CN114129840A - 用于自动设定呼吸机的额定频率的方法和设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种方法、一种信号处理单元和一种呼吸机，它们自动设定呼吸机执行呼吸行程并由此对患者进行人工呼吸所使用的频率的额定值。预给定肺泡或近端分钟体积。确定患者肺的肺时间常数。确定肺和处理设备之间的流体连接中的死区的体积。计算患者强制呼吸的强制额定频率（f_set,mand）。计算患者可以通过自主呼吸达到分钟体积所使用的理想频率（f_spon）。额定呼吸频率被计算为强制额定频率（f_set,mand）和理想频率（f_spon）的加权平均值。该平均取决于所确定的患者自主呼吸的实际强度。

Description

用于自动设定呼吸机的额定频率的方法和设备

技术领域

本发明涉及用于为呼吸机执行呼吸行程并由此对患者进行人工呼吸所使用的频率自动设定额定值的方法和信号处理单元。本发明还涉及一种自动计算自身的呼吸行程的额定呼吸频率的呼吸机。

背景技术

在EP3332827A1中描述了一种用于计算额定呼吸频率的方法和设备。自动计算对患者进行人工呼吸的频率。该计算取决于所追求的分钟体积（流入和流出患者肺的体积流量）以及预给定的功能性死区，此外还取决于预给定的肺模型、存储的肺时间常数（例如R*C）和预给定的持续时间比，例如吸气I对呼气E。所述频率被计算为，使得依赖于频率的参数得到最小化。在一个实施例中，该参数是W'_C和W'_R的总和，即伸展肺所需的功率W'_C与克服气道中的气动阻力所需的功率W'_R的总和。为了设定额定频率，执行优化，在该实施例中是迭代优化。

在US2009/0007915A1中描述了用于自动计算人工呼吸参数的多个值的设备和方法。设定期望的呼吸频率RR^sp，并确定自主呼吸的频率RR_spon。将两个频率相互比较。根据偏差设定呼吸的目标值。该目标值可以特别是总肺泡通气量或绝对或相对分钟体积。如果自主呼吸频率明显偏离额定频率，则增大呼吸的目标值。

发明内容

本发明所基于的任务是提供一种方法和一种设备，它们自动设定呼吸机的额定呼吸频率，其中该设定适用于相对广泛的应用范围，并且其中应当不需要呼吸机在患者的人工呼吸期间在不同的模式之间切换。

该任务通过具有权利要求1的特征的方法、通过具有权利要求13的特征的信号处理单元和通过具有权利要求14的特征的呼吸机来解决。在从属权利要求中说明了有利的设计。根据本发明的方法的有利设计就其意义而言也是根据本发明的信号处理单元和根据本发明的呼吸机的设计，反之亦然。

在下文中使用术语患者的“自身呼吸活动”。所述自身呼吸活动是由患者自身的呼吸肌引起的，并且可以由患者身体内产生的信号（自主呼吸）和/或由医疗设备产生的信号引发，以从外部刺激患者自身的呼吸肌。

在要进行人工呼吸或正在进行人工呼吸的患者的肺与根据本发明的呼吸机之间至少暂时建立了或可以建立流体连接。所述呼吸机至少暂时连接到至少一个患者传感器或者可以连接到至少一个患者传感器。所述患者传感器或每个患者传感器能够分别测量待人工呼吸或正在人工呼吸的患者的至少一个呼吸参数。

根据本发明的信号处理单元以及根据本发明的呼吸机包括数据存储器或具有对数据存储器的至少暂时的读访问。在该数据存储器中以可由计算机评估的形式存储了进入患者肺的所追求的体积流量的度量。为根据本发明的方法预给定这样的所追求的体积流量。

体积流量是在特定时间单位内流入和/或流出空间的流体体积，例如以[l/min]为单位，这里：流入和流出肺。所追求的体积流量特别是所要求的肺泡分钟体积或近端分钟体积。

根据本发明的方法包括以下自动执行的步骤，并且根据本发明的信号处理单元和根据本发明的处理设备被设计和设置为自动执行以下步骤：

-确定患者肺的肺时间常数。为此使用所述患者的至少一个呼吸参数的测量值，特别是来自所述患者传感器或至少一个患者传感器的值。

所述肺时间常数是肺的肺泡吸气或呼气的持续时间的度量。该肺时间常数取决于肺的弹性和顺应性，并且弹性越大且顺应性越大，该肺时间常数就越大。例如，所述肺时间常数是弹性和顺应性的乘积。所述肺时间常数优选地以秒为单位说明在呼气期间吸气体积的三分之二流出肺所用的时间，其中将肺建模为线性气动系统。在肺时间常数的三倍之后，95%的吸气体积从肺流出。

-确定死区的体积。该死区位于流体连接处，并在那里位于适合与患者血液进行气体交换的肺区域与呼吸机之间。优选地，死区位于患者嘴部上的测量点或嘴部与呼吸机之间的流体连接区域与适合气体交换的肺区域之间。

-计算通过呼吸机对患者进行强制呼吸的强制额定频率。该强制额定频率是根据预给定的所追求的体积流量、所确定的肺时间常数和所确定的死区体积来计算的。使用该强制性额定频率，仅通过人工呼吸就可以实现进入和流出患者肺的所追求的体积流量，即无需患者的自身呼吸活动对该体积流量做出贡献。

-计算使用患者自身的呼吸肌的自身呼吸活动（自主呼吸和/或经过刺激的呼吸）的理想自主呼吸频率。利用该理想自主呼吸频率，患者能够实现所追求的体积流量，而且是仅通过自身呼吸活动。该理想自主呼吸频率是根据所确定的肺时间常数和所确定的死区体积来计算的，优选地在使用患者自身呼吸活动的肺机械模型的条件下。

-确定患者自身呼吸活动的当前实际强度的度量。该度量说明患者自身呼吸活动对患者肺的整体吸气和呼气的绝对或相对贡献。如果患者自身呼吸活动受到刺激，则经过刺激的呼吸活动同样有助于当前强度的该度量。人工呼吸对吸气和呼气提供剩余的贡献。

-将所寻找的额定呼吸频率计算为强制额定频率和理想自主呼吸频率的加权平均值。在该加权平均值中使用哪个权重，特别是哪个加权因子取决于针对患者自身呼吸活动的当前实际强度所确定的度量。优选地，患者自身呼吸活动的当前实际强度的度量越大，将理想自主呼吸频率引入额定呼吸频率中所使用的加权因子就越大。

呼吸机能够根据所计算的额定呼吸频率执行呼吸行程，特别是以所计算的额定呼吸频率来执行呼吸行程。

根据本发明，自动计算呼吸机的额定呼吸频率。因此，本发明避免了为特定患者手动设定额定呼吸频率的需要。本发明还避免了根据过去患者呼吸所使用的频率为患者设定额定呼吸频率的需要。相反，额定呼吸频率可以与当前要呼吸的患者并且特别是与患者的肺相适配。

可能的是，所述处理设备以该自动计算的额定呼吸频率运行，特别是根据该额定呼吸频率执行呼吸行程。优选可能的是，向呼吸机的用户显示自动计算的额定呼吸频率并且检测和评估所述用户的输入，特别是检测所述用户是否确认所显示的额定呼吸频率或用另外的值覆盖该额定呼吸频率。然后，呼吸机根据按照本发明计算并由所述用户确认的额定呼吸频率或所述用户输入的不同额定呼吸频率来执行呼吸行程。

根据本发明，预给定流入和流出患者肺的所追求的体积流量的度量，即每时间单位流入和流出肺的气体体积。优选地，所追求的体积流量为所追求的肺泡分钟体积或近端分钟体积。优选地，所追求的体积流量是流入以下肺区域和流出以下肺区域的体积流量，该肺区域可用于与患者的血液进行气体交换。气体特别是呼吸空气、O2和CO2以及可选地至少一种麻醉剂。

根据本发明，计算患者强制呼吸的强制额定频率以及患者自身呼吸活动的理想自主呼吸频率。强制呼吸应理解为对完全麻醉的患者进行人工呼吸，所述患者即当前根本没有自主呼吸并且其呼吸肌也没有受到外部刺激的患者。具有强制性额定频率的人工呼吸能够实现预给定的所追求的体积流量，而无需患者使用其自己的呼吸肌参与肺的吸气和呼气。使用自身呼吸活动的理想自主呼吸频率，患者能够在没有人工呼吸的情况下产生所追求的体积流量，其中理想自主呼吸频率优选地优化预给定的目标功能。优选地，理想自主呼吸频率是患者能够以最少的机械功或最低的机械功率实现所追求的体积流量所使用的频率，特别优选地是在吸气期间导致平均机械功率的频率（节能的频率）。

根据本发明，将额定呼吸频率计算为强制额定频率和自身呼吸活动的理想自主呼吸频率的加权组合，特别是加权平均值。因此，额定呼吸频率取决于加权因子，其中所述加权因子又取决于针对患者自身呼吸活动的当前实际强度所确定的度量。自身呼吸活动的该度量越大，即当前患者自身呼吸活动越强，加权因子就越大，因此理想自主呼吸频率对计算出的额定呼吸频率的贡献就越大。

计算加权组合的本发明特征考虑到患者在人工呼吸期间经常不是自始至终完全麻醉，而是至少暂时执行自身呼吸活动，即通过自主呼吸和/或外部刺激的呼吸。人工呼吸支持患者P的这种自身呼吸活动。然后该患者由于其自身呼吸活动和人工呼吸的叠加而呼吸。通常，呼吸机被设计或设置为使得自主呼吸或由外部刺激触发的吸气触发呼吸机的呼吸行程。如果自身呼吸活动较弱或缺失，则所述处理设备执行额外的呼吸行程，即不是由自身呼吸活动触发的呼吸行程。执行多少这样的附加呼吸行程取决于根据本发明计算的额定呼吸频率和患者自身的呼吸频率。降低了执行太少或太多呼吸行程的风险，即患者获得太少或太多空气或在错误的时刻获得空气。

人工呼吸可以是强制呼吸（患者根本不进行自身呼吸活动）或辅助呼吸（人工呼吸辅助其自身呼吸活动）。由于本发明，在患者的人工呼吸期间不需要在至少两种不同模式之间切换呼吸机，即至少一种用于强制呼吸的模式和至少一种用于辅助呼吸的模式。这样的切换可能导致人工呼吸的突然变化。相反，由于本发明，人工呼吸可以与自身呼吸活动的当前强度适配，而且即使所追求的体积流量保持不变并且自身呼吸活动强度发生变化也是如此。呼吸频率可以逐渐变化，而不是突然变化。

