本发明涉及一种人工通气设备，该人工通气设备能够在执行心脏按摩时提供通气辅助，特别是通气和监测，以帮助急救工作人员或任何其他医务人员，例如急救医生、消防员、护士或类似人员。
通常使用人工通气设备、也称为呼吸或通气辅助设备、或者更简单地医疗呼吸机来给独自呼吸困难或者不能独自呼吸的人提供呼吸辅助，即人工通气。
具体而言，在心脏停搏期间对人进行通气是必要的，以便在心脏已经停止时继续向脑和身体的其余部分供应氧气。
然而，在对心脏停搏的人执行通气的同时对这个人执行心脏按摩是存在问题的，因为这种通气不得中断胸部按压和/或不得大到造成不利的血液动力学效应。
然而，常规的呼吸机不是为这种情况设计的，并且它们在胸部按压期间发出警报和/或故障。
因此，在实践中，医疗人员经由呼吸机或袋阀面罩(bvm)递送吹气，有时会中断胸部按压。
心脏按摩的连续性和规律性是确定心脏停搏患者的前景的功效因素。因此，从不推荐停止心脏按摩，即使为了向患者提供呼吸气体的吹入。
此外，经由bvm或通过常规的呼吸机手动递送的吹气在大多数情况下太具侵略性，特别是由于所给送的气体的体积较大，从而导致对胸部按压的功效造成直接和公认的不利影响。
为此原因，已经提出了避免传统吹气的设备、特别是cpap(连续气道正压)呼吸机，以便在心脏停搏的情况下使用。然而，这些设备不是理想的，因为它们不能确保对心脏停搏的人进行充分通气，并且按压的间断致使所有通气间断，这是不希望的。
此外，能够在心脏按摩期间递送机械通气的大多数设备不能以自主/自动方式确保这种通气，而这种复杂的临床情况要求非常简易的使用。的确，这些设备在每次吹气过程中有时需要人为干预，这让医疗人员的工作复杂化并且有时导致气体是以受控不良的压力和/或体积被给送。
如果在呼吸气体的吹气过程中，没有正确地控制所产生的压力和体积，则可能出现对患者造成伤害的现象，例如不希望的胃部吹气。
换句话说，利用常规设备，不可能以可靠且简单的方式递送不超过推荐气体体积的保护性通气。
此外，在心脏按摩过程中，按压胸廓产生大量但不足的肺通气，并且后者必须通过机械通气来补充。当中断胸部按压时，在患者自发恢复循环活动后或者在电击之后，例如通气量突然减少，而患者的需氧量增加。于是需要补充通气量，这需要复杂的操作来改变通气模式，以便能够补救这种缺氧。
此后，一旦实现这种通气改变并且对患者适当地通气，则可能发生新的心脏停搏。在这种情况下，恢复胸部按压，并且因此再次需要手动修改对通气装置的控制，以便恢复最适合于心肺复苏术(cpr)的通气模式。
鉴于一个人在其受医疗团队的管理期间可能连续遭受几次心脏停搏，所以提供最佳的通气量是复杂的，因为需要由医疗团队进行干预，以便每次发生心脏停搏时调整设备。然而，在紧急情形下，花费在这些调整上的时间不利于更重要的操作。因缺少时间，这些调整可能被忘记、忽视或忽略，这出于明显的安全原因是不可接受的。
总体来讲，能够在心脏按摩过程中使用的大多数已知的医疗通气设备不具有与这种情形相适配的特定模式。这些设备简单地装配有吸气触发器，这些吸气触发器通常被错误地激活并且引起对由胸部按压引起的心脏血液流速造成损害的自触发和循环。此外，它们中的一些没有提供调节呼气正压(pep)的可能性，然而这可能是不可缺少的。
最后，这些传统设备所配备的许多声音和/或视觉警报也被错误地激活，例如与压力、体积或频率有关的警报，因为它们是被开发用于“传统”应用，并且这些触发器和警报使用由机器测量的压力信号和流速信号，这些信号就其本身而言在很大程度上被心脏按摩中断。
因此，所解决的问题是提供一种人工通气设备，也就是说呼吸辅助设备，也称为医疗呼吸机，用于解决上述问题和缺点的所有或一些，特别是用于检测对心脏停搏的患者执行心脏按摩的医疗呼吸机，特别是按压和解压阶段，目的是通过限制经由气道(包括肺部)消散的能量来为心脏供应由胸部按压所产生的最大机械能。该呼吸机还必须能够在两个压力水平上递送气压通气，胸部按压可叠加在其上。
