CN113559372B

CN113559372B - 用于探测人工呼吸回路中的泄漏的方法和设备

Info

Publication number: CN113559372B
Application number: CN202110464803.2A
Authority: CN
Inventors: 格尔德·彼得; 马丁·克罗霍
Original assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Current assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Priority date: 2020-04-29
Filing date: 2021-04-27
Publication date: 2023-12-08
Anticipated expiration: 2041-04-27
Also published as: EP3903863A1; US20210338950A1; CN113559372A; EP3903863B1; DE102020002570A1

Abstract

本发明涉及一种用于探测人工呼吸回路中的泄漏的方法和设备，其中，本发明涉及用于监控用于患者的人工呼吸的测量系统的方法以及涉及这种测量系统。在患者与医疗设备之间建立流体连接期间，执行该方法。气体样本从该流体连接中吸出，并穿过气体传感器流体引导单元引导至气体传感器装置。得出所吸出的气体样本中CO₂浓度的时间曲线和O₂浓度的时间曲线。计算CO₂浓度的随时间的变化的时间曲线和O₂浓度的随时间的变化的时间曲线。查找符号相同的时间间隔，即其中两个浓度变化曲线具有连续相同符号。如果探测到这种符号相同的时间间隔，则检查是否满足预设的第一泄漏标准。如果是这种情况，则探测到泄漏的迹象。

Description

用于探测人工呼吸回路中的泄漏的方法和设备

技术领域

本发明涉及用于在患者人工呼吸期间自动识别泄漏的方法和设备，其中，该泄漏会影响在医疗设备与患者之间的流体连接中出现的气体浓度的测量。

背景技术

为了对患者进行人工呼吸并且可选地进行镇静，在人工呼吸设备与患者之间建立流体连接。在人工呼吸的情况下，人工呼吸设备经由流体连接将呼吸气体输送至患者，并且引导呼出的呼吸气体离开患者。人工呼吸设备能够设计为麻醉设备，麻醉设备将麻醉剂添加到输送至患者的呼吸气体中。可选地，在一个设计方案中，能够包含麻醉剂的呼出的空气被再次输送至人工呼吸设备，使得产生人工呼吸回路。

为了只要期望就能够自动地执行人工呼吸，需要测量人工呼吸回路中多种气体的浓度，特别是O2和CO2的浓度，以及可选的N2O(笑气)的浓度和/或至少一种麻醉剂的浓度。通常，这些气体浓度随时间变化。特别地，在吸气过程(吸入)中O2浓度大于在呼气过程(呼出)中，而在呼气过程中CO2的浓度通常大于在吸气过程中。如果在患者人工呼吸时输送至患者的气体混合物的一个组分的浓度快速下降，则会出现例外。该组分例如是氧气或呼吸气体。

用于测量气体浓度的通常的且还根据本发明使用的可能性是，在患者附近的分支点处从人工呼吸回路中吸出气体样本，输送至气体传感器装置，然后又馈入人工呼吸设备中。该分支点例如在患者附近的Y形件中实现。气体传感器装置测量分支的气体样本中的所查找的气体浓度。例如在DE 10 2017 011 625 A1中描述这种处理方式。

在分支点与气体传感器装置之间能够出现泄漏，例如因为用于人工呼吸或气体测量的组件由于故障而没有以流体密封的方式相互连接。穿过这种泄漏能够吸入环境空气。吸入的环境空气会使气体传感器装置的测量结果失真。因此，必须立即识别，以便消除泄漏或在没有气体测量结果的情况下继续人工呼吸。特别地，当人工呼吸的至少一个参数取决于至少一种气体的测量到的浓度而自动调节或者用户根据所测量的气体浓度调节或改变该参数时，则尤其必须立即识别泄漏。

已知多个方法和设备，用于在患者人工呼吸期间自动地识别至气体传感器装置的流体连接中的泄漏。

在DE 10 2017 011 625 A1中提出，测量CO2的时间曲线和另一气体、特别是O2的时间曲线，并且比较这两个时间曲线。如果未出现泄漏，则这两个曲线相对彼此相移。计算两个曲线之间的相移的统计学量值、特别是协方差，并将其与预设的界限进行比较。如果未出现泄漏，则该协方差理想地为-1，并且在实际中为-0.6至-0.8之间。

在US 8033280 B2和EP 1961439 A1中提出，测量两种气体各自的时间曲线。如果这两个时间曲线同时沿环境空气中的同样测量的或已知的气体浓度的方向移动，则识别到泄漏。

在WO2004/076944 A2中提出，测量患者监视器中的压力的时间曲线和人工呼吸回路中的压力的时间曲线，并将这两个时间曲线相互比较。

发明内容

本发明所基于的目的是，提供一种用于监控测量系统的方法，其中，测量系统用于患者的人工呼吸并从患者与医疗设备之间的流体连接中吸出气体样本。该方法应自动地且以与已知的方法相比更高的可靠性来探测泄漏，其中，待探测的泄漏会损害所吸出的气体样本中的至少一种气体的浓度的测量。本发明的目的还基于提供这种测量系统。

在有意义的情况下，根据本发明的方法的有利的设计方案也是根据本发明的测量系统的有利的设计方案，并且反之亦然。

根据本发明的方法监控测量系统。该测量系统能够用于患者的人工呼吸。在对患者进行人工呼吸期间执行用于监控的方法。患者在人工呼吸期间能够完全镇静。当人工呼吸叠加患者的自发呼吸(自身的呼吸活动)时，也能够使用根据本发明的方法。

该测量系统包括气体传感器装置和气体传感器流体引导单元。就权利要求的意义而言，流体引导单元能够将流体从一个点引导至另一个点，理想地，流体没有在这两个点之间的路径上逸出，或者环境中的气体不能够进入流体引导单元的内部中。流体引导单元不必包括输送单元。流体引导单元特别是软管，但是它也能够是硬管或软管和硬管的组合。当气体能够进入到流体引导单元中和/或气体能够从流体引导单元中溢出时，出现泄漏。

在患者与医疗设备之间建立流体连接期间执行该方法。借助于患者流体引导单元建立该流体连接。该医疗仪设备特别是人工呼吸设备或麻醉设备或患者监视器。患者流体引导单元将患者与医疗设备连接。

根据本发明的方法包括以下自动执行的步骤：

从患者液体引导单元吸出气体样本。

吸出的气体样本穿过气体传感器流体引导单元被引导至气体传感器装置。

计算吸出的气体样本中二氧化碳(CO2)浓度的时间曲线的量值。

计算吸出的气体样本中的其他气体的浓度的时间曲线的量值。该其他气体不同于CO2，并且优选包含氧气(O2)。

这两个时间浓度曲线利用气体传感器装置根据吸出的气体样本产生的测量值来计算。

计算CO2浓度的随时间的变化的时间曲线的量值。变量的时间变化是变量对时间的导数。

计算另一气体的浓度的随时间的变化的时间曲线、特别是O2浓度的随时间的变化的时间曲线的量值。

为了计算两个随时间的变化的和两个时间曲线，使用两个随时间的浓度曲线。

查找每个正负符号相同的时间间隔。符号相同的时间间隔是两个浓度变化曲线连续具有相同符号的时间间隔，即其中浓度变化曲线两者都大于零或小于零的时间间隔。

然后，当探测到至少一个这种符号相同的时间间隔时，执行以下步骤：

-检查两个浓度变化曲线是否满足预设的第一泄漏标准，更确切地说在该探测到的符号相同的时间间隔中或一个或每个探测到的符号相同的时间间隔中是否满足预设的第一泄漏标准，并且

