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您当前的位置： 用于教学和培训的肺模拟器的制作方法
2021-01-25 18:01:39|
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起点商标网 本发明涉及一种用于教学和培训以提升患者安全和护理质量的肺模拟器。这种肺模拟器包括物理肺模型。具体地，本发明涉及根据权利要求1的前序部分的一种用于培训和教学的物理肺模型（plm）。
背景技术：
：：“医疗过失——在美国的第三主要死亡原因”（英国医学杂志bmj2016;353:i2139）。该可怕的情形在由美国医学研究所的第一次警示报告之后持续多于十年。当今医院特点为增加的成本压力、更病弱的患者和整体减少的职员。此外，人员变动，特别在重症护理医学领域，促成当今临床医师所面临的挑战的增加。诸如复杂的机械通气机的先进技术是可用的，然而，由于让人生畏的复杂性，它们的潜力常常保持仍未被开发。此外，没有多少时间来学习机械通气机的细节，并且如果有时间，就可在稳定的患者上方便地做培训。由初学的使用者在患者上探究现代机械通气机的潜在地挽救生命和有益的微调能力是接近于不可能的。因而，这些益处在临床实践中保持仍未使用。此外，在罕见的和威胁生命的情形中的适当的通气机设定不能在稳定的患者中实践——并且因此当它们发生时仍然存在要被解决的威胁，其具有不能够预测的后果。因此当机械通气机的能力能够在既逼真又可负担的肺模拟器上被探究时，对临床医师和患者同样都具有重大的益处。当今许多简单的机械肺是以合理的成本可用的，以探究机械通气机的基本的功能。一个这种设计在us4,430,893中被公开，并且包括袋子的集合，其由弹簧压缩并且通过气动阻抗器（resistor）连接到共用气道。虽然这些简单的机械肺是可负担的并且广泛可用的，但它们缺乏许多对培训和教学逼真情形而言必要的特征。已知的是，如果完全沉浸的话，换句话说，如果模拟器表现得如真实的患者，那么模拟培训是最好的。由于这个原因，具有尽可能接近于生理学（physiological）真实性的模拟器是有利的。由于这个原因，逼真的模拟器有利地具有至少下述能力：通过解剖学上正确的气道的进入（access），实际的空气和氧气混合物的使用，真实患者的形状和尺寸，能够被通气或自主呼吸或其组合，显示血氧不足和呼吸困难的征象，以及用貌似真实的压力、容量（volume）和气体成分作出响应。例如，如果患者被提供有一些形式的呼吸支持，支持的等级（level）将会被映射在患者的氧合作用上。简单的机械肺，例如在us4,430,893中被公开的那种，远达不到所述的需求。由于这个原因，最近开发了所谓的高保真度模拟器，并且其如在例如us5,975,748或us6,921,267中所公开的。这些模拟器中的一些允许部分的模拟（meti、laerdal、asl5000、us5,975,748）并且仅与操作者组合工作，所述操作者改变响应于治疗的生理学变量中的一些。一些模拟器能够做出实际的治疗响应，例如us2014/0099621。无论能力怎样，这些高保真度肺模拟器一致地使用昂贵的技术，并且由于经济原因，广泛的使用受到限制。因此，它们在教学和培训以及特别是在护理质量的提高上的影响是远低于最佳的。虽然高保真度的成人肺模拟器是便利地可用的（虽然以高成本），但现实的（real-life）肺的新生儿肺模拟器却并不是这样。原因仅仅是技术的挑战，其由于在下面进一步提供的原因而使小型化困难。对于可负担但又（尤其是模拟初生儿的肺的）逼真的高保真度的肺模拟器具有明确的需要，以用于教学、培训并且因而提高护理质量。本领域技术现状肺模拟器提供机会从而用典型用于人类患者的响应推动气体到它们内侧。这个响应可以包括气体压力、吸入和呼出的气体流量、呼出容量中的co2浓度、呼出容量的氧气浓度、模拟的血液氧气含量的征象和症状、呼吸速率或甚至心脏速率。肺内的压力通过推动空气到肺内侧而创建。容量和压力之间的关系被已知为顺应性（compliance）crs、cl或cw，通常以ml/mbar的单位给出。在健康的成人中，正常的总体呼吸顺应性（其为肺和胸壁的总体）是大约60ml/mbar。在初生儿中，总体呼吸顺应性是大约3ml/mbar。在新生儿中，呼吸顺应性可以低如1ml/mbar。