因此，本发明的解决方案涉及一种呼吸辅助设备，也称为医疗呼吸机，包括
-气体源或气体供应装置，
-具有至少一个吸气支路的气体回路，该气体回路能够携带旨在在心肺复苏术期间给予至心脏停搏的患者的呼吸气体，
-测量器件，该测量器件能够并且被设计成：
i)测量代表所述气体流的至少一个参数；
ii)将代表所述气体流的所述至少一个参数转换成代表所述气体流的至少一个信号；
-以及信号处理和控制器件，该信号处理和控制器件能够并且被设计成：
a)处理代表该气体流并由该测量器件提供的所述至少一个信号，并且
b)从代表该气体流的所述至少一个信号推断与对该心脏停搏的患者执行心脏按摩有关的一项信息，
其特征在于，
-该气体源是机动化微型鼓风机或该气体供应装置包括吸气阀，并且
-该信号处理和控制器件被配置成以如下方式控制该机动化微型鼓风机或该吸气阀：
i)通过增加由该机动化微型鼓风机或该吸气阀供应的气体的体积或压力来响应于按压阶段的检测，并且
ii)通过减少由机动化微型鼓风机或该吸气阀供应的气体的体积或压力来响应于松弛/解压阶段的检测。
取决于环境，本发明的设备可以包括以下技术特征中的一项或多项：
-该信号处理和控制器件能够并被设计成将参考信号传输到致动器，也就是说典型地传输到气体源，例如微型鼓风机，或传输到由所述信号处理和控制器件控制的螺线管阀之一。
-该信号处理和控制器件能够并被设计成从代表气体流的所述至少一个信号推断在对患者执行心脏按摩过程中与胸廓的至少按压阶段和/或松弛/解压阶段有关的至少一项信息。
-该信号处理和控制器件能够并被设计成从代表气体流的所述至少一个信号推断在对患者执行心脏按摩过程中与胸廓的按压阶段和/或松弛/解压阶段的交替有关的信息项。
-该信号处理和控制器件包括电子卡。
-该气体源包括机动化微型鼓风机，也称为涡轮机或压缩机，装配有电动马达。
-该气体源是由该信号处理和控制器件控制的机动化微型鼓风机，所述机动化微型鼓风机与该气体回路的吸气支路处于流体连通。
-可替代地，该气体供应装置包括安排在气体供应导管上的吸气阀，所述吸气阀由该信号处理和控制器件控制。在这种情况下，该气体源位于该设备的外部，但与其上安排有受控吸气阀的所述气体供应导管(例如在医院建筑物内经由气体管道供应气体的壁式插座)处于流体连通，并且该气体供应导管例如经由柔性导管与本发明的设备流体地连接。
-包括选择器件，通过该选择器件针对心肺复苏术的给定通气模式可以从几种存储的通气模式中选择。此模式的选择使得可以在心肺复苏术期间启动针对通气的监测程序和规定。该模式的启动也使得可以用由用户已预先注册的预定义的设置开始通气。
-该测量器件被设计成并能够测量代表气体流的至少一个参数，该参数选自气体压力、吹给患者的气体流速、由患者呼出的气体流速、以及该微型鼓风机的速度。
-该气体回路的至少一部分、该信号处理器件和该机动化微型鼓风机或该供应装置的吸气阀位于刚性外壳中，刚性外壳也就是形成该设备的覆盖物或罩的外部封套。
-该气体回路包括安排在该刚性外壳中的内部分和位于该刚性外壳外部的外部分并形成该吸气支路的全部或部分。
-额外地包括人机界面，该人机界面能够显示多项信息，包括与对心脏停搏的患者执行心脏按摩有关的至少一项信息。
-该气体回路此外包括呼气支路，该呼气支路通过气体出口孔与大气处于流体连通并具有呼气阀和呼气流速传感器。
-该呼气流速传感器优选地是热丝传感器。
-该气体回路的吸气支路的外部分与呼吸接口特别是呼吸面罩或插管套管处于流体连通。
-该呼气流速传感器被安排在呼气阀与和大气连通的气体出口孔之间。
-可替代地，该呼气流速传感器被安排在呼气阀与为患者供应气体的呼吸接口之间。
-该信号处理和控制器件被配置为根据从该测量器件和从该呼气流速传感器接收的信号控制该机动化微型鼓风机或该吸气阀和该呼气阀。
