本申请要求2015年5月25日提交的题为“methodsystemandsoftwareforprotectiveventilation”的瑞典专利申请号1550671-0的优先权，该申请被出于一切目的通过引用整体地结合到本文中。
本发明一般地涉及呼吸设备的领域。本发明更特别地涉及用于使用快速测量序列给患者换气以便确定肺的弹性性质并且用于防止损害被换气的患者的肺的方法和系统以及优选地包括此类呼吸设备的用户界面(特别是其图形用户界面(gui))的临床决策系统。
背景技术：
在1952年在哥本哈根的脊髓灰质炎流行病期间，使用手动控制的换气来提供患者体内的适当气体交换以使氧含量正常化，去除二氧化碳，并且从而挽救具有受危害的呼吸的患者的生命。在斯德哥尔摩的脊髓灰质炎流行病期间仅仅一年之后，大规模地引入了呼吸机治疗来不仅治疗脊髓灰质炎患者，而且还向具有被其它原因损害的呼吸的患者提供呼吸治疗。机械换气聚焦于使气体交换正常化，这导致大的潮气量(常常超过10—12ml/kg体重)以及伴随的高气道压力的使用。在1967年，引入了增加的呼气末气道正压(positiveend-expiratoryairwaypressure，peep)作为用以改善气体交换的方法。相继地，认识到机械换气存在副作用，诸如对循环的损害效果和由于所使用的高压和潮气量对肺软组织的损伤(气压伤和容积伤)。另外，对肺软组织的损伤可以引起其它器官的继发性衰竭。
可以设定呼吸设备以通过调整peep和潮气量(vt)来提供肺中的期望的气体交换。peep和vt的某些组合可以导致高到足以对肺造成损害的吸气末经肺压(endinspiratorytranspulmonarypressure，ptpei)。在peep治疗期间，临床医学家寻找肺组织损害的风险与期望或可接受的气体交换之间的合理的折中方案。不适当地选择的呼吸机策略可以造成对肺组织的损伤或呼吸机所致肺损伤(vili)。在不冒着损伤肺的风险的情况下提供期望的气体交换的peep水平的选择在许多情况下是困难的，并且已使用用于选择安全且有效的peep水平的许多方法，具有有限的临床成功。用于选择用于呼吸疗法的peep水平的大多数方法是基于使用peep/fio2(吸入氧浓度)表的患者的加氧，或者在不知道个体患者是peep的响应者还是非响应者的情况下应用。最近已经证明在呼吸系统的驱动压(即与呼吸循环有关的气道压力变化)与急性呼吸窘迫综合征的死亡率之间存在直接相关(amato等人，drivingpressureandsurvivalintheacuterespiratorydistresssyndrome.nengljmed2015；372(8):747-755)。然而，在loring和malhotra的伴随评论中，谈及了作者本应单独使用经肺驱动压(即肺上的驱动压)而不是气道驱动压(其为肺和胸壁的驱动压(loring,malhotra.drivingpressureandrespiratorymechanicsinards.nengljmed2015；372(8):776–777))来用于分析。该分析是基于组合的肺和胸壁驱动压而不是单独的肺驱动压的原因是如下事实：用于肺驱动压的分离的常规方法需要测量食管压力，其是复杂的且很少在科学研究中使用且在临床实践中甚至更少使用。用以设定peep的最常见方法是基于总呼吸系统力学的测量，即组合的胸壁和肺力学(例如总弹性)而不是单独地测量肺力学(例如肺弹性)。因此，现有呼吸设备和相关联的换气策略的最大限制是其并未提供用于用户避免可能引起vili的策略或确保策略不会导致在预定最大值或安全经肺驱动压(δptp)以下的吸气末经肺压(ptpei)的策略的方式。用于换气的现有系统和方法的另一缺点是ptp是使用作为用于胸膜压的替代的食管压来测量的。
出于一切目的整体地通过引用结合到本文中的wo2011/157855a1(尤其是在7—14页的等式1—17及其描述)公开了可以在测量肺弹性之后计算估计的经肺压作为呼气末气道压的变化(δpeep)与吸气末肺容量的变化(δeelv)的比δpeep/δeelv，接下来是peep阶跃机动(stepmaneuver)。wo2011/157855并未公开包括基于肺弹性的计算值的图形可视化的临床适用测量序列系统。
在患者的换气期间，临床医生常常设法保持用于治疗的某个换气策略，其被认为对被换气患者特别有利。出于一切目的通过引用结合到本文中的wo2014/124684a1(特别是图3—9及其相应描述)公开了具有换气策略工具的呼吸设备，该换气策略工具包括图形可视化工具，其提供换气策略的目标指示一个或多个换气相关参数与关于目标指示的(一个或多个)参数(其可以基于用户输入)的往复动画的组合。wo2014/124684并未公开计算用于肺弹性的值或将此类值用于避免vili。
到目前为止不存在用以当到了当前患者换气如何与所选换气策略相关的关键点时以明确且可容易地理解的方式为临床医生提供进行中的换气的状态的灵活工具。使此类工具在换气本身期间可适应于患者的进行中的换气的状态将是特别期望的。并且，如果工具从与呼吸设备相距一定距离处向临床医生提供可以理解的反馈将是期望的。例如向临床用户提供当前换气策略的快速概览将是期望的。每个换气策略都具有目标。临床用户对具有此目标的进行中的换气的顺应性的快速识别将是期望的，并且允许进行与换气策略有关的更快速的临床决策。例如，在隔离室中或者在x射线检查期间的患者可能由于过度责任而未被临床医生接近。因此，如果此类工具为临床医生提供与期望的策略有关的换气的当前状态、甚至对临床换气参数的调整的预期结果(例如在模拟换气中)，则此类工具将是有利的。临床医生因此可以聚焦于患者治疗，其进而变得更加有效。
