CN111543999A - 用于感测病人的呼吸努力的系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于感测病人的呼吸努力的系统，包括压力求取设备用于求取在病人的呼吸努力的时刻的肺压力。本发明还涉及一种用于感测食道导管的气囊的最佳充注体积的装置。

Description

用于感测病人的呼吸努力的系统

背景技术

辅助人工呼吸(机械通气)是起帮助作用的人工呼吸。人工呼吸通过 所谓的触发器触发。病人在开始吸气时自身产生呼吸气体流量或压力，人 工呼吸器具将该呼吸气体流量或压力识别为触发器。如果病人产生的触发 器超过预调设的阈值，即所调设的触发器水平，则人工呼吸器具提供具有 确定的压力和/或体积的呼吸气体并从而使得易于呼吸。

辅助人工呼吸的目标在此是，将通过人工呼吸器具实现的吹入通气适 配于病人的呼吸努力，以由此优化病人舒适度并且使呼吸功最小化。病人 和人工呼吸器具之间的不同步性——其定义为病人的自然吸气时间和人工 呼吸器具的吹入通气时间之间的差别——是临床实践的常见现象。差不多 四分之一的插管病人在辅助机械式人工呼吸期间显示极大的不同步性，这 种不同步性在临床上经常识别不了。最常见的不同步性样式是无效的触发 器，在该无效的触发器的情况下病人的吸气努力不触发人工呼吸进程，因 为在试图触发触发器的时刻存在动态性的恶性通胀(Hyperinflation)。

不同步性一方面可以是呼吸状态的严重性的征兆的，但另一方面也可 与人工呼吸器具的不合适的调设有关，该不合适的调设加长了机械式人工 呼吸的时长。已经提出可通过降低动态性的恶性通胀来改善同步性的不同 的调设，例如外部呼气末正压(PEEP)的应用和减小吹入通气时间或避免 不适当地高的压力辅助。但这些方案迄今还未系统性地比较，并且其各自 对呼吸功和呼吸气体体积(潮气量)的影响因而仍不清楚。

发明内容

本发明涉及一种用于感测病人呼吸努力的系统，包括压力求取设备， 用于求取在病人呼吸努力的时刻的压力。

呼吸努力在此可以是主动的(肌肉的)或被动的(例如复位力)呼吸 努力。

所述系统的特征也在于，所述呼吸努力的时刻是病人的呼气的开始或 吸气的开始。

用于感测病人的呼吸努力的系统包括压力求取设备，用于求取在病人 呼吸努力的时刻的压力。

所述系统的特征也在于，压力求取设备构造为食道导管且具有充气的 气囊。

所述系统的特征也在于，人工呼吸器具的传感器确定出食道压力，该 食道压力通过食道导管的充气的气囊感测出。

所述系统替代或补充地构造用于感测病人的呼吸努力，所述系统包括： 压力求取设备，用于求取在病人的呼吸努力的时刻的压力，其特征在于， 压力求取设备构造为食道导管并具有充气的气囊；具有用于食道导管的压 力输入接管的人工呼吸器具；和，压力传感器，其中，病人的呼吸努力通 过食道导管的充气的气囊感测。

替代或补充地，所述系统的特征在于，由人工呼吸器具在考虑由人工 呼吸器具预给定的人工呼吸压力和以传感器求取的食道压力的情况下确定 出肺压力。

替代或补充地，所述系统的特征在于，充气的气囊具有传感器，该传 感器登记呼吸努力且传输给人工呼吸器具。

替代或补充地，所述系统的特征在于，通过确定的测量过程确定在呼 气结束时的肺压力TPP ex和/或在吸气结束时的肺压力TPP in，在该测量过 程中，人工呼吸器具防止输送呼吸气体至病人或防止来自病人的呼吸气体。

替代或补充地，所述系统的特征在于，病人的呼吸努力与所存的至少 一个阈值比较并且在超过该阈值时相当于触发器。

替代或补充地，所述系统的特征在于，所述时刻是病人的呼气的开始 或吸气的开始。

替代或补充地，所述系统的特征在于，压力求取设备持续地确定食道 压力，例如也在吸气或呼气的开始时确定食道压力。

替代或补充地，所述系统的特征在于，系统还包括一装置，例如控制 单元，该装置在考虑所求取的食道压力或肺压力的情况下预给定由人工呼 吸器具提供的呼吸气体压力。

替代或补充地，所述系统的特征在于，在超过或低于食道压力的阈值 时，所述装置产生用于人工呼吸器具的控制信号，用于预给定吸气或呼气 的呼吸气体压力。

替代或补充地，所述系统的特征在于，人工呼吸器具的控制单元提供 用于受控的或辅助的人工呼吸的呼吸气体参数(压力，流量，体积，频率)， 并操控呼吸气体源用于预给定受控的或辅助的人工呼吸。