根据本发明计算的额定呼吸频率也可以用于两种特殊情况，

-患者已完全麻醉，以及

-呼吸行程完全由患者自身呼吸活动触发。

因此在第一种情况下，没有呼吸行程是由自身呼吸活动触发的；在第二种情况下，每次呼吸行程都是由自身呼吸活动触发的。由于本发明，不一定需要探测这两种特殊情况以设定额定呼吸频率。探测自身呼吸活动的度量就足够了。根据本发明的设备和根据本发明的方法可以同等地用于这两种特殊情况以及这两种特殊情况之间的许多状况，即特别是在自身呼吸活动相对较弱的情况下。

根据本发明，根据所追求的体积流量以及根据所确定的死区体积和所确定的肺时间常数来计算强制额定频率。理想自主呼吸频率至少取决于肺时间常数τ和死区体积V_D。为此，所计算的强制额定频率取决于肺的气动特性以及进入和流出肺的所追求的体积流量。因此，强制额定频率与要进行人工呼吸的患者的肺相适配。没有必要使用对多个患者有效并且因此不是针对患者单独定制的标准值或平均值。

因为根据本发明确定并使用患者的肺时间常数，所以在人工呼吸时减少了以下两个危险：

-由于呼吸频率太高，到达肺泡空间的呼吸空气太少。这种不期望的影响特别是发生在肺具有高肺阻力（resistance）R并因此具有大肺时间常数τ的情况下。特别是可能出现以下不期望的状况，即在呼气期间太少消耗的呼吸空气流出肺。肺近似越来越扩张。这尤其是发生在气道阻塞时，特别是在吸烟者肺的情况下。

-由于呼吸频率太低，肺会过度扩张，特别是因为所达到的潮气量太大。这种不期望的影响特别是发生在肺具有低弹性（顺应性）C并因此具有小的肺时间常数τ的情况下。

本发明使得可以为了计算强制额定频率而彼此分开地确定肺的弹性或顺应性或气动阻力，但省去这种必要性。然而，在实践中，这种确定通常根本不可能，会出现相对较大的误差和/或给患者带来相当大的负担，特别是在为了确定而必须执行至少一种机动的情况下。相反，由于本发明，确定肺时间常数就足够了。

根据本发明所计算的患者自身呼吸活动的理想自主呼吸频率还取决于患者，即所确定的死区体积，所述死区体积的相当大的部分出现在患者的身体内，以及取决于所追求的体积流量。

在一种设计中，重复执行患者的额定呼吸频率的计算，例如在自上次计算以来已经过去了预给定时间段或者患者自身呼吸活动或患者人工呼吸期间的状况或患者的状态发生了变化的情况下。

在优选设计中，根据理想强制额定频率和强制额定频率的上限来计算所述强制额定频率。特别优选地，所述强制额定频率等于所述理想强制额定频率或所述上限，这取决于这两个值中的哪个值更小。

所确定的强制额定频率的上限取决于所确定的肺时间常数并且优选地额外取决于所确定的死区体积和/或所追求的体积流量。所述上限可以是多个个体上限中的最小值，其中第一个体上限取决于所述肺时间常数，而另一个体上限取决于所述死区体积和/或所述体积流量。

这种设计使得可以考虑各种边界条件。由于强制额定频率不大于该上限，因此进一步降低了肺由于频率过高或由于达到的潮气量过大而受到过强机械负担或无法获得足够呼吸空气的风险。特别是避免了人工呼吸由于频率过高而仅将呼吸空气双向移动通过死区，而没有足够的呼吸空气量到达适合气体交换的肺区域并且也没有足量的消耗的空气从肺排出。

然而，如果所述上限始终用作强制额定频率，则存在由于人工呼吸而向肺施加比所需要的更强的机械负担，即比实现所追求的积流量所需的更强的机械负担的危险。因此，强制额定频率也可以小于所述上限，即特别是等于所计算的理想强制额定频率。

在一种设计中，根据预给定的所要求的吸气份额来计算理想强制额定频率。吸气份额预给定吸气过程平均具有呼吸周期中多少时间份额的度量。可以预给定吸气过程的平均持续时间和呼气过程的平均持续时间之间的比例。还可以预给定吸气过程的平均持续时间或呼气过程的平均持续时间。吸气过程或呼气过程的持续时间以及呼吸频率设定了吸气份额。

在优选设计中，为了计算理想强制性额定频率，以可由计算机评估的形式预给定肺模型并且存储在数据存储器中。该肺模型近似描述了人肺的气动行为，因此也近似描述了人工呼吸患者的肺的气动行为。该肺模型优选地包含至少一个模型参数，特别是肺时间常数和/或死区体积。所述模型参数或每个模型参数的相应值可以因患者而异。使用该肺模型可以自动预测在特定的实际呼吸频率下什么样的阻力功率和什么样的弹性功率作用于肺。使用预给定的肺模型和预给定的吸气份额来计算理想强制额定频率。

使用预给定的肺模型和所要求的吸气份额来计算阻力功率和弹性功率。阻力功率是在吸气过程中为克服肺的气动阻力而必须消耗的每单位时间的功。弹性功率是为了使肺扩张而必须消耗的每单位时间的功。为了计算理想强制额定频率，预测根据肺模型以及在预给定吸气份额的情况下哪个频率将导致什么样的阻力功率和什么样的弹性功率。

在特别优选的设计中，该理想强制性额定频率被设定为使得所引起的阻力功率与所引起的弹性功率至多相差预给定的功率因子，其中所述功率因子优选地是两个所引起的功率的商。所述功率因子可以选择得小到使得阻力功率更大，但仅略大于弹性功率，优选最多大20％。可以预给定所述功率因子。在许多情况下，该设计会导致肺的负荷相对较低，特别是因为所达到的每个潮气量都相对较小。然而，该设计导致足够大的体积流量进入和流出适合气体交换的肺区域，特别是肺泡空间。

具有功率因子的有利设计省去了最小化描述在人工呼吸期间作用在肺上的全部功或全部功率的函数的必要性。特别地，省去了在运行时，即在人工呼吸期间最小化这种函数的必要性。函数的最小化耗时且需要较大的计算能力。如果在最小化时应用迭代方法，并且如果在运行时该方法在满足终止条件时终止，则最小化可能会导致不利的结果。如果没有合适的终止标准，最小化可能持续很长时间。该有利设计避免了这种在运行时最小化的缺点。

在优选的实现中，为患者的人工呼吸执行初始化阶段和随后的使用阶段。在所述初始化阶段计算常数。为了计算所述常数使用肺模型和优选地使用可选预给定的功率因子。在随后的使用阶段计算所述理想强制额定频率。为此使用吸气份额、为患者确定的肺时间常数以及在所述初始化阶段计算的常数。该设计通常会导致使用阶段的计算耗费减少。可以在使用阶段重新计算所述常数，例如由于预给定发生了变化。可以在多个使用阶段，也为多个患者使用在所述初始化阶段获得的常数。可以将所述初始化阶段的结果用于多个患者，而针对每个患者重新执行所述使用阶段和该使用阶段中的计算，并且因此产生特定于患者的结果。

在该实现的一种扩展中，第一信号处理单元在所述初始化阶段计算所述常数。在所述使用阶段，第二信号处理单元计算所述理想强制额定频率，并由此计算额定呼吸频率。第一信号处理单元不一定是呼吸机的组成部分。

根据刚刚描述的设计，根据预给定的所要求的吸气份额计算理想强制额定频率。优选地，预给定的所要求的吸气份额越大，所述理想强制额定频率就越大。

根据本发明，计算患者强制呼吸的强制额定频率和患者自身呼吸活动的理想自主呼吸频率。优选地，所述强制额定频率被计算为使得其大于或等于理想自主呼吸频率。于是所设定的额定呼吸频率至少与理想自主呼吸频率一样大。由此避免了太低的呼吸频率。特别是确保至少患者的每次自发的或外部刺激的吸气都触发呼吸行程。可以进行至少一次不是由患者的自发或受到刺激的吸气触发的呼吸行程。

根据本发明，计算额定呼吸频率。通常在呼吸机上设置的参数是所要求的潮气量。所要求的潮气量是呼吸机在唯一一次呼吸行程时应当馈入所述流体连接中的体积的度量。在本发明的一种设计中，根据所追求的体积流量、所确定的死区体积和根据本发明计算的额定呼吸频率来计算所要求的潮气量。以在至少一个呼吸行程中实际达到的潮气量等于所计算的额定潮气量为目标来操控呼吸机。优选地，在人工呼吸期间的每个呼吸行程中，实际潮气量应当与额定潮气量相同，至少在计算出和预给定新的额定潮气量之前是这样。优选地，对应地操控呼吸机的调节元件。优选地执行调节，该调节的目标是实际潮气量等于额定潮气量。优选地，在计算了额定呼吸频率之后并且直到人工呼吸结束为止或直到重新计算出额定呼吸频率为止执行的每个呼吸行程期间，所达到的潮气量应当等于所计算的额定潮气量。

在呼吸行程期间，呼吸机将流体馈入流体连接中。所述流体连接中测量点处的压力增加，直到该压力达到最大值为止。在一种设计中，调节或控制实际达到的压力，其中预给定所要求的压力的时间变化过程并且其中以使所述测量点处的压力的实际时间变化过程与预给定的时间变化过程相同为目标来操控呼吸机。优选地，以实际压力变化过程与额定压力变化过程相同为目标来进行调节。

如果所述压力的预给定时间变化过程突然达到最大值，则存在患者的肺受损的危险。因此优选地为至少一个呼吸行程、优选地为每个呼吸行程计算所要求的斜坡时间。在所要求的压力时间变化过程中，该额定斜坡时间设定了在

-呼吸行程的开始和

-达到所述压力的最大值时的时刻

之间应当过去的时间间隔。对实际压力时间变化过程的调节或控制是按照以下方式进行的，即使得实际达到的斜坡时间等于所计算的额定斜坡时间。优选地，该额定斜坡时间用于执行的呼吸行程，直到重新计算出额定呼吸频率或直到人工呼吸结束为止。

优选地，根据所确定的患者肺时间常数来计算所述额定斜坡时间。还可以附加于所述肺时间常数或代替所述肺时间常数地使用患者的理想体重（ideal body weight）。该理想体重可以从易于测量的患者参数中推导出来。

附图说明

下面基于实施例描述本发明。在此

图1示例性示出了人工呼吸的患者、呼吸机以及多个传感器；

图2示例性示出了取决于实际呼吸频率的阻力功率和弹性功率；

图3示例性示出了在肺阻力相对较低时的压力、体积流量、阻力功和弹性功的各自时间变化过程；

图4示例性示出了在肺阻力相对较高和呼吸频率相对较高时的压力、体积流量、阻力功和弹性功的各自时间变化过程；

图5示例性示出了在肺阻力相对较低时的压力、体积流量、阻力功和弹性功的各自时间变化过程，其中考虑到呼吸行程开始时的斜坡时间；

图6示出了如何根据做出的呼吸功确定患者自身呼吸活动的强度的度量；

图7示出了如何根据出现的压力时间乘积确定自身呼吸活动的强度的度量；

图8示出了取决于呼吸频率的总机械功率以及自身呼吸活动时的功率。

具体实施方式

在实施例中，本发明用于对患者进行人工呼吸。在患者的肺和呼吸机之间建立了流体连接。通过该流体连接向患者输送呼吸空气或其他气体混合物。可选地，该气体混合物与至少一种麻醉剂混合，使得患者被部分或完全麻醉。可选地，所述流体连接属于再次吸收呼出空气的呼吸回路，特别是在添加麻醉剂时。在呼吸回路的情况下，呼吸机从呼出的呼吸空气中过滤掉二氧化碳(CO2)，并且可选地也过滤掉所述麻醉剂或每种麻醉剂。

