阅读说明：本技术 用于感测患者呼吸努力的系统 (System for sensing respiratory effort of a patient ) 是由 P·克雷迈尔 S·普勒茨 于 2020-02-20 设计创作，主要内容包括：本发明涉及一种用于感测活体(90)在呼吸和/或人工呼吸期间的电特性(40)的装置(100),包括用于人工呼吸的工具(20)和用于感测患者(90)的阻抗的工具(30)和至少一个控制单元(19),其中,在使用至少两个能导电的电极(31)的情况下进行所述阻抗(40)的感测,所述电极感测人体(90)的电特性,其中,用于感测所述阻抗的工具(30)设置为用于在呼吸和/或人工呼吸的时间进程中感测人体(90)的阻抗变化。(The invention relates to a device (100) for sensing an electrical property (40) of a living being (90) during respiration and/or artificial respiration, comprising means (20) for artificial respiration and means (30) for sensing an impedance of the patient (90) and at least one control unit (19), wherein the sensing of the impedance (40) is performed using at least two electrically conductive electrodes (31) which sense the electrical property of the human being (90), wherein the means (30) for sensing the impedance are arranged for sensing a change in the impedance of the human being (90) over the time course of the respiration and/or artificial respiration.)

用于感测患者呼吸努力的系统

技术领域

本发明涉及一种用于在呼吸/人工呼气期间在使用能导电的电极的情况下测量身体区段的电学阻抗的变化的方法。

本发明还涉及一种装置，其适宜并且被构造成用于在呼吸/人工呼吸期间在使用能导电的电极的情况下求取身体区段的电学阻抗的变化。

本发明一般性地涉及电学阻抗分析(EI)，并且例如涉及电学阻抗断层扫描(EIT)。借助EIT获取图像数据的通常方法是将电流输入到一对能导电的电极中，并测量在另一对能导电的电极之间产生的电位。

背景技术

EIT在医学成像领域中被用作对计算机断层扫描(CT扫描)或磁共振断层扫描(MRI)的替代方案。EIT相对于替代方案具有非创伤性、不存在辐照损伤和长期监控的优点。而图像分辨率比替代方法的情况低。近年来，EIT技术已经进一步发展，其目的是进一步提高图像分辨率。DE102012224522 A1、WO 2002053029 A1和US 5,544,662公开了一种用于改善EIT的图像分辨率的方法。特别地，EIT技术被用于监视和以图形的方式示出肺部和在呼吸生物的肺部之内的气体分布。

所属已知的EIT技术需要费事的电极布置、计算单元和计算算法，其从借助电极测量的电压中在使用算法的情况下估计胸部中的电学阻抗分布。此外，需要EIT成像算法和大量的计算能力，以便根据电学阻抗的分布产生单个图像、并且随后生成多个图像，以便以图像的方式示出在呼吸期间的变化。

发明内容

本发明的任务在于，提供一种用于快速且有效地求取电学阻抗(EI)并且仅感测和分析处理阻抗的变化的方法和设备。本发明基于这样的认识，即从在呼吸/人工呼吸的时间进程中的阻抗变化中已经可以获得许多与人工呼吸有关的信息。本发明还基于该认识，即在呼吸/人工呼吸的时间进程中的阻抗变化的信息比图像数据的耗费的获得更重要。

由此克服了现有EIT技术的缺点。

因此，本发明涉及一种用于快速且有效地求取呼吸/人工呼吸的时间进程中的电学阻抗(EI)的方法和装置，而不必由此获得图像信息。

用于感测在呼吸和/或人工呼吸期间的活体的电特性的装置包括用于人工呼吸的工具和用于感测活体的阻抗的工具和至少一个控制单元，其中，在使用至少两个能导电的电极的情况下进行阻抗的感测，所述能导电的电极感测活体的电特性，其中，用于感测阻抗的工具被设置用于感测在呼吸和/或人工呼吸的时间进程中的活体的阻抗变化，其中，用于人工呼吸的工具被设置用于在时间上交替地预先给定用于吸气和呼气的呼吸气体行程，其特征在于，控制单元至少暂时地分析处理阻抗信息和呼吸和/或人工呼吸信息。