如在本领域技术中已知的，一个、两个或若干人工肺隔室能够并联地连接以模拟一个或更多肺的隔室。这些不同的肺隔室能够被不同的马达驱动，由此创建不同的特点。通常，这些肺容量通过管被连接到口（也被称作气道开口），从而模拟气管，所述气管也被称为“气道”。当容量、流量、压力和/或气体成分改变时，这种模拟的气体交换的结果在气道开口处是立即可见的。病弱的患者中的顺应性不是线性的，它随肺容量、疾病的程度（见图2）以及疗法而改变。一些肺模拟器借助于马达创建非线性，其包含在设计中以模拟这种非线性。吸入和呼出的空气流量由呼吸系统顺应性crs、已知为“肌肉压力”pmusc的患者的呼吸活动以及对空气流量的阻抗（resistance）raw管控。呼吸活动能够由电动马达或气动装置创建并且以呼吸的深度和呼吸的速率表示，所述呼吸的深度创建被称为潮气容量（tidalvolume）（vt）的肺容量中的周期性增加，呼吸的速率rr表示为每分钟的循环。在本领域技术中已知的是，添加附加的管道到肺容量创建了无效空间（deadspace）vd和气道阻抗raw两者。限制气道的直径增加raw。在健康的成人中，典型的气道阻抗是大约5mbar/(l/s）（即毫巴每（升每秒））。在初生儿中，这个阻抗可以高如40mbar/(l/s)或在新生儿中甚至超过100mbar/(l/s)。限制气道以模拟气道阻抗在本领域技术中是已知的。模拟器一呼出，就添加已知量的co2到肺，或肺就在气道开口处创建co2。这是可预料的并且是模拟肺模拟器的代谢活动的已知的方法。肺的部分可能在疾病中衰竭并且停止促成气体交换。因此，动脉血液不再承载足够的氧气，这能够用例如脉搏血氧计或用建立的血液气体分析来测量。正常情况下，血液中氧气的饱和度接近于100%并且由血液气体分析所报告的分压力（partialpressure）接近于吸入的气体混合物的氧气分压力减去呼出的二氧化碳的分压力。显见的肺衰竭能够由驱动折皱壳（bellows）或活塞的马达模拟、能够被测量，并且在动脉氧气含量上的效果能够被计算并且报告给受训者。如果受训者采取适当的行动例如通过增加呼气末压力等级（peep）以增加肺容量，并且肺模拟器被编程以响应，则肺容量能够被恢复，血液中的氧气上的结果能够被计算并且报告给受训者。这样，肺模拟器响应于治疗并且提供期望的现实的效果。低保真度模拟器通常是由橡胶或硅酮制成的袋子，其能够接受某些容量并且能够耗取由这些袋子的材料特点限定的某些压力。us8128411和us2007/0122784公开了这些简单的系统。顺应性和/或阻抗能够通过移动杆和旋转把手被手动地改变到期望的位置，从而使得能够模拟不同的患者。然而，这些低保真度模拟器不具有测量能力，不能模拟非线性的肺的顺应性，不模拟自主呼吸，不提供任何测量数据并且缺乏对于治疗的生理学响应。高保真度模拟器总是用使用电动或气动的马达致动的折皱壳和/或活塞模拟肺容量和呼吸。典型的设计在verbraak等人（verbraak,afm,beneken,jew,bogaardjm,versprillea:computer-controlledmechanicallungmodelforapplicationinpulmonaryfunctionstudies.med&biuolengcomput1995,33,776-783）中公开，其具有数个折皱壳，这些折皱壳用作肺空间（lungspace）和/或那些肺空间的驱动器，并且所述折皱壳与彼此连接以代表肺部力学。在wo9712351或us5975748中所公开的另一方案使用活塞以代表肺容量，所述活塞由马达驱动以创建必要的压力。在现在的本领域技术现状中，例如在us2014/0099621或us5975748中，这些折皱壳或活塞的一些物理特点例如它们的弹性或摩擦分别是不期望的并且需要被测量和补偿的。必要的传感器和致动器显著地增加了设备的整体成本。虽然这些模拟器提供真实的肺模拟，但这些模拟器的成本对于广泛开展施用是过高的。高保真度肺模拟器总是大的，因为肺的许多功能需要被通过技术来实施。us6921267中公开了一个示例，其中技术部分包括在成人尺寸人体模型下方的完全尺寸的床。甚至紧凑的发明诸如us2014/0099621仍然占用太多空间以至于不能装配到成人身体内。高保真度肺模拟器是反馈控制设备。