针对用于临床医生教育的例子，如果可在没有连接至呼吸设备的患者的情况下(例如在模拟换气中，例如基于连接至呼吸设备的测试肺)提供此工具，将是有利的。因此，需要在包括可以提供换气且基于其调整追求期望的换气策略的呼吸设备的系统中实现的此类工具。然后可能促进与被换气患者的治疗有关的临床决策。基于来自临床用户的目标输入，呼吸设备可以自动地调整其余换气参数以实现安全且可靠的换气，从而确保被连接患者的充分加氧。提供了相应方法、软件和系统。因此可以改善被换气患者的治疗。潜在地可以通过可以与所选换气策略相关地提供的更有效治疗来降低护理成本。
因此，用于提供针对进行中的换气策略相对于其期望的结果提供明确且可容易地理解的状态的临床工具的改进呼吸系统将是有利的。用本公开解决了现有技术的此需要和上述限制，其中，本发明相比于呼吸设备和换气领域的现有技术而言提供了改善。
技术实现要素：
因此，本发明的实施例优选地单独地或以任何组合的方式通过提供根据所附权利要求的系统、呼吸设备、计算机程序以及方法来设法缓解、减轻或消除本领域中的(诸如上文识别的)一个或多个不足、缺点或问题。
在所附独立权利要求中定义了本发明，其中在从属权利要求中定义了特定示例性实施例。
在第一方面，本公开包括一种包括呼吸设备和处理单元的系统，其中所述系统被配置成将第一呼气末正压peep水平提高到至少在所述第一peep水平以上的第二peep水平，确定呼气末肺容量eelv的增加(δeelvup)并随后将所述第二peep水平降低至所述第一peep水平，确定eelv的减小(δeelvdown)，按(δeelvup/δeelvdown)/2来计算所述第一peep水平与所述第二peep水平之间的呼气末肺容量的变化(δeelvmean)，将潮气量设置成等于δeelvmean，以及在等于δeelvmean的所述潮气量下，计算将在功能余气量(frc)以上的总肺容量与连接至所述呼吸设备的肺的经肺压(ptp)相关的肺力学等式。
在第二方面，本公开包括一种设定连接至肺、测试肺、模型肺或人工肺的呼吸设备中的换气参数的期望值的方法。所述方法包括使用由第一方面的系统计算的所述肺力学等式来计算用于ptpei的值并基于所述肺力学等式来选择vt和peep。
在第三方面，本公开包括一种基于来自临床用户的第一换气参数的目标输入来调整用于所连接肺、测试肺、模型肺或人工肺的换气的呼吸设备中的至少一个第二换气参数的方法。所述方法包括:
将第一呼气末正压peep水平提高到至少在所述第一peep水平以上的第二peep水平，
确定呼气末肺容量eelv的增加(δeelvup)并随后将所述第二peep水平降低至所述第一peep水平，
确定eelv的减小(δeelvdown)，
按(δeelvup/δeelvdown)/2来计算所述第一peep水平与所述第二peep水平之间的呼气末肺容量的变化(δeelvmean)，
将潮气量设置成等于δeelvmean，以及
基于所述第一peep水平与所述第二peep水平之间的所述△eelvmean来计算将在功能余气量(frc)以上的总肺容量与连接至呼吸设备的肺、测试肺、模型肺或人工肺的经肺压(ptp)相关的肺力学等式，以及调整所述至少一个第二换气参数，所述至少一个第二换气参数是基于所述肺力学等式的ptpei、vt和peep中的至少一个。
在第四方面，本发明是一种用于执行第二或第三方面的方法的优选地在计算机可读介质上体现的计算机程序。
在从属权利要求中定义了本发明的其它实施例，其中，用于本发明的第二和后续方面的特征是对第一方面加以必要的变更。
因此针对正常和/或受损伤肺(例如ards患者，参见下文)两者提供了或者可实现患者的保护性换气或肺保护性换气。临床医生因此可以聚焦于患者治疗，其进而变得更加有效。提供了更加可靠且患者安全性增加的治疗。
附图说明
对附图进行参考，根据本发明的实施例的以下描述，本发明的实施例能够具有的这些及其它方面、特征和优点将是显而易见的并得到阐明，在所述附图中：
图1a和b是可以用来估计zeep/frc与基线临床peep之间的△eelv的v/p图表的示例；
图2a—c是在对数标度上绘图的peep变化之后的eelv的逐个呼吸变化的图表；
图3是示出了从zeep至16cmh2o的peep试验期间的逐个呼吸的气道、食管和经肺压力容量曲线的图表的示例；
图4a和b是气道压力和eelv测量逐个呼吸deelv测量的图形显示；
图4c和d是用于低拐点和高拐点区的eelv的逐个呼吸变化的图形显示；
图5a和b是分别地对应于肺ards和肺外ards的完整估计肺p/v曲线的示例性图表；
图6a是肺ards患者中的完整ptp/v曲线的图表；
图6b是与图6a相同的图表，包括导致在预定最大水平以下的吸气末ptp的系统建议peep和潮气量设置；
图7a是肺外ards患者中的完整ptp/v曲线的图表；
图7b是与图7a相同的图表，包括导致在预定最大水平以下的吸气末ptp的系统建议peep和潮气量；
图8是包括控制单元310的呼吸设备300的示意图；以及