-当在至少一个所检查的符号相同的时间间隔中满足第一泄漏标准时，判定在患者流体引导单元与气体传感器装置之间出现泄漏。至少在该情况下判定出现这种泄漏的迹象，并且然后优选地执行另一自动检查或者触发检查或输出警报。

根据本发明的测量系统包括刚刚描述的气体传感器装置、刚刚描述的气体传感器流体引导单元和信号处理单元。该信号处理单元设计用于，

□-计算浓度曲线和浓度变化曲线，

□-查找符号相同的时间间隔，

□-判定是否满足第一泄漏标准，并且

□-然后判定是否出现泄漏或出现泄漏的至少一种迹象。

信号处理单元因此设计用于，自动执行根据本发明的方法的评估相应的测量值的步骤。

根据本发明，气体样本从患者流体引导单元中吸出并通过气体传感器流体引导单元被引导至气体传感器装置。该设计方案实现了，一方面吸出布置在患者附近的测量点处的气体样本。另一方面，由于气体传感器流体引导单元能够空间上远离患者布置气体传感器装置，例如布置在医疗设备或患者监视器中。

测量系统与患者流体引导单元流体连接，并且如果未出现泄漏，则将其相对于环境空气流体密封。本发明基于以下认识，在测量系统处于无泄漏状态时，CO2浓度的时间曲线与其他气体浓度的时间曲线相反。因此，如果未出现泄漏并且没有其他干扰变量显着影响时间曲线，则这些浓度的两个随时间的变化的时间曲线总是具有相反的符号。相反，泄漏在测量系统与环境之间建立流体连接。如果发现CO2浓度和另一浓度的随时间的变化的符号相同的时间间隔，则根据本发明，这是出现泄漏的迹象。

根据本发明，第一泄漏标准取决于在一个或每个探测到的符号相同的时间间隔中的两个浓度变化曲线。该第一泄漏标准显著更少地、理想完全不取决于气体浓度或气压的绝对值。由此，相对于人工呼吸和干扰变量中的设定，该第一泄漏标准与其他可行的标准相比不那么敏感，并且因此在许多情况下在可靠性近似相同的情况下发出更少错误警报。

能够将第一泄漏标准设计成，使得一方面以足够高的可靠性探测每个泄漏或至少能够严重影响气体浓度测量的每个泄漏，并且另一方面仅产生相对少的错误警报。

根据两个浓度变化曲线探测到相同符号的时间间隔的特征，节省了如下必要性，即根据计算的参数值与预设的阈值或先前计算的参考参数值进行比较来探测泄漏。相反，第一泄漏标准基于气体浓度的随时间的变化。由此，如果该泄漏不是突然的而是例如由于材料疲劳而逐渐出现的，尤其能够通过使用根据本发明的第一泄漏标准以相对高的可靠性识别泄漏。正是这种逐渐出现的泄漏，通过光学检查并且即使使用其他可能的泄漏标准通常无法自动地来探测。

另外，根据本发明的方法和根据本发明的测量系统不以以下为前提，在保证无泄漏状态下存在参考测量值，以便随后能够将当前的测量值与在无泄漏状态下获取的该参考测量值进行比较。更确切地说，如果例如因为人工呼吸回路的组成部分错误地进而非流体密封地彼此连接或者因为在测量开始时已经存在材料疲劳而在测量开始时已经存在泄漏，则本发明还能够探测泄漏，

在许多情况下，优选地通过在测量系统的信号处理单元上实现合适的软件，能够将本发明集成到已经存在的测量系统中。通常已经存在用于CO2浓度和其他气体浓度所需的传感器以及可选地存在用于气体传感器装置中的压力的传感器和/或用于环境压力的传感器，并且通常还有信号处理单元。本发明不需要其他传感器。

本发明能够与以下设计方案组合地使用，在设计方案中气体传感器流体引导单元从患者流体引导单元暂时分离，使得没有气体样本能够从患者流体引导单元流至气体传感器装置，并且在设计方案中，在该状态下查找泄漏。但是，本发明不以如下为前提，即暂时分离气体传感器流体引导单元，以便查找泄漏。因此，测量气体浓度和测量系统监控泄漏的两个过程能够在时间上叠加地并且特别是连续地无中断地执行。因此，能够在对患者进行人工呼吸期间对泄漏执行根据本发明的自动监控。

根据本发明，气体传感器装置的测量值用于计算CO2和至少一种其他气体的时间曲线，并使用该时间曲线来判定是否存在泄漏。可行的是，时间曲线附加地用于患者的人工呼吸，例如以便驱控人工呼吸设备和/或测量患者的自发呼吸。可行的是，计算CO2和至少两种其他气体、例如O2、N2O和至少一种麻醉剂的时间曲线。

能够预设第一泄漏标准所相关的不同的参数。能够预设参数，使得将错误警报的数量保持得相对少，并且尽管如此以高的可靠性发现实际出现的泄漏。

通常，呼出的呼吸气体中的CO2浓度大于呼入的和/或由人工呼吸设备或麻醉设备输送的呼吸气体中的CO2浓度。因此，在一个设计方案中，探测每个以下时间间隔，在该时间间隔中患者呼出呼吸气体。因此，与其他时间间隔相比，在这种呼气时间间隔期间泄漏通常导致CO2浓度的更大程度降低。优选地，仅在这种呼出时间间隔中查找相同符号的时间间隔。与始终查找符号相同的时间间隔的设计方案相比，该设计方案节省计算时间和/或计算能力。由于在呼出时间间隔之外不会探测到任何想象的泄漏，所以降低了错误警报的危险。

根据本发明，测量吸出的气体样本中的CO2浓度的时间曲线和其他气体的浓度的时间曲线。该其他气体不同于CO2，并且特别包含氧气、笑气(N2O)或麻醉剂。可行的是，将方法扩展到三种不同气体的浓度。

在一个设计方案中，当满足第二预设泄漏标准时，探测到泄漏。第二泄漏标准一方面与两个随时间的浓度曲线之间的相移的量值的时间变化相关，另一方面与气体传感器装置中或上游的压力的随时间的变化相关。优选地，通过使用统计方法来计算相移的量值，特别优选地作为协方差来计算。第二泄漏标准也不需要将测量的参数值与阈值或与先前测量的参考参数值进行比较。

第二泄漏标准基于以下知识，泄漏、特别是突然出现的泄漏通常不仅导致相移的改变而且导致测量系统中压力的改变，尤其导致所测量的压力相对于环境压力的改变。第二泄漏标准基于泄漏的这两种影响。第二泄漏标准能够以比其他可能的泄漏标准更高的可靠性来探测突然出现的泄漏。

