提出的方式所测定的顺应性C是用于受控地使用在所述呼气阶段48期间的匹配的压力目标值p_Z（p_Z=PEEP–X；X=R_exp*dV/dt）的决定性的因数。对此设置成，将所述压力目标值p_Z必要时下降到所述PEEP之下和也许甚至到所述周围环境压力之下的项X取决于所述病人肺14的相应地测定的顺应性C：X=f（C）。

为此例如考虑的是，所述项X的值根据查找表70的内容给出，如这示意性地简化地在图7中的图示中示出的那样。在图7中的图示通过采用来自前面的图6的所述顺应性C的图示来示出所述查找表70的内容与所述病人肺14的相应地测定的顺应性C的相关性。只要对于当前的顺应性C测定的值处于所述一次呼吸体积V3的范围中，则这涉及“良好的”顺应性值（下标“g”表示“良好的”）。当对于当前的顺应性C测定的值处于所述范围之外时，这相应地涉及“差的”顺应性值（下标“s”表示“差的”；“sl”：在左边差的，“sr”：在右边差的）。

相应地，在这种查找表70中例如存储有用于“良好的”顺应性C的值（C_g1，C_g2，…，C_gn）并且在“良好的”顺应性C的情况下，所述查找表70对于每个相应的顺应性值得出项R_exp*dV/dt。在“差的”顺应性的情况下，也就是说，在所述“良好的”范围之外的顺应性值的情况下，例如对于X的最后应用的值被减小，也即，所述顺应性值越“差”，也就是说，所述顺应性值离所述“良好的”范围的边缘越远，所述最后应用的值可选地越强烈地被减小。在图7中的图示中，这针对在所述“良好的”顺应性的左边的范围（范围V4）来示出，其中，n呈现为与所述“良好的”范围的边缘的间距。对于这种查找表70备选地，例如情况区别是可行的，从而对于X的值例如如下面得出：

X=R_exp*dV/dt|C_g1<C<C_gn

X=n[R_exp*dV/dt]|C>C_gn；n=1

X=[R_exp*dV/dt]/n |C<C_g1；n=1，2，3，4…

在上面所表达的是，仅仅当通过经常地测量所述顺应性C和所述从属的体积来确保所述呼气的储备体积V5没有被达到时，超过由所述测量的体积流和所述阻力R（呼出阻力R_exp）构成的乘积的负压才可以在仪器侧被施加。理论上甚至可行的是，利用所述呼气的储备体积V5的一部分。这需要相对于在所述呼气48的结束阶段期间的周围环境压力的连续的（轻微的）负压。

最后，在图8中的图示示出所述人工呼吸仪器12和病人模块10。所述人工呼吸仪器12是带有电和/或气动的接口的必要时多件式的单元。所述病人模块10作为所述人工呼吸仪器12的用户接口起作用并且要么包括呼吸面罩或类似物或（如示出的那样）插管16要么能够联接到呼吸面罩或类似物或插管16处。相应地，所述病人模块10靠近所述病人布置。此外，所述病人模块10包括所述传感机构26（图1）、即至少用于压力测量和用于体积流测量的传感机构26，或这种传感机构26是在所述病人模块10之外，但靠近所述病人模块10处布置。由此，由于所述病人模块10靠近所述病人处的布置还进行靠近所述病人处的压力测量和体积流测量，从而由于在人工呼吸仪器12和病人之间的路段（和所产生的阻力）所引起的损失没有以至今的类型和方式干扰性地作用到测量上。

由所述人工呼吸仪器12对于所述病人的人工呼吸针对吸气提供预设的或由操作者可预设的、尤其恒定的吸气压力p_insp和针对呼气同样提供预设的或由操作者可预设的、尤其恒定的呼气压力p_exsp。所述吸气压力p_insp处于所述周围环境压力（atm）之上并且由于所述吸气压力p_insp产生进入到所述病人肺14中的体积流（“挤压”）。由于所述呼气压力p_exsp产生从所述病人肺14中出来的体积流（“吸取”）。

对于这种吸取作用的运行，要么在所述病人模块10处设置有呼气阀（这里未示出；见DE102016012824.0和那里的图1）要么所述人工呼吸仪器12包括在所述呼气的分支22处的或在所述呼气的分支22的延续部中的负压联接部28。这种呼气阀向所述周围环境压力（atm）打开并且由此负责在前面的吸气之后高的肺泡的压力和所述周围环境压力之间的对于所述呼气必要的压力差。在负压联接部28的情况下，所述呼气阀处于所述呼气的分支22中，尤其在所述呼气的分支22中在所述病人模块10之内。为了获得期望的压力目标值p_Z，所述呼气阀以规定成用于影响所述呼气阀的位置的控制信号来操控。