因为使用的部件的自然频率接近于呼吸模式（自主或由外部制疗设备创建的）的频谱分量，所以反馈控制是固有地不稳定的。因此，非自然的振荡可能发生，其致使现实的模拟变得没有真实感。总的来说，本领域技术现状的肺模拟器遭受来自以下的缺陷：-低保真度肺模拟器缺乏显著特征（见以上描述的细节）；-高保真度肺模拟器优选地处理以下的问题：◦折皱壳的特点是不期望的并且应该被抵消，◦当使用活塞类型的布置时，摩擦力提出了对于反馈控制的特殊挑战，◦需要特殊装置以减小轴承摩擦，例如使用两个折皱壳以平衡力或使用滚动密封件（rollingseal）；-用于线性马达、滚动密封件和其它装置以使高保真度模拟器的设计可行的成本是高的；-本领域技术现状的高保真度模拟器使用反馈控制以实现期望的特征——反馈控制由于以上给出的原因是固有地不稳定的并且产生扰乱受训者的信号噪声；-模拟培训在许多医院中仍然不是可用的，因为可负担的模拟器是低保真度的并且不合适用于先进的培训，并且高保真度模拟器太昂贵；-因为高保真度肺模拟器仅对于现代通气机的少数、高效的培训是可用的，并且因此在护理质量上的影响是有限的；-高保真度肺模拟器的尺寸使得它们几乎不能装配到成人尺寸的人体模型内——减小到新生儿的尺寸是近乎不可能的。发明目的本发明专注于这些缺陷而保留了对创建现实的、高保真度的和完全沉浸的培训体验必要的特征。目的是使高保真度模拟培训在所有的医院以合理的成本可用。本发明的进一步的目的是减小高保真度肺模拟器的尺寸以装配到人类（特别是新生儿）尺寸的人体模型内。然而进一步的目的是使用没有反馈控制的方案以便避免非自然的信号噪声。技术实现要素：本发明通过提供根据权利要求1的物理肺模型满足前述的需要和目标，肺模拟器包括根据权利要求20所述的物理肺模型和根据权利要求18所述的模拟肺力学（lungmechanics）的方法。所公开的是用于培训和教学的物理肺模型（plm），其包括-肺隔室，其由以下界定：-可扩大和可减小的活塞（即例如可扩大和可减小的折皱壳），其用于扩大和减小肺隔室的容量，-盖子，其密封活塞的（延伸的）第一端部，-支撑体，其承载活塞，其中活塞的（延伸的）第二端部密封地附接到支撑体；以及进一步包括：-气道，其从肺隔室引导到气道开口，其中-机械停止器被附接到活塞并且将所述活塞分开（partition）成为第一可扩大和可减小的区段以及第二可扩大和可减小的区段，机械停止器在肺隔室的扩大期间描述（describe）移动路径，以及-杆被安装用于在肺隔室的扩大期间在移动路径上的预限定的点处阻碍停止器的移动以及因此限制肺隔室的扩大。具体地，物理肺模型可以包括一个或若干肺隔室、一个或若干机械停止器以及一个或若干杆，因此，其包括至少一个肺隔室，至少一个机械停止器以及至少一个杆。机械停止器在可扩大和可减小的活塞部分内固定在活塞处并且，因此，当活塞被压缩或被扩大时，所述机械停止器相对于活塞的端部横向地移动。特别地，由于活塞的第二端部被固定地附接到支撑体，所以机械停止器相对于活塞的所述第二端部移动以及因此相对于支撑体移动。借助于杆，所述杆能够被设定以在一些程度上阻碍机械停止器的移动，实验者能够部分地限制活塞的扩大或减小的移动，以便模拟患病或损坏的肺的状况。借助于所述杆，实验者能够设定或模拟物理肺模型的特定的顺应性响应。物理肺模型（plm）使得使用者能够模拟改变的（通常是减小的）肺膨胀性的效果，特别是减小的肺的顺应性的效果。有利地，活塞包括恢复力，用于恢复活塞的长度。优选地，活塞在轴向方向上是弹性的，并且因此——如果没有外部地施用的力阻止它——活塞能够恢复它的闲置（idle）的形状并且因此恢复它的闲置的休止长度（restinglength）。具体地，活塞在它可扩大和可减小的同样的方向上是弹性的。具体地，为了在所述停止器的移动路径上的任何期望的位置处设定所述预限定的点的目的，杆是可调整的。这样，不同程度的疾病或损坏可以通过在所述移动路径上设定不同的杆位置而被模拟。有利地，杆能够通过调整杆和机械停止器之间的距离被调整或设定。在物理肺模型的操作期间，优选地，杆能够通过调整杆和机械停止器之间的距离而被调整或设定。在扩大和减小活塞期间，当杆和机械停止器不触碰彼此时，杆不干预活塞的压缩或扩大。然而，当杆阻碍机械停止器的移动时，活塞的减小或扩大的特性改变。有利地，机械停止器和杆被布置在肺隔室的外侧。