可行的是，仅基于第二泄漏标准执行用于识别泄漏的方法，其中，吸出气体样本，并且其中，测量相移以及压力曲线的随时间的变化的量值，但是其中，不一定查找符号相同的时间间隔，并且其中，不一定使用第一个泄漏标准。

在一个优选的设计方案中，得出测量系统中的平均压力，例如，在患者的整个呼吸阶段(一次呼吸)或吸气阶段或呼出阶段上求平均。该平均压力的随时间的变化用于第二泄漏标准。通过使用平均压力，能够在计算上消除压力的随机波动。相反，泄漏引起系统的压力变化，压力变化导致平均压力的随时间的变化。

相反，在一个优选的设计方案中，当满足第一泄漏标准、第二泄漏标准或两个泄漏标准时，探测到泄漏或泄漏迹象。该设计方案实现了，以相对高的可靠性通过第一泄漏标准探测缓慢发展的泄漏和通过第二泄漏标准探测突然出现的泄漏。在许多情况下，突然出现的泄漏导致满足两个泄漏标准。

在使用第二泄漏标准时，优选地预设时间偏移。在一个设计方案中，该时间偏移与测量气体浓度的测量点与测量压力的测量点之间的间距相关，可选地，附加地与从一个测量点流动到另一测量点的气体的流速相关。该预设的时间偏移考虑以下事实：如果在不同的测量点处测量气体浓度和压力，则突然出现的泄漏导致压力变化与相移变化之间的时间延迟。

在另一设计方案中，该时间偏移与CO2浓度曲线和另一气体的浓度的曲线之间的相移相关。

如上所述，本发明涉及一种能够用于患者人工呼吸的测量系统。在一个设计方案中，该测量系统是连接装置的组成部分，连接装置还包括患者流体引导单元。借助于该患者流体引导单元，能够在患者与医疗设备之间建立流体连接。至少暂时地，根据本发明的测量系统的气体传感器流体引导单元与患者流体引导单元连接。

测量系统优选地产生警报并且将该警报传输至空间上远离的接收器和/或当探测到泄漏时以人类能够感知的形式输出该警报。在一个设计方案中，当满足第一泄漏标准和/或第二泄漏标准时，测量系统已经产生警报。

在另一设计方案中，当满足第一或可选的至少一个泄漏标准时，测量系统首先执行检查。为了进行该检查，暂时中断从患者流体引导单元吸出气体样本的步骤。相反，优选地，因为持续进行患者的人工呼吸，气体还流过患者流体引导单元。在该中断期间，分别测量测量系统中或测量系统处的压力以及患者流体引导单元中的压力至少一次，并将测量到的压力相互比较。如果实际出现泄漏，则测量系统中或测量系统处的压力与患者引导单元中的压力显著偏差。至少在吸入时间间隔中，由于泄漏，测量系统中的压力通常低于患者流体引导单元中的压力。在这种情况下，产生警报。通过该检查能够进一步减少错误警报的数量，其中，同时确保通常探测到实际出现的泄漏。

在另一设计方案中，本发明涉及一种医疗系统。该医疗系统包括医疗设备、特别是人工呼吸设备或麻醉设备或患者监视器，以及刚刚描述的具有根据本发明的测量系统的连接装置。该连接装置能够至少暂时地在医疗设备与患者之间建立流体连接。

该医疗设备优选地能够接收CO2浓度的时间曲线和一种或至少一种其他气体的时间曲线。该至少两个时间曲线由测量系统的信号处理单元计算，为此，信号处理单元使用气体传感器装置的测量值。在一个设计方案中，医疗系统能够自动处理所接收的时间曲线，例如以便驱控产生人工呼吸行程的致动器。在一个设计方案中，医疗设备能够以人类能够感知的方式输出所接收的时间曲线，优选地以图形方式在输出单元上输出。

在一个设计方案中，根据本发明的测量系统的信号处理单元是医疗设备的组成部分。信号处理单元也能够在空间上与医疗设备分离。

附图说明

下面根据实施例描述本发明。在此示出

图1示出用于患者的人工呼吸的人工呼吸回路；

图2示出在不存在泄漏的情况下在单次呼吸期间CO2浓度的时间曲线和O2浓度的时间曲线；

图3示出在存在泄漏的情况下图2的时间上曲线；

图4示出在不存在和存在泄漏的情况下CO2、O2、N2O和麻醉剂的缩放的时间曲线；

图5a和图5b示出图2和图3的在-1000至+1000的范围上归一化的随时间的CO2和O2曲线；

图6a和图6b示出图5的归一化的随时间的CO2和O2曲线的随时间的变化以及乘积值的时间曲线；

图7示出在实验中多次产生并且又消除的泄漏的影响和其识别；

图8示出CO2浓度的时间曲线和CO2与O2之间的协方差的曲线；

图9示出在以高频率和低人工呼吸压力进行人工呼吸时的压力P_Cell以及信号DiPhaC的随时间的变化；

图10示例性地示出ΔCov[CO2、O2]和ΔP_Cell的时间曲线；

图11示出在图9的情况下信号DPC的时间曲线。

具体实施方式

图1示意性地示出了人工呼吸回路40，以对患者20进行人工呼吸。可行的是，人工呼吸回路40将麻醉剂输送至患者20，使得患者20被部分或完全镇静。本发明也能够用在人工呼吸回路40中，在人工呼吸回路中患者20尽管进行人工呼吸，但是不向患者输送麻醉剂。可行的是：人工呼吸和患者20的自主呼吸叠加。

患者侧的耦联单元21、例如封口件或呼吸面罩将患者20与人工呼吸回路40连接。封口件21与Y形件22连接。Y形件22与用于吸气(吸入)的呼吸气体管道32和用于呼气(呼出)的呼吸气体管道33连接。

人工呼吸回路40将患者侧的耦联单元21与人工呼吸设备100连接，该人工呼吸设备在实施例的一个设计方案中设计为麻醉设备。人工呼吸回路40通过人工呼吸设备100实行。

图1示意性地示出下面描述的哪些组成部分属于实施例的人工呼吸设备100。

泵或鼓风机形式的输送单元24a吸入呼吸气体，并产生通过吸气呼吸气体管道32到Y形件22上并且到患者20的呼吸气体的永久性流。优选地，该输送单元24a工作作为产生过压并以超过10000转/分钟的转速旋转的压缩机。二氧化碳吸收器25a能够从人工呼吸回路40吸收二氧化碳。止回阀23a使得在吸气呼吸气体管道32中到Y形件22上的气流经过，并阻止沿相反方向的气流。

止回阀23b使得呼气呼吸气体管道33中的远离Y形件22的气流经过，并阻止沿相反方向的气流。根据位置，可驱控的PEEP阀24b(PEEP＝“呼气末正压”)使输送单元24a中产生的空气流经过或阻挡，并且由此产生各个人工呼吸行程并确定该人工呼吸行程的幅值和频率。PEEP阀24b还确保，使得即使在呼气结束时或在短暂断开或中断人工呼吸回路40时在患者20的肺中也维持足够高的气压。过压阀29能够通过将呼吸气体排出到环境中来降低人工呼吸回路40中的过压。该过压阀29优选地设计为“可调节限压阀”并且减小损害患者20的肺的风险，特别是在通过呼吸袋26进行手动人工呼吸的情况下。能够从外部手动和/或通过驱控过压阀29自动地调节打开该过压阀29的压力界限。