图9是图示出方法350的示例的流程图。
具体实施方式
本发明部分地基于这样的发现，即可以以允许呼吸设备系统和/或此类系统的用户快速地确定呼气末正压(peep)和潮气量(vt)的所选组合是否将导致在预定限制以上的吸气末经肺压(ptpei)或者被认为有害的经肺驱动压(△ptp)的方式获得用于患者的ptp对比容量曲线(p/v曲线)，例如以防止对肺的损害。本发明人已发现如何使用一个或多个peep阶跃来获得完整的肺p/v曲线和此外的如何逐个呼吸地获得该曲线。
现在将参考附图来描述本发明的特定实施例。然而，可以用许多不同形式来体现本发明，并且不应将其理解为局限于在本文中阐述的实施例；相反地，提供这些实施例使得本公开将是透彻且完整的，并且将向本领域的技术人员全面地传达本发明的范围。在附图中所图示的实施例的详细描述中使用的术语并不意图限制本发明。在附图中，相同的标号指代相同元件。
以下描述对适用于呼吸设备且特别是在使用中被连接至加压气体源的呼吸机的实施例进行描述。然而，将认识到的是本发明不限于此应用，而是可以应用于许多其它呼吸设备，包括例如风扇驱动呼吸设备。所述实施例被描述为采取重症护理呼吸机形式的呼吸设备。然而，其它实施例在不偏离本发明的情况下可以包括连接至呼吸设备的麻醉蒸发器、呼吸回路等。本发明适合于所有患者群组，包括成年人/儿童患者或新生儿患者。
在wo2011/157855中可以找到呼吸设备的示例(例如相对于图1)，其被据此出于一切目的通过引用结合到本文中。
呼气末肺容量变化△eelv的确定
增量peep试验导致肺的“peep引发”膨胀。可以按两个peep水平之间的绝对肺容量(eelv)的差来计算peep增加之后的eelv的增加，其中，每个peep水平下的eelv是用稀释法或用于确定绝对肺容量的任何方法来确定的，但是由于此类测量的不精确性和缓慢性，其不适合于本发明的目的。还可以用电抗断层成像(eit)来描绘eelv的变化，但是此类测量要求用呼吸机肺活量计进行eit信号的谨慎校准。因此，用呼吸机呼吸速率计/肺活量计进行的△eelv的直接测量对于△eelv的快速且准确的确定而言是优选的。
肺弹性(el)和经肺压(ptp)确定
用于确定el和ptp的常规方法是通过使用食管压测量结果作为用于胸膜压的替代，其中，ptp是潮气气道压与潮气食管压的差。食管压的测量是耗费时间的，并且不存在关于绝对值或相对于大气压力的值的解释的一致意见。因此，仅使用食管压的潮气变化。并且，潮气食管压的测量引起多个障碍。测量对测量导管的气囊的填充和导管的位置敏感。多个其它因素对测量结果具有不利影响，并且同时精度低。因此，可以将食管压测量结果用于在peep试验期间计算个体患者的肺p/v曲线，但是其并不是优选的。
总体呼吸系统弹性(etot)是吸气末气道平台压和呼气末气道压的差(△paw)除以潮气量(vt)，△paw/vt。胸壁弹性(ecw)是吸气末食管平台压和呼气末食管压的差(△pes)除以潮气量(vt)，△pes/vt。肺弹性(el)是总体呼吸系统弹性与胸壁弹性之间的差，etot－ecw。按el×vt来计算潮气经肺压变化(△ptp)。按el×△eelv来计算等于呼气末肺容量的变化(vt＝△eelv)的潮气量的△ptp。
用肺气压测定法确定从零呼气末气道压(zeep)开始和在功能余气量(frc)下、zeep/frc至最高peep水平的吸气末的完整肺p/v曲线
基本的肺气压测定法概念是肺弹性el等于peep的变化除以呼气末肺容量的相应变化，△peep/△eelv，在本文中称作“肺气压测定法”。因此，△eelv的确定是涉及到肺气压测定法、基于该肺气压测定法的参数的确定或从其结果生成的进一步处理数据的方法的固有部分。气道压测量是非常精确的，并且现代呼吸机保持设定的peep水平恒定。peep改变之后的△eelv可以由两个稳态peel/eelv水平之间的吸气和呼气潮气量之间的累积的差(vti-e)确定。peep改变之后的△eelv的变化是具有几分钟直到一小时的持续时间的缓慢过程。测量精度受到这样的事实的妨碍，即当改变peep水平时吸气潮气量与呼气潮气量之间的偏差略微改变。偏差的改变通常是几毫升，并且只要在小于一分钟的时段期间确定累积的vti-e差就不是问题。然而，用20/min的相当正常的呼吸频率，如果使用超过一两分钟的持续时间的测量(例如，图4b)，小到2ml/呼吸循环的偏差的变化将引起△eelv方面的不可接受的误差。本发明的发明人已经认识到新的peep/eelv平衡的建立在peep增加期间与peep减小相比明显更慢。即使在已持续几分钟的peep增加之后，在不能适当地确定△eelv的情况下，接着发生的peep减小回到基线之后的△eelv在两分钟内将几乎是完整的。因此，在peep逐步降低之前的长持续时间的peep增加之后也可以以高精度来确定两个peep水平之间的△eelv，因为可以在peep下降程序期间将基线vti-e偏差应用于△eelv的计算。用肺气压测定法来确定el仅需要peep的改变和结果产生的△eelv的肺计量确定。这是非常简单且精确的方法，其比pee试验期间的肺p/v曲线的基于食管测量的确定适合得多。