该装置的特征还在于，控制单元显示和/或记录在呼吸和/或人工呼吸的时间进程中的阻抗变化。

该装置的特征还在于，控制单元确定(瞬时)阻抗的斜率，其中，斜率可以具有正值和负值(斜率的极性)或者可以等于零。

该装置的特征还在于，控制单元也构造用于从斜率的极性中确定是否存在吸气或呼气。

控制单元还被构造成用于在具有第一极性的斜率中识别阻抗的斜率的平坦部(其可以趋近于零)，并且随后识别具有第二极性的斜率。

控制单元还被构造用于将斜率的极性变换解释为最终呼气阻抗或最终吸气阻抗的区域。

控制单元也被构造用于将斜率的极性变换解释为触发时间点的区域。

该装置的特征还在于，控制单元还被构造用于感测阻抗的斜率的平坦部，其中，控制部将斜率的平坦部解释为接近最大或最小阻抗的值。

该装置的特征还在于，控制单元还被构造用于在已经识别阻抗的斜率的平坦部之后求取在以下点的过渡，在该点中斜率基本上为零，并且将该点解释为最大或最小阻抗的值。

该装置的特征还在于，控制单元将阻抗的最大值评估为吸气阻抗。

该装置的特征还在于，控制单元将阻抗的最小值评估为呼气阻抗。

所述装置的特征还在于，针对吸气阻抗确定和/或自动地求取阈值。

所述装置的特征还在于，低于阈值的阻抗被评估为错误触发。

所述装置的特征还在于，将低于所述阈值的吸气阻抗评估为错误触发。

所述装置的特征还在于，高于在时间上刚刚过去的阻抗最小值但低于阈值的阻抗被评估为错误触发。

所述装置的特征还在于，错误触发被记录和存储和/或被传输给人工呼吸仪器和/或阻抗监视器。

所述装置的特征还在于，错误触发由人工呼吸仪器和/或阻抗监视器在显示器的区域中直接可视化或者可检索地存储。

所述装置的特征还在于，控制单元由增加和减小的阻抗的变换并且在时间进程中确定呼吸/人工呼吸的频率。

所述装置的特征还在于，控制单元使用最终吸气阻抗作为用于控制通过人工呼吸仪器的随后的呼气的触发标准。

所述装置的特征还在于，控制单元使用最终呼气阻抗作为用于控制通过人工呼吸仪器的随后的吸气的触发标准。

所述装置的特征还在于，控制单元将呼吸预先给定值的频率与由阻抗确定的患者的固有频率进行比较。

所述装置的特征还在于，控制单元将呼吸预先给定值的频率与由阻抗和/或流量或压力确定的患者的固有频率进行比较。

所述装置的特征还在于，控制单元将人工呼吸预先给定值的时间点与阻抗信号的时间点进行比较。

所述装置的特征还在于，由控制单元使用阻抗信息，以便在人工呼吸的情况下分析处理机械的压力负载和体积负载并且相应地适配人工呼吸的预先给定值。

所述装置的特征还在于，由控制单元针对至少一次呼吸和/或人工呼吸预先给定第一PEEP压力并且在此求取第一最终呼气阻抗，并且为至少一次呼吸和/或人工呼吸预先给定第二PEEP压力并且在此求取第二最终呼气阻抗并且将至少第一和第二(或任意其他)最终呼气阻抗相互比较，并且对于引起最小的最终呼气阻抗的那个PEEP压力存储或输出对于人工呼吸仪器的操作者的建议或者进行所述PEEP压力的自动选择和应用。

所述装置的特征还在于，控制单元由阻抗的至少一个最大值和阻抗的至少一个最小值求取阻抗变化。

所述装置的特征还在于，求取和使用阻抗变化，以便自适应地改变至少一个人工呼吸设定(42)，例如压力、PEEP、呼气中的压力控制、频率、体积和/或还有传感器的灵敏度，使得阻抗变化增加。

所述装置的特征还在于，针对至少一次呼吸和/或人工呼吸预先给定第一人工呼吸设定并且在此求取第一阻抗变化，并且随后针对至少一次呼吸和/或人工呼吸预先给定第二人工呼吸设定并且在此求取第二阻抗变化，并且将至少第一和第二(或任意其他)阻抗变化相互比较并且对于引起最高的阻抗变化的那个人工呼吸设定而言存储或输出对于人工呼吸仪器的操作者的建议或者进行所述人工呼吸设定的自动选择和应用。