可选的麻醉剂蒸发器31能够将具有由载气和至少一种麻醉剂构成的蒸汽状混合物的流体流28馈送到人工呼吸回路40中。另外，新鲜空气或其他新鲜气体的流体流27能够被输送至人工呼吸回路40。

人工呼吸回路40由输送单元24a和可选地由能够手动操作的呼吸袋26保持运行。

输送单元24a、可选的麻醉剂蒸发器31、二氧化碳吸收器25a、止回阀23a和23b以及阀24b和29属于示意性示出的人工呼吸设备100，人工呼吸设备能够设计为麻醉设备。还可行的是，人工呼吸回路40仅借助于呼吸袋26保持运行，例如在车辆处或在没有固定电源或供电或输送单元24a失效的其他地点处。

控制设备35从压力传感器58接收测量值，该压力传感器测量人工呼吸设备100环境中的空气压力P_amb。另外，控制设备35从压力传感器36接收测量值，该压力传感器测量人工呼吸回路40中的当前压力，例如施加在患者20处的人工呼吸压力(气道压力，P_aw)，优选作为相对于环境压力P_amb的压力。控制设备35驱控输送单元24a、麻醉剂蒸发器31和人工呼吸设备100的其他组成部分，以实现患者20的期望的人工呼吸。

为了驱控人工呼吸设备100而需要测量二氧化碳(CO2)、氧气(O2)、一氧化二氮(N2O)以及可选的馈送的麻醉剂的实际当前浓度，更确切地说患者侧的耦合单元21进而患者20的嘴和/或鼻子附近的浓度。

为此目的，经由提取软管52形式的气体样本流体引导单元从人工呼吸回路40中提取(分支出)具有呼吸气体的样本，并经由输送软管56再次馈入人工呼吸回路40中。提取软管52始于患者侧的耦联单元21与Y形件22之间的分支点34。在分支点34处可选地存在未示出的阀，该阀在关闭位置将提取软管52从人工呼吸回路40分离，并且该阀能够由控制设备35驱控。在阀打开时，提取软管52与人工呼吸回路40处于不受限制的流体连接。排出软管56引导至二氧化碳吸收器25a流上游的馈入点。

提取软管52将呼吸气体样本引导至气体传感器装置50。该气体传感器装置50在空间上远离患者侧的耦联单元21，并且在设计方案中属于人工呼吸设备100。气体传感器装置50包括泵55，该泵通过提取软管52抽吸呼吸气体。优选地，泵55在指向提取软管52的一侧处持续地产生负压，并且在指向导出软管56的一侧处持续地产生过压。泵55能够产生例如200ml/min的体积流。

传感器54能够测量与吸出的气体样本中的CO2、N2O和麻醉剂的相应浓度相关的信号。该传感器54优选地包括红外测量头，该红外测量头利用呼吸气体样本中的分子的偶极矩并且定量地评估红外活性气体的吸收，以便确定相应的浓度。传感器53能够测量与O2的浓度相关的信号。可行的是，气体传感器装置50包括另外的传感器，特别是以便提供冗余。另外，气体传感器装置50包括压力传感器57，该压力传感器测量在气体传感器装置50的入口处的呼吸气体样本的压力P_cell。该压力P_cell在时间上变化，因为人工呼吸回路40中的压力变化，并且因为如果在分支点34处没有阀，或者只要在分支点34处可选的阀打开，使得人工呼吸回路40中的压力近似以声速向气体传感器装置50传播，提取软管52就与人工呼吸回路40处于流体连接。

在一个设计方案中，传感器53和54例如利用光学测量方法测量分压。压力传感器57测量呼吸气体样本的总绝对压力P_cell,abs。分压与总绝对压力P_cell,abs的商提供吸出的气体样本中的气体的浓度的量值。

压力传感器57优选测量绝对压力P_cell,abs。在下文中，将相对于环境压力P_amb的气体传感器装置50中的内部压力用作压力P_cell，即P_cell＝P_cell,abs-P_amb。因此，相对压力P_cell也能够取负值，即在气体传感器装置50中相对于环境压力P_amb为负压的情况下。优选地，在呼吸过程期间多次测量相对压力。使用通过在呼吸过程期间得到的测量值的合适的平均来计算出的值作为压力P_cell。

进行数据处理的信号处理单元30从气体传感器装置50的传感器、特别是从CO2、N2O和麻醉剂传感器54、从O2传感器53、从压力传感器57和58以及可选地从其他传感器接收测量值，并自动评估这些测量值。信号处理单元30根据接收到的测量值产生与O2、CO2、N2O以及麻醉剂各自的当前浓度相关的信号，并将这些信号传输至控制设备35。控制设备35使用这些接收到的信号，以驱控人工呼吸设备100的执行器，并且由此自动调节人工呼吸回路40。

优选由泵55连续抽吸的呼吸气体样本流动穿过除湿器51，该除湿器布置在传感器53和54的流上游。该除湿器51设计有至少一个透气的膜片，该膜片优选地由化学惰性材料、例如聚四氟乙烯(PTFE)制成。该除湿器51例如能够如在DE 10 2007 046 533 B3或在DE 102009 024 040 A1中所描述的那样构造。以该方式，抽吸的呼吸气体样本没有冷凝物、颗粒、悬浮物和细菌。液体、特别是冷凝的水蒸气由膜片拦住并流入除湿器51的水箱中。

气体传感器装置50、除湿器51和信号处理单元30属于测量系统110，在图1中示意性地示出测量系统。

可能在从提取软管52的分支点34到传感器54和53的路径上出现泄漏，例如因为提取软管52未流体密封地与患者侧的耦联单元21、Y型件22或除湿器51连接或因为材料疲劳或外部机械作用而导致泄漏。这种泄漏能够突然出现，例如因为虽然两个部件错误地没有流体密封地彼此连接而仍开始人工呼吸，或者这种泄漏会逐渐地例如由于材料疲劳而出现。在图1中，示例性地示出在提取软管52与除湿器51之间的过渡部中的泄漏L。

这种泄漏L会使传感器53和54和可选的另外的传感器的测量结果失真。这是因为至少在呼出中，在提取软管52中出现相对于环境压力P_amb以及相对于人工呼吸回路40中的压力P_aw的负压。该负压从如下中产生，测量系统110连续吸出呼吸气体样本，并且例如为100hPa。因此，环境空气能够穿过泄漏L被吸入到提取软管52中或气体传感器装置50中。因为提取软管52中的负压相对于环境压力P_amb变化，所以通常吸入的环境空气的量也在时间上变化。

吸入的环境空气能够例如冒充人工呼吸回路40中的高于或低于实际氧气浓度的氧气浓度，进而导致错误的测量。该错误的测量能够导致在患者20人工呼吸时的错误。因此，必须尽可能快地识别泄漏L，并且输出相应的警报，以便能够迅速消除泄漏L。另一方面期望产生尽可能少的错误警报，理想地根本不产生错误警报。