-该信号处理和控制器件被配置为，也即是说被设计为并且能够，控制该机动化微型鼓风机或该气体源的吸气阀，其方式为响应于按压阶段的检测增加由该机动化微型鼓风机或该吸气阀供应的气体的体积或压力，目的是通过减缓包含在所述患者的呼吸系统中的一个体积的空气的喷出放大由患者的胸部按压引起的压力峰值。
-该信号处理和控制器件被配置为，也即是说被设计为并且能够，控制该机动化微型鼓风机或该气体源的吸气阀，其方式为响应于松弛/解压阶段的检测减少由该机动化微型鼓风机或该吸气阀供应的气体的体积或压力，其方式为有利于将患者的胸廓被动地返回到平衡位置。
-该信号处理和控制器件被配置为以如下方式控制该呼气阀：响应于按压阶段或松弛/解压阶段的检测限制或停止通过该呼气阀的气体的流速。
-该信号处理和控制器件包括使用至少一种算法的至少一个微处理器。
-额外地包括数据存储器件，即存储器件。
-该数据存储器件包括一个或多个存储器，特别是闪存或类似物。
-该数据存储器件被配置为存储包括至少一种针对心肺复苏术的给定通气模式的若干种通气模式。
-该测量器件被设计成并能够测量代表气体流的至少一个参数，该参数选自气体压力、吹给患者的气体流速、由患者呼出的气体流速、以及该微型鼓风机的速度。
-该气体回路的内部分与气体源(特别是微型鼓风机)处于流体连通，以便被供以由所述气体源递送的气体。
-该测量器件被安排在位于该刚性外壳的内部或外部的气体回路上，以便在那里执行所希望的测量。
-包括若干个测量器件，这些测量器件中的一些被安排在该气体回路的内部分上，而另一些被安排在该气体回路的外部分上。
-该测量器件包括一个或多个传感器。
-该测量器件包括传感器，该传感器被安排为执行在该气体回路中、优选地在该气体回路的吸气支路中的测量。
-额外地包括人机界面，该人机界面能够、即被设计成用于显示多项信息，包括与对心脏停搏的患者执行心脏按摩有关的至少一项信息。
-该人机界面包括显示屏。
-该气体回路的吸气支路与呼吸接口、特别是呼吸面罩或插管套管处于流体连通。
-该气体回路的吸气支路包括柔性管或导管。
-该气体源是空气源(按体积计大约21％的o2)或富氧空气源(按体积计>21％的o2)。
-该信号处理器件包括至少一个微处理器，优选地安排在电子板上。
-该信号处理器件包括至少一个微控制器，优选使用至少一种算法的至少一个微控制器。
-该外壳包括至少一个搬运把手以便有助于用户运输该设备。
-该外壳包括至少一个固定装置，以允许将该通气设备固定在支撑件上，例如急救车辆内的杆、或床或担架的横档上。
-包括用于供应电流的器件，例如一个或多个电池或类似物、或一根或多跟电缆以及与市电电源的一个或多个连接件。
-额外地具有调节与选择器件，例如按钮、激活键、滑块或类似物，以用于允许医疗人员作用于该呼吸机，例如以便告知该呼吸机执行心脏按摩、为该呼吸机确认检测到心脏按摩、告知该呼吸机关于所使用呼吸接口(面罩、插管等)的类型、修改由该呼吸机自动提出的一个或多个机械通气参数、或用于其他目的。
总体来讲，关于针对心肺复苏术的通气模式，该模式可以是体积或气压模式，优选地与最小通气压力例如5cmh2o相关联。
有利的是，确保在两个压力水平的交替调节的是气压模式，这些压力水平包括低压水平(pb)以及高压水平(ph)，其中ph>pb，例如5cmh2o量级的低压和15cmh2o量级的高压。
针对心肺复苏术的通气模式能够确保患者从干预的开始到结束在各个阶段期间都要求很少或不要求人为干预的环境中进行通气。
除了这种针对心肺复苏术的通气模式之外，本发明的呼吸辅助设备还具有其他的常规通气模式，例如以下一种或多种模式：体积通气(vac)，气压通气(vpc、vsai、cpap、duo-levels等)和/或间歇通气(vaci、pvaci)。
为了在通气的基础上改善血液循环，本发明的设备被配置为以如下方式在胸部按压的时间期间调节该呼气阀的开放和该微型鼓风机的加速：通过减缓包含在呼吸系统中的一个体积的空气的喷出限制能量的消散，以便放大传输到心脏的压力。