图1示例性示出了接受人工呼吸的患者P。示意性地示出了患者P的肺Lu、食道Sp、胃Ma和隔膜Zw。具有显示和操作单元12以及处理数据的信号处理单元10的呼吸机1对患者P进行人工呼吸。信号处理单元10包括数据存储器11。呼吸机1和患者P之间的呼吸管未示出。在呼吸期间，柔性连接件4位于患者P的嘴部中。在一种设计中，将柔性测量导管6放置到患者P的食道中，其中测量导管6在连接件4中开始。

各种传感器测量患者P的各种气动生命参数和/或呼吸机1与患者P的肺Lu之间的流体连接的参数。为了执行本发明，所有这些传感器都不必存在。以下传感器在图1示出：

-气动传感器2包括测量值接收器2.1，该测量值接收器2.1包括布置在患者P的嘴部附近并且从流体连接抽取空气的开口。抽取的空气经由未示出的软管传送到压力传感器2.2，该压力传感器测量流体连接中的气道压力P_aw（pressure in airway，气道中的压力）的度量并且可选地测量体积流量Vol'的度量。在一种设计中，测量值接收器2.1布置在连接件4附近的Y形件中或上，即靠近患者P的嘴部。

-可选地，呼吸机1中或呼吸机1上的传感器15测量从呼吸机1到患者P（例如吸气分钟体积）和/或从患者P回到呼吸机1（例如呼气分钟体积）的呼吸空气流的每单位时间体积Vol'的度量。

-患者P的食道Sp中的探测器3优选地包括测量球囊，该探测器测量食道Sp中可随时间变化的气动压力P_es（pressure in esophagus，食道中的压力）的度量。探测器3经由测量导管6在流体连接中与连接件4连接或者是测量导管6的组成部分。

-探测器3的放置在胃Ma中的其他测量球囊或呈测量球囊形式的可选的胃探测器7测量胃Ma中的胃压力P_ga的度量。

-多个测量电极固定在患者P的胸部上。图1示例性地示出了靠近心脏的测量电极对5.1.1、5.1.2和靠近隔膜的测量电极对5.2.1、5.2.2。借助于这些可选的测量电极5.1.1、…、5.2.2以及未示出的用于接地的测量电极，产生患者P的心电图(EKG)和/或肌电图(EMG)。

信号处理单元10可以自动确定空气或其他混合气体何时流入患者P的呼吸系统中以及混合气体何时再次流出呼吸系统，因此可以检测每个吸气阶段和每个呼气阶段。为此，信号处理单元10使用来自传感器2、3、7和15以及可选地来自测量电极5.1.1至5.2.2的测量值。

在一种应用中，患者P被完全麻醉并且其不能执行自身呼吸活动，也就是说其自己不进行任何自主呼吸或最多进行个体的自主呼吸，并且其呼吸肌也没有受到外部刺激。在该应用中，呼吸机1执行强制呼吸。在另一种设计中，患者P自身至少暂时地自主呼吸，并且其呼吸肌可选地受到外部刺激。呼吸机1辅助患者P自身呼吸活动，其方式是呼吸机1将气体混合物输送到肺Lu中。这两种呼吸模式之间的时间转换也是可能的。

在两种呼吸模式中，呼吸机1执行一系列呼吸行程。在每个呼吸行程期间，呼吸设备1将呼吸空气或其他气体混合物馈入流体连接中。人工呼吸的特征在于多个气动运行参数，尤其是

-呼吸机1在呼吸行程期间产生的压力的所要求的时间变化过程，

-在呼吸行程期间馈入流体连接中的气体混合物体积的所要求的时间变化过程，

-呼吸行程的频率，或

-幅度，即呼吸行程期间的最大压力差。

在自主呼吸或受刺激的呼吸期间，一个人用自身的呼吸肌吸入空气或其他气体混合物，或者在用频率f_ist进行的人工呼吸期间吸入空气或其他气体混合物，其中该气体混合物是氧气和可选的至少一种麻醉剂（该麻醉剂是随着吸气吸收的），被称为（实际）吸气体积或潮气量Vol_Tid,ist。肺泡空间可用于在输送的气体混合物和血液之间交换氧气和二氧化碳。实际流过肺泡空间的气体体积在下文中称为“达到的肺泡体积”。气体流经肺泡空间的过程通常称为“肺泡通气”。在患者P的上气道和中气道中，在肺Lu的没有与血液交换气体的区域中，以及在人工呼吸的情况下在流体连接的在两个方向上都被流过的区域中，出现具有总体积V_D的死区，其中虽然在两个方向上都有气体流过该死区，但该死区不能用于氧气和二氧化碳的交换。实际肺泡分钟体积V'_A,ist表示每时间单位所达到的肺泡体积，在该实施例中以[l/min]为单位。于是适用

(1)V'_A,ist=f_ist*(Vol_Tid,ist-V_D)。

实际肺泡分钟体积V'_A,ist与体积流量Vol'相关，所述体积流量在测量点处测量，例如借助于测量值接收器2.1和压力传感器2.2。在呼吸机1和患者P的肺Lu之间的流体连接中，存在不发生气体交换的死区（deadspace）。仅应考虑位于测量点2.1和患者P之间并且在两个方向上都由气体流过的设备侧死区。在许多情况下，该设备侧死区具有可以忽略不计的小体积V_D,Ger，从而只有患者侧死区的体积V_D,Pat用作总体积V_D。

在实施例中预给定所追求的肺泡分钟体积，该肺泡分钟体积是冲洗肺泡空间并因此可用于与患者P的血液交换氧气和二氧化碳的气体混合物的每时间单位体积。例如，该分钟体积以升/分钟为单位加以说明，并用V'_A,req表示。所追求的肺泡分钟体积V'_A,req是预给定的，特别是由用户借助于呼吸机1上的显示和操作单元12或自动地设置。在一种设计中，所追求的肺泡分钟体积V'_A,req是自动或由用户导出的，例如根据呼出的呼吸空气中CO2含量的所要求的时间变化过程。这种时间变化过程也称为二氧化碳图或二氧化碳图曲线，并且可以借助于CO2传感器加以测量。

代替所追求的肺泡分钟体积V'_A,req，还可以预给定所追求的近端分钟体积。实际的近端分钟体积V'_P,ist是患者P嘴部处的体积流量，特别是流向管接头的体积流量。

所述体积流量划分为肺泡空气流和通过死区的气流。在患者P上或附近的测量点，设备侧死区的体积V_D,Ger小到可以忽略不计。实际的近端分钟体积V'_P,ist与实际的肺泡分钟体积V'_A,ist如下相关：

(2)V'_P,ist=V'_A,ist+V_D*f_ist=V'_A,ist+(V_D,Pat+V_D,Ger)*f_ist。

在此，V_D是死区的总体积，其在该实施例中等于患者侧死区的体积V_D,Pat与装置侧死区的体积V_D,Ger之和，并且f_ist是呼吸机1的实际呼吸频率。由于呼吸机1的结构和流体连接的软管，设备侧体积V_D,Ger通常是已知的，并且在许多情况下可以忽略不计。

例如，预给定所追求的肺泡分钟体积V'_A,req或所追求的近端分钟体积V'_P,req，使得尽可能好地达到患者P血液中特定气体的浓度或分压的追求值。分钟体积V'_A,req、V'_P,req可由用户或上级自动化系统预给定或固定存储在呼吸机1的数据存储器11中。

根据本发明，信号处理单元10自动计算呼吸机1的额定呼吸频率f_set，而且是根据所追求的肺泡分钟体积V'_A,req。信号处理单元10优选地从传感器2、3、5.1.1、...、5.2.2、7接收测量值并且根据接收的测量值执行所需的计算步骤。在一种设计中，该计算以固定的时间段或在触发事件的情况下重复执行，所述触发事件例如是患者P的状态变化。

在该实施例中，所计算的额定呼吸频率f_set用于下级对压力的调节。实际达到的压力是调节变量并且得到测量，优选地作为达到的气道压力P_aw。压力的期望时间变化过程P_set被预给定为指令变量。所计算的额定呼吸频率f_set设定了压力增加的频率，由此设定了在P_set的期望时间变化过程中的呼吸行程。

未示出的下级控制设备导致呼吸机1的调节元件受到操控，其中该调节元件产生呼吸行程。通常，实际达到的呼吸频率f_ist等于自动计算的额定呼吸频率f_set。尽管如此，为了清楚起见，下文使用了不同的术语。

在强制呼吸的情况下，额定频率是预给定的，而在辅助呼吸的情况下，频率取决于患者P自身呼吸活动，因此可以变化。下文首先描述了强制呼吸的额定呼吸频率是如何计算的。该额定呼吸频率在下文中称为f_set,mand。

在呼吸和换气期间与患者P的肺Lu的氧气和二氧化碳交换仅在肺泡空间中发生。然而，呼吸机1的患者侧连接端与肺Lu之间的流体连接还包括患者P的上呼吸道和中呼吸道，特别是患者的气管，以及包括将患者P与呼吸机1连接的可选管、软管和/或其他流体引导单元，以及包括可选的测量室。在每次呼吸行程时它们都被呼吸空气或其他气体混合物流过，但它们不会促进氧气或二氧化碳的交换，因此被称为死区（deadspace）。该死区由患者侧死区和设备侧死区组成。总死区体积V_D是患者侧死区的体积V_D,Pat与装置侧死区的体积V_D,Ger之和。

用于计算强制额定呼吸频率f_set,mand的边界条件由该死区体积V_D得出。因为呼吸频率f_ist必须低到使得足够的呼吸空气流过死区并达到肺泡体积V_A。

在呼吸行程期间，呼吸机1将呼吸空气或其他与氧气的气体混合物馈入流体连接中。在吸气期间，患者P吸收该气体混合物。馈入或吸收的气体混合物的体积称为潮气量Vol_Tid,ist。理想情况下，肺Lu在每次呼吸行程期间增大该潮气量Vol_Tid,ist。在一种设计中，要求潮气量Vol_Tid,ist应当至少是死区体积V_D的两倍。由此以及由关系式(1)得出以下边界条件