本发明还涉及一种用于感测活体在呼吸和/或人工呼吸期间的电特性的装置，包括用于人工呼吸的工具和用于感测活体阻抗的工具以及至少一个控制单元，其中，在使用至少两个能导电的电极的情况下进行阻抗的感测，所述电极感测活体的电特性，其中，用于感测阻抗的工具设置为用于感测在呼吸和/或人工呼吸的时间进程中活体的阻抗变化，其中，用于人工呼吸的工具设置为用于预先给定用于吸气和呼气的呼吸气体行程，其特征在于，控制单元至少暂时地分析处理阻抗信息和呼吸和/或人工呼吸信息，针对至少一次呼吸和/或人工呼吸预先给定第一人工呼吸设定并且在此求取第一阻抗变化，并且随后针对至少一次呼吸和/或人工呼吸预先给定第二人工呼吸设定并且在此求取第二阻抗变化，并且将至少第一和/或第二(或任何其他)阻抗变化相互比较，并且对于引起最高阻抗变化的人工呼吸设定而言存储或输出对于人工呼吸仪器的操作者的建议或者进行所述人工呼吸设定的自动选择和应用。

所述装置的特征还在于，所述装置一体地构造并且包括用于人工呼吸的工具和用于感测阻抗的工具和控制单元。

所述装置的特征还在于，所述装置多件式地构造，并且用于人工呼吸的工具和用于感测阻抗的工具和控制单元在空间上分开地布置并且在功能上共同作用。

本发明还涉及一种用于感测活体在呼吸和/或人工呼吸期间的电特性的装置，包括用于人工呼吸的工具和用于感测活体阻抗的工具以及至少一个控制单元，其中，在使用至少两个能导电的电极的情况下进行阻抗的感测，所述电极感测活体的电特性，其中，用于感测阻抗的工具设置为用于感测在呼吸和/或人工呼吸的时间进程中的活体的阻抗变化，其中，用于人工呼吸的工具设置为用于预先给定用于吸气和呼气的呼吸气体行程，其特征在于，控制单元确定(瞬时)阻抗的斜率，其中，斜率可以具有正值和负值(斜率的极性)或者可以等于零。

替代地和/或补充地，本发明还涉及一种用于在呼吸/人工呼吸的时间进程中通过求取电学阻抗(分布)的图像信息快速地并且有效地求取电学阻抗(EI)的方法和装置。

附图说明

图1以示意性示图示出根据本发明的装置；

图2以示意性示图示出人工呼吸仪器的基本结构；

图3示意性示出在呼吸期间胸部的阻抗的变化曲线；

图4示意性示出在显示器的区域中在呼吸期间胸部的阻抗的变化以及控制单元；和

图5示意性示出在呼吸期间胸部的阻抗的变化曲线。

具体实施方式

图1示意性示出装置(100)，其具有布置在患者(90)上的人工呼吸仪器(20)和阻抗监视器(30)，所述阻抗监视器可以是人工呼吸仪器的一部分或者是优选在功能上与人工呼吸仪器共同作用的单独仪器。阻抗(40)的测量基于能导电的电极(31)的使用，所述能导电的电极主动地或被动地感测人体(90)的电行为。

连续或分阶段测量或者说确定的阻抗(40)允许在呼吸期间或在人工呼吸的情况下分析处理胸部阻抗的变化。

在根据本发明的阻抗监视器(30)中，向胸部的皮肤施加电流，以便在胸部中建立电场。根据本发明，2、4、8、16、32或更多个电极(31)围绕胸腔布置并且用于测量由场引起的电位。使用所测量的电压，以便在使用算法的情况下求取胸部电学阻抗的变化。放弃阻抗分布的求取和放弃图像数据的费事计算能够实现阻抗信息的非常快速且成本低廉的应用。

根据本发明，求取阻抗相对于基本或参考确定的变化。例如，在呼吸/人工呼吸过程中求取阻抗的变化，其中，阻抗随着吸气上升并且随着呼气下降。这种相对方法消除了如EIT技术中常见的从关于胸部形状、电极位置或身体组成的假设而产生的误差。