这样物理肺模型的构造能够被保持相对地简单，因为没有另外的密封问题。根据权利要求1至4中的任一项所述的物理肺模型，其特征在于，杆由马达驱动，优选地由线性伺服马达驱动，以用于调整杆的目的。这允许通过例如计算机的杆的自动设定。有利地，活塞是波纹（corrugated）活塞。优选地，波纹活塞具有波纹横向区域，使得活塞能够在轴向方向（即轴向延伸）上被压缩以及被延伸。同时，优选地，在垂直于所述轴向方向的方向上，波纹活塞基本上维持它的尺寸，具体是它的累积的或平均的尺寸。优选地，活塞是管状的（或筒状的），在它的轴向延伸（即纵向延伸）上是可扩大和可减小的。具体地，活塞是管状，其具有波纹横向区域，使得活塞能够在轴向方向（即轴向延伸）上被压缩和延伸。有利地，活塞是波纹的，其中它包括关于所述轴向方向垂直延伸的褶皱（folds）或波浪（ripples）。波纹活塞包括例如波浪或褶皱（即波纹区域），据此，活塞在它的轴向方向上是可减小的和可扩大的。可选地，机械停止器被附接到波纹活塞的波浪或褶皱或在两个波浪或褶皱之间。机械停止器，其在可扩大和可减小的活塞部分内（例如具体地固定在波纹区域内，即在波纹活塞壁处）固定在活塞处，并且因此当活塞被压缩或被扩大时，所述机械停止器相对于活塞的端部横向地移动。此外优选地，波纹活塞包括恢复或弹性特性，使得波纹活塞在它的轴向方向上作用为弹性的。具体地，波纹活塞是弹性的，其中它具有通过扩大或减小它的长度以反应于扭曲干预（诸如压缩力或牵拉力）的能力，以及当该干预或力被移除时返回到它的原始的尺寸、形状和长度的能力。有利地，盖子是刚性盖子。这意味着盖子是非柔性的，使得在活塞的压缩和扩大期间盖子不弯曲，而是保持在它的原始的形状。优选地，在物理肺模型中，提出了允许确定肺隔室的容量和/或随时间的肺隔室的容量改变的装置。优选地，在物理肺模型中，提出了如下装置，具体是测量和计算装置，其允许确定盖子的位置和/或盖子的位置的改变，以及基于此允许确定肺隔室的容量和/或随时间的肺隔室的容量改变。优选地，绳以一个端部固定到盖子以及以另一端部卷起在卷筒上，以及旋转编码器耦合到卷筒。优选地，旋转编码器用于测量卷筒的旋转以及，因此，用于确定盖子的位置或位置的改变。如果绳一直是被拉紧的，则盖子的位置或位置的改变能够被确定。优选地，马达驱动卷筒以将绳卷起。有利地，马达由恒定电流（例如由第一预确定值的恒定电流）控制以保持绳被拉紧（即使得绳不是松弛的或松散的），以及可选地此外马达是可控制的（例如通过施用具有比所述第一预确定值更高的值的电流）从而以预确定的力牵拉盖子以模拟患者的自己的吸入努力。当马达由第一预确定值的恒定电流控制以保持绳被拉紧而与此同时不牵拉盖子以模拟患者的自己的吸入努力时，然后恒定电流的所述第一预确定值是在阈值以下，使得马达的牵拉力比阈值或活塞的弹性力更弱并且，因此，马达的牵拉力太弱而不能引起活塞的压缩或扩大。如果活塞在轴向方向上是弹性的，它就提供恢复力，所述恢复力当活塞关于它的闲置的或放松的状态被压缩时作用以扩大活塞或当活塞关于它的闲置的或放松的状态被伸展时作用以减小活塞。例如，优选的是，支撑体成形为大于活塞（例如活塞的外直径）的筒（例如具有内直径），所述支撑体在第一端部处包括覆盖板并且在第二端部处承载活塞，并且支撑体和活塞互相地布置，使得活塞容纳在支撑体的筒内。有利地，物理肺模型被设置（construed）成使得当减小活塞时，隔室的容量被扩大。并且因而，物理肺模型也被设置成使得当扩大活塞时，隔室的容量被减小。支撑体包括在第一端部上的覆盖板和在第二端部上的密封件，活塞以它的第一端部附接在密封件上，而活塞的第二端部用盖子封闭。因此，支撑体和活塞形成肺隔室。具体地，活塞容纳在支撑体的筒内，使得具有它的盖子的活塞的外部侧面向肺隔室的内侧，并且使得具有它的覆盖板的支撑体的内部侧面向肺隔室的内侧。在示例中，支撑体被成形为具有大于活塞的外直径的内直径的圆筒，所述活塞也可以被成形为圆筒。有利地，活塞同轴地容纳在支撑体的筒内。优选地，气道经由支撑体退出肺隔室，最优选地，气道经由筒形支撑体的覆盖板退出肺隔室。有利地，支撑体是刚性的。优选地，覆盖板也是刚性的。这里刚性的意味着支撑体和覆盖板是非柔性的，使得在活塞的压缩和扩大期间支撑体和覆盖板不弯曲，而是保持在它们原始的形状。优选地，肺隔室包括例如用于co2的气体供给源的入口。有利地，所述入口接近筒形支撑体的第二端部布置或者在筒形支撑体的第二端部处布置。