(3)f_set,mand<=V'_A,req/V_D。

在确定患者侧死区体积V_D,Pat的步骤的一种设计中，自动探测患者P何时呼气。呼气时，空气从患者P的上呼吸道和中呼吸道流出身体外，并且此外空气从肺Lu流入上呼吸道和中呼吸道，然后向外流出。体积流量传感器（例如传感器2或传感器15）在多个采样时刻测量流体连接中一个位置处的相应体积流量Vol'。所测量的体积流量Vol'与流入和流出患者P身体的体积流量相关。借助于CO2传感器测量流体连接中的CO2份额。只有肺泡肺空间，而不是上呼吸道和中呼吸道，可以将CO2馈入空气中。一旦该份额超过预给定限度，流体连接就包含从肺Lu呼出的气体。在呼气过程开始与呼出气体中包含相关CO2份额的时刻之间的时间段内，气体从患者P的中上呼吸道流出并且流入流体连接中。在探测到CO2为止的时间段中测量的体积流量值在积分后提供了患者P上呼吸道和中呼吸道中死区的体积V_D,Pat的测量值。例如，可以借助于玻尔公式确定患者侧死区体积V_D,Pat。

由于呼吸机1和软管的构造，患者P身体外的流体连接中的装置侧死区的体积V_D,Ger通常足够准确地已知。如果在患者P的嘴部附近测量体积流量，则设备侧死区的体积V_D,Ger可以忽略不计。

在另一种设计中，不需要CO2传感器。相反，确定患者P的理想体重Gew_id，并根据以下公式估计患者P上呼吸道和中呼吸道中的患者侧死区的体积V_D,Pat

(4)V_D,Pat=y*Gew_id

这里y是凭经验确定的因子。

其他边界条件来自以下要求：实际呼吸频率f_ist必须小到足以仍然充分扩张弹性较小的肺Lu，即具有高肺时间常数τ的肺。换言之：在呼吸频率f_ist太高的情况下，呼吸压力不足以使肺Lu充分扩张。于是肺Lu不能吸收足够的氧气并释放足够的CO2。所述其他边界条件取决于患者P的肺Lu。

肺时间常数τ随患者不同而变化，并且就一个患者P而言也会随时间流逝而变化。为了满足刚才提到的其他边界条件，在患者P上测量肺时间常数τ。为简化起见，可以将肺看作线性气动系统，其中施加在肺Lu上的压力克服气动阻力，并且促使弹性肺Lu扩张。在这个简化的假设下，在吸气时适用下式：

(5)

。

在此，R是肺阻力（resistance），C是顺应性。Vol_Lu(t)是时刻t的肺体积，Vol_Lu,max是最大肺体积。简单来说，对于肺阻力R适用下式：

(6)R=ΔP/Vol'，

其中ΔP是呼吸行程过程中最大压力和最小压力之间的差，而Vol'是由于这种压力差导致的肺Lu的体积变化量。顺应性C是弹性E（elastance）的倒数值，其中适用下式

(7)C=Vol/ΔP。

肺时间常数τ是肺阻力R和顺应性C的乘积，即

(8)τ=R*C。

肺时间常数τ是一个参数，其理想地描述了被建模为被动气动系统的肺Lu对跳跃激励的响应。在患者P自身呼吸活动的情况下，该跳跃激励是由隔膜Zw产生的压力P_mus的突然增加或减小导致的，而在人工呼吸的情况下是由呼吸道压力P_aw的突然增加或减小导致的。作为对跳跃激励的反应，体积呈指数上升或下降，参见模型方程(5)和设定(8)。如果自跳跃激励以来肺时间常数τ已经过去，则总吸气潮气量的三分之二，更准确地说是63%已在肺Lu中消耗。肺时间常数τ例如以[msec]或[sec]为单位加以说明。

为了确定患者P的肺时间常数τ，使用至少一个已经提到的体积流量传感器2、15以及压力传感器2、3、7中的至少一个，它们测量流体连接中的体积流量Vol'或呼吸道压力P_aw以及可选地测量食道压力P_es。肺Lu的体积的时间变化过程可以从体积流量Vol'中导出。COPD患者（患有吸烟者肺的患者）的肺时间常数τ的典型值为450msec。对于另外的患者，肺时间常数τ通常明显更短。

边界条件优选地从肺时间常数τ如下导出：因子x是预给定的并且不依赖于患者P的肺Lu。因子x优选在4和12之间，例如为5.5或8。所产生的边界条件为

(9)f_set,mand<=1/(x*τ)。

从边界条件(3)和(9)中产生强制额定呼吸频率f_set,mand的上限f_set,mand,max，即

(10)f_set,mand,max=min{V'_A,req/V_D,1/(x*τ)}。

可以使用“安全折扣”，即

(11)f_set,mand,max=min{(1-λ₁)*V'_A,req/V_D,1-λ₂/(x*τ)}，

其中值λ₁、λ₂是预给定的。

在此适用：0<λ₁，λ₂<1，优选λ₁，λ₂<=0.2。

必须适用的是：f_set,mand<=f_set,mand,max。

f_set,mand=f_set,mand,max的设定在许多情况下会导致不必要的高呼吸频率f_ist，特别是导致使肺Lu承受超过必要的负担的呼吸频率。因此，计算出理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id，其可以小于上限f_set,mand,max，但不能大于该上限。强制额定频率f_set,mand根据以下规定设定：

(12)f_set,mand=min{f_set,mand,id, f_set,mand,max}。

下文描述了如何计算理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id。

呼吸行程会导致吸气过程。在强制呼吸的情况下，吸气过程T_i的持续时间与引起它的呼吸行程的持续时间相同。预给定在单个呼吸过程期间吸气（Inspiration）的持续时间T_i与呼气（Expiration）的持续时间T_e相比的预期或追求的比率，即I:E比率。典型值位于3：5和4：5之间。该比率可以取决于患者P的肺时间常数τ。由此导致了预给定的因子D1，该因子是整个呼吸周期（呼吸过程）中所要求的吸气时间份额，即

(13)D1=T_i/(T_i+T_e)。

因子D1用作所要求的吸气份额。也可以将商T_i/T_e、即I:E比率直接预给定为吸气份额。还可以预给定所要求的吸气过程或呼气过程的平均持续时间。所要求的吸气份额D1由吸气过程或呼气过程的持续时间以及由额定呼吸频率f_set产生。

患者P的强制呼吸做机械功，所述机械功划分为阻力（粘性）功W_R和弹性功W_C。阻力功W_R克服了肺阻力R。弹性功W_C使得肺Lu扩张并抵抗弹性，由此抵抗肺Lu的顺应性C。阻力功W_R和弹性功W_C均取决于实际呼吸频率f_ist。

如前所述，将肺Lu简化地建模为线性气动系统。该系统对应于电气RC元件，即电阻器R和电容器C的串联电路。对于以下推导，简单地假设在呼吸行程期间分别立即施加新压力。换句话说：将呼吸行程作为肺气动系统上的跳跃激励来处理。这些简化的假设导致阻力功率W'_R和弹性功率W'_C的以下肺机械方程：

(14)

(15)

。

两个肺机械方程(14)和(15)一起形成预给定肺模型的两个组成部分。它们描述了在强制呼吸的情况下由呼吸机1在肺Lu上的吸气过程期间实施的阻力功率W'_R或弹性功率W'_C。它们以足够的精度适用于参数C、R和f_ist的每个可能值。根据肺模型（14）和（15），无论肺阻力R和肺顺应性C有多大，也不管在强制呼吸的情况下使用什么样的实际呼吸频率f_ist，阻力功率W'_R在任何情况下都大于弹性功率W'_C。

图2示例性地示出了取决于实际呼吸频率f_ist的阻力功率W'_R、弹性功率W'_C和总功率（即总和W'_R+W'_C）。在x轴上绘制以[1/min]为单位的呼吸频率f_ist，在y轴上绘制以[Nm/sec]为单位的功率。此外，在图2中作为垂直线录入呼吸频率f_ist的上限，该上限从具有值x=8的边界条件(9)中得到。

图3和图4示例性地示出了在呼吸行程期间压力P的时间变化过程（上部）和做出的功W的时间变化过程（下部）。在x轴上绘制以秒为单位的时间t，在y轴上绘制以[mbar]为单位的压力P以及以[l/sec]为单位的体积流量Vol'（上图）或以[Nm]为单位的功W（下图）。借助于两个肺机械方程(14)和(15)确定这些时间变化过程。在本示例中，C=30ml/mbar。达到的肺泡分钟体积V'_A,ist为V'_A,ist=7.9l/min。在图3中，R=5 mbar/(l*sec)，在图4中，R=20mbar/(l*sec)。图3的示例中实际呼吸频率是f_ist=15/min，在图4的示例中f_ist=30/min。

在这些时间变化过程的显示中

-P_set表示要由呼吸机1产生的压力的时间变化过程，其中时间变化过程P_set是实际达到的压力的下级调节的指令变量，其中实际压力（调节变量）优选地被测量为达到的呼吸道压力P_aw,

-P_lung表示肺Lu中产生的压力的时间变化过程，

-Vol'表示流体连接中流向患者P的体积流量和可选地来自患者P的体积流量，其中正值表示从呼吸机1到患者P的体积流量，而负值表示从患者P到呼吸机1的体积流量，

-W_R表示迄今为止所做的阻力功，

-W_C表示迄今为止所做的弹性功，

-W_R,ins表示在吸气过程结束时所做的阻力功，以及

-W_C,ins表示在吸气过程结束时所做的弹性功。

在图3的示例中，W_R,ins＝0.76Nm，W_C,ins＝0.76Nm，在图4的示例中，W_R,ins＝0.50Nm，W_C,ins＝0.28Nm。

在图3和图4所示的两个示例中，额定压力P_set在呼吸行程期间立即上升到最大值。因此，图3和图4示出了肺气动系统对通过呼吸机1的跳跃激励的响应。实际上，通过下级调节实现的实际压力P_aw不能立即增加到满值。此外，必须排除或至少降低患者P的肺Lu由于压力过快增加而受损的危险。因此，预给定期望的压力时间变化过程P_set，使得该期望的压力时间变化过程在呼吸行程开始时增加，直到其达到最大值为止。将呼吸行程开始与达到压力P_aw最大值之间的时间间隔称为实际斜坡时间t_R,ist。期望的压力时间变化过程P_set包括在预给定的额定斜坡时间t_R,set中的压力增加以及随后的最大额定压力。通过预给定额定斜坡时间t_R,set，与额定压力P_set的突然增加相比，阻力功W_R减小，而弹性功W_C保持不变。其原因是：减小了最大体积流量。