根据前述权利要求中至少一个权利要求所述的系统的特征在于，由食 道压力曲线识别和记录每单位时间病人的吸气努力的次数。

替代或补充地，所述系统的特征在于，由人工呼吸压力曲线或控制单 元识别和记录每单位时间预给定的吸气的次数。

替代或补充地，所述系统的特征在于，将每单位时间病人的吸气努力 与每单位时间预给定的吸气相比较并从而求取病人的吸气努力和预给定人 工呼吸器具的吸气预给定之间的同步化程度。

替代或补充地，所述系统的特征在于，从该比较得出错误触发器的指 数，该指数代表病人的吸气努力和人工呼吸器具的吸气预给定之间的同步 化程度。

替代或补充地，所述系统的特征在于，用于感测同步性的装置由预给 定的呼吸气体冲程(Atemgashub)和病人的呼吸努力之间在时间上的间隔 识别出错误触发器并求取和存储或显示错误触发率或指数。

替代或补充地，所述系统的特征在于，当预给定的呼吸气体冲程和病 人的呼吸努力之间的在时间上的间隔为1/100秒以上，优选1/10秒以上， 特别优选1秒以上时，用于感测同步性的装置由预给定的呼吸气体冲程和 病人的呼吸努力之间的在时间上的间隔识别出错误触发器。

替代或补充地，用于感测病人的呼吸努力的系统包括：压力求取设备， 用于求取在病人呼吸努力的时刻的压力，特征在于，压力求取设备构造为 食道导管且具有充气的气囊；和，具有用于食道导管的压力输入接管的人 工呼吸器具；和，压力传感器，其中，病人的呼吸努力通过食道导管的充 气的气囊感测，其中，系统还包括用于感测通过人工呼吸器具(在时间上) 预给定的呼吸气体冲程(压力或容积或流量)与病人呼吸努力的同步性的 装置，其中，从该比较得到错误触发器的指数，该指数代表病人的吸气努 力和人工呼吸器具的吸气预给定之间的同步化的程度。

替代或补充地，所述系统的特征在于，所述装置在识别出错误触发器 时产生用于人工呼吸器具的控制信号，用于预给定经改变的吸气时间和/或 经改变的PEEP和/或经改变的触发器敏感度。

替代或补充地，所述系统的特征在于，食道导管求取机能性呼气末正 压，机能性呼气末正压称为内源性PEEP(PEEPi)。

替代或补充地，所述系统的特征在于，在超过或低于PEEPi的阈值时， 所述装置产生用于人工呼吸器具的控制信号，用于预给定经改变的呼吸气 体体积或经改变的呼气时间。

替代或补充地，所述系统的特征在于，包括用于感测气囊的最佳充注 体积的装置，其中，该装置确定最小的充注体积，该最小的充注体积决定 在一次呼吸中(从吸气至呼气)气囊的最大的脉冲压力变化(“Swing”)。 用于感测气囊最佳充注体积的装置可以是流量或体积传感器，其例如布置 在人工呼吸器具中且与控制单元连接。

本发明也包括一种系统，具有用于感测气囊的最佳充注体积的装置， 其中，该装置确定出充注体积，该充注体积在一次呼吸中(从吸气至呼气) 产生气囊的最大的脉冲压力变化(“Swing”)。

附图说明

图1示出人工呼吸器具的原则上的构造，

图2示意性地示出人工呼吸器具在系统中的布置，

图3示意性地示出系统在病人中的布置，

图4示意性地示出以下信号的走向：流量、食道压力和人工呼吸压力，

图5示出Peso导管的定位，

图6示出Peso导管的方位检查，

图7直观示出错误触发率的求取。

具体实施方式

图1示出人工呼吸器具(20)的原则上的构造。在器具壳体(1)的区 域中布置有操作元件(2)和/或操作和信息系统(3)。经由耦合器(4)附 接连接软管(5)。附加的压力测量软管(6)可沿着该连接软管(5)延伸， 该附加的压力测量软管可通过压力输入接管(7)与器具壳体(1)连接。 为了使得能传输数据，器具壳体(1)具有至少一个接口(8，18)。此外可 适配湿润器(21)或喷雾器(22)。人工呼吸器具具有呼吸气体源(17)。