优选地，气体供给源的入口装备有压力传感器。有利地，气道装备有至少一个阀。用所述阀，通过流量限制器到肺隔室内的空气通道的尺寸可以被调节。优选的是，气道包括至少两个流量限制器的歧管以及可选地流量限制器装备有阀。用所述阀，通过流量限制器到肺隔室内的空气通道的尺寸可以被调节。有利地，气道包括压力传感器，优选地接近气道开口或在气道开口处。有利地，肺隔室包括肺泡压力传感器。优选地，肺隔室的肺泡压力传感器接近筒形支撑体的覆盖板装配或者在筒形支撑体的覆盖板处装配。有利地，肺隔室包括肺泡氧气传感器，优选地，肺隔室的肺泡氧气传感器接近筒形支撑体的覆盖板装配或者在筒形支撑体的覆盖板处装配。活塞可以由硅酮制成，具体地由具有接近或等同于人类的肺的弹性特性的弹性特性的材料制成，所述人类的肺的弹性特性例如具有在从1ml/mbar至60ml/mbar的范围内的值，具体地对于新生儿在从1ml/mbar至3ml/mbar的范围内或对于成人在从30ml/mbar至60ml/mbar的范围内。有利地，由于活塞的材料特性，活塞是弹性的。备选地或附加地，活塞的弹性的特性由于它的构造的实施被建立。构造的实施例如可以包括附接到活塞的两个端部并且由此在无偏置的情况下将活塞的两个端部从彼此分开的弹簧装置，但是当活塞关于在无偏置的情况下的它的尺寸或延伸被扩大或减小时，提供恢复力。进一步公开的是优选的用于培训和教学的物理肺模型（plm），其包括肺隔室，所述肺隔室由以下界定：可扩大和可减小的活塞，其用于扩大和减小肺隔室的容量；盖子，所述盖子密封活塞的第一端部；以及承载活塞的支撑体，其中活塞的第二端部密封地附接到支撑体；以及进一步包括气道，其从肺隔室引导到气道开口；由此支撑体被成形为大于活塞的筒，所述支撑体在第一端部处包括覆盖板并且在第二端部处承载活塞；以及因此支撑体和活塞互相地布置，使得活塞容纳在支撑体的筒内。筒和活塞的这种布置具有的优点是，在物理肺模型的操作期间，当活塞被减小时隔室的容量被扩大，以及当活塞被扩大时隔室的容量被减小。有利地，在操作期间这个优选的物理肺模型的活塞一直保持在筒内。进一步公开的是用于治疗和培训的肺模拟器，其包括-物理肺模型（如以上所描述的），-控制单元，所述控制单元读取来自物理肺模型的传感器和状态数据并且设定物理肺模型内的致动器，诸如阀和马达，-生理学模型单元，其将来自物理肺模型的传感器和状态数据与由操作者期望的和输入的数据相比，并且基于生理学和/或病理生理学（pathophysiological）模型为物理肺模型提供修正的设定，-图形用户界面，其接收操作者输入以及呈现经由生理学模型单元提供的物理肺模型的传感器和状态数据。可选地，所述模拟器进一步包括诊断模块，所述诊断模块提供基于来自物理肺模型的传感器和状态数据模拟的患者反应和/或允许执行诊断程序。进一步公开的是模拟肺力学的方法，具体地是施用的压力和导致的容量之间的非线性关系，具体地为了培训和教学的目的，其包括-提供可扩大和可减小的活塞，例如波纹活塞，其具有两个端部，其中-盖子密封地附接到活塞的（延伸的）第一端部，以及-活塞以（它的延伸的）它的第二端部密封地附接到支撑体，-所述支撑体、活塞和盖子形成可扩大和可减小的隔室，使得活塞的第一端部可以在活塞的扩大和减小期间自由地移动，-通过扩大和减小活塞（即可扩大和可减小的折皱壳）扩大和减小所述隔室，用于模拟肺容量的扩大和减小，以及-在隔室的扩大期间，通过阻碍活塞的区段的移动（即通过阻碍活塞的仅一个区段的移动）限制隔室的扩大，用于模拟减小的肺的顺应性，或如果活塞是波纹活塞，则在隔室的扩大期间，通过在至少一个而不是所有的褶皱或波浪的移动路径上的预限定的点处阻碍波纹活塞的至少一个而不是所有的褶皱或波浪的移动而限制隔室的扩大，以用于模拟减小的肺的顺应性。具体地，通过阻碍活塞的区段的移动意味着阻碍活塞的仅一个区段的移动，而活塞的另一区段不受所述阻碍的妨碍仍然可以扩大或减小。优选地，当活塞在容量上缩小时，隔室在容量上扩大。在备选的示例中，当活塞在容量上扩大时，隔室在容量上扩大。为了模拟肺力学的方法的目的，有利的是，活塞被提供有机械停止器，所述机械停止器附接到所述活塞，并且由此将活塞划分成为第一可扩大和可减小的区段以及第二可扩大和可减小的区段，其中通过限制所述机械停止器的移动能够阻碍活塞的区段的移动。