在优选设计中，根据所确定的患者P的肺时间常数τ设定额定斜坡时间t_R,set，例如根据计算规则

(16)t_R,set=γ*τ。

这里，因子γ是预给定的并存储在数据存储器11中并且例如是γ＝0.5。

图5示出了也在图3和图4中示出的时间变化过程，其中在图5的示例中进行了调节的压力增加。在图5的示例中，肺顺应性为C=30ml/mbar，肺阻力R=5mbar/(l*sec)，呼吸频率f_ist=15/min，斜坡时间t_R,ist=0.25sec。达到了分钟体积V'_A,ist=7.9l/min。与没有斜坡时间（阶跃响应，即t_R,ist=0）的呼吸相比，如果考虑斜坡时间t_R,ist，则阻力功W_R更小。弹性功W_C保持不变。

在吸气过程结束时所做的阻力功是W_R,ins=0.47Nm，在吸气过程结束时所做的弹性功是W_C,ins=0.76Nm。在呼气过程结束时所做的阻力功是W_R,exp=0.76Nm，在呼气过程结束时所做的弹性功是W_C,exp=-0.76Nm。

阻力功率W'_R和弹性功率W'_C都取决于实际的呼吸频率f_ist。阻力功率W'_R总是大于弹性功率W'_C。根据实际呼吸频率f_ist对阻力功率W'_R和弹性功率W'_C的影响来设定理想强制额定频率f_set,mand,id。

在强制呼吸的情况下，每个呼吸行程都会引起患者P的吸气过程。由此得出：

(17)

。

对于以下推导，假设强制呼吸的实际频率f_ist等于所寻找的理想强制呼吸频率f_set,mand,id，因此以下适用：

(18) f_ist=f_set,mand,id。

关系式(17)表明在假设(18)下所寻找的理想呼吸频率f_set,mand,id、呼吸行程的持续时间T_i和时间吸气份额D1如何相互关联。

根据肺机械模型方程（14）和（15），特定的实际呼吸频率f_ist和特定的呼吸行程持续时间T_i导致特定的阻力功率W'_R和特定的弹性功率W'_C。

在一种设计中，所寻找的理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id被计算为使得取决于两个功率W'_R和W'_C的函数被最小化。例如，该函数是两个功率的总和，即W'_R+W'_C，或两个服务的商W'_R/W'_C。

相反，在实施例的优选设计中，理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id被计算为使得弹性功率W'_C近似等于阻力功率W'_R。在许多情况下，该预给定导致患者P的肺Lu的机械负担相对较低。更准确地说：预给定了因子α，其中α优选地在0和0.2之间并且特别优选地等于0.1。然后将1+α作为功率因子。设定理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id时的边界条件为

(19)

。

由方程(15)和(19)得出

(20)

。

如果在该假设下分别在T_i之后求解方程（20）和（17），则理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id的以下计算规则得出：

(21)

。

在此适用以下公式：

(22)

。

此外，必须注意上述边界条件(3)和(9)，即上限f_set,mand,max。根据理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id的计算规则(17)设定强制额定呼吸频率f_set,mand，因为上限f_set,mand,max导致较低值，参见设定规则(12)。由此得出用于强制额定呼吸频率f_set,mand的以下计算规则：

(23)

。

在患者P上测量肺时间常数τ。为此，信号处理单元10优选地评估来自传感器3和15的测量值，并由此确定呼吸道压力P_aw和体积流量Vol'。信号处理单元10从这些信号中导出对乘积R*C的估计并将该估计用作患者P的肺时间常数τ。简化地，在确定肺时间常数τ时，可以假设压力P_aw的理想跳跃增加，然后可以仅从测量的体积流量Vol'导出肺时间常数τ。

根据计算规则(23)设定强制额定呼吸频率f_set,mand的过程导致简单而鲁棒地预给定强制呼吸下呼吸频率f_ist的额定值f_set,mand。在许多情况下，比其他方法计算出更低的额定呼吸频率f_set,mand，从而根据本发明的过程导致人工呼吸肺Lu的较小负担，特别是在患者P具有较小肺时间常数τ的情况下。

刚刚描述的设计的一个优点是不必彼此分开地测量肺阻力R和肺顺应性C。这特别是在患者P自主呼吸时受到较大不确定性的影响。测量肺时间常数τ、即乘积R*C就足够了。肺时间常数τ的足够可靠的值通常在患者P自身的呼吸肌执行少量吸气后或在呼吸机1的少量呼吸行程后获得。

与自动设定呼吸频率的其他方法不同，刚刚描述的设计不需要在运行时执行优化。特别是不需要在运行时确定所寻找的呼吸频率，使得依赖于呼吸频率f_set并且属于肺机械模型的函数被最小化。在其他方法中，该函数描述例如在呼吸行程期间做的功或在该呼吸行程期间施加的功率。如果在运行时需要优化，则需要较高的计算能力和/或较长的计算时间。在实践中，优化通常是借助于迭代方法来执行的，当满足终止标准时，该迭代方法结束。在某些情况下，找到的值可能与最佳值相距甚远。

刚刚描述的过程也不一定需要在人工呼吸期间执行所谓的机动，在机动中呼吸机1的参数（例如所要求的压力或体积流量的时间变化过程）在短时间间隔内有针对性地被设置为不同的值以测量患者P的重要参数。特别地，不需要以下闭塞，其中设置持续短时间段的人工呼吸并且可选地也在该短时间段内阻止患者P自身呼吸活动，以测量由患者P自身呼吸活动引起的随时间变化的压力。这种机动通常会给患者P带来负担。

在许多情况下，刚刚描述的根据本发明的过程导致以不高于实现所追求的肺泡分钟体积V'_A,req所需的呼吸频率f_ist执行强制呼吸。由此，该过程在许多情况下降低了患者P的肺Lu的机械负担，并因此降低了患者P的肺Lu受到机械损伤的危险。

向人工呼吸预给定所追求的肺泡分钟体积V'_A,req。这样做的措施例如在J.Fernández、D.Miguelena、H.Mulett、J.Godoy和F.Martinón-Torres的“Adaptivesupportventilation: State of the art review”Indian J. Crit. Care Med., vol. 17, no.1, 16页, 2013中描述。

同样在人工呼吸开始时确定总死区体积V_D，优选地基于上述两种方法之一。优选在整个人工呼吸期间重复测量患者侧死区体积V_D,Pat，并且由此特别是探测并考虑患者侧死区体积V_D,Pat的变化。因子α和x优选地被一次性固定地预给定并且存储在呼吸机1中。在该设计中，在患者P的人工呼吸开始时或也事先确定并存储常数const，而且在该实施例中根据以下计算规则

(24)

。

这导致以下计算规则：

(25)

。

在迄今为止描述的设计中预给定了因子α的值。也可以为因子α预给定n个值α₁,...,α_n。刚刚描述的计算是针对每个预给定的因子α₁,...,α_n进行的。这提供了n个值f_set,mand(α₁),...,f_set,mand(α_n)。作为强制额定呼吸频率f_set,mand使用通过适当平均化或形成中值或其他聚合而从这n个值计算出的值，例如最小值。

上述过程展示了一种为患者P的强制人工呼吸自动推导额定呼吸频率f_set的途径。为此，预给定所追求的肺泡分钟体积V'_A,req或近端分钟体积。当患者P被完全麻醉并因此不进行自身呼吸活动时，将该额定呼吸频率f_set,mand用于上述下级调节。

如前所述，为该方法预给定额定肺泡分钟体积V'_A,req。如果患者P已完全麻醉，则该分钟体积V'_A,req仅由人工呼吸（强制呼吸）产生。该强制呼吸以额定呼吸频率f_set,mand进行，该额定呼吸频率如刚才所述地那样设定。

然而，患者P也可以进行自身呼吸活动，特别是自主呼吸，并且自己带来所追求的额定肺泡分钟体积V'_A,req的一部分。如果患者P通过其自身呼吸活动带来的肺泡分钟体积称为V'_A,spon，则以下适用：

(26)SML=V'_A,spon/V'_A,req。

该因子SML同样被确定和使用。

在一种设计中，测量由患者P的膈肌Zw和肋间肌的活动产生的负压P_mus的度量。于是从外部施加在肺Lu上的呼吸道压力P_aw和从内部作用在肺Lu上的负压P_mus都是已知的。从两个信号P_aw和P_mus导出仅由患者P自身呼吸活动实现的肺泡分钟体积V'_A,spon。这是因为信号P_aw是通过将自身呼吸活动与人工呼吸叠加而引起的，而信号P_mus则是仅由自身呼吸活动引起的。

在一种实现中，为了测量负压P_mus的度量，测量食道压力P_es。该实现的前提是探测器3插入到患者P的食道Sp中并且测量食道压力P_es的度量。在另一实现中，将来自测量电极5.1.1至5.1.2的信号用于近似测量患者P的呼吸系统的肌肉的电活动。这种电活动会引起患者P自身呼吸活动，并且不依赖于人工呼吸。

另一种设计利用以下事实：当由处理设备1辅助患者P自身呼吸活动时，探测到患者P的自发或受刺激的吸气，并且每次探测到的足够大的自发或受刺激的吸气都触发处理设备1的呼吸行程。患者自身呼吸活动越强，患者P触发的呼吸机1的呼吸行程就越多。对患者P自身呼吸活动触发的每时间单位的呼吸行程进行计数。所述另一种设计不一定需要确定肺泡分钟体积V'_A,spon。

图6和图7示出了如何确定患者P自身呼吸活动强度的度量的两个实施方式。在所考虑的每个时间段开始时，患者P不进行自身呼吸活动，并且处理设备1也不进行呼吸行程，从而在该时间段开始时，两个压力P_aw和P_es大致一致。然后，这两个压力由于患者自身呼吸活动和/或人工呼吸而彼此不同。

在根据图6的实施方式中，使用在吸气期间用于吸气的功（work of breathing，呼吸功，WOB）。在x轴上绘制以[mbar]为单位的压力P，在y轴上绘制以[l]为单位的流入肺Lu和流出肺Lu的体积Vol。借助探测器3测量的食道压力P_es用作由患者P的隔膜Zw产生的压力的度量。

图6中所示的曲线是通过叠加大量吸气而获得的，在该实施例中其方式是形成相应中值，替代地形成平均值。所显示的参数均被解释为正态分布的随机变量。标准偏差、即中值周围的公差带作为测量不确定度示出。

在图6中：

-PV_es表示隔膜Zw带来的压力-体积变化过程，即作为压力P_mus的函数实现的体积，

-PV_aw表示由呼吸机1带来的压力-体积变化过程，通过患者P嘴部上的传感器2和可选地呼吸机1上的传感器15测量，

-TL表示穿过PV_es和PV_aw的交点的分界线，

-WOB_Pat表示患者P在吸气期间通过其自身呼吸活动所做的功，其中该功等于压力-体积变化过程PV_es和分界线TL之间的面积，

-WOB_Vent表示呼吸机1在通过人工呼吸的吸气期间所做的功，其中该功等于压力-体积变化过程PV_aw与分界线TL之间的面积，并且

-std表示围绕中值的标准差。

在一种设计中，测量食道压力Pes作为隔膜Zw带来的压力P_mus的度量，而且是借助于患者P的食道Sp中的探测器3。在另一种设计中，测量患者P嘴部处的压力P_aw和体积流量Vol'的时间变化过程，优选地借助传感器2和可选地借助传感器15，并且借助肺模型从这些时间变化过程导出压力P_mus的度量。优选对多次吸气进行平均。