因此，阻抗变化不显示其绝对值。

根据本发明，使用限制的电流量(通常为0.5-100mA)，因为仅较小的电流达到最大信噪比。电极例如以等距的距离分布在围绕胸腔或在胸腔上的离散物理位置处。

电极(31)可以是绝缘的凝胶电极或ECG电极，其通过单个屏蔽电缆与远程布置的电学电路连接。

图2示出人工呼吸仪器(20)的基本结构。在仪器壳体(1)的区域中布置操作元件(2)和/或操作和信息系统(3)。连接软管(5)通过耦合件(4)连接。附加的压力测量软管(6)可以沿着连接软管(5)走向，该压力测量软管可以通过压力输入管套(7)与仪器壳体(1)连接。为了可以实现数据传递，仪器壳体(1)具有至少一个接口(8、18)。此外，加湿器(21)或者喷雾器(22)可以被适配。人工呼吸仪器具有呼吸气体源(17)。

在连接软管(5)的背离仪器壳体(1)的延长部的区域中例如布置有呼气元件(9)。同样可以使用呼气阀。

人工呼吸仪器(20)可构造为睡眠治疗仪器、高流量仪器、麻醉仪器、诊所或家庭或紧急呼吸仪器。

此外，图2示出了构造为呼吸面罩(10)的患者接口。在病人头部区域中的固定可以通过一个头罩(11)实现。患者接口(10)在其面向连接软管(5)的延伸部的区域中具有耦合元件(12)。患者接口例如也可以构造为管或其他接口。

通过接口(8、18)可以输入和/或输出数据，例如死腔体积。这些接口可以电缆连接地、作为红外接口、作为蓝牙接口或USB实现。优选地，还设置有卡槽。接口(8)也可以实施为LAN接口或者实施为用于连接到互联网或者连接到患者监视器或者EI仪器(30)的其他接口。在仪器壳体的区域中，氧气接通阀可以适配于用于人工呼吸的装置。可以考虑，积聚附加具有氧气的呼吸气体，以便改善患者供给。

根据本发明的人工呼吸仪器(20)这样设计，使得所述人工呼吸仪器可经由软管和患者接口与患者相连接，以便提供人工呼吸。所述人工呼吸仪器包括呼吸气体源(17)，该呼吸气体源例如构造为具有风扇叶轮的电动机或者具有至少一个阀的压缩气体接头。人工呼吸仪器具有用于求取呼吸气体的压力和/或流量和/或体积(23、24)的装置。控制单元(19)这样设计，使得其例如对于每个呼吸循环而言基于针对参数压力和/或流量和/或体积的预先确定的值和/或测量信号来确定呼吸气体参数并且这样调节呼吸气体源，使得应用呼吸气体参数。控制单元可以受控地预先给定和/或在考虑测量信号的情况下至少部分地辅助或自适应地预先给定人工呼吸的参数。

控制单元(19)例如这样设计，使得其确定呼吸气体的当前的压力和/或流量和/或体积。当前值可以显示在显示器(3)上。

此外，控制单元(19)将这样的由用户预先给定的参数值(如上压力极限和下压力极限或者每时间单元的最大可容忍的呼吸困难次数或者最大可容忍的泄漏)与当前值比较并且生成用于与预先给定的偏差的用户信息。用户信息优选通过操作和信息系统(图3)以图形方式可视化。

为此，人工呼吸仪器(20)具有(气动的或电子的或光学的)压力测量输入端和压力传感器(23)。

控制单元(19)例如设置和构造成用于识别阻抗的变化并且由此操控人工呼吸仪器来预先给定人工呼吸参数。

在超过或低于用于阻抗的阈值时，控制单元(19)例如生成用于人工呼吸仪器(20)的控制信号以用于预先给定吸气的或呼气的呼吸气体压力。如果超过或低于用于阻抗的阈值，那么控制单元(19)例如替代地生成用于人工呼吸仪器(20)的控制信号以用于结束吸气的或呼气的呼吸气体压力的预先给定。

图3示意性示出在呼吸期间胸部的阻抗(40)的变化曲线。示出了阻抗的和信号的变化，其中，和信号随着吸气(38、38’)上升并且随着呼气下降。在此，阻抗在没有单位的情况下被绘制为相对阻抗(40)。阻抗监视器(30)以例如每秒6-200次测量的频率感测例如胸部的阻抗(40)。软件由测量值产生相对阻抗(40)。

阻抗以呼吸/人工呼吸的节奏在最大阻抗(38)和最小阻抗(37)的值之间交替。阻抗的连续记录允许确定在每个时间点(瞬时)的阻抗的斜率(45)。在此，斜率可以具有正值和负值(斜率的极性)。可看出，斜率(45)随着接近最大阻抗(38)或最小阻抗(37)的值时减小，并在某个时间点到达斜率基本上为零(46)并随后再次增加的点。