在连接软管(5)的背离器具壳体(1)的延伸区域中例如布置有呼气 元件(9)。同样可使用呼气阀。

人工呼吸器具(20)可构造为睡眠治疗器具、高流量器具、麻醉器具、 临床或家用或应急人工呼吸器具。

图1还示出构造为人工呼吸面罩(10)的病人端口。在病人头部区域 中的固定可通过头罩(11)进行。在病人端口的面向连接软管(5)的延伸 区域中，病人端口(10)具有离合元件(12)。病人端口例如也可构造为管。

通过接口(8，18)可进行数据、例如死点容积的输入和/或输出。接口 可以有线式实现、实现为红外接口、实现为蓝牙接口或USB。优选也设有 卡槽。接口(8)也可实施为LAN接口或用于附接到因特网的其他接口。 在器具壳体的区域中可将氧气顺序阀适配于用于人工呼吸的设备。可设想， 为呼吸气体附加地加以氧气，以改善对病人的照顾。

根据本发明的人工呼吸器具(20)设计成，使得其可经由软管和病人 端口与病人连接，以提供人工呼吸。人工呼吸器具包括呼吸气体源(17)， 该呼吸气体源例如构造为具有风机叶轮的电动马达或构造为具有至少一个 阀的压力气体接头。人工呼吸器具具有用于求取呼吸气体的压力和/或流量 和/或体积的装置。控制单元(19)设计成，使得控制单元例如对于每个呼 吸循环基于预先确定的值和/或基于测量信号针对参数——压力和/或流量 和/或容积——确定出呼吸气体参数并这样调节呼吸气体源，使得运用所述 呼吸气体参数。控制单元可受控地预给定和/或在考虑测量信号的情况下至 少部分辅助或适配人工呼吸的参数。

控制单元(19)例如设计成，使得其确定呼吸气体的当前压力和/或流 量和/或体积并将当前值通过与控制单元连接的操作和信息系统或显示器 (3)示出。控制单元(19)还设计成，使得其在一个或多个参数方面确定 其关于时间的计算的趋势改变，其中，可在显示器上显示这些趋势改变。

此外，控制单元(19)将已由使用者预给定的参数值——例如上和下 压力边界或每单位时间最大可允许的窒息次数、或最大可允许的泄漏—— 与当前值比较并且生成关于与预给定值的偏差的使用者信息。使用者信息 优选通过操作和信息系统(3)进行图像更新。

控制单元(19)例如也设计成，使得其至少暂时或阶段性地确定出食 道压力。人工呼吸器具(20)对此具有(气动的或电子的或光学的)压力 测量输入和压力传感器(23，24)，食道气囊(62)至少间接附接到压力传 感器上。

控制单元(19)例如设置和构造用于辨识食道压力的改变和由此操控 人工呼吸器具，用于预给定人工呼吸参数。

在超过或低于用于食道压力(60)的阈值时，控制单元(19)例如生 成用于人工呼吸器具(20)的控制信号，用于预给定吸气或呼气的呼吸气 体压力。在超过或低于用于食道压力(60)的阈值时，控制单元(19)例 如替代地生成用于人工呼吸器具(20)的控制信号，用于结束对吸气或呼 气的呼吸气体压力的预给定。

图2示意性地示出人工呼吸器具(20)在系统中的布置。食道压力(60， Peso)的床侧测量基于食道气囊(62)的使用且在此反映胸膜腔压力(63) 的变化作为代替参数。连续地或阶段性地测量或确定的肺压力(64)允许 在人工呼吸期间评价机械的压力和(肺)容积负荷且相应地护肺地适配人 工呼吸。对此，由所测量的食道压力(60，Peso)和由人工呼吸器具(20) 预给定或测量的人工呼吸压力(27)通过计算机确定或求取出肺压力(64)。 首先，食道压力(60，Peso)的测量使得能确定出肺压力(64)。肺压力是 为肺和胸腔壁的膨胀所需的压力。

肺压力(64)相应于肺泡和食道之间的压力差。例如可在吸气末或呼 气末阻塞时测量肺压力(64)。

用于感测病人(40)的呼吸努力的系统因而包括压力求取设备，该压 力求取设备构造为食道导管(61)，用于例如在使用吸气末或呼气末阻塞手 段的情况下求取肺压力(64)。食道导管(61)具有以空气充注的气囊(62)， 该气囊用作压力接收器。人工呼吸器具(20)具有用于食道导管(61)的 压力输入接管(23)和相应的压力传感器(24)，该压力传感器确定出食道 压力(60，Peso)。

替代或补充地，食道导管(61)可附接到独立的监视器(51)上。监 视器对此具有(气动的或电子的或光学的)压力测量输入和压力传感器(23， 24)，食道气囊(62)至少间接地经由食道导管(61)附接到该压力传感器 上。监视器(51)和/或人工呼吸器具(3)可示出和记录肺压力(64)和/ 或食道压力(60，Peso)和/或人工呼吸压力(27)的压力走向。