在吸气时做的总功WOB是WOB_Pat和WOB_Vent的总和。作为患者P自身呼吸活动份额的度量，计算并使用由患者P做的功在总功WOB中的份额，即

(27)SML=WOB_Pat/(WOB_Pat+WOB_Vent)。

在图6的示例中，因子SML在左侧示例中约为41%，而在右侧示例中仅为13%。

在刚刚描述的实施方式中，优选地计算平均功。在该方案中，相对较好地量化地检测患者P自身呼吸活动。

在根据图7的设计中，使用吸气时的平均压力P。PTP的意思是“压力时间积”。在x轴上绘制以[sec]为单位的时间t，在y轴上绘制以[mbar]为单位的两个压力P_aw和P_es的压力。分界线TL穿过P_aw和P_es的变化过程的交点。压力P_es的时间变化过程与分界线TL之间的面积PTP_Pat是患者P通过其自身呼吸活动施加的平均压力P_mus的度量，并与患者P自身呼吸活动的机械性能相关。压力P_aw的时间变化过程和分界线TL之间的面积是由呼吸机1施加的平均压力P_aw的度量并且与人工呼吸的机械性能相关。以下商用作患者P自身呼吸活动的份额：

(28)SML=PTP_Pat/(PTP_Pat+PTP_Vent)。

在图7上部所示的示例中，自身呼吸活动的份额明显大于下部所示的示例。

在人工呼吸开始时，呼吸机1以这样的方式运行，即在人工呼吸期间实现呼吸道压力P_aw或体积流量Vol'的所追求的时间变化过程。预给定所追求的时间变化过程，并且执行下级调节或控制，其目标是使实际时间变化过程与所追求的时间变化过程相同。在人工呼吸时，呼吸机1执行一系列呼吸行程。这些呼吸行程中的一部分由患者P自身呼吸活动触发，其余的由呼吸机1自动触发，以实现压力或体积流量的所追求的时间变化过程。如果自身呼吸活动足够强烈，则呼吸机1的每次呼吸行程也可以由患者P的吸气触发。

例如根据计算规则(26)、(27)、(28)之一或根据下式

(29)SML=n_spon/n_ges

计算因子SML。在此，n_spon表示时间段内由患者P自身呼吸活动触发的呼吸行程数量，n_ges表示该时间段内呼吸机1进行的全部呼吸行程的数量。

此外，计算患者P自身呼吸活动的理想频率f_spon。在此，优选简单地假设患者P自身呼吸活动具有正弦形的时间变化过程。如果患者P可以仅通过其自身呼吸活动吸收所追求的肺泡分钟体积V'_A,req，则该患者按照这种简化以理想频率呼吸：

(30)

。

该理想频率f_spon需要最低的功率W'_R+W'_C以通过自身呼吸活动实现所追求的肺泡分钟体积V'_A,req。换句话说：自身呼吸活动的任何其他频率都需要更高的功率。

在该计算中考虑总死区体积V_D，即除了患者侧死区体积V_D,Pat之外还考虑装置侧死区体积V_D,Ger。

J.Mead的“Control of respiratory frequency”，J. Appl. Physiol.，vol. 15，no. 3，325– 336页, 1960中已经说明了类似的计算规则。

其他计算规则也是可能的。例如，确定自身呼吸活动的理想频率，该理想频率在给定所追求的肺泡分钟体积V'_A，req的情况下导致所产生的随时间变化的压力的最小幅度。

呼吸机1的额定呼吸频率f_set设定如下：

(31)f_set=SML*f_spon+(1-SML)*f_set,mand。

在此，f_spon是自身呼吸活动的理想频率，其例如根据计算规则(30)计算得到，f_set,mand是强制呼吸的根据本发明设定的额定呼吸频率，而SML是因子，其例如根据计算规则(29)或使用食道压力P_es根据计算规则(26)或根据(27)或(28)设定的。

如果患者P自身呼吸活动发生变化，则根据设定规则(31)的设计可避免辅助呼吸和强制呼吸之间的突然转换。相反，实现了逐渐转换，其中患者P自身呼吸活动越强，强制呼吸就越弱，反之亦然。

通过偏差确保额定呼吸频率f_set至少与自身呼吸活动的理想频率f_spon一样大。根据该偏差计算规则为

(32)

。

该不同的计算规则确保f_set,mand>=f_spon并且因此f_set>=f_spon也适用。即使在该偏差计算规则的情况下也根据计算规则(31)设定额定呼吸频率f_set。

可以在呼吸机1上出现的运行参数是额定潮气量Vol_Tid,set，即在呼吸循环期间应当施加到患者P的嘴部中的体积。该体积基本上与在呼吸行程期间应当从呼吸机1排出的体积一致。下级调节或控制获得额定潮气量Vol_Tid,set作为预给定值并操控呼吸机1，其目标是通过呼吸行程实际达到的潮气量Vol_Tid,ist等于计算出的额定潮气量Vol_Tid,set。

实际达到的潮气量Tid_Vol,ist在吸气过程中排入流体连接中，并划分为达到的肺泡体积V_A,ist以及流体连接的软管中以及患者P的上呼吸道和中呼吸道中的死区，其中总死区为具有体积V_D。实际潮气量Tid_Vol,ist应该产生所要求的肺泡分钟体积V'_A,req并且取决于实际呼吸频率f_ist和死区体积V_D。

根据关系式(17)，吸气时间T_i以及因此呼吸行程的持续时间取决于实际呼吸频率f_ist和比率D1，如下所示：

(33)

。

可以通过如下改变关系式（1）计算额定潮气量Vol_Tid,set：

(34)

。

相反，在一种设计中，根据以下计算规则计算额定潮气量Vol_Tid,set，该计算规则导致更大的额定潮气量Vol_Tid,set并取决于吸气过程的持续时间T_i和肺时间常数τ：

(35)

。

图8图示了额定呼吸频率f_set的设定。在该示例中预给定或测量了以下参数：

-患者P的理想体重Gew_id为75公斤。

-因子x是5.5。提醒一下：f_set,mand<=1/(x*τ)。

-所要求的肺泡分钟体积V'_A,req为5.1l/min。

-死区的体积为2.2ml/kg。

-肺Lu的顺应性C为50ml/mbar。

-肺Lu的阻力R为5mbar*sec/l。

-因此肺时间常数为τ=R*C=250msec。

在图8的x轴上以[1/min]为单位绘制了实际呼吸频率f_ist，在y轴上以[W]为单位绘制了所产生的功率。

根据计算规则（21）导出理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id，这导致值f_set,mand,id=21/min。该值高于自身呼吸活动的理想频率f_spon（f_spon=17/min）并低于强制额定呼吸频率的上限f_set,mand,max，因为V'_A,req/V_D=28/min和1/(x*τ)=43/min。因此，根据计算规则（32），设定f_set,mand=f_set,mand,id=21/min。

在图8中还录入了呼吸频率f_minW，该呼吸频率导致最小总功率W'_R+W'_C。该呼吸频率f_minW可以通过最小化来加以计算。如上所述，根据本发明的方法节省了这种最小化。可以看出，最小功率的呼吸频率f_minW大于理想强制额定呼吸频率f_set,mand,id。

下面介绍了自动计算人工呼吸情况下各种参数值的示例性流程。该流程包括以下步骤：

-预给定强制呼吸的因子α和x以及额定斜坡时间t_R,set的因子γ和吸气份额D1，其方式例如是将它们输入并存储在呼吸机1中。

-确定和为该流程预给定所追求的肺泡分钟体积V'_A,req或近端分钟体积。

-确定总死区体积V_D=V_D,Pat+V_D,Ger。借助CO2传感器近似测量患者侧死区的体积V_D,Pat，例如使用玻尔公式。或者借助关系式（4）进行估计。由于呼吸机1的构造和与患者P的连接，装置侧死区的体积V_D,Ger足够准确地已知或小到可以忽略不计。

-启动通过呼吸机1的人工呼吸。

-测量患者P的肺时间常数τ，为此优选使用已经提到的体积流量传感器2、15和压力传感器2、3、7中的至少一个。

-为呼吸行程期间的压力增加计算斜坡时间t_R,set，例如根据计算规则(16)。

-确定因子SML，即所追求的肺泡分钟体积V'_A,req的份额，该份额是患者P通过自身呼吸活动带来的，参见关系式(26)。例如，根据关系式(29)或借助测量食道压力P_es的测量探测器3来确定因子SML。

-例如根据计算规则(30)计算患者自身呼吸活动的理想频率f_spon。

-计算强制呼吸的额定呼吸频率f_set,mand，优选根据计算规则(23)或(25)。

-优选地根据计算规则(31)计算考虑到患者自身呼吸活动的额定呼吸频率f_set。

-计算吸气过程的持续时间T_i并因此计算呼吸行程的持续时间T_i，而且优选根据计算规则(33)。

-优选地根据计算规则(35)确定额定潮气量Vol_Tid,set。

-从根据本发明计算的额定呼吸频率f_set,mand、设定的额定潮气量Vol_Tid,set、导出的额定斜坡时间t_R,set和预给定的吸气份额D1产生呼吸机1应当达到的额定压力P_set的时间变化过程。

-执行下级调节或控制，其目标是所达到的压力的实际变化过程（例如作为呼吸道压力P_aw测量的）等于压力P_set的变化过程。

在一种设计中，计算出的额定呼吸频率f_set和设定的额定潮气量Vol_Tid,set显示在显示和操作单元12上。用户可以确认这些值或通过手动输入的值覆盖所显示的值。