如果没有出现泄漏，则人工呼吸回路40中进而还有分支的呼吸气体样本中的氧气浓度的时间曲线大致相对于CO2的时间曲线反转，理想地，如果吸气和呼气持续相同长时间，则相移一次呼吸的一半长度。在吸气期间，O2浓度明显较高，而在呼气期间，CO2浓度通常较高。图2示例性地示出在没有出现泄漏的情况下一个单独呼吸期间的O2浓度的时间曲线和CO2浓度的时间曲线。在x轴线上绘制时间标度。因此，扫描频率为50Hz。数字表示测量点的连续编号，其中，两个依次的测量点之间的间距为20毫秒。左侧y轴线示出以体积％计的CO2浓度的标度，右侧y轴线示出以体积百分比计的O2浓度的标度。在0秒至大约1.3秒的时间范围内发生一次呼吸的呼气过程，在1.3秒至2.5秒的范围中发生随后的呼吸的吸气过程。

图3示出在图2的情况下的两个时间曲线，其中，在从1至250测量点的整个时间段中出现泄漏。可见的是，CO2和O2的两个时间曲线不再相反，而是在叠加区域中出现强烈的叠加。

图4示出

-CO2浓度的时间曲线，

-O2浓度的时间曲线，

-麻醉剂浓度的时间曲线(用Nm表示)，以及

-气体传感器装置50的测量点中的压力P_cell的时间曲线。

在图4所示的从0至120的时间间隔中，泵55被连续地接通并且抽吸气体。将四个时间曲线CO2、O2、Nm和P_cell进行缩放，使得它们能够在相同的标度上示出。以秒为单位的时间绘制在x轴线上。

一方面可见：CO2、O2和Nm浓度的波动跟随压力P_cell的波动，因为压力P_cell近似以声速传播，并且提取软管52中的可变气体浓度的传播则需要比压力更长的时间，以达到气体传感器装置50，例如在3m长的提取软管52中大致为2秒。

在时间段T_L中出现泄漏L。该泄漏L引起在时间段T_L中显著更低的O2浓度和略低的CO2浓度。另外，CO2曲线和O2曲线的峰改变其形状。在时间段T_L中，CO2曲线在每一次呼吸分别示出“凸出部”(峰)，凸出部在时间上在靠近呼气阶段结束处出现。O2曲线具有比矩形更梯形的形状。

信号处理单元30得出O2浓度、CO2浓度和可选地以及N2O浓度和麻醉剂浓度的相应的时间曲线。

信号处理单元30根据CO2曲线和/或O2曲线得出患者20人工呼吸期间的每个呼吸过程和该呼吸过程的呼气阶段。在一个设计方案中，每个呼出阶段是在归一化的CO2浓度的两个过零点之间的这种时间间隔，在过零点中归一化的CO2浓度大于零，参见图5a和图5b。在呼出过程期间的每个扫描时间点t(i)，在时间点t(i)处都存在CO2浓度和O2浓度的相应的测量值CO2(i)和O2(i)。测量点的相应的编号又绘制在x轴线上。扫描频率在所示实例中为50Hz。

信号处理单元30将在呼出过程期间测量的测量值在-A与+A之间的范围上归一化，其中，A为预设值。对于O2浓度的测量值，该归一化优选根据以下计算规则执行

对于CO2浓度的测量值通过相应的计算规则执行。通过该归一化也以计算的方式消除恒定偏差。在该计算规则中，O2_max和O2_min表示在呼出过程期间O2浓度的最大和最小值。图5a)示出图2的实例的归一化曲线。图5b)示出图3的实例的归一化曲线。在这种情况下，A＝1000。显然地，对于A的其他值和对于归一化的其他的计算规则是可行的。

信号处理单元30例如根据以下计算规则来计算O2曲线和CO2曲线中的随时间的变化

ΔO2_sk(i)＝O2_sk(i)-O2_sk(i-s_O2)以及

ΔCO2_sk(i)＝CO2_sk(i)-CO2_sk(i-s_CO2)，

其中s_O2和s_CO2>＝1是两个预设的或也计算的数字(步长)。由此，计算出两个差异曲线ΔO2_sk和ΔCO2_sk。步长_sO2和s_CO2优选在5与50之间。扫描频率例如是50Hz。在两个扫描时间点i与i-s_CO2之间优选存在5*20毫秒＝100毫秒与50*20毫秒＝1秒之间的时间间隔。该随时间的变化ΔO2_sk和ΔCO2_sk与浓度曲线对时间的导数相关。

优选地执行两个时间曲线的下面描述的同步。可行的是：对于O2和CO2使用不同的步长s_O2和s_CO2。

步长s_O2和s_CO2对如何可靠地识别泄漏L并且能够足够可靠地与无泄漏状态区分的具有影响。在一个设计方案中，对于O2浓度的和对于CO2浓度的扫描的曲线尝试逐个样本的不同的可行的步长。什么样的步长s_O2和s_CO2产生良好的探测结果取决于人工呼吸频率。可行的是，事先对于人工呼吸的参数的不同值分别得出和存储各一组良好适合的步长s_O2和s_CO2。属于参数的特别是人工呼吸行程的频率和幅值以及吸入与呼出的时间比。如果应执行该方法，则得出在人工呼吸时当前使用的参数的值，并且使用相关联的存储的组的s_O2和s_CO2步长。

如果两个所得出且实际使用的步长彼此不同，则引起相移，相移优选地以计算的方式补偿。为了以计算的方式补偿，例如将两个差曲线ΔO2_sk和ΔCO2_sk相对于彼此在时间上移动，直到在移位之后曲线ΔCO2_sk的最小值和曲线ΔO2_sk的最大值位于同一时间点上。

得出用于O2的这种步长s_O2和用于O2的这种步长s_CO2，并用于以下方法，其中，ΔO2_sk的最大值、即归一化的O2值的变化的最大值和ΔCO2_sk的最小值、即归一化的CO2值的变化的最小值位于相同的时间点中，可选地，在刚刚描述的在时间上的移动之后。最大值在图6中用ΔO2_sk，max表示，最小值用ΔCO2_sk，min表示。

信号处理单元30然后对于在呼出过程期间的扫描时间点的序列根据如下计算规则计算算术乘积值的序列

Prod(i)＝ΔO2_sk(i)*ΔCO2_sk(i)。

如果没有出现泄漏L，则通常在呼出过程期间的每个扫描时间点t(i)，适用的是ΔCO2_sk(i)>0(CO2浓度增加)和ΔO2_sk(i)<0(O2浓度减少)。在吸入过程期间，通常相反地适用ΔCO2_sk(i)<0和ΔO2_sk(i)>0。因此，通常，在一次整个呼吸期间适用Prod(i)<0，因为ΔCO2_sk(i)和ΔO2_sk(i)具有不同符号，其前提是没有出现泄漏L。相反，如果出现泄漏L，在对于各个扫描时间点适用t(i)Prod(i)>0，即相同的符号。