在解压时间或胸廓的上升期间，本发明的设备被配置成以如下方式调节该微型鼓风机的速度：有利于将胸廓被动地返回到平衡位置，使得胸内压保持为负，从而允许心脏的静脉回流和充盈。
按压和解压阶段的连续性，例如以每分钟100次的频率，利用正压与负压之间的交替，使得可以通过泵效应产生心脏流速。换句话说，通过将该微型鼓风机的速度调节到胸部按压的节奏并且打开呼气阀，根据本发明的设备充当通过胸部按压产生的压力变化的放大器，与寻求在一个或两个压力水平上调节恒定压力的设备(例如cpap或pac)相反。
在实践中，与常规的压力模式相比，该设备提供了微型鼓风机的速度和该呼气阀的开放对心脏按摩的频率的调节。
确实，使用cpap或常规的压力模式，原则是尽可能保持压力恒定，而不考虑特别是cpr的胸部按压的干扰。然而，这种常规方法不允许优化由胸部按压产生的压力，这是cpr功效的关键。
最后，为了补充在单独的胸部按压的情况下不足的通气，本发明的设备被配置为使得可以通过在所选择的频率下增加压力循环(如在受控压力下)来改善/增加由呼吸机递送的通气。这些循环的胸部按压仍然是可能的，这将本发明的设备与根据压力或体积模式起作用的常规设备进行区分。
应注意的是，在本发明的范围内，术语“器件(means)”被认为是严格等效于术语“装置(device)”。因此，“测量器件”等效于“测量装置”；“显示器件”等效于“显示装置”；“处理器件”等效于“处理装置”；“数据存储器件”等效于“数据存储装置”等。
现在将参见附图更详细地描述本发明，在附图中：
-图1示出了根据本发明的呼吸辅助设备的第一实施例，其中气体源是微型鼓风机，
-图2示出了根据本发明的呼吸辅助设备的第二实施例，其中该气体源是包括受控阀的供应装置，以及
-图3是示出了使用根据本发明的呼吸辅助设备获得的胸内压的图。
图1是根据本发明的通气辅助设备或医疗呼吸机1的第一实施例的示意图。
该呼吸机1包括气体源4，该气体源在这里是机动化微型鼓风机40，也称为涡轮机，在通气回路2，16(也称为患者回路)的吸气支路2中递送呼吸辅助气体流(典型地空气流或富氧空气流)，该通气回路包括通过患者接口3(如呼吸面罩或插管套管或探头)将呼吸机1与患者20的气道流体地连接的一个或多个通路、导管或气体管线。
可替代地，如图2的第二实施例所示，该气体源4可以包括被供以来自气体管道50的气体的吸气阀41，该气体管道本身是从气体储存器51，例如，气体管道的医院网络、气缸或外部气体压缩机提供。该气体管道50与内部气体导管52处于流体连通，该内部气体导管位于呼吸机1内部并且吸气阀41安排在该内部气体导管上。
该呼吸气体典型地为在几bar绝对压力下的空气或氧气，典型地约为4bar绝对压力的量级。该吸气阀由设备1的信号处理和控制器件5，8控制。
提供了测量器件6，例如一个或多个传感器，这些测量器件能够并且被设计成用于：测量代表气体流的至少一个参数，该至少一个参数选自气体压力、呼吸机所吹送的气体流速、患者20呼出的气体流速、以及微型鼓风机40的旋转速度；并且递送代表所述至少一个测量参数的至少一个信号。
例如，代表气体流的参数是该通气气体回路2中的气体压力，并且该测量器件6包括压力传感器，其压力分接头以如下方式被安排在所述通气回路2中：允许测量在该通气回路2的全部或部分中占主导的气体压力。
在图1的第一实施例中，在该呼吸机1的外壳9外部安排了用作测量器件6的压力分接头。然而，它也可以位于呼吸机1内。此外，在图2的实施例中，在该呼吸机1的外壳9内已经示出了用作测量器件6的压力分接头。
一旦已经测量了代表气体流的一个或多个参数，相应的一个或多个信号被传输到信号处理和控制器件5，8并由其进行分析，然后可以推断出：
-心脏按摩是处于正在对患者20执行的过程中并且具体可以确定正在进行的阶段是胸廓的按压阶段还是松弛阶段；
-在机械通气循环期间并且在该胸廓松弛阶段的过程中，呼吸机1吹给患者20的气体体积。可以将给定时间段例如1分钟期间的吹入气体的体积加在一起。当然，这种相加可以对于多于1分钟或者相反地小于1分钟的时间执行。