附图标记列表

1	呼吸机，对病人P进行人工呼吸，包括显示和操作单元12和信号处理单元10
		2	位于患者P嘴部前的气动传感器，测量呼吸道压力P<sub>aw</sub>和可选地测量体积流量Vol'，用作呼吸道压力传感器，包括组件2.1和2.2
2.1	传感器2的测量值接收器，从患者P的肺Lu和呼吸机1之间的流体连接中采集气体样本
		2.2	传感器2的实际压力传感器
3	患者P食道Sp中的探测器，测量食道压力P<sub>es</sub>和可选地测量胃压力P<sub>ga</sub>，与测量导管6连接
		4	患者P嘴部内的连接件，与食道Sp内的测量导管6连接
5.1.1, 5.1.2	患者P皮肤上的靠近心脏的测量电极对
		5.2.1, 5.2.2	患者P皮肤上的靠近隔膜的测量电极对
6	患者P食道Sp内的测量导管，连接到测量探测器3和连接件4
		7	患者P的胃Ma中的胃探测器，测量胃压力P<sub>ga</sub>
10	处理数据的信号处理单元，接收来自传感器2、3、5.1.1至5.2.2、15的信号，计算额定呼吸频率f<sub>set</sub>
		11	数据存储器，其中存储了流入患者P肺Lu的所追求的体积流量的度量
12	呼吸机1的显示和操作单元
		15	呼吸机1上的传感器，测量体积流量Vol'
α	阻力功率W'<sub>R</sub>应大于弹性功率W'<sub>C</sub>的因子
		C	患者P的肺Lu的顺应性，等于Vol/ΔP
D1	D1=T<sub>i</sub>/(T<sub>i</sub>+T<sub>e</sub>)，吸气份额，呼吸过程中吸气过程的时间份额
		f<sub>ist</sub>	患者P自身呼吸活动或人工呼吸的实际频率
E	肺的弹性，顺应性C的倒数
		f<sub>minW</sub>	呼吸频率，其导致最小的总功率W'<sub>R</sub>+W'<sub>C</sub>
f<sub>set</sub>	为患者P的人工呼吸计算出的额定呼吸频率，包含强制呼吸的份额f<sub>set,mand</sub>和辅助呼吸的依赖于f<sub>spon</sub>的份额
		f<sub>set,mand</sub>	强制呼吸的额定呼吸频率，以达到所追求的肺泡分钟体积V'<sub>A,req</sub>，是自动计算的
f<sub>set,mand,id</sub>	理想强制额定呼吸频率，取决于因子α
		f<sub>set,mand,max</sub>	强制额定呼吸频率的上限
f<sub>spon</sub>	患者P的自身呼吸活动的理想频率，以达到所追求的肺泡分钟体积V'<sub>A,req</sub>
		γ	用于设定额定斜坡时间t<sub>R,set</sub>的因子
Gew<sub>id</sub>	患者P的理想体重
		Ma	患者P的胃
n<sub>spon</sub>	在时间段内由患者P自身呼吸活动触发的呼吸行程的数量
		n<sub>ges</sub>	在该时间段中进行的全部呼吸行程的数量
P	呼吸机1进行人工呼吸的患者，有肺Lu、胃Ma、食道Sp和隔膜Zw
		P<sub>set</sub>	通过呼吸机1的呼吸行程在吸气过程时达到的压力的期望时间变化过程
PTP<sub>Pat</sub>	患者P自身呼吸活动在吸气时产生的平均压力的度量
		PTP<sub>Vent</sub>	呼吸机1的人工呼吸在吸气时产生的平均压力的度量
PV<sub>aw</sub>	隔膜Zw和呼吸机1一起带来的压力-体积变化过程
		PV<sub>es</sub>	隔膜Zw带来的压力-体积变化过程
R	患者的肺Lu的气动阻力，等于ΔP/Vol'
		SML	因子，说明由患者P自身呼吸活动产生的肺泡分钟体积V'A,spon相对于总目标肺泡分钟体积V'A,req的比例
Sp	患者P的食道，可选地容纳探测器3
		τ	肺时间常数，确定为乘积R*C
T<sub>e</sub>	呼气的持续时间
		T<sub>i</sub>	吸气的持续时间，以及呼吸行程的持续时间
TL	穿过PV<sub>es</sub>和PV<sub>aw</sub>的交点或穿过P<sub>es</sub>和P<sub>aw</sub>的交点的分界线
		t<sub>R,ist</sub>	在呼吸行程开始时达到的斜坡时间，该斜坡时间是一直达到全压力P<sub>set</sub>经过的时间
t<sub>R,set</sub>	额定斜坡时间，实际斜坡时间t<sub>R,ist</sub>的额定值
		V’<sub>A,ist</sub>	以[l/min]为单位的实际肺泡分钟体积，即流入患者P肺泡空间的实际空气体积
V’<sub>A,req</sub>	预给定在人工呼吸时所追求的肺泡分钟体积，以[l/min]为单位
		V’<sub>A,spon</sub>	患者P通过其自身呼吸活动实现的以[l/min]为单位的肺泡分钟体积，
V‘<sub>P,ist</sub>	以[l/min]为单位的实际近端分钟体积，流经患者P嘴部的实际空气体积
		V’<sub>P,req</sub>	预给定在人工呼吸时所追求的近端分钟体积，以[l/min]为单位
V<sub>D</sub>	患者P的肺Lu与呼吸机1之间的流体连接中的死区体积，即在每次呼吸行程期间被空气流过但不用于与患者P的血液进行交换的死区的体积，是设备侧死区体积V<sub>D,Ger</sub>和患者侧死区体积V<sub>D,Pat</sub>的总和
		V<sub>D,Ger</sub>	设备侧死区体积，即患者P外部的流体连接区域中的死区的体积
V<sub>D,Pat</sub>	患者侧死区体积，即患者P的上呼吸道和中呼吸道中的死区的体积
		Vol‘	流体连接中的体积流量，由传感器3和/或传感器15测量
Vol<sub>Tid,ist</sub>	在吸气过程中流入患者P的呼吸系统的实际潮气量
		Vol<sub>Tid,set</sub>	在呼吸循环期间应当施加到患者P嘴部中的额定潮气量，基本上等于应当在呼吸行程期间从呼吸机1排出的体积
W<sub>C</sub>	弹性功
		W‘<sub>C</sub>	弹性功率
WOB<sub>Pat</sub>	患者P在吸气时通过其自身呼吸活动做的功
		WOB<sub>Vent</sub>	呼吸机1在吸气时通过人工呼吸做的功
x	强制额定呼吸频率f<sub>set,mand</sub>的上限的因子
		W<sub>C,exp</sub>	呼气过程结束时做的弹性功
W<sub>C,ins</sub>	吸气过程结束时做的弹性功
		W<sub>R</sub>	阻力（粘性）功
W‘<sub>R</sub>	阻力功率
		W<sub>R,exp</sub>	呼气过程结束时做的阻力功
W<sub>R,ins</sub>	吸气过程结束时做的阻力功
		y	用于估计患者侧死区体积V<sub>D,Pat</sub>的因子
Zw	患者P的膈肌

Claims (17)

1.一种信号处理单元（10），其被构造为自动计算呼吸机（1）的额定呼吸频率（f_set），

其中能够建立或已建立要进行人工呼吸的患者（P）的肺（Lu）与所述呼吸机（1）之间的流体连接，

其中所述呼吸机（1）被构造为根据所计算的额定呼吸频率（f_set）执行进入所述流体连接的呼吸行程序列，

其中所述信号处理单元（10）包括数据存储器（11）或至少暂时具有对数据存储器（11）的读访问，

其中在所述数据存储器（11）中以可由计算机评估的形式存储进入所述患者（P）的肺（Lu）的所追求的体积流量的度量，特别是所要求的肺泡分钟体积（V'_A,req）或所要求的近端分钟体积（V'_P,req），

其中所述信号处理单元（10）被构造为

-从至少一个患者传感器（2、3、7）接收测量值，其中所述患者传感器或每个患者传感器（2、3、7）能够测量所述患者（P）的至少一个呼吸参数，

-根据所述患者传感器或至少一个患者传感器（2、3、7）的测量值确定所述患者（P）的肺的肺时间常数（τ），

-确定所述流体连接中死区的体积（V_D），

其中所述死区出现在所述呼吸机（1）与所述患者（P）的肺（Lu）的适合气体交换的区域之间，

-根据存储的所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）、所确定的肺时间常数（τ）和所确定的死区体积（V_D）计算通过所述呼吸机（1）对所述患者（P）进行强制呼吸的强制额定频率（f_set,mand），

其中所述强制额定频率（f_set,mand）是仅通过人工呼吸达到所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）所使用的频率，

-根据所追求的体积流量（V'_A）、所确定的肺时间常数（τ）和所确定的死区体积（V_D），计算所述患者（P）自身呼吸活动的理想自主呼吸频率（f_spon），

其中所述理想自主呼吸频率（f_spon）是所述患者（P）能够仅通过自身呼吸活动达到所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）所使用的频率，

-确定所述患者（P）的自身呼吸活动的实际强度的度量（n_spon/n_ges），以及

-将所述额定呼吸频率（f_set）计算为所述强制额定频率（f_set,mand）和所述理想自主呼吸频率（f_spon）的加权平均值，使得在求平均值时权重（SML）取决于所确定的自身呼吸活动的度量（n_spon/n_ges）。

2.根据权利要求1所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

在所述数据存储器（11）中存储了所要求的吸气份额（D1）的计算机可评估设定，

其中所述吸气份额（D1）与整个呼吸过程中吸气过程的时间份额和/或与吸气过程的持续时间（T_i）与呼吸过程的持续时间（T_e）之间的比率相关，

其中所述信号处理单元（10）被构造为在计算所述强制额定频率（f_set,mand）时

-根据所确定的肺时间常数（τ）计算所述强制额定频率（f_set,mand）的上限（f_set,mand,max），

-根据预给定的所要求的吸气份额（D1）计算理想强制额定频率（f_set,mand,id），以及

-使用所述理想强制额定频率（f_set,mand,id）计算所述强制额定频率（f_set,mand），使得所述强制额定频率（f_set,mand）小于或等于所述强制额定频率（f_set,mand）的上限（f_set,mand,max），

其中所述信号处理单元（10）优选地被构造为将所述强制额定频率（f_set,mand）计算为理想强制额定频率（f_set,mand,id）和上限（f_set,mand,max）中的最小值。

3.根据权利要求2所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

在所述数据存储器（11）中存储了计算机可评估的肺模型，

其中所述肺模型近似描述人（P）的肺（Lu）的气动行为，

其中所述信号处理单元（10）被构造为根据所要求的吸气份额（D1）以及附加地根据阻力功率（W'_R）和弹性功率（W'_C）计算所述理想强制额定频率（f_set,mand,id），

其中所述阻力功率（W'_R）是根据所述肺模型在使用所述理想强制额定频率（f_set,mand,id）进行强制呼吸时要消耗的功率，以及

其中所述弹性功率（W'_C）是根据所述肺模型在使用该频率（f_set,mand,id）强制呼吸时为了扩张肺而要消耗的功率，并且

其中所述信号处理单元（10）优选地被构造为针对至少一个可能的理想强制额定频率（f_set,mand,id）预测所产生的阻力功率和所产生的弹性功率。

4.根据权利要求3所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

在所述数据存储器（11）中存储了功率因子（1+α），

其中所述功率因子（1+α）大于或等于1，并且优选小于1.2，并且

其中所述信号处理单元（10）被构造为计算所述理想强制额定频率（f_set,mand,id），使得在使用该频率（f_set,mand,id）进行强制呼吸时，

-根据所述肺模型在强制呼吸时要消耗的阻力功率（W'_R）与

-根据所述肺模型在强制呼吸时要消耗的弹性功率（W'_C）

的比率等于预给定的功率因子（1+α）。

5.根据权利要求4所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

所述信号处理单元（10）被构造为

在初始化阶段使用所述肺模型和可选的功率因子（1+α）计算常数，并且

在随后的使用阶段计算所述理想强制额定频率（f_set,mand,id），并且

为了计算所述理想强制额定频率（f_set,mand,id）使用

-预给定的吸气份额（D1），

-所确定的肺时间常数（τ），和

-在初始化阶段计算的常数。

6.根据权利要求2至5中任一项所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

所述信号处理单元（10）被构造为计算所述理想强制额定频率（f_set,mand,id），使得预给定的所要求的吸气份额（D1）越大，所述理想强制额定频率（f_set,mand,id）就越大。