图6a)示出ΔCO2_sk、ΔO2_sk和Prod的根据刚刚描述的同步产生的时间曲线，曲线从图2的实例中产生(没有出现泄漏L)。图6b)示出从图3的实例中产生的ΔCO2_sk、ΔO2_sk和Prod的时间曲线(出现泄漏L)。在图6b)中还示出利用>0标识的区域，在该区域中适用Prod(i)>0。

信号处理单元30优选仅针对每个呼出过程而不是对吸入过程计算乘积值Prod(i)。泄漏L在呼出过程期间比在吸入过程期间显著更强，这在图3中良好可见。在该设计方案中，也足够快地探测到泄漏L，并且节省计算时间。在图6的实例中，在第1与第120测量点之间的时间间隔中发生呼出过程。

泄漏L应该能够与其他干扰影响区分开。其他干扰影响例如能够从以下产生，液滴或冷凝物堵塞除湿器51的膜片直到冷凝的液体滴入到除湿器51的水箱中或被运输到其中，并且随后膜片突然具有较高的渗透性。该突然较高的渗透率会冒充实际中不存在的泄漏。

在一个设计方案中，信号处理单元30在呼出过程期间计算所有大于0的乘积值Prod(i)的总和DiPhaC。DiPhaC表示“差分同相协方差”。除数值偏差外，该总和DiPhaC与图6b)中用>0标识的区域的面积成比例。如果该和DiPhaC大于预设界限，则信号处理单元30探测到泄漏L或探测到其至少一个出现泄漏L的迹象。在一个设计方案中，信号处理单元30然后产生消息，即探测到泄漏L。

与识别泄漏L的其他方法相比，刚刚描述的利用DiPhaC总和的方法具有多个优点。只要出现泄漏L，则Prod(i)>0。一旦泄漏L停止或以其他方式被消除，则Prod(i)<＝0再次适用。因此，使用DiPhaC的方法不仅能够探测到突然出现的泄漏L，而且也能够探测逐渐增加的泄漏L，这例如会从材料疲劳中产生。能够探测到不同类型的泄漏的有利效果尤其从以下产生，利用DiPhaC的方法不需要将当前的测量值或导出的值与和较早的扫描时间点相关的参考值进行比较。

与计算CO2浓度与O2浓度之间的相移的统计量并将该统计量与界限进行比较的可行的方法相比，利用DiPhaC的方法还具有以下优点，必须将与统计量进行比较的界限匹配于人工呼吸的至少一个参数，例如匹配于人工呼吸的压力或频率或患者20的生理状态。通常根据测量值自动确定该界限，其中，在无泄漏状态期间测量测量值。利用DiPhaC的方法不需要这种基本知识或背景知识以确定界限，并且也不需要无泄漏的状态。因此，不需要初始化阶段。

图7示出其中有针对性产生泄漏的实验的结果。为了有针对性地产生泄漏L，在气体传感器装置50的入口处或附近的区域中、即在图1的位置L处装入具有红宝石空心石的可驱控的磁阀。在磁阀处于完全打开的位置的情况下产生泄漏L，该泄漏大小为使得通过泄漏L吸入的环境空气的体积流量约为气体混合物(呼吸气体样本和环境空气)的总体积流量的20％，该气体混合物流过气体传感器装置50。如果没有消除这种泄漏L，则气体传感器装置50的测量结果被显著地篡改。

在每个时间段T_L1、……、T_L4中分别产生泄漏L。在右侧的y轴线上示出从0(完全关闭)至1(完全打开)的阀的位置的标度。在左侧y轴线上示出DiPhaC的标度。图7的图示出在气体传感器装置50处的压力P_cell的时间曲线和DiPhaC的时间曲线。压力P_cell在患者20的相应的呼吸阶段上取平均值，使得每个测量值涉及恰好一个呼吸阶段。在x轴线上记录呼吸阶段的连续编号。呼吸阶段的持续时间能够随时间变化。对于CO2，使用s_CO2＝26和s_O2＝25作为示例性的步长。可见的是，泄漏L总是导致DiPhaC的值大于1000，而其他效果总是导致较小的值，即小于一半。因此，在该情况下识别到泄漏L的每次出现，并且避免错误警报。

优选地，对基于DiPhaC信号的方法补充另一个方法。因此，使用两个泄漏标准，即DiPhaC作为第一泄漏标准和利用DPC(压差协方差)表示的第二泄漏标准。该另一个方法能够以较大的可靠性可靠地探测突然出现的泄漏，更确切地说在人工呼吸压力低或仅相对少量变化的情况下和/或在人工呼吸频率高的情况下。低的人工呼吸压力或人工呼吸压力的低幅值结合高的人工呼吸频率尤其当对儿童进行人工呼吸时才使用。

信号处理单元30在每个呼出阶段期间分别多次计算在CO2浓度的时间曲线与O2浓度的时间曲线之间的协方差Cov[CO2、O2]的值。该协方差Cov[CO2、O2]随时间变化。对于多个依次的扫描时间点，信号处理单元30在使用CO2浓度和CO2浓度的各n个值的情况下计算协方差Cov[CO2、O2]的值。

信号处理单元30例如应用以下计算规则：

在该计算规则中，O2_max和O2_min分别表示n个扫描时间点t(m+1)、……、t(m+n)的值中的O2浓度的最大值和最小值。O2_avg表示这n个值的算术平均值。该协方差Cov[CO2、O2]是在测量时间段中的随时间变化的CO2浓度与随时间变化的O2浓度之间的相移的量值。如果未出现泄漏，则协方差理想地为-1，实际上其处于-0.6至-0.8之间。

图8示例性地示出CO2浓度的时间曲线和CO2与O2之间的协方差Cov[CO2、O2]的时间曲线。在左侧的y轴线上绘制CO2浓度的标度，在右侧的y轴线上绘制协方差的标度。在x轴向上又绘制呼吸阶段的连续的编号。

协方差Cov[CO2、O2]、或两个时间曲线CO2与O2之间的相移的其他量值在出现泄漏的时间间隔中大于在没有泄漏的时间间隔中。但是，协方差Cov[CO2、O2]的值不仅受泄漏L的出现和泄漏的大小的影响，而且还受许多其他因素的影响，特别是人工呼吸压力、人工呼吸频率和人工呼吸是否以体积控制的方式或压力控制的方式来执行。

下述方法能够在很多情况下消除所述缺点，而不必知道其他因素对协方差Cov[CO2、O2]的影响。基本概念是计算和评估协方差的时间变化的方法。协方差Cov[CO2、O2]的这种变化表示突然出现的泄漏L。

信号处理单元30还以预设的步长s_Cov、例如s_Cov＝1计算协方差Cov[CO2、O2]的变化

ΔCov[CO2、O2](m)＝Cov[CO2、O2](m)-Cov[CO2、O2](m-s_Cov)。

此外，信号处理单元30计算变化压力P_Cell的变化

ΔP_Cell(j)＝P_Cell(j)-P_Cell(j-s_Cell)。

在示出的实例中，用于该压力P_Cell的每个所使用的值在相应的呼吸阶段上取平均。用于压力P_Cell的扫描时间点t(j)适当地相对于协方差Cov[CO2、O2]在时间上定位，例如j＝m+n。该时间上的定位能够与如下相关