例如通过附接到支撑体或支撑体和杆的共同支撑的杆限制所述机械停止器的移动。具体地，当活塞是波纹活塞时，为了模拟肺力学的方法的目的，有利的是，波纹活塞被提供有机械停止器，所述机械停止器将波纹活塞划分成为第一可扩大和可减小的波纹区段和第二可扩大和可减小的波纹区段，其中通过限制所述机械停止器的移动能够阻碍波纹活塞的至少一个而不是所有的褶皱或波浪的移动。优选地，为了确定隔室的容量和/或随时间的隔室的容量改变，盖子的位置由旋转编码器确定，所述旋转编码器耦合到马达驱动的卷筒以将绳卷起，所述绳以一个端部固定地附接到盖子，以用于测量卷起的绳的长度的改变，其中马达由（第一预确定值的）恒定电流控制以保持所述绳被拉紧（即使得绳不是松弛的或松散的）。优选地，此外马达被控制（例如通过施用具有比所述第一预确定值更高的值的电流）以用可变的力牵拉盖子，以模拟患者的自己的吸入努力。优选地，物理肺模型被使用，其中人工通气机附接到气道开口以用于施用以及因此模拟人工通气。有利地，患者的呼出被模拟，所述模拟是通过减小所有施用的力使得活塞的延伸能够由于它的弹性特性朝向它的闲置的形状恢复。附图说明参照附图，下文将详细描述本发明，其中，图示地：图1示出根据本发明的物理肺模型（plm）；图2示出两个典型患者的肺内的压力容量曲线：健康的患者（曲线a）和具有肺萎陷的患者（曲线b）；图3示出肺模拟器的系统图和数据流，包括例如图1中所示出的物理肺模型；图4示出波纹活塞的区段；图5示出s形（sigmoid）的力-长度关系（顶部图）和它的成为典型用于人类肺的压力容量曲线（底部图）的转化；以及图6示出根据本发明的备选的物理肺模型（plm）。具体实施方式导致本文所提出的结果的工作聚焦于减小肺模拟器的成本和尺寸。本文提供的用数字表示的（numerical）示例涉及新生儿肺模拟器。然而，本发明能够便利地施用到成人肺模拟器的设计。如从本领域技术现状所知的，肺模拟器包括气腔，所述气腔具有在可膨胀气体隔室中的空气或气体混合物的容量，并且所述肺模拟器包括用于模拟不同患者状况的可适配（adaptable）操作装置。此外，肺模拟器包括用于测量与空气或气体混合物相关的物理参数的值的传感器装置、配置成读取传感器装置的输出以便估算/计算/导出护理者提供的治疗的成功的控制单元，其取决于传感器装置的输出并且基于输入的限定患者的健康状态的生理学和病理生理学参数。如图1中所图示的，在第一个实施例中，肺隔室8由刚性外壳6（例如筒）和至少一个波纹活塞5限定。波纹活塞是筒形的管，其具有横穿管的轴向方向可褶曲的褶皱或波浪。波纹活塞也可以被描述为管状的折皱壳、波纹管或波纹筒。波纹活塞5附接到刚性外壳6，其附接方式使得波纹活塞5的内侧完全地开放到大气。外壳6和波纹活塞5各自在其两个端部之一处装配有闭合物，具体地，外壳6装配有覆盖板29以及波纹活塞装配有盖子21。外壳6和活塞5在附接9处接合以形成肺隔室8。波纹活塞5可以被描述为可压缩和可膨胀管，因此被描述为波纹管。波纹活塞5在一个端部处装配有刚性盖子21，并且在另一端部上开放，从而提供到管的内侧的进入。有利地，该管的容量通过压缩或膨胀而改变。基本上，压缩和膨胀发生在波纹活塞的轴向方向上。波纹活塞5由具有接近或等同于肺的弹性特性的弹性特性的材料（例如硅酮）制成，所述肺的弹性特性例如对于新生儿而言在从1ml/mbar至3ml/mbar（或对于成人而言从30ml/mbar至60ml/mbar）的范围内。到肺隔室8的进入是通过气道开口1提供的，气道开口1经由气道28引导到至少一个入口。在优选的选项中，气道分成具有引导到许多肺隔室入口的多个臂或流量限制器25、26、27的歧管。所述至少一个入口中的每个优选地包括阀，例如螺线管阀（solenoidvalve）。最优选的是两个或更多入口，例如三个入口，所述三个入口具有相应的可控制螺线管阀22、23、24。优选地，阀22、23、24能够被独立地控制。入口优选地定位在外壳6的覆盖板29处。气道开口处的压力（paw）用第一压力传感器2测量，以及肺内侧（即隔室8内侧）的压力（palv）用第二压力传感器3测量。肺隔室8内侧的空气的氧气含量由氧气传感器4测量，例如由测量氧气分压力（pao2）的燃料电池测量。第二压力传感器3和/或氧气传感器4例如附接在覆盖板29处，然而在外壳壁6处的其它位置将是可能的。