7.根据权利要求2至6中任一项所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

所述信号处理单元（10）被构造为

-根据所确定的肺时间常数（τ）和

-附加地根据所追求的体积流量（V'_A,req）和/或根据所确定的死区体积（V_D）

计算所述强制额定频率（f_set,mand）的上限（f_set,mand,max），

其中所述信号处理单元（10）优选地被构造为

-根据所确定的肺时间常数（τ）和

-根据所追求的体积流量（V'_A,req）和所述死区体积（V_D）的商

计算所述上限（f_set,mand,max）。

8.根据前述权利要求中任一项所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

所述信号处理单元（10）被构造为，

计算强制呼吸的强制额定频率（f_set,mand），使得所述强制额定频率（f_set,mand）大于或等于所述患者（P）的自身呼吸活动的理想自主呼吸频率（f_spon）。

9.根据前述权利要求中任一项所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

所述信号处理单元（10）被构造为确定

所述患者（P）的自身呼吸活动在吸气期间带来的机械功（WOB_Pat）或机械功率在吸气期间带来的全部功（WOB_Pat+WOB_Vent）或全部功率中占据多大份额，

其中所述信号处理单元（10）进一步构造为

根据该份额确定所述患者（P）的自身呼吸活动的强度的度量（n_spon/n_ges），

优选使用该份额作为所述度量（n_spon/n_ges）。

10.根据前述权利要求中任一项所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

所述信号处理单元（10）被构造为，

根据

-所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）,

-所确定的死区体积（V_D）和

-所计算的额定呼吸频率（f_set）

计算额定潮气量（Vol_Tid,set），

其中所述额定潮气量（Vol_Tid,set）是在呼吸行程期间所述呼吸机（1）应当馈入所述流体连接中的体积的值，并且

其中所述呼吸机（1）被构造为以受调节或受控制的方式执行至少一个呼吸行程，优选地执行呼吸行程序列中的每个呼吸行程，使得该调节或控制的目标是使在该呼吸行程期间实际产生的潮气量（Vol_Tid,ist）等于所计算的额定潮气量（Vol_Tid,set），

其中所述信号处理单元（10）优选地被构造为根据所计算的额定潮气量（Vol_Tid,set）对实际产生的潮气量（Vol_Tid,ist）进行调节或控制。

11.根据前述权利要求中任一项所述的信号处理单元（10），

其特征在于，

所述信号处理单元（10）被构造为，

计算呼吸行程所要求的额定斜坡时间（t_R,set），这是从呼吸行程开始到达到呼吸机（1）执行该呼吸行程所使用的最大压力所经过的时间，

其中所述呼吸机（1）被构造为以受调节或受控制的方式执行至少一个呼吸行程，优选地执行呼吸行程序列中的每个呼吸行程，

所述调节或控制的目标是使在该呼吸行程中实际达到的斜坡时间（t_R,ist）等于所计算的所要求的额定斜坡时间（t_R,set），

其中所述信号处理单元（10）优选地被构造为根据所计算的额定斜坡时间（t_R,set）对实际达到的斜坡时间（t_R,ist）进行调节或控制。

12.一种用于对患者（P）进行人工呼吸的呼吸机（1），

其中能够建立或已建立要进行人工呼吸的患者（P）的肺（Lu）与所述呼吸机（1）之间的流体连接，

其中所述呼吸机（1）至少暂时地能够连接或已连接到至少一个患者传感器（2、3、7），所述至少一个患者传感器能够测量所述患者（P）的至少一个呼吸参数，

其中所述呼吸机（1）包括数据存储器（11）或至少暂时具有对数据存储器（11）的读访问，

其中在所述数据存储器（11）中以可由计算机评估的形式存储流入所述患者（P）的肺（Lu）的所追求的体积的度量，特别是所要求的肺泡分钟体积（V'_A,req）或所要求的近端分钟体积（V'_P,req），

其中所述呼吸机（1）被构造为，

-计算额定呼吸频率（f_set），和

-根据所计算的额定呼吸频率（f_set）执行进入所述流体连接的呼吸行程序列，

优选以计算出的额定呼吸频率（f_set）执行所述呼吸行程，

其中所述呼吸机（1）被构造为，

-从至少一个患者传感器（2、3、7）接收测量值，其中所述患者传感器或每个患者传感器（2、3、7）都能够测量所述患者（P）的至少一个呼吸参数，

-根据所述患者传感器或至少一个患者传感器（2、3、7）的测量值确定所述患者（P）的肺的肺时间常数（τ），

-确定所述流体连接中死区的体积（V_D），

其中所述死区出现在所述呼吸机（1）与所述患者（P）的肺（Lu）的适合气体交换的区域之间，

-根据存储的所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）、所确定的肺时间常数（τ）和所确定的死区体积（V_D）计算通过所述呼吸机（1）对所述患者（P）进行强制呼吸的强制额定频率（f_set,mand），

其中所述强制额定频率（f_set,mand）是仅通过人工呼吸达到所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）所使用的频率，

-根据所追求的体积流量（V'_A）、所确定的肺时间常数（τ）和所确定的死区体积（V_D），计算所述患者（P）自身呼吸活动的理想自主呼吸频率（f_spon），

其中所述理想自主呼吸频率（f_spon）是所述患者（P）能够仅通过自身呼吸活动达到所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）所使用的频率，

-确定所述患者（P）的自身呼吸活动的实际强度的度量（n_spon/n_ges），以及

-将所述额定呼吸频率（f_set）计算为所述强制额定频率（f_set,mand）和所述理想自主呼吸频率（f_spon）的加权平均值，使得在求平均值时权重（SML）取决于所确定的自身呼吸活动的度量（n_spon/n_ges）。

13.一种用于自动计算呼吸机（1）的额定呼吸频率（f_set）的方法，

其中能够建立或已建立要进行人工呼吸的患者（P）的肺（Lu）与所述呼吸机（1）之间的流体连接，

其中所述呼吸机（1）被构造为根据所计算的额定呼吸频率（f_set）执行进入所述流体连接的呼吸行程序列，

优选使用所计算的额定呼吸频率（f_set），以及

其中所述方法包括以下步骤：

-预给定流入和流出所述患者（P）的肺（Lu）的所追求的体积流量的度量，特别是所要求的肺泡分钟体积（V'_A,req）或所要求的近端分钟体积（V'_P,req），

-根据所述患者（P）的至少一个呼吸参数的测量值确定所述患者（P）的肺（Lu）的肺时间常数（τ），

-确定所述流体连接中死区的体积（V_D），

其中所述死区出现在所述呼吸机（1）与所述患者（P）的肺（Lu）的适合气体交换的区域之间，

-根据所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）、所确定的肺时间常数（τ）和所确定的死区体积（V_D）计算通过所述呼吸机（1）对所述患者（P）进行强制呼吸的强制额定频率（f_set,mand），

其中所述强制额定频率（f_set,mand）是仅通过人工呼吸达到所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）所使用的频率，

-根据所追求的体积流量（V'_A）、所确定的肺时间常数（τ）和所确定的死区体积（V_D），计算所述患者（P）自身呼吸活动的理想自主呼吸频率（f_spon），

其中所述理想自主呼吸频率（f_spon）是所述患者（P）能够仅通过自身呼吸活动达到所追求的体积流量（V'_A,req，V'_P,req）所使用的频率，

-确定所述患者（P）的自身呼吸活动的实际强度的度量（n_spon/n_ges），以及

-将所述额定呼吸频率（f_set）计算为所述强制额定频率（f_set,mand）和所述理想自主呼吸频率（f_spon）的加权平均值，使得在求平均值时权重（SML）取决于所确定的自身呼吸活动的度量（n_spon/n_ges）。

14.根据权利要求13所述的方法，

其特征在于，

计算强制额定频率（f_set,mand）的步骤包括以下步骤：

-预给定所要求的吸气份额（D1），

其中所述吸气份额（D1）与整个呼吸过程中吸气过程的时间份额相关和/或与吸气过程的持续时间（T_i）与呼吸过程的持续时间（T_e）之间的比率相关，

-根据所确定的肺时间常数（τ）计算所述强制额定频率（f_set,mand）的上限（f_set,mand,max），

-根据预给定的所要求的吸气份额（D1）计算理想强制额定频率（f_set,mand,id），以及

-使用所述理想强制额定频率（f_set,mand,id）计算所述强制额定频率（f_set,mand），使得所述强制额定频率（f_set,mand）小于或等于所述强制额定频率（f_set,mand）的上限（f_set,mand,max），

优选地作为理想强制额定频率（f_set,mand,id）和上限（f_set,mand,max）中的最小值。

15.根据权利要求14所述的方法，

其特征在于，

计算理想强制额定频率（f_set,mand,id）的步骤包括以下步骤：

-预给定计算机可评估的肺模型，所述肺模型近似描述人（P）的肺（Lu）的气动行为，以及

-根据所要求的吸气份额（D1）以及附加地根据阻力功率（W'_R）和弹性功率（W'_C）计算所述理想强制额定频率（f_set,mand,id），

其中所述阻力功率（W'_R）是根据所述肺模型在使用所述理想强制额定频率（f_set,mand,id）进行强制呼吸时为了在肺充满时克服气动阻力而要消耗的功率，

其中所述弹性功率（W'_C）是根据所述肺模型在使用该频率（f_set,mand,id）强制呼吸时为了扩张肺而要消耗的功率，

其中优选地针对至少一个可能的理想强制额定频率（f_set,mand,id）预测所产生的阻力功率和所产生的弹性功率，并且使用预测的功率计算所述理想强制额定频率（f_set,mand,id）。

16. 一种计算机程序，

其能够在信号处理单元（10）上执行，并且

当在所述信号处理单元（10）上执行时，当所述信号处理单元（10）从至少一个能够测量患者（P）的至少一个呼吸参数（2、3、7）的患者传感器（2、3、7）接收测量值时,

促使所述信号处理单元（10）执行根据权利要求13至15中任一项所述的方法。

17. 一种信号序列，

其能够由信号处理单元（10）接收和执行，并且

当在所述信号处理单元（10）上执行时，当所述信号处理单元（10）从至少一个能够测量患者（P）的至少一个呼吸参数（2、3、7）的患者传感器（2、3、7）接收测量值时,

促使所述信号处理单元执行根据权利要求13至15中任一项所述的方法。

Images