-测量浓度的气体传感器装置50与压力传感器57测量压力的测量点之间的间距，以及

-吸出的呼吸气体样本穿过提取软管52的流速。

例如，当较大量的流体、特别是冷凝水随着吸入的呼吸气体样本流进入测量系统110中并在除湿器51的膜片之前被收集时，压力P_Cell例如能够迅速变化。当该流体量然后突然流入或输送到除湿器51的水箱中，则该膜片被突然释放。

图10示例性地示出ΔCov[CO2、O2]和ΔP_Cell的时间曲线。患者20的呼吸阶段的连续的编号又绘制在x轴线上。无量纲变量ΔCov[CO2、O2]的标度绘制在左侧y轴线上，以hPa为单位的变量ΔP_Cell的标度绘制在右侧y轴线上。在两个时间段T_L.1和T_L中出现泄漏L。泄漏L的第一次出现导致曲线ΔP_Cell的峰Sp_P.1和曲线ΔCov的峰Sp_Cov.1，第二次出现导致峰Sp_P.1和Sp_Cov.1，即导致值突然增加。泄漏L的封闭导致沿相反方向的相应的两个峰，即导致突然下降的值。

信号处理单元根据ΔCov[CO2、O2]和ΔP_Cell的值探测泄漏L。如果例如在扫描时间点t(j)以及ΔCov[CO2、O2](j)和ΔP_Cell(j)分别高于预设的界限，则在该扫描时间点t(j)出现泄漏L。该方法提供以下称为“压差协方差”(DPC)的信号。还可行的是，计算ΔCov[CO2、O2]与ΔP_Cell之间的协方差。如果该协方差高于预设界限、例如大于0，则探测到泄漏L。

即使在人工呼吸压力低、即CO2曲线和O2曲线的幅值低以及呼吸频率高的情况下，利用信号DPC的方法通常也可靠地识别突然出现的泄漏L。它产生相对少的错误警报，并且经常完全不产生错误警报。

DiPhaC和DPC两种方法优选用于探测泄漏。当DiPhaC或DPC或两个标准都报告泄漏L时，探测到泄漏L。但是也可行的是，仅使用两个标准之一。

图9和图11示出用于识别泄漏L的两种方法DiPhaC和DPC，其中，以人工呼吸压力的相对高的频率和相对低的幅值对患者20进行人工呼吸，并且其中，通过实验借助于上述的可驱控的磁阀依次相应地产生15次突然出现的泄漏。图9和图11相应地示出在气体传感器装置50的入口处的压力P_Cell的曲线，其中，每个示出的测量值又说明在患者呼吸阶段之上取平均值的压力P_Cell并且在x轴线上绘制患者20的呼吸阶段的连续编号。对每个呼吸阶段分别示出压力P_Cell的值。例如，通过对多个测量值取平均产生该示出的值。右侧的y轴线在两个图中均示出以hPa为单位的压力P_Cell的-68至-52的值。图9还示出信号DiPhaC的时间曲线，图11示出信号DPC的时间曲线。左侧的y轴线在两个图中均示出该信号的标度。信号DPC仅取值0和1。在这种情况下，DiPhaC方法无法探测第一个和第二个突然出现的泄漏L，而DPC方法自动探测所有出现的15个泄漏L。

当通过DiPhaC或DPC方法中的至少一种方法探测到泄漏L，则气体传感器装置50将相应的消息传输至控制设备35。在一个设计方案中，控制设备35在获得这种消息之后立即触发可由人类感知形式的警报。

在另一设计方案中，控制设备35在获得这种消息之后首先触发检查是否实际上出现必须立即消除的泄漏L，但是或者不需要干预冒充泄漏L的其他事件。该检查减少了错误警报的数量，而不会忽略实际出现的泄漏L。患者20的人工呼吸在该检查期间继续并且不受检查的损害。在该实施例中，当人工呼吸设备100实现高于预设界限的正人工呼吸压、即排出呼吸气体时，执行该检查。

在一个设计方案中，检查是否实际上出现泄漏L包括以下步骤：

-在检查持续时间期间关闭气体传感器装置50的泵55。

-压力传感器58还测量环境压力P_amb。

-气体传感器装置50的压力传感器57还测量施加在提取软管52的端部处的压力P_cell,abs。

-人工呼吸回路40中的压力传感器36还测量人工呼吸回路40中的压力、例如压力P_aw。

已知地，压力以声速传播。因此，除了不可避免的测量误差和过程噪声外，以没有出现泄漏为前提，则提取软管52中的压力P_cell的时间曲线与人工呼吸回路40中的压力P_aw的时间曲线一致。因为关闭了泵55，所以除湿器51处的膜片的可能的堵塞或其他损害对测量没有影响。不需要在检查泄漏之前测量的参考值。

在一个设计方案中如下进行判定是否实际上出现泄漏L，关闭泵55。然后将提取软管52中的压力P_cell与人工呼吸回路40中的压力P_aw相互比较。对于该比较，在n个依次的扫描时间点t(1)、……、t(n)测量

-人工呼吸回路40中的压力，例如施加在患者20处的人工呼吸压力P_aw，

-施加在气体传感器装置50处的压力P_cell,abs，以及

-环境压力P_amb。

环境压力P_amb由压力传感器58测量并且尤其因此被测量和使用，因为其能够随时间变化并且该随时间的变化不应篡改相对压力的比较。

计算变量

ΔP_max＝Max{P_aw[t(1)],…,P_aw[t(n)]}-

Max{P_cel,absl[t(1)]-P_amb[t(1)],…,P_cell,abs[t(n)]-P_amb[t(n)]}

理想地，该变量ΔP_max等于在人工呼吸回路40与气体传感器装置50之间出现并且在出现泄漏L时改变的最大压力损失。根据在吸入过程期间输送单元24a在人工呼吸回路40中产生的人工呼吸压力P_Insp以及根据人工呼吸比率RR来计算压力界限P_limit。如果以下适用