-在机械通气循环期间并且在该胸廓松弛阶段的过程中，患者20呼出的气体体积。同样，可以将给定时间段例如1分钟内的呼出气体的体积加在一起。当然，这种相加可以对于多于1分钟或者相反地小于1分钟的时间执行。
代表气体流的该一个或多个信号被测量器件6经由适合的链路(即电气链路，例如电缆或类似物)传输至该信号处理和控制器件5，8。
此外，该信号处理和控制器件5，8能够并且被设计成：
i)处理与代表气体流的参数相对应的信号，并且例如检测在心脏按摩的过程中比代表胸廓的按压阶段或松弛阶段的一个或多个阈值大的一个或多个正的或负的变化。这些阈值被记录在储存存储器12、例如闪存中。这些阈值可以是数值、数值表格、曲线等。
ii)在与代表气体流的参数相对应的信号上，将在胸部按压和由该机器产生的周期期间由呼吸机1产生的气体流速积分。
iii)将与代表气体流的参数相对应的信号以及在胸部按压和由呼吸机1产生的周期期间由呼吸机1产生的气体流速相对于时间进行积分。
iv)将与代表气体流的参数相对应的信号以及在胸部按压和由呼吸机1产生的周期期间由患者20呼出的气体流速相对于时间进行积分。
为此，信号处理器件5，8优选地包括微处理8，该微处理器具体被编程为具有一种或多种算法，如在下文中详细解释的。
需要电力来工作的呼吸机1及其部件被直接或间接地供以来自一个或多个可再充电或不可再充电电池、来自配备了电池的应急车辆的电源、或来自市电电源的电流，在此是以可以高达约230v的电压。如果需要的话，该呼吸机可以包括被设计成用于将电源电压减小到具有较低值的使用电压的电流转换器。
此外，人机界面7(诸如显示屏)使得可以显示由该信息处理和控制器件5，8计算出的信息项，并且从而允许用户查看这些信息项。
还提供了调节或选择器件11，例如按钮或旋钮、滑块、激活或选择键或类似物，以用于允许医务人员通知呼吸机1执行心脏按摩和/或对于呼吸机1确认检测到心脏按摩的执行、并且告知呼吸机关于与患者的接口类型，例如面罩、插管等。
因此，提供了至少一种调节或选择器件11，其可由操作者激活以便能够从几个存储的通气模式中选择针对心肺复苏术的给定通气模式。
如果需要，这些调节或选择器件11还能够修改由呼吸机1自动提出的机械通气参数或者根据所讨论的实施例，能够告知呼吸机1关于所使用的气体性质的变化(例如从空气到空气/氧气混合物的变化)、或空气/氧气混合物的氧气含量的变化。
如在图1和2中可以看到，气体回路2、信号处理器件8、以及气体源4的至少一部分被安排在形成设备1的外部封套的罩或刚性外壳9中。这个外壳9包括或此外还支撑其他部件，例如人机界面7、该一个或多个存储器12、该调节与选择器件11等。
气体回路2，16包括其本身的吸气支路2或吸气支路2和例如通过y形件彼此连接的呼气支路16。
吸气支路2实际上包括两个不同的部分，即被安排在该刚性外壳9中的内部分2a(例如气体导管)以及位于该刚性外壳9外部并且包括例如柔性软管的外部分2b。
气体回路2的内部分2a与气体源4处于流体连通，该气体源典型地为具有与周围大气连通的空气进气口或入口4a的机动化鼓风机，其方式为向所述内部分2a供应空气、可选地富氧空气。
该机动化微型鼓风机4由控制器件15，例如具有微处理器如微控制器的电子板通过使用一种或多种算法来控制。
信号处理和控制器件5，8实际上被配置为以如下方式根据由信号处理器件5，8传输的信号来控制机动化微型鼓风机4：特别地允许将气体递送到患者20与心脏按摩之间的同步。
换句话说，信号处理和控制器件5，8被配置为以如下方式根据由信号处理器件5，8传输的信号来控制呼气阀19：特别地允许将气体递送到患者20与心脏按摩之间的同步。
此外，该气体回路2的位于该刚性外壳9外部的外部分2b就其本身而言在上游端处与该气体回路2的内部分2a处于流体连通、并且在下游端处与呼吸接口3处于流体连通，以便确保气体源4与患者20之间的流体连续性并且允许呼吸气体(例如来自涡轮机的空气)到达所述患者的气道。