由于波纹活塞5的可压缩性，所以，例如通过经由气道开口1施用压力，肺隔室8能够在尺寸上变化。高于大气的压力将移动盖子21并且压缩波纹活塞，从而在肺隔室8内制造空间。盖子21的移动指示肺隔室8内的容量和容量改变，并且能够用任何评定所述盖子21的偏移（excursion）的方法测量。测量盖子21的偏移的一个可能性是使用便利地可用的接近传感器，例如威世vcnl4030x01系列（www.vishay.com）。另一可能性将被描述如下。与旋转编码器11耦合的直流马达12装配有滑轮或卷筒13，柔性绳10的一个端部附接在所述滑轮或卷筒13上。柔性绳10的另一端部附接到盖子21的中心。直流马达12机械地附接到刚性外壳6并且被供给有可变电流。直流马达的扭矩由所述电流确定。通过变化所述电流，能够获得不同等级的扭矩。优选地，使用有刷直流马达，因为电流和扭矩唯一地与彼此相关。不需要进一步的校准，因为电流确定电磁场并且电磁场确定机械力，所述机械力包括马达的扭矩。当然，能够完成精确的校准以提高准确性。在本发明中，电流被设定以实现最小的扭矩，以使柔性绳10变直并且以跟随波纹活塞盖子21的移动。所述盖子21一移动，直流马达12就开始转动和缠绕柔性绳10。旋转编码器11测量马达轴的旋转，通常以256、512或更高的增量测量。对于本发明和滑轮13的尺寸，优选地在直径方面为5mm，每转512步是足够的。由于滑轮13的旋转以及因此马达轴的旋转取决于盖子21的移动，所以编码器11提供成比例于波纹活塞5的盖子21的偏移的信号。知道所述第一波纹活塞21的几何形状，就能够从编码器信号便利地计算出容量。通过容量改变除以这种改变的时间间隔能够导出其流量。在实践中，滑轮或卷筒13或更确切地说它的支撑壳直接或间接地附接到外壳体6和覆盖板29或关于外壳体6和覆盖板29固定，以便能够牵拉盖子21。尽管在图1中未示出，这对于本公开是无疑的。以上描述的容量测量的优点是信号稳定性。与容量和流量测量的备选装置相比，本文公开的测量没有偏差。以上描述的容量测量的进一步的优点是能够使用同样的直流马达12以施用呼吸肌活动pmusc。这通过在使绳变直所需的最小扭矩之上添加成比例于呼吸活动的电流实现。任何形式的呼吸活动都能够这样实现。以上描述的容量测量的进一步的优点是能够使用同样的直流马达12以增加波纹活塞5的顺应性。顺应性限定了肺腔8内的压力和容量之间的函数。能够使到直流马达12的电流取决于测量的容量，因而提供创建压力和容量之间的这种函数的装置。当没有压力或力施用到图1中所描述的物理肺模型（plm）时，所有机械部件将移动到由它们的机械特性所限定的位置。这种状态限定为“初始平衡”。在刚性外壳中使用实心（solid）活塞以创建可膨胀的（即可扩大的）空间和容量，这在本领域技术（us5975748）中是已知的。本发明使用弹性的、优选为弹性且波纹状的活塞，所述活塞在一个轴向方向上基本上是弹性的，其具有特定的固有弹性。固有恢复力允许波纹活塞在由外部的力压缩之后在所述轴向方向上重新膨胀，或在由外部的力膨胀之后在所述轴向方向上重新减小。优选地，同时波纹活塞在垂直于所述轴向方向的任何方向上基本上既不是弹性的也不是可膨胀的或可压缩的。优选地，波纹活塞的弹性所在其中的弹性的范围对于要被模拟的患者而言是典型的弹性的范围。对于新生儿，典型的弹性范围是从0.5ml/mbar至5ml/mbar。盖子21被用以密封波纹活塞5的第一端部，以及另外的密封元件9被用以密封波纹活塞5的另一、第二端部。有利地，波纹活塞5包括至少两个联接的波纹区段5a和5b。包括所述至少两个联接的区段5a和5b的波纹活塞5进一步装配有机械停止器7，两个区段5a和5b在机械停止器7处接合。机械停止器7可以被形成为夹置在所述两个区段5a和5b之间并且从其突出到波纹活塞的内侧内的刚性的缘。机械停止器7允许控制或更准确地说减小波纹活塞5的区段中的一个的膨胀。例如，杆20能够被设定以在波纹活塞5的膨胀期间在机械停止器7的移动的路径的期望位置处阻碍机械停止器7。为了调整所述位置，杆20能够由伺服马达14移动，以保持机械停止器7在杆20的末端的位置处在适当的位置。作为结果，仅波纹活塞的第一区段5a能够自由地移动，而第二区段5b的移动被部分地阻碍，并且系统的弹性（即波纹活塞5作为整体的弹性以及具体地活塞区段5a的弹性）因此减小。