食道导管(61)在最简单的情况下具有至少一个管腔用于压力测量和 具有一个食道气囊(62)。替代或补充地，食道导管(61)可多管腔地实施 并从而使得能实现管饲。可选地，可附加地补充血压测量和/或温度测量。

图3示意性地示出系统在病人中的布置。用于感测病人(40)的呼吸 努力的系统包括压力求取设备，该压力求取设备构造为食道导管(61)，用 于求取肺压力(64)。肺压力良好地近似肺泡压力。由(通过人工呼吸器具 预给定的)人工呼吸压力(27)和食道压力(60)确定出肺压力。所述测 量和所述确定例如在呼气(64TPP ex)结束时和/或在吸气(64TPPin)结 束时通过一确定的测量过程进行。

食道导管(61)具有以空气充注的气囊(62)，该气囊用作压力接收器。 气囊区段在此相邻于肺。人工呼吸管(71)可定位在气管中，以给病人人 工呼吸。可识别两个肺翼(45)和横隔膜(46)。

图4示意性地示出信号——流量(26)、食道压力(60)和人工呼吸压 力(27)——的走向。由这些信号的走向可识别，压力求取设备确定出食 道压力(60)。病人的呼吸努力(41)被识别为食道压力信号中的搏动 (Ausschlag)。横隔膜收缩例如产生负Peso压力(在41处)。该病人触发 器(41)——在图4的左部分中——不被人工呼吸器具识别为吸气压力提 高(47)的触发器。这清楚地通过病人触发器(41)和通过人工呼吸器具 实现的实际吸气压力提高(47)之间的在时间上的差别(29)识别。根据 本发明，可识别病人触发器(41)和通过人工呼吸器具的实际吸气压力提 高(47)之间在时间上的差别(29)并对其进行分析处理，以记录病人和 人工呼吸器具之间的不同步性(30)，例如作为徒劳的病人触发器(41)的指数。

根据本发明也想到，病人的呼吸努力(41)识别为食道压力信号中的 搏动。横隔膜收缩例如产生负Peso压力(在41处)。该病人触发器(41) ——在图4的右部分中——在时刻(50)由人工呼吸器具识别为吸气压力 提高(47)的触发器。用于预给定呼吸气体压力的装置(19，控制单元) 在这里已识别是超过还是低于用于食道压力(60)的阈值并生成用于人工 呼吸器具(20)的控制信号，用于预给定吸气的呼吸气体压力(47)。吸气 的呼吸气体压力(47)导致至病人的呼吸气体流量(26)。

通过食道压力测量可使用一测量方法，该测量方法可揭露病人-呼吸器 不同步性。食道压力(60)的监控在识别和处理无效的病人努力(41)的 原因方面有帮助。横隔膜收缩产生负Peso压力，在负Peso压力之后在人工 呼吸压力曲线中没有吸气反应。由于高通气动力、高流率和低呼吸气体体 积的组合，常常出现所述问题情况。实时借助食道压力在床侧监控呼吸肌 活性，这允许对病人的吸气努力和人工呼吸器具的吹入通气时间之间的同步化(30)程度进行评价并将人工呼吸参数(例如吹入通气时间或压力辅 助或者说PEEP的优化)或触发器敏感度相应地适配。

触发的人工呼吸可避免横隔膜机能障碍，其方式是，使得病人能产生 自主的吸气努力。辅助人工呼吸的目标在此是，将通过人工呼吸器具的吹 入通气(47)适配于病人的呼吸努力(41)，以由此优化病人舒适度和最小 化呼吸功。病人和人工呼吸器具之间的不同步性(30)——其定义为病人 自然吸气时间和人工呼吸器具的吹入通气时间之间的差别——是临床实践 的常见现象。差不多四分之一的插管病人在辅助机械式人工呼吸期间出现 显著的不同步性，其在临床上大多识别不了。最常见的不同步性样式是无 效的触发器(41)，在该无效的触发器的情况下，病人的吸气努力不触发人 工呼吸进程，因为在试图触发触发器的时刻例如存在动态性的恶性通胀 (Hyperinflation)。