这里，该测量器件6，典型地一个或多个传感器，被安排在该气体回路2，16的吸气支路2的位于该刚性外壳9外部的外部分2b上，以便在所述外部分2b内执行希望的测量，例如压力和/或流速的测量。在这种情况下，测量器件6与处理器件5之间的链路并且因此这些测量信号的传递例如通过有线连接来实现。
可选地，该外壳9还可以包括：至少一个搬运把手13，以便协助用户运输该设备1，如在一些紧急情形下是必要的；和/或固定装置14，以用于允许将通气设备1固定在支撑件上，例如急救车辆内的杆、或床或担架的横档上。
此外，该呼气支路16包括电连接至该信号处理器件8和控制器件5上的呼气流速传感器17，例如热丝传感器，并且还包括由该信号处理和控制器件5，8控制的呼气阀17。该呼气支路16在其下游端处经由出气孔18与大气连通，而其上游端经由y形零件连接至吸气支路2、或者直接连接至患者接口3。
图3是展示使用根据本发明的呼吸辅助设备获得的胸内压的图。
心脏按摩可以被认为是按压阶段c和松弛阶段r(即解压)的交替和连续，在此期间胸内压(pit)随时间(t)在最大值与最小值之间变化，如图3中的曲线所示。
更准确地说，使用根据本发明的呼吸辅助设备获得的胸内压pit1允许压力变化dp1(曲线c1)大于基于由常规的通气设备产生的胸内压pit2计算的压力变化dp2(曲线c2)。
在由信号处理和控制器件5，8确定的胸廓按压阶段c期间，呼吸机凭借这些相同的信号处理和控制器件5和8以如下方式控制图1和2的机动化微型鼓风机40或吸气阀41和呼气阀19：减缓包含在呼吸系统中的空气体积的喷出并且从而使在该按压阶段c期间的胸内压3最大化。
此外，在由信号处理和控制器件5，8确定的胸廓解压/松弛阶段r期间，呼吸机凭借这些相同的信号处理和控制器件5和8以如下方式控制图1和2的机动化微型鼓风机40或吸气阀41和呼气阀19：限制气体向呼吸系统的递送并且从而有利于胸廓被动地返回到平衡位置并在该解压/松弛阶段r期间引起负的胸内压3。
在心脏按摩期间，本发明的设备因此在两个压力水平(即低压水平(pb)和高压水平(ph)，其中pb<ph)之间递送气压通气。心脏按摩在施加低压期间和在施加高压期间均继续。在胸廓的按压阶段c和松弛阶段r期间，致动器(具体而言即机动化微型鼓风机40或吸气阀41和呼气阀19)的特定控制在低压水平pb下以及还有在高压水平ph下均实现。
气压模式因此确保了在两个压力水平ph和pb之间的交变压力的调节，例如使用5cmh2o量级的低压pb和15cmh2o量级的高压ph。
这种针对心肺复苏术的通气模式使得可以从干预一开始以及在不同阶段期间要求很少或不要求人为干预的环境中给心脏停搏的患者通气。
通常，根据本发明，信号处理和控制器件5，8被配置成，即被设计成并且能够，以如下方式控制机动化微型鼓风机40，或者根据所讨论的实施例控制吸气阀41：根据在心肺复苏术(cpr)期间检测到的心脏按摩阶段来调整由机动化微型鼓风机40或吸气阀41供应的气体的体积或压力。
因此，响应于按压阶段的检测，本发明的设备的信号处理和控制器件5，8将以如下方式驱动机动化微型鼓风机40或吸气阀41：获得由机动化微型鼓风机40或吸气阀41供应的气体的体积或压力的增加，然而，响应于松弛/解压阶段的检测，所述信号处理和控制器件5，8将以如下方式驱动机动化微型鼓风机40或吸气阀41：减小由机动化微型鼓风机40或吸气阀41供给的气体的体积或压力。
通过检测在对心脏停搏患者执行心脏按摩期间实现的胸部按压和解压阶段，这样的控制然后将使得可以向心脏供应由胸部按压产生的最大机械能，从而限制经由气道(包括肺)消散的能量，特别是根据检测到的心脏按摩阶段通过仔细调节由机动化微型鼓风机40或吸气阀41供应的气体的体积和/或压力。
根据本发明的呼吸辅助设备可以在对发生心脏停搏并且正在接受心脏按摩的人进行通气的背景下使用。