因此，控制单元(19)优选被构造用于确定阻抗(40)的斜率(45)。控制单元(19)也被构造用于确定斜率的极性。

因此，控制单元(19)优选也被构造用于感测阻抗(40)的斜率(45)的变化。控制单元(19)还被构造为感测阻抗(40)的斜率(45)的平坦部，其中，控制部将斜率(45)的平坦部解释为接近最大阻抗(38)或最小阻抗(37)的值。控制单元(19)还被构造为，在识别出阻抗(40)的斜率(45)的平坦部之后求取在斜率基本上为零(46)并随后再次上升的点的过渡。控制单元(19)也被构造用于将斜率基本上为零(46)的点解释为最终呼气阻抗(37)和/或最终呼气阻抗(38)。控制器(19)还被构造用于在具有第一极性的斜率中识别阻抗(40)的斜率(45)的平坦部(其可趋近于零(46))并随后识别具有第二极性的斜率。控制单元(19)还被构造用于将斜率的极性的变换解释为最终呼气阻抗(37)或最终吸气阻抗(38)的区域。控制单元(19)也被构造用于将斜率的极性变换解释为触发时间点的区域。控制单元(19)还被构造用于由所述斜率的极性确定是否存在吸气或呼气。

为了进一步分析处理，例如观察最终呼气阻抗(37)和/或最终吸气阻抗(38)。最终吸气阻抗(38)是吸气结束时的阻抗。对于吸气阻抗(38)，可以确定和/或自动地求取阈值(48)。低于阈值(48)的吸气阻抗(38)被分析处理为错误触发(38’)。在此，患者努力吸气并不导致(通过人工呼吸仪器的)吸气。

与此类似地，也可以限定和使用对于最小的呼气阻抗(37)的阈值(49)。阈值也可以是平均阻抗(47)。根据本发明，错误触发(38’)被记录和存储和/或被传输给人工呼吸仪器(20)和/或阻抗监视器(30)。所述错误触发(38’)可以由人工呼吸仪器(20)和/或阻抗监视器(30)在显示器(3)的区域中直接可视化或者可检索地存储。

根据本发明，所述错误触发(38’)可以作为单位时间的错误触发(38’)的数量被存储和输出。根据本发明，阈值(48、49)被预设和/或可以由用户确定，和/或，可以至少根据最大的阻抗至少部分地进行自动适应性调节。阈值(48、49)可以是最大阻抗(38)的百分比，例如在最大阻抗(38)的66％至33％的范围中，或在最大阻抗(38)的75％以下的范围中，或在最大阻抗的50％以下的范围中。阈值(48、49)也可以根据最小阻抗(37)确定，例如最小阻抗(37)必须超过至少40％或者超过至少70％，以便推断出没有错误触发(38’)。

根据本发明，也考虑使用错误触发(38’)，以便自适应地改变人工呼吸设定，例如压力、频率、体积以及传感器的灵敏度，使得错误触发(38’)的数量减少。

图4在上方示意性示出在显示器(3)的区域中在呼吸期间胸部的阻抗(40)的变化。为了进一步分析处理，例如示出了最终呼气阻抗(37)、最终吸气阻抗(38)。此外，显示器(2)在下面示出了人工呼吸仪器的预先设定值或传感器的测量值的变化曲线，所述变化曲线在此相应于具有吸气压力(28)和呼气压力(27)的压力变化曲线。同样插入的是时间点信息(t)，其将阻抗曲线和人工呼吸预先给定值的曲线可视化地连接。在图4的下部尤其可以识别控制单元(19)，其收集和处理用于显示阻抗(40)和人工呼吸/呼吸的变化曲线的必要的测量值和信息。

图5示意性示出在呼吸期间胸部的阻抗(40)的变化曲线。在此，阻抗在没有单位的情况下被绘制为相对阻抗(40)。阻抗监视器(30)以例如每秒60次(或20-100范围内)测量的频率感测例如胸部的阻抗(40)。软件由测量值建立相对阻抗(40)并且将其例如作为数值再现。为了进一步分析处理，例如使用最终呼气阻抗(37)、最终吸气阻抗(38)和阻抗变化(39)。