胸壁弹性在改变peep时是线性且恒定的，但是肺弹性正常是非线性的，包括肺p/v曲线上的下和上拐点两者。因此，总的呼吸系统p/v曲线、肺和胸壁p/v曲线的和将显示出与肺p/v曲线相同的非线性。因此，最重要的是针对相同的肺容量范围确定总体呼吸系统弹性和肺弹性，即两个peep水平之间的△eelv应等于来自低peep水平的潮气量以实现胸壁弹性的适当计算，其被用来建立完整的肺p/v曲线和经肺驱动压△ptp的连续逐个呼吸的计算。因此，当开始肺弹性测量序列(即增加peep和确定△eelv)时，建议将peep增加气道驱动压的≈70％的缺省值(△paw)，因为基于多个研究(gattinoni等人的ajrccm1998、pelosi等人的ajrccm1995、lundin等人的aas2014、garnero等人的ma2014)的数据，经肺驱动压平均起来约为气道驱动压的70％。然而，在个体患者中，经肺驱动压可以在气道驱动压的40％与90％之间变化。因此，peep的增加可以导致不等于潮气量的△eelv值。在peep下降回到基线之后，将潮气量调整成等于△eelv并针对此潮气量确定总体呼吸系统弹性(＝△eelv)。
如果基线peep水平如此高以致于在临床上不可能实现peep的进一步增加，则可以相反地执行测量序列，即首先在一分钟期间将peep减小并且然后增加至基线水平。
如果△eelv如此低或如此高，以致于要将潮气量减小或增加至此类水平在临床上是不可行的，则应实现具有较高或较低△peep的新测量序列。
总体呼吸系统弹性被确定为△paw/vt＝△eelv且肺弹性被确定为△peep/△eelv。相应胸壁弹性被确定为(△paw/vt＝△eelv)–(△peep/△eelv)。
总体呼吸系统弹性(etot)是吸气末气道平台压和呼气末气道压的差(△paw)除以潮气量(vt)，△paw/vt。胸壁弹性(ecw)是总体呼吸系统弹性与肺弹性之间的差etot－el，其中etot是使用等于△eelv的潮气量来确定的。肺弹性(el)是呼气末气道压的变化(△peep)与呼气末肺容量的相应变化(△eelv)的比△peep/△eelv。等于呼气末肺容量的变化的潮气量(vt＝△eelv)的△ptp按定义等于呼气末气道压的变化(△peep)。
基本测量算法—示例
从稳态临床peep水平开始
将peep增加△paw的70％。peep增加优选地为约70％，但是可以大于或小于70％，例如30％、40％、50％、60％、80％、90％或100％。
将eelv的增加(△eelvup)确定为≈1分钟(例如30、40、45、50、55、60、65、70或75秒)期间的吸气和呼气潮气量之间的累积的差。返回至基线peep≈peep增加之后2分钟，例如90、100、110,120,130、140或150秒。
将eelv的减小(△eelvdown)确定为≈1分钟期间的吸气和呼气潮气量之间的累积的差。
按(△eelvup+△eelvdown)/2来计算平均△eelv。
将潮气量设置成平均△eelv。
将总体呼吸系统弹性etot确定为△paw/vt＝mean△eelv。
按△peep/△eelvmean来计算肺弹性(el)。
按总体呼吸系统弹性与肺弹性之间的差来计算胸壁弹性(ecw)，ewc＝etot－el。
计算比el/etot并按(etothp-ecwbl)/etothp来计算较高peep水平下的el与etot的比。
示例—使用基本肺气压测定法来确定ptp
由于胸壁复合体在受控换气期间作为液压实体起作用，所以胸壁弹性是线性的。由于胸壁复合体并未充当弹性可扩张结构，而是像在peep改变期间移位的重量一样，所以胸壁弹性在peep改变期间大体是恒定的。在容量控制换气期间，吸气流量是恒定的，并且可以认为管的近端与肺泡之间的压降是恒定的，即在吸气末停顿期间测量的峰值气道压与平台气道压之间的差(pawpeak-plateau)在呼吸开始时也在在考虑中(athand)。因此，可以按瞬时paw-pawpeak-plateau来计算肺泡驱动压(palv)，并且可以在吸气期间连续地计算经肺驱动压，作为瞬时palv减去瞬时潮气量乘以胸壁弹性。
处于基线、临床peep和为零的基线肺容量的呼气末ptp(ptpeebl)等于呼气末气道压(peep)：ptpeebl＝paweebl。
处于较高peep水平和等于△eelvmean的基线以上的肺容量的呼气末ptp(ptpeehp)等于较高peep水平下的peep：ptpeehp＝paweehp。
处于基线peep和等于vtbl的基线eelv以上的肺容量的吸气末ptp为ptpeibl＝ptpeebl+△paw×vtbl－ecwbl×vtbl。
处于较高peep水平和等于△eelvmean+vthp的基线以上的肺容量的吸气末ptp为ptpeihp＝ptpeehp+△pawvthp–ecwbl×vthp。ecw在改变peep时大体保持恒定。
示例—zeep/frc与基线eelv之间的△eelv的估计
将处于基线和较高peep水平的呼气末和吸气末处的ptp的数据对比相应eelv数据进行绘图。将二阶和三阶曲线的最佳拟合多项式曲线进行绘图。针对零ptp求解用于最佳拟合曲线的等式，其给定平均容量，其中曲线在零ptp处与容量轴交叉。将此估计容量△eelv0-bl与所有先前的eelv值相加，这意味着eelvbl等于△eelv0-bl，并且处于基线肺容量的吸气末肺容量为△eelv0－bl+vtbl。处于高peep水平的eelv为△eelv0－bl+△eelvbl－hp，并且处于高peep水平的吸气末肺容量为△eelv0－bl+△eelvbl－hp+vthp。