不同步性(29)一方面可以是呼吸状态严重性的征兆，但另一方面也 可以与人工呼吸器具的不合适的调设有关，该不合适的调设会延长机械式 人工呼吸的时长。已提出不同的调设——其应通过减小动态性的恶性通胀 改善同步性，例如外部呼气末正压(PEEP)的应用和减小吹入通气时间或 避免不适当地高的压力辅助。但这些方法迄今还未系统性地比较，并且它 们各自对呼吸功和呼吸气体体积的影响仍不清楚。通过食道压力测量可使用一测量方法，该测量方法可揭露病人-呼吸器不同步性。食道压力的监控 在识别和处理无效的病人努力的原因方面有帮助。因为不同步性与机械式 人工呼吸的经延长的时长相关，所以这可能会影响机械式人工呼吸的时长。 横隔膜收缩产生负Peso压力，在负Peso压力之后在人工呼吸压力曲线中没 有吸气反应。由于高通气动力、高流率和低呼吸气体体积的组合通常出现 这些问题情况。实时借助食道压力对呼吸肌活性在床侧监控允许对病人的 吸气努力和人工呼吸器具的吹入通气时间之间的同步化程度进行评价和将 人工呼吸参数(例如吹入通气时间或压力辅助或者PEEP的优化)相应地、 例如自动化地适配。

由食道压力曲线(60)识别和记录每单位时间病人的吸气努力(41) 的次数。

此外，由人工呼吸压力曲线(27)或控制单元识别和记录每单位时间 预给定的吸气(47)的次数。

如果将每单位时间病人的吸气努力(41)与每单位时间预给定的吸气 (47)相比较，则可求取病人的吸气努力(41)和人工呼吸器具的吸气预 给定之间的同步化(30)的程度。

根据本发明，可从该比较得到错误触发器的指数(30)，该指数代表病 人的吸气努力和人工呼吸器具的吸气预给定之间的同步化(30)的程度。

表格1：揭露病人-呼吸器不同步性

图5示出Peso导管的定位。在试验人员坐直时，已通过在使用食道气 囊导管的情况下测量食道压力来评估胸膜腔压力(63)。在呼吸循环期间的 PESO变化反映作用于肺表面上的胸膜腔压力(63)的变化。人工呼吸和食 道压力之间的差别是在绕气囊导管的区域中的肺压力(64，TPP)的有效评 估。Peso的绝对值可受呼吸机构、肺容量、纵膈的重量、腹部、身体姿势、 平滑肌壁的反应能力和气囊的机械特性影响。

关于病人姿势对所观察的食道压力和其呼吸变化的影响的当前知识水 平，在特定的肺和胸腔壁疾病和恶性胸腔积液的情况下，是有限的。但在 多个研究中已可表明，即使在这些条件下，食道压力也是胸膜腔压力(63) 的可接受的、目标明显的和合适的代替参数。对于在此期间最常使用的Peso 测量方法，使用以空气或气体充注的食道气囊、近似经改型的胃管，该食 道气囊经由细长导管与压力接收器连接。食道导管可附接到具有相应接头 (23，24)的现代重症通气机(20)上、附接到用于食道压力测量的特定 监视器(51)上或附接到重症监护监视器的创伤性RR测量上。

为了获得可靠的Peso测量，食道气囊必须位于合适的位置处和被充注 以足够的空气容积。在气囊低充(较瘪)时，Peso被不正确地传递。但过 冲的气囊也可能导致压力的高估。什么样的空气容积对于充注而言是最佳 的，取决于食道气囊的设计、尺寸、几何形状和材料，这些又影响食道气 囊的机械特性。六种最流行的通常售卖的食道导管已在体外在外部压力为0 至30cm H2O的情况下测试。在此表明的是，所研究的所有导管正确地确 定环境压力，但在导管之间在最佳充注体积上存在极大的差别。

此外，为可用的测量所需的最小容积大于之前的建议且此外与环境压 力有关。另一研究也表明，充注体积对于所研究的不同导管而言是不同的， 并且在高压力时需要较大的充注体积。在临床实践中，最佳充注体积例如 可容易地确定，其方式是，气囊逐渐地在为对应导管所设的区域中被充注 并从而确定最小的体积，在该最小体积的情况下在一次呼吸中(从吸气至 呼气)出现Peso的最大的脉冲压力变化(“Swing”)。根据本发明的Peso 监控监视器和重症通气机具有特定算法用于最佳充注导管气囊。

图6示出Peso导管的方位检查(控制)。在排空之后，将食道气囊以三 通旋塞保险和沿着导针施加合适的润滑剂。

与胃管类似的，将Peso导管小心地直至约55cm的深度前推到胃中并 充注以由制造商建议的最小体积。胃内导管位置通过轻微的外部手动胃压 缩确认，该胃压缩引起正压力搏动。接着将导管逐渐抽回到食道中。

通过在压力测量中出现心伪迹(Artefakte)和通过从腹内压力走向样式 转换至胸内压力走向样式可识别在食道中的定位。通过食道气囊定位在胸 内食道的下三分之二内，由于食道的不均匀压缩造成的可能的压力伪迹应 通过外部结构避免。当存在自主吸气努力时，用于检验Peso测量的可靠性 的传统测试在于：在呼气末阻塞手段