ΔP_max>P_limit，

则探测到泄漏L。如果未出现泄漏，则理想地，环境压力P_amb对计算的变量没有影响，并且适用

ΔP_max＝0。

刚刚描述的方法考虑环境压力P_amb，该环境压力仅在泄漏L的情况下对计算的变量ΔP_max有显著影响，并且因此能够比其他方法更好地将泄漏L与干扰变量区分开。

附图标记列表

20 患者，其进行人工呼吸，与患者侧的耦联单元21连接

21 患者侧的耦联单元，其以封口件或呼吸面罩的形式，其与Y形件22连接

22 Y形件，其将患者侧的耦联单元21与用于输送气体的输送管道(吸气、吸入(Inspiration))与用于导出气体的导出管道(呼气、呼出(Expiration))连接

23a 止回阀，止回阀在吸气管道32中允许沿朝向患者20方向的气流通过并且阻挡沿相反方向的气流

23b 止回阀，止回阀在呼气管道33中允许远离患者20的气流通过并且阻挡沿朝向患者20方向的气流

24a 输送单元，其产生沿患者20的方向的体积流

24b PEEP阀，其维持患者20的肺中的压力

25a 二氧化碳吸收器，其从人工呼吸回路40中吸收二氧化碳

26 手动呼吸袋，经由其能够驱动人工呼吸回路40

27 新鲜空气或其他新鲜气体到人工呼吸回路40的流体流

28 蒸汽状麻醉剂到人工呼吸回路40的流体流

29 能调节的过压阀，其能够将气体从人工呼吸回路40排出

30 用于气体传感器装置50的数据处理的信号处理单元，其评估传感器53、54、57和58的信号，能够探测泄漏L并且将消息传输至控制设备35

31 麻醉剂蒸发器，其产生麻醉剂流28

32 用于吸气的人工呼吸管道，其与Y形件22连接，具有止回阀23a

33 用于呼气的人工呼吸管道，其与Y形件22连接，具有止回阀23b

34 提取软管52的分支点

35 控制设备，控制输送单元24a和麻醉剂蒸发器31，从信号处理单元30接收关于相应的气体浓度的信号和消息，在需要时生成关于出现泄漏L的警报

36 人工呼吸回路40中的压力传感器，优选测量施加在患者20处的压力P_aw

40 人工呼吸回路，患者通过其进行人工呼吸并被镇静，将患者20与人工呼吸设备100连接，包括患者侧的耦联单元21、Y形件22、吸气管道32和呼气管道33

50 气体传感器装置，其测量O2、CO2、N2O和麻醉剂的浓度，包括气体传感器53和54、泵55以及压力传感器57

51 气体传感器装置50的上游的除湿器，包括至少一个优选由PTFE制成的膜片和水箱

52 提取软管，穿过其从人工呼吸回路50中提取呼吸气体样本，始于患者侧的耦联单元21与Y形件22之间的分支点34并且引导至除湿器51

53 用于人工呼吸样本中的O2浓度的传感器

54 用于人工呼吸样本中的CO2、H2O和麻醉剂的传感器

55 泵，其将人工呼吸样本抽入提取软管52中

56 导出软管，穿过其将呼吸气体样本再次馈入人工呼吸回路40中，引导至二氧化碳吸收器25a上游的馈入点

57 气体传感器装置50的压力传感器，测量压力P_Cell

58 用于环境压力P_amb的传感器

100 人工呼吸设备，构造为麻醉设备，包括可选的麻醉剂蒸发器31、输送单元24a、二氧化碳吸收器25a、压力传感器36、止回阀23a和23b、PEEP阀24b和手动呼吸袋26

110 测量系统，包括气体传感器装置50、除湿器51和信号处理单元30

Cov[CO2、O2] CO2浓度与O2浓度的时间曲线的协方差

DiPhaC “差分同相协方差”，第一泄漏标准，基于符号相同的时间间隔

DPC “压差协方差”，第二泄漏标准，基于协方差和压力的变化

L 在提取软管52与除湿器51之间的过渡部中的示例性的泄漏

P_aw 施加在患者20处的呼吸压力和人工呼吸压力，由传感器36测量

P_amb 环境压力，由传感器58测量

P_Cell 气体传感器装置50的入口处的压力，优选相对环境压力P_amb的压力

P_cell,abs 气体传感器装置50的入口处的绝对压力，由传感器57测量

P_limit 用于检查是否实际上出现泄漏的下界限

T_L、T_L.1、T_L.2 时间段，在其中在分支点34与气体传感器装置50之间出现斜率L。

Claims

1.一种用于监控用于患者（20）的人工呼吸的测量系统（110）的方法，

其中，所述测量系统（110）包括气体传感器装置（50）和气体传感器流体引导单元，

其中，在借助于患者流体引导单元在所述患者（20）与医疗设备之间建立流体连接期间，执行所述方法，并且

其中，所述方法包括自动执行的步骤，使得气体样本从所述患者流体引导单元中被吸出并且通过所述气体传感器流体引导单元引导至所述气体传感器装置（50），

使用所述气体传感器装置（50）的测量值计算：

吸出的所述气体样本中的二氧化碳的浓度的时间曲线的量值，和吸出的所述气体样本中的与二氧化碳不同的其他气体的浓度的时间曲线的量值，

使用二氧化碳的浓度的时间曲线和其他气体的浓度的时间曲线计算

二氧化碳浓度的随时间变化的时间曲线的量值，

其他气体的浓度的随时间变化的时间曲线的量值，

查找每个符号相同的时间间隔，

在该时间间隔中，两个浓度变化曲线具有连续相同的符号，即这两个浓度变化曲线都大于零或都小于零，

然后，当探测到至少一个符号相同的时间间隔时，

检查两个浓度变化曲线在该时间间隔或至少一个探测到的符号相同的时间间隔中是否满足预设的第一泄漏标准，并且

当满足所述第一泄漏标准时，判定在所述患者流体引导单元与所述气体传感器装置（50）之间出现泄漏（L）或出现针对所述泄漏（L）的迹象。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述气体传感器流体引导单元是软管（52）。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述医疗设备是人工呼吸设备或麻醉设备或患者监视器。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述其他气体包括氧气。

5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，当探测到至少一个符号相同的时间间隔时，检查两个浓度变化曲线在每个探测到的符号相同的时间间隔中是否满足预设的第一泄漏标准。

6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，

所述第一泄漏标准与以下参数中的至少一个相关：

符号相同的时间间隔的长度，

自预设的参考时间点起探测到的所有符号相同的时间间隔的总长度，

两个浓度变化曲线在所述符号相同的时间间隔或一个符号相同的时间间隔中的至少一个扫描时间点处具有的两个值的相应的算术乘积，

在符号相同的时间间隔上的符号相同的值的多个所述算术乘积的总和，

对于在至少一个探测到的符号相同的时间间隔内的所有扫描时间点的所述算术乘积的总和。

7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述第一泄漏标准与以下参数中的至少一个相关：对于在探测到的所有符号相同的时间间隔内的所有扫描时间点的所述算术乘积的总和。

8.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，

执行一个浓度变化曲线相对于另一个浓度变化曲线的计算的相移，

使得在所述相移之后二氧化碳浓度变化曲线的最大值落在与另一个浓度变化曲线的最小值相同的时间点上，或者使得在所述相移之后二氧化碳浓度变化曲线的最小值落在与另一个浓度变化曲线的最大值相同的时间点上。

9.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，

探测每个呼气时间间隔，即探测所述患者（20）呼出空气的每个时间间隔，以及

查找符号相同的时间间隔仅在探测到的呼气时间间隔中执行。

10.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，

所述方法包括附加的且同样自动执行的步骤，

在所述气体传感器装置（50）或所述气体传感器流体引导单元之中或者之上的测量点处测量压力（P_cell）的时间曲线的量值，

计算测量到的所述压力（P_cell）的随时间变化的量值，

计算两个浓度曲线之间的相移度，

计算所述相移度的随时间变化的量值，

检查是否满足预设的第二泄漏标准，

其中，所述第二泄漏标准与

所述相移度的随时间变化，和

所述压力（P_cell）的随时间变化