阻抗变化(39)是最终呼气阻抗(最低)和最终吸气阻抗(最高)的差；所述阻抗变化表示一次呼吸之内的胸部阻抗的变化。阻抗变化(39)的增加表明呼吸体积的增加。粗略地简化了肺部的通气。

最终呼气阻抗(37)是呼气结束时的阻抗。最终吸气阻抗(38)是吸气结束时的阻抗。

根据本发明，也可以考虑使用最终呼气阻抗(37)，以便自适应地改变人工呼吸设定，例如压力、PEEP、呼气中的压力控制、频率、体积和/或传感器的灵敏度，使得最终呼气阻抗(37)减小。

根据本发明，也可以考虑使用最终呼气阻抗(37)，用于设定最佳的PEEP。为此，针对至少一次呼吸或者多次呼吸预先给定第一PEEP压力，并且在此求取第一最终呼气阻抗(37)。随后，针对至少一次呼吸或者多次呼吸预先给定第二PEEP压力并且在此求取第二最终呼气阻抗(37)。根据本发明，在该意义上可以预先给定多个PEEP压力并且求取多个相应的最终呼气阻抗(37)。随后，将至少第一和第二(或任何其他)最终呼气阻抗(37)相互比较。对于引起最小的最终呼气阻抗(37best)的那个PEEP压力(41best)而言，存储或输出对于人工呼吸仪器的操作者的建议，或者进行该PEEP压力(41best)的自动选择和应用。

为此，针对至少一次呼吸或为多次呼吸预先给定系统的不同的PEEP压力。

根据本发明，也考虑使用最终吸气阻抗(38)，以便自适应地改变人工呼吸设定，例如压力、PEEP、吸气中的压力控制、频率、体积和/或传感器的灵敏度，使得最终吸气阻抗(38)增加。

阻抗监视器可以由时间进程中的最终呼气阻抗(37)和最终吸气阻抗(38)的交替确定呼吸/人工呼吸的频率(35)。

最高的最终吸气阻抗(38)可以用作为用于控制通过人工呼吸仪器(20)的随后的呼气的触发标准(34)。最低的最终呼气阻抗(37)可以用作为用于控制通过人工呼吸仪器(20)的随后的吸气的触发标准(34)。

阻抗变化(39)反映肺中的通风变化。根据本发明，可以进行整个肺部的观察，以及针对腹侧和背侧或任意的肺部区段进行分开的分析处理。

阻抗变化(39)的增加反映呼吸体积的增加。

根据本发明也考虑使用阻抗变化(39)，以便自适应地改变人工呼吸设定，例如压力、PEEP、呼气中的压力控制、频率、体积和/或以及传感器的灵敏度，使得阻抗变化(39)增加。

为此，针对至少一次呼吸或者多次呼吸预先给定第一PEEP压力并且在此求取第一阻抗变化(39)。随后，针对至少一次呼吸或者多次呼吸预先给定第二PEEP压力并且在此求取第二阻抗变化(39)。根据本发明，在该意义上可以预先给定多个PEEP压力并且求取多个相应的阻抗变化(39)。随后，将至少第一和第二(或任何其他)阻抗变化(39)相互比较。对于引起最高阻抗变化(39c)的那个PEEP压力(41c)而言，存储或输出对于人工呼吸仪器的操作者的建议或者进行该PEEP压力(41c)的自动选择和应用。

根据本发明，也考虑使用阻抗变化(39)，以便自适应地改变至少一个人工呼吸设定(42)，例如压力、PEEP、呼气中的压力控制、频率、体积和/或以及传感器的灵敏度，使得阻抗变化(39)增加。

为此，针对至少一次呼吸或者多次呼吸预先给定第一人工呼吸设定(42)并且在此求取第一阻抗变化(39)。随后，针对至少一次呼吸或者多次呼吸预先给定第二人工呼吸设定(42)并且在此求取第二阻抗变化(39)。根据本发明，在该意义上可以预先给定多个人工呼吸设定(42)并且求取多个相应的阻抗变化(39)。随后，将至少第一和第二(或任何其他)阻抗变化(39)相互比较。对于引起最高阻抗变化(39a)的那个人工呼吸压力设定(42a)而言，存储或输出对于人工呼吸仪器的操作者的建议或者进行该人工呼吸设定(42a)的自动选择和应用。