期间比较呼吸 道压力和食道压力的同时为负的搏动(所谓的Baydur测试)。在阻塞的吸 气期间，呼吸道中的压力变化(ΔPaw)和在食道中的压力变化(ΔPeso) 应差不多是一致的，因为肺容量不改变且从而也不出现PL的变化。当比例 ΔPeso/ΔPaw处于0.8至1.2之间时，Peso测量视为是可靠的。否则就必须 将导管重新定位或者重新检查气囊体积。

在病人强制人工呼吸时，在呼气停顿(Hold行为)期间应用外部手动 胸压缩，在此期间比较呼吸道和食道压力的同时为正的搏动(过压阻塞测 试)。在Peso导管相同地定位的情况下，Baydur测试和过压阻塞测试在呼 吸道和食道中提供类似的压力变化。当食道气囊取代在食道的中三分之一 地在食道的下三分之一定位时，绝对值会显著较高，因为在这里通过心和 肺叠加的压力较高。此外，由食道壁作为对气囊充注的反应而产生的压力 可将Peso的绝对值提高到超过胸膜腔压力的绝对值。根据本发明的用于消 除所述伪迹的校准方法是，食道压力的绝对值的使用得以改善，尤其是当 使用大体积的气囊时。

病人人工呼吸的优化

在ARDS病人的情况下食道测量的作为人工呼吸治疗基础的利用在食 道压力控制的人工呼吸中示范性地示出。

PEEP值以如下目标调设：在呼气末阶段中根据基于比例PaO2/FIO2的 计算尺达到在0至10cmH2O之间的肺压力(64)。限制呼吸气体体积，以 将肺压力在吸气末阶段中保持在25cmH2O以下。因而，可使用基于Peso 监视的PEEP优化，来将与机械通气相关的肺损伤(Atelekttraumas)的出 现最小化、优化加氧和改善呼吸系统的顺应性。

呼气末肺压力(64，TPP exsp)(＝肺泡压力(65)－胸膜腔压力(63)) 可通过所用的PEEP的滴定(Titration)适配，因为呼吸道压力与所用的PEEP 相关联。所用的PEEP的到在0至10mbar之间的、但至少在正范围中的呼 气末肺压力的滴定可减小周期性的肺泡萎陷。

吸气末肺压力TPP insp(平台压力－胸膜腔压力)可减小肺泡过度膨胀 并从而有助于优化所调设的呼吸气体体积或吸气压力。目标范围是，根据 临床检验结果，直至20mbar的范围。

表格2：PEEP优化和避免肺区过渡膨胀

在Peso监视情况下的撤机过程

用于量化呼吸努力的呼吸功测量使得Peso测量能将在人工呼吸下的肌 肉减负程度个体化地适配于病人。由此可识别具有呼吸耗尽危险的提高的 呼吸肌努力和由此将撤机失败的危险最小化。在此可求取吸气呼吸功作为 关于时间的面积积分(PTP＝压力和时间的乘积)以及关于体积的面积积分 (WOB＝呼吸功)。这两种测量方法是用于评价呼吸肌的损失功率或能耗的 有效方法。所述功可表述为力乘以排挤量。在病人自主呼吸时，由呼吸肌 提供的功等于Pmus和体积变化的乘积的积分。当产生体积(气量)时，通 常在WOB和PTP之间存在明显相关。

每呼吸循环的WOB通常以焦耳表示。每分钟的功通过每周期的WOB 乘以相应的呼吸频率算出。每升的功通过每分钟的功除以每分钟体积算出。 一焦耳是将1000ml呼吸气体体积运动经过10cmH2O的压力差所需的功。 通过所述确定可确定定向的标准值范围。

多种研究可表明，当病人在试图撤机失败时，呼吸努力提高。在自主 呼吸研究中，PTP在病人成功撤机的情况下保持不变。而在撤机失败时作 为呼吸肌机械负荷提高的结果，病人产生PTP的明显的和逐步的提高。在 研究结束时，未撤机的病人的PTP提高了正常值的四倍以上。在撤机尝试 失败的过程中，Peso波动具有比浅快呼吸指数(RSBI)大的变化。

通过区分呼吸阻力功和弹性呼吸功得到将辅助人工呼吸的种类选择性 地定向使得减小呼吸功的新方案。

表格3：撤机

机能性或内源性PEEP的测量

在慢性阻塞肺病的情况下，可能在小呼吸道(支气管)中出现阻塞。 吸入的呼吸气体体积的随之而来的不完全的呼气导致肺的连续过渡气胀 (内源性PEEP)。类似地，相似的问题也可能通过呼气时间的不适当调设 引起。未排气的肺容量产生机能性呼气末正压，其称为内源性PEEP (PEEPi)。PEEPi的大小是慢性阻塞性肺疾病的动态性过渡气胀的可靠指标。