扩展肺气压测量算法—示例
本扩展算法包含两个连续peep阶跃、hp1和hp2，仍从基线临床peep开始，但是现在到达较高的肺容量和ptp。
第一增加peep水平(peephp1)仅保持一分钟，并且如针对基本算法所述的那样确定△eelvbl－hp1up。第二peep阶跃的大小被预测为高和基线peep水平之间的吸气末平台气道压的差paweihp1－paweebl。如针对基本算法所述的那样确定△eelvhp1－hp2up。
第二增加peep水平(peephp2)在使peep返回至hp1之前保持一分钟。如针对基本算法所述的那样确定△eelvhp1－hp2down和mean△eelvhp1－hp2up－down。
peephp1和peephp2之间的el被确定为hp2与hp1之间的peep的差除以hp2与hp1之间的eelv的平均变化，△peephp1-hp2/△eelvhp1-hp2。
按△pawhp2/vthp2来计算hp2下的etot。
按etothp2－elhp2来计算hp2下的ecw。
使peep从hp2下降至hp1之后的一分钟，peep下降至基线peep水平。在减小peep之后的第一分钟期间，如针对基本算法所述的那样确定△eelvbl－hp1down和mean△eelvbl－hp1。
潮气量被设置成mean△eelvbl－hp1。
etot被确定为△pawbl/vt＝mean△eelvbl-hp1。
按△peep/△eelvmeanbl-hp1来计算el。
使用ecwbl＝etotbl－elbl来计算ecw。
计算基线处的el与etot的比：elbl/etotbl。
计算peephp1下的el与etot的比：elhpi/etotbp1。
计算peephp2下的el与etot的比：(etothp2-ecwhp1)/etothp2。
示例—依据扩展肺气压测定法的经肺压
将ecw假设为当改变peep时保持基本上恒定。
基线处的呼气末ptp(ptpeebl)、临床peep和为零的基线肺容量等于呼气末气道压(peep)；ptpeebl＝paweebl。
较高peep水平和等于△eelvmeanbl－hp1的基线以上的肺容量下的呼气末ptp(ptpeehp1)等于peephp1下的peep；ptpeehp1＝paweehp1。
最高peep水平(ptpeehp2)和等于△eelvmeanbl－hp1+△eelvmeanhp1－hp2的基线以上的肺容量下的呼气末ptp等于peephp2下的peep：ptpeehp2＝paweehp2。
基线peep和等于vtbl的基线eelv以上的肺容量下的吸气末ptp为ptpeibl＝ptpeebl+△pawvtbl-ecwbl×vtbl。
peephpi和等于△eelvmean+vthp的基线以上的肺容量下的吸气末ptp为ptpeihp1＝ptpeehp1+△pawvthp1-ecwhp1×vthp1。
peephp1和等于△eelvmean+vthp的基线以上的肺容量下的吸气末ptp为ptpeihp2＝ptpeehp2+△pawvthp2-ecwhp2×vthp2。
示例—用扩展肺气压测定法来估计zeep/frc与基线eelv之间的△eelv
低peep水平与零peep下的功能余气量(frc)之间的肺容量可以由peep在5—10个呼吸(类似于呼吸系统的短暂断开连接的持续时间，诸如在抽吸程序期间)内到0cmh2o的短暂减小确定。如果这未被视为临床安全程序，则可以用低peep/eelv水平与zeep/frc之间的单个肺p/v曲线的外推来估计此容量。图1示出了如何可以在不将peep降低至零的情况下确定基线peep与zeep/frc之间的eelv。将基线及peephp1和peephp2下的呼气末和吸气末处的ptp的数据对比相应eelv数据进行绘图。将二阶和三阶曲线的最佳拟合多项式曲线进行绘图。针对零ptp求解用于最佳拟合曲线的等式，其给定平均容量，其中曲线在零ptp处与容量轴交叉。将此估计容量△eelv0-bl与所有先前的eelv值相加，这意味着eelvbl等于△eelv0-bl，并且处于基线肺容量的吸气末肺容量为△eelv0－bl+vtbl。peephp1处的eelv为△eelv0－bl+△eelvbl－hp，并且高peep水平下的吸气末肺容量为△eelv0－bl+△eelvbl－hp1+vthp1。peephp2下的呼气末肺容量eelvhp2为△eelv0－bl+△eelvblhp1+△eelvhp1－hp2，并且高peep水平下的吸气末肺容量△eelv0－bl+△eelvbl－hp2+vthp2。图1a和b是示出了zeep与基线临床peep之间的△eelv的估计的图表。图1a示出了用于peep试验的ptp/v点的多项式二阶最佳拟合曲线等式。图1b示出了用于peep试验的ptp/v点的多项式三阶最佳拟合曲线等式。使用用于y轴和曲线的截距的值的平均值。针对图1a和b，该值的平均值为(301+180)/2＝240ml。
示例—拐点/区的识别
增加peep之后的新p/v平衡的建立涉及到多个呼吸，其中肺容积逐个呼吸地增加减小直至建立新的稳态为止。如果在对数容量标度上对每个呼吸的容量增加(deelv)进行绘图，则可以针对两个peep水平之间的肺容量识别肺弹性的向上凸起(增加肺弹性)或凹陷(减小肺弹性)或线性斜率。图2a—c是对应于两个不同peep水平之间的减小、增加以及恒定el的logeelv对比呼吸图表的示例。