所述呼气阀的操控基于所述传感机构26的至少一个信号82进行。所述至少一个信号82能够涉及借助于所述病人模块10采集的测量值（例如对于所述体积流的测量值）或多个测量值。所述信号82的处理能够在所述病人模块10中或在所述人工呼吸仪器12中进行。对于在所述人工呼吸仪器12中的处理，所述信号82以原则上本身已知的类型和方式有线路地（leitungsgebunden）或无线路地被传达到所述人工呼吸仪器和那里的控制单元84处。所述控制单元84接管所述至少一个信号82的处理并且例如确定所述顺应性C、所述呼出阻力R_exp、所述压力目标值p_Z以及用于所述呼气阀的调整信号。对此，所述控制单元84例如以原则上本身已知的类型和方式包括以微处理器或类似物的形式的处理单元以及存储器，到所述存储器中装载有能够借助于所述处理单元实施的并且作为控制程序86起作用的计算机程序。由在所述人工呼吸仪器12中的控制单元84测定的用于所述呼气阀的调整信号和/或所述压力目标值由所述控制单元84传达到所述病人模块10处并且在那里为了操控所述呼气阀起作用。备选地，所述至少一个信号82的处理还能够借助于所述病人模块10自身进行。那么，所述病人模块10包括如下控制单元84，如其在图8中的图示中作为所述人工呼吸仪器12的部件示出的那样。这种控制单元84同样测定所述压力目标值p_Z和/或用于所述呼气阀的调整信号88。然后，所述呼气阀能够直接地被操控。为了控制在所述吸气的分支20中的压力比例，吸气阀的操控相应地进行。

所述病人模块10原则上能够以如下类型和方式实施，即如这在带有标题“用于病人的人工呼吸的装置”（申请人的内部申请号：20161079）的相同申请人的平行的专利申请中实施的那样。所述专利申请还应该连同此提示地以其完整的内容适用为被包括到此处递交的说明书中，还用于如下目的，即接收来自这个专利申请的特征到权利要求中以用于界定作为在这里递交的说明书的基础的本发明。

所述控制程序86包括执行在更上面阐释的步骤以用于在软件中测定所述压力目标值p_Z并且所述控制程序86在运行所述人工呼吸仪器12时的实施相应地促使所述压力目标值p_Z的取决于顺应性的测定并且此外促使所述压力目标值p_Z的自动的取决于顺应性的调整。

在这里递交的说明书的各个的处于关注中心的方面能够由此简短地如下总结：说明的是用于运行人工呼吸仪器12的方法和根据所述方法工作的人工呼吸仪器12，在其中，在呼气的阶段48期间的压力目标值p_Z取决于关于借助于所述人工呼吸仪器12进行人工呼吸的病人的肺14测定的顺应性C被测定。

Claims (11)

1.用于运行人工呼吸仪器（12）的方法，其中，在呼气的阶段（48）期间的压力目标值（p_Z）取决于关于借助于所述人工呼吸仪器（12）进行人工呼吸的病人的肺（14）测定的顺应性（C）被测定。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述顺应性（C）基于测量值来测定，所述测量值在运行所述人工呼吸仪器（12）时借助于离开所述人工呼吸仪器（12）地且靠近病人布置的传感机构（26）来采集。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，当所测定的顺应性（C）处于预设的或可预设的值范围之外时，在呼气的阶段（48）期间的所述压力目标值（p_Z）被逐步地提高或降低。

4.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述压力目标值（p_Z）至少有时被降低到在所述人工呼吸仪器（12）的区域中存在的周围环境压力之下。

5.人工呼吸仪器（12），带有用于实施根据前述权利要求中任一项所述的方法的器件（10、26、28、84、86）。

6.根据权利要求5所述的人工呼吸仪器（12），带有能够靠近病人放置的并且与所述人工呼吸仪器（12）为了信号传递的目的可通信地以及至少为了加载有吸气的压力的目的而流体连通地连接的病人模块（10），所述病人模块被规定和设立成测定用于确定借助于所述人工呼吸仪器（12）进行人工呼吸的病人的肺（14）的顺应性（C）的测量值。

7.根据权利要求5或6所述的人工呼吸仪器（12），带有靠近病人的且能够被操控用于获得在呼气的阶段（48）期间的所述压力目标值（p_Z）的呼气阀。

8.根据权利要求5、6或7所述的人工呼吸仪器（12），带有负压联接部（28）和配属于所述负压联接部（28）的负压联接阀（80），其中，所述负压联接阀（80）能够被操控用于获得在呼气的阶段（48）期间的所述压力目标值（p_Z）。

9.根据权利要求5至8中任一项所述的人工呼吸仪器（12）的病人模块（10）。

10.以带有程序代码介质的计算机程序的形式的控制程序（86），以便当所述控制程序（86）借助于所述人工呼吸仪器（12）的控制单元（84）实施时，实施权利要求1至4中每个任意的权利要求的所有步骤。

11.根据权利要求5至8中任一项所述的人工呼吸仪器（12），带有控制单元（84），其中，所述控制单元（84）包括处理单元和存储器并且其中，到所述存储器中装载或可装载有根据权利要求10所述的控制程序（86）作为用于实施根据权利要求1至4中任一项所述的方法的介质。