对应的内源性PEEP在每次由吸气肌吸气时通过相应的胸膜腔压力负 化(Negativierung)在吸气的呼吸气体流动完成之前才克服。为此所需的呼 吸功称为等容呼吸功且可根据慢性阻塞性肺疾病的严重性而定为总呼吸功 的一半以上。

表格4：自主呼吸

与借助人工呼吸器具的特定行为的PEEPi测量相反，在自主呼吸下可 在Peso导管正确放置的情况下连续地测量内源性PEEP。在此，在吸气期 间测量食道压力的流量无效(flowunwirksam)降低，该流量无效降低是 PEEPi的代替参数。由此可计算隔气容积(Trappingvolumen)。

根据本发明，也可通过求取肺压力找到最佳PEEP。肺压力作为肺泡压 力和胸膜腔压力之间的差别来确定，其中，胸膜腔压力通过测量Peso压力 (60)来评估出。根据本发明，仅在正呼气末肺压力的情况下才防止呼气 中的肺泡萎陷。相应地，压力控制这样进行，使得在呼气末，正肺压力占 主导。

表格5：不适当的呼气

图7直观示出错误触发率的求取。系统还具有用于感测通过人工呼吸 器具(20)在时间上预给定的呼吸气体冲程(47)(压力或容积或流量)与 病人(40)的呼吸努力(41)的同步性(28)的装置。用于感测同步性(28) 的装置可以是控制单元(19)的一部分。

由食道压力曲线(60)识别和记录(每单位时间)病人的吸气努力(41) 的次数。

由人工呼吸压力曲线(27)或相应于控制单元的预给定值(在受控的 人工呼吸的情况下)识别或得到和记录(每单位时间)预给定的吸气(47) 的次数。

将(每单位时间)病人的吸气努力(41)与(每单位时间)预给定的 吸气(47)相比较并从而求取病人的吸气努力(41)和人工呼吸器具的吸 气预给定(47)之间的同步化(30)的程度。

从该比较可得到错误触发的指数(31)，该指数代表病人的吸气努力和 人工呼吸器具的吸气预给定之间的同步化(30)的程度。指数(31)和/或 同步化(30)的程度可例如输出到人工呼吸器具的显示单元(3)上或监视 器上。替代或补充地，指数(31)和/或同步化(30)的程度也可为人工呼 吸的控制被控制单元(19)至少部分地考虑。例如通过在受控的人工呼吸 的情况下将呼吸进程(47)的频率在考虑指数(31)和/或同步化(30)程 度的情况下自动适配。

人工呼吸器具或监视器具有用于感测同步性(28)的装置，该装置可 实施为控制单元(19)的一部分，由预给定的呼吸气体冲程(47)和病人 (40)的呼吸努力(41)之间的在时间上的间隔(29)识别错误触发器(31) 且求取和存储或示出错误触发器率或指数(31)。

当由预给定的呼吸气体冲程(47)和病人的呼吸努力(41)之间的在 时间上的间隔(29)为1/100秒以上，优选1/10秒以上，特别优选一秒以 上时，用于感测同步性(28)的装置由预给定的呼吸气体冲程(47)和病 人的呼吸努力(41)之间的在时间上的间隔求取出错误触发器(31)。

Claims (25)

1.一种用于感测病人(40)的呼吸努力(41)的系统，包括压力求取设备(61，62)，用于求取在病人(40)的呼吸努力(41)的时刻(50)的压力(60，64)。

2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述压力求取设备构造为食道导管(61)并具有充气的气囊(62)。

3.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，人工呼吸器具(20)的传感器(24)确定出食道压力(60)，该食道压力通过食道导管(61)的充气的气囊(62)感测出。

4.一种用于感测病人(40)的呼吸努力(41)的系统，包括压力求取设备(61，62)用于求取在病人(40)的呼吸努力(41)的时刻(50)的压力(60，64)，其特征在于，所述压力求取设备构造为食道导管(61)并具有充气的气囊(62)，所述系统还包括人工呼吸器具(20)和(压力)传感器(24)，该人工呼吸器具具有用于食道导管(61)的压力输入接管(23)，其中，病人(40)的呼吸努力(41)通过食道导管(61)的充气的气囊(62)感测出。

5.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，由人工呼吸器具在考虑由人工呼吸器具预给定的人工呼吸压力(27)和考虑以传感器求取的食道压力(60)的情况下确定出肺压力(64)。