两个peep水平的吸气末肺容量(eilv)之间的容量范围处的非线性的识别
使用逐个呼吸吸气末平台气道压(pawei)，在增加peep之后的第一呼吸之后的增加的pawei中反映了增加的el。如果pawei减小，则el减小。如果pawei是恒定的，则el在最高容量水平下是恒定的。图3示出了可以用来识别两个peep水平下的eilv之间的容量范围中的非线性的一种图表的示例。示出了从zeep至16cmh2o的peep试验期间的逐个呼吸气道、食管和经肺压容量曲线。pawei的进展被画圆圈。在从4至8cmh2o的peep变化期间，pawei逐个呼吸地减小，这指示减小的el。在从8至12cmh2o的peep变化期间，pawei大体保持恒定，这指示未改变的el。在从12至16cmh2o的peep变化期间，pawei逐个呼吸地增加，指示增加的el(膨胀过度)。
示例—肺气压测量显示
当测量程序意图开始时，测量显示出现在屏幕上。
呈现基线气道压和潮气量并确定稳态。当增加peep时，在对数标度上示出eelv的逐个呼吸增加以识别非线性，即两个peep水平之间的el的增加或减小(例如图2a—c)。另外，可以逐个呼吸地显示eelv的累积的增加，并且显示△eelvup结果(图4c)。图4a和b示出了此类显示的说明性示例，其中el是70ml/chh2o，peep＝5cmh2o下的△ptp/△paw为0.77，peep＝15cmh2o下的△ptp/△paw为0.65，△peepup和△peepdown每个为10cmh2o，△eelvup为680ml，并且△eelvdown为720ml。
另外可以在放大标度上逐个呼吸地显示pawei以识别该吸气末肺容量水平下的增加或减小的el。peep降低，并且在约2分钟之后，示出了△eelvdown及△eelvup和△eelvdown的平均值，并且可以显示el(△peep/△eelvmean)。可以显示针对基线peep水平且针对较高peep水平的△ptp/△paw的比。
示例—决策支持和监视显示
肺弹性与总体呼吸系统弹性的比(el/etot)是peep增加是否将导致更适宜的肺力学(更顺从的肺)即患者是否是peep响应者的指示符。正的peep响应在其中胸壁对呼吸系统弹性具有很大影响的患者中更有可能。因此，el/etot越低(0.4—0.8)，越有可能该肺力学将改善(降低的肺弹性)，并且越高(>0.8)对peep的正响应越不可能。可以将el/etot比确定为(△peep/△eelv)/(△paw/vt＝△eelv)或者替换地作为第一呼吸(在增加peep之后)呼气末容量增加(vfirstexp)除以△eelv的比，为el＝△peep/△eelv和etot＝△peep/vfirstexp。
el/etot比等于经肺驱动压与总体呼吸系统(气道)驱动压的比(△ptp/△paw)。△ptp/△paw比越低(0.4－0.8)，肺受到胸壁的保护越多，即更多的气道驱动压被胸壁“缓冲”，并且△ptp/△paw越高(＞0.8)，肺被越多地暴露于气道驱动压。可以显示具有估计zeep/frc的完整肺vl/ptp(或ptp/vl)曲线，其中ptpee等于peep。图5a和b是分别地对应于肺急性呼吸窘迫综合征(ards)和肺外ards的完整估计肺p/v曲线的示例性图表。这些曲线可以从单个peep增加-减小循环或者更优选地扩展peep循环生成，其中分两个步骤增加peep，后面是分两个步骤的peep减小。使用用于肺p/v曲线的最佳拟合的等式，决策支持是可能的。
示例—肺ards
以下示例对应于针对肺ards的图6a和b中所示的完整估计肺p/v曲线。使用用于肺p/v曲线的最佳拟合的等式(y＝0.0×3+0.8×2+34)以及呼气末ptp改变与peep(pawee)改变一样多的事实，此显示提供使得决策支持容易地可用的信息。在肺ards的这种情况下，可以识别peep12处的为27的有害呼气末ptp水平。相应呼气末和吸气末肺容量水平(在frc以上)为525和1125ml。如果加氧是不充分的，则可以将用以改善加氧的随着eelv从525至690ml的增加的peep水平到15cmh2o的建议增加与潮气量从600至350ml的减小组合，导致达到1040ml的吸气末肺容量和达到24cmh2o的降低的吸气末ptp，略微在上拐点以下。
示例—肺外ards
以下示例对应于针对肺ards的图7a和b中所示的完整估计肺p/v曲线。使用用于肺p/v曲线的最佳拟合的等式(y＝0.0×3+2.5×2+36)以及呼气末ptp改变与peep(pawee)改变一样多的事实，此显示提供使得决策支持容易地可用的信息。在肺外ards的这种情况下，可以识别peep12下的18cmh2o的ptpei水平。相应呼气末和吸气末肺容量水平(在frc以上)为400和975ml。如果加氧是不充分的，则可以将随着eelv从400至775ml的增加的peep水平到16cmh2o的建议增加与潮气量从575至425ml的减小组合，这导致达到1200ml的吸气末肺容量和仅比之前高1.5cmh2o(即19.5cmh2o)且远远在24cmh2o的可能风险水平(预定最大ptp)以下的吸气末ptp。根据用户(例如临床医生或呼吸临床医学家)的确定，该预定最大ptp可以高于或低于24cmh2o。
示例—测量序列和完整肺p/v计算程序
从基线临床值增加peep并确定eelv的增加，△eelvup。
将peep减小至基线水平并确定eelv的减小，△eelvdown。
计算平均△eelvup和down，△eelvmean。
设定等于△eelvmean的潮气量。
将呼吸系统弹性etot确定为paweiplateau/vt＝△eelvmean。
将肺弹性el确定为△peep/△eelvmean。
将胸壁弹性ecw确定为etot－el。
将基线peep下的ptpei确定为基线paweibl－ecw×vt。
将增加的peep下的ptpei确定为paweihp1－ecw×vt。
对比相应肺容量对peepbl、peephp1、ptpeibl和ptphp1进行绘图。
确定ptp/v点的最佳拟合曲线等式(多项式，二阶和/或三阶)。
将该等式用于决策支持(参见下文)。
为了进一步改善完整肺p/v曲线的建立和该曲线的非线性(即下和上拐点)的量化，可以与上文所述的逐个呼吸经肺驱动压的计算(参见3a)类似地确定从处于低peep水平的呼气末至高peep水平的吸气末的肺p/v曲线。使用当潮气量等于△eelv时计算的胸壁弹性值根据测量序列结束时的等于△eelv的潮气量的气道p/v曲线来计算低peep水平的肺p/v曲线。同样地使用当潮气量等于△eelv时计算的胸壁弹性值来计算高peep水平的肺p/v曲线。
低和高peep水平肺p/v曲线在高peep水平的呼气末和低peep水平的吸气末处具有公共经肺压力/容量点。两个肺p/v曲线形成从处于低peep的呼气末至处于高peep水平的吸气末的单个肺p/v曲线。
可以与从frc/zeep开始的外推或测量肺容量一起在呼吸机屏幕上显示此单独的肺p/v曲线(slpvc)。由于原始创新是基于呼气末气道压等于吸气末经肺压的发现，所以可以在处于正确肺容量范围的slpvc上连续地显示当前潮气肺p/v曲线、经肺驱动压/容量。由于peep或潮气量的变化沿着slpvc发生，所以可以预测此类变化对潮气肺p/v曲线和经肺驱动压的影响并用作用于临床医生的决策支持。
关于peep的选择的进一步决策支持由el/etot比提供，其中，在0.4—0.8之间的比指示可以预期对peep增加的响应将是正的(改善的肺力学，即更顺从的肺组织)。
并且，△ptp/△paw比指示气道压力中的多少直接地以肺组织为目标，＞0.8的比指示肺组织损伤的高风险。
呼吸系统力学的随时间推移的变化将导致潮气肺p/v曲线从slpvc移位，通知临床医生应执行新的测量序列(类似于脉搏轮廓心输出量测量的校准程序)。
本文所述的系统和方法可以用计算机程序或多个计算机程序来体现，该计算机程序可以在单个计算机系统中或跨多个计算机系统以活动和不活动两者的各种形式存在。例如，其可以作为包括用于执行方法步骤中的某些的以源代码、目标代码、可执行代码或其它格式的程序指令的(一个或多个)软件程序而存在。任何上述项目可以在计算机可读介质上体现，该计算机可读介质包括压缩或未压缩形式的存储装置和信号。术语“计算机”指的是包括处理器(诸如通用中央处理单元(cpu)、专用处理器或微控制器)的任何电子装置。计算机能够接收数据(输入)、对接收数据执行预定操作序列并以从预定操作得到的信息或信号(输出)的形式产生结果。
该系统包括例如呼吸设备300和处理单元310。处理单元310例如被配置成将第一呼气末正压peep水平提高到至少在第一peep水平以上的第二peep水平并且随后将第二peep水平降低至第一peep水平。处理单元310例如被进一步配置成将潮气量调整成等于呼气末肺容量的变化，并且基于第一peep水平与第二peep水平之间的呼气末肺容量的变化(△eelv)计算使在功能余气量(frc)以上的总肺容量与连接至呼吸设备的肺的经肺压(ptp)相关的肺力学等式。
处理单元例如被进一步配置成使用该肺力学等式根据ptpei、vt和peep中的任何其它两个来计算吸气末经肺压(ptpei)、经肺驱动压(△ptpei)、潮气量(vt)和peep中的任何一个。
可替换地或另外，系统还可以包括被操作连接至处理单元的显示单元。处理单元可以被配置成在显示单元上提供上文所述的肺力学等式的图形可视化。
可替换地或另外，图形可视化是使用peep水平的一个或多个阶跃变化生成的完整肺p/v曲线。
可替换地或另外，系统包括图形可视化，其包括涉及肺容量的逐个呼吸变化对peep水平的变化做出响应的信息。
可替换地或另外，控制单元被配置成设定呼吸设备中的换气参数的期望值，并且被配置成使用如本文所述地计算的肺力学等式来计算用于ptpei的值并基于该肺力学等式来选择vt和peep。
可替换地或另外，控制单元被配置成基于来自临床用户的第一换气参数的目标输入来调整用于所连接患者的换气的呼吸设备中的至少一个第二换气参数，并且被配置成将第一呼气末正压peep水平提高到至少在第一peep水平以上的第二peep水平，并且随后将第二peep水平降低至第一peep水平并将潮气量调整成等于呼气末肺容量的变化(△eelv)。
作为设定370呼吸设备中的换气参数的期望值的示例公开了方法350。本方法包括使用如本文所述地计算360的肺力学等式来计算365用于ptpei的值并基于该肺力学等式来选择vt和peep。