6.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述充气的气囊(62)具有传感器，该传感器记录呼吸努力(41)并将其传输给人工呼吸器具。

7.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，通过确定的测量过程在呼气结束时(64，TPP ex)和/或在吸气结束时(64，TPP in)确定肺压力(64)，在该测量过程中，人工呼吸器具防止将呼吸气体送至病人或防止来自病人的呼吸气体。

8.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，病人(40)的呼吸努力(41)与所存的至少一个阈值比较且在超过该阈值时相当于触发器(42)。

9.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述时刻(50)是病人呼气的开始或吸气(41)的开始。

10.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，压力求取设备连续地确定出食道压力(60)，例如也在吸气或呼气(41)开始时确定出食道压力。

11.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述系统还包括一装置(19)，例如控制单元，该装置在考虑所求取的食道压力(60)或肺压力(64)的情况下预给定由人工呼吸器具(20)提供的呼吸气体压力。

12.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述装置(19)在超过或低于用于食道压力(60)的阈值时产生用于人工呼吸器具(20)的控制信号，用于预给定吸气或呼气的呼吸气体压力(47)。

13.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，人工呼吸器具(20)的控制单元(19)提供用于受控的或辅助的人工呼吸的呼吸气体参数(压力，流量，体积，频率)且为了预给定受控的或辅助的人工呼吸而操控呼吸气体源。

14.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，由食道压力曲线(60)识别和记录(每单位时间)病人的吸气努力(41)的次数。

15.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，由人工呼吸压力曲线(27)或控制单元识别和记录(每单位时间)预给定的吸气(47)的次数。

16.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，将每单位时间病人的吸气努力(41)与每单位时间预给定的吸气(47)比较并从而求取病人的吸气努力(41)和人工呼吸器具的吸气预给定之间的同步化(30)的程度。

17.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，由所述比较得到错误触发器的指数(31)，该指数代表病人的吸气努力和人工呼吸器具的吸气预给定之间的同步化(30)的程度。

18.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，用于感测同步性(28)的装置由预给定的呼吸气体冲程(47)和病人(40)的呼吸努力(41)之间的在时间上的间隔(29)识别出错误触发器(31)并求取和存储或示出错误触发率或指数(31)。

19.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，当预给定的呼吸气体冲程和病人的呼吸努力之间的在时间上的间隔为1/100秒以上，优选为1/10秒以上，特别优选为一秒以上时，用于感测同步性(28)的装置由预给定的呼吸气体冲程(47)和病人(40)的呼吸努力之间的在时间上的间隔识别出错误触发器(31)。

20.一种用于感测病人(40)的呼吸努力(41)的系统，包括压力求取设备(61，62)用于求取在病人(40)的呼吸努力(41)的时刻(50)的压力(60，64)，其特征在于，所述压力求取设备构造为食道导管(61)且具有充气的气囊(62)，所述系统还包括人工呼吸器具(20)和(压力)传感器(24)，所述人工呼吸器具具有用于食道导管(61)的压力输入接管(23)，其中，病人(40)的呼吸努力(41)通过食道导管(61)的充气的气囊(62)感测出，其中，所述系统还包括用于感测通过人工呼吸器具(20)(在时间上)预给定的呼吸气体冲程(47)(压力或体积或流量)与病人(40)的呼吸努力(41)之间的同步性(28)的装置，其中，从该比较得到错误触发器的指数(31)，该指数代表病人的吸气努力和人工呼吸器具的吸气预给定之间的同步化(30)的程度。

21.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述装置(19)在识别出错误触发器(31)时产生用于人工呼吸器具(20)的控制信号，用于预给定经改变的吸气时间和/或经改变的PEEP和/或经改变的触发器敏感度。

22.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述食道导管(61)求取机能性呼气末正压，该机能性呼气末正压称为内源性PEEP(PEEPi)。

23.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，所述装置(19)在超过或低于用于PEEPi的阈值时产生用于人工呼吸器具(20)的控制信号，用于预给定经改变的呼吸气体体积或经改变的呼气时间。

24.根据前述权利要求中至少一项所述的系统，其特征在于，包括用于感测气囊(62)的最佳(70)充注体积的装置，其中，该装置确定出最小的充注体积，该最小的充注体积在一次呼吸中(从吸气至呼气)产生气囊(62)的最大的脉冲压力变化(“Swing”)。

25.一种具有用于感测气囊(62)的最佳(70)充注体积的装置的系统，其中，所述装置确定出充注体积，该充注体积在一次呼吸中(从吸气至呼气)产生气囊(62)的最大的脉冲压力变化(“Swing”)。

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