可替换地或另外，作为基于来自临床用户的第一换气参数的目标输入来自动地调整用于所连接患者的换气的呼吸设备中的至少一个第二换气参数的示例公开了一种方法。所述方法包括例如将第一呼气末正压peep水平提高到至少在第一peep水平以上的第二peep水平并且随后将第二peep水平降低至第一peep水平，并且将潮气量调整成等于呼气末肺容量的变化(△eelv)。可替换地或另外，所述方法包括基于第一peep水平与第二peep水平之间的呼气末肺容量的变化(△eelv)来计算使在功能余气量(frc)以上的总肺容量与连接至呼吸设备的肺的经肺压(ptp)相关的肺力学等式，并且基于肺力学等式来调整ptpei、△ptp、vt和peep中的至少一个。
可替换地或另外，所述方法包括响应于peep水平从第一peep水平至第二peep水平的变化而计算eelv的逐个呼吸的变化，并且由此确定肺在第一和第二peep水平之间是否显示出增加、减小或恒定的弹性。
可替换地或另外，提供了一种软件或计算机程序。其优选地在计算机可读介质上体现。该软件或计算机程序包括用于执行本文所述方法的代码段或指令。该软件或计算机程序优选地在(诸如本文所述的呼吸设备的)处理单元或控制单元上执行。
可替换地或另外，作为示例公开了用于本文所述的系统的图形用户界面。该图形用户界面包括图形可视化，其包括用于ptpei、vt和peep的值的组合，其中，ptpei、vt和peep值中的至少一个是基于本文所述的肺力学等式计算的。
如本文所述的肺力学等式包括肺力学和胸壁力学等式。
可替换地或另外，所述系统包括呼吸设备和处理单元，其被配置成将第一呼气末正压peep水平提高到至少在第一peep水平以上的第二peep水平，确定呼气末肺容量eelv的增加(△eelvup)，并且随后将第二peep水平降低至第一peep水平。处理单元被配置成确定eelv的减小(△eelvdown)，并且按(△eelvup/△eelvdown)/2来计算第一peep水平与第二peep水平之间的呼气末肺容量的变化(△eelvmean)。处理单元被进一步配置成将潮气量设置成等于△eelvmean，并且在等于△eelvmean的潮气量下，计算将第一peep水平下的呼气末肺容量与第二peep水平下的呼气末肺容量之间的肺容量与连接至呼气设备的肺的经肺压(ptp)相关的肺力学和胸壁力学等式，如在上述示例中阐明的。
可替换地或另外，系统包括临床决策系统。此临床决策系统是例如临床决策支持系统(cdss)。cdss被已知为提供数据分析以帮助保健提供者进行临床决策的装置或应用程序。本公开提出了先前未知的特定cdss。临床决策系统包括例如呼吸设备的图形用户界面，该图形用户界面包括图形可视化，其包括用于ptpei、vt和peep的值的组合，其中，ptpei、vt和peep值中的至少一个是基于肺力学和胸壁力学等式计算的。
可替换地或另外，处理单元被进一步配置成使用该肺力学等式根据ptpei、vt和peep中的任何其它两个来计算吸气末经肺压(ptpei)、经肺驱动压(△ptpei)、潮气量(vt)和peep中的任何一个。
可替换地或另外，系统包括被操作连接至处理单元的显示单元，该处理单元被配置成在显示单元上提供肺力学等式的图形可视化。
图形可视化可以是使用peep水平的一个或多个阶跃变化生成的完整肺p/v曲线，如上文阐述的和图中所示的。
系统可替换地或另外可以包括图形可视化，其包括涉及肺容量的逐个呼吸变化对peep水平的变化做出响应的信息。
可替换地或另外，处理单元或控制单元被配置成设定呼吸设备中的换气参数的期望值，并且被配置成使用上文所述的肺力学等式来计算用于ptpei的值。处理单元可替换地或另外被配置成基于肺力学和胸壁力学等式来选择vt和peep。
可替换地或另外，处理单元或控制单元(在本文中可互换地使用的表达)被配置成基于来自临床用户的第一换气参数的目标输入来调整用于所连接患者的换气的呼吸设备中的至少一个第二换气参数。控制单元例如被配置成将第一呼气末正压peep水平提高到至少在第一peep水平以上的第二peep水平并且随后将第二peep水平降低至第一peep水平，并且将潮气量调整成等于呼气末肺容量的变化(△eelv)。
可替换地或另外，提供了用于基于来自临床用户的第一换气参数的目标输入来调整用于连接的肺、测试肺、模型肺或人工肺的换气的呼吸设备中的至少一个第二换气参数的方法。所述方法优选地包括将第一呼气末正压peep水平提高到至少在第一peep水平以上的第二peep水平，确定呼气末肺容量eelv的增加(△eelvup)，并且随后将第二peep水平降低至第一peep水平。所述方法还优选地包括确定eelv的减小(△eelvdown)，并且计算第一peep水平与第二peep水平之间的呼气末肺容量的变换(△eelvmean)作为△secondpeep水平a。所述方法还可以包括将潮气量设置成等于△eelvmean。所述方法可以包括在△eelvmean下，计算将第一peep水平下的呼气末肺容量与第二peep水平下的呼气末肺容量之间的肺容量与连接至呼吸设备的肺、测试肺、模型肺或人工肺的经肺压(ptp)相关的肺力学和胸壁力学等式，并且调整所述至少一个第二换气参数，所述至少一个第二换气参数是基于肺力学等式的ptpei、vt和peep中的至少一个。