例如，如果波纹活塞5被划分成为两个等同的部分（诸如5a和5b），并且一个半部被保持在固定的位置，则被模拟的肺的顺应性被减半。优选地，具有机械停止器7和杆20的波纹活塞5被定位，使得对于休止的（没有压力施用到肺隔室）系统而言，在机械停止器7和杆20之间有限定的距离。如果波纹活塞5由外部的力或由马达12移动，则要克服的弹性力由整个波纹活塞5限定。对于健康足月婴儿，这个弹性对应于大约5ml/mbar的呼吸顺应性。波纹活塞5一被足够地压缩使得机械停止器7通过触碰杆20而达到中止（halt），则呼吸系统的弹性就被减小（具体地，如果区段5a和5b基本上是等同的，就减半）。在初始平衡处机械停止器7和杆20越接近，则在系统的顺应性下降之前所需要的容量越低并且肺越“病弱”。能够静态地也能够动态地改变杆20对机械停止器7的进一步的移动进行阻碍的位置。这一方面意味着在物理肺模型不操作时可以设定杆（静态地设定）。另一方面意味着在物理肺模型的操作期间可以设定或调整杆20（即动态地或实时地调整）。为了模拟正在改善或正在恶化的肺的目的，动态的调整特别有利。例如，取决于机械停止器7的移动在它的移动路径中被重复更晚地还是重复更早地阻碍，相应地能够模拟正在改善的或正在恶化的肺。在实践中，杆20或更确切地说它的支撑壳直接地或间接地附接到外壳体6和覆盖板29或关于外壳体6和覆盖板29固定，以便能够阻碍停止器7的移动。尽管在图1中未示出，这对本公开是无疑的。根据图1的实施例的一些特点如下：波纹活塞5的移动能够被杆20干预；波纹活塞5的内侧总是开放（即完全地并且直接地开放）到大气；肺隔室8的膨胀由波纹活塞5的压缩引起；以及波纹活塞5的压缩和膨胀由作用在刚性盖子21上的力限定，所述力例如：由于人工通气被推到肺隔室内（在活塞上的压缩效果）的空气流量、牵拉盖子以模拟患者的自己的吸入努力（在活塞上的压缩效果）的马达力以及波纹活塞的固有恢复力（例如外部压缩力被减小或移除之后弹性活塞的膨胀效果）。为了使波纹活塞系统能够工作，在活塞和它的外壳体之间具有紧密的密封件是必须的。活塞的这种密封被例如用o型圈完成。然而，任何密封方法的使用均强加摩擦力到活塞的移动上，并且这种摩擦在模拟肺力学中是不期望的。通过用密封件9密封波纹活塞5的不移动的端部，本发明克服了这些缺点。包括波纹活塞5的盖子21的波纹活塞5的另一端部自由移动并且不出现任何摩擦，因为在理想情况下在盖子21或波纹活塞5的移动部分与筒状外壳6的内侧壁之间没有机械耦合（因此也没有接触）。波纹活塞5的元件被方便地作为波纹硅酮管实施。基本上，这种波纹活塞仅在一个维度上作用为弹性的，因此仅允许在压缩和伸长的线性轴向方向上的弹性性能。在另一实施中，能够使用被覆盖有密封材料（诸如塑料箔）的弹簧。在又另一实施中，使用与彼此以串联连接的并且由密封材料覆盖的弹簧。第一实施例的功能的描述：在本发明的第一实施例中，波纹活塞5存在于刚性外壳6（例如筒）内。波纹活塞在一个端部9上被密封到筒30的下区部，并且在另一端部上用盖子21封闭。波纹活塞5的内部容量不是肺隔室8的部分，而波纹活塞5外侧是肺隔室8的部分。因而，波纹活塞5的膨胀减少肺腔8的容量（图1），并且波纹活塞5的压缩增加肺腔8的容量。波纹活塞5的压缩增加肺腔8的容量，直到波纹活塞5的区段5a和5b两者都被完全地压缩。在此容量处，无论多多少（howmuchmore）的压力被施用到肺模拟器，盖子21都达到中止。到肺膨胀的所述中止的过渡在肺生理学中被已知为“上拐点（upperinflectionpoint）”（见图2）。肺腔8的压力容量关系由波纹活塞5的压力容量关系确定。在健康的对象中，顺应性大于在疾病中的顺应性，并且对于成人和对于新生儿同样都在已知的范围内。肺模拟器的波纹活塞5的压力-容量特点（顺应性）被有利地选定以代表接近于健康的对象的顺应性的值。适当的机械特点的选择使得添加弹簧或其它元件是非必要的。然而，如果需要添加，另外的弹簧元件能够被添加到波纹活塞，以实现期望的顺应性值。在疾病中，顺应性将取决于疾病的种类而下降。在本发明中，顺应性的这种减少通过用伺服马达14操纵波纹活塞5的移动的自由度而受影响，所述伺服马达14装配有杆20并且被布置成使得所述杆20在由所述伺服马达14确定的某些位置处停止或阻碍波纹活塞的第二区段5b的偏移。当波纹活塞8的第二区段5b的偏移达到这种中止时，仅波纹活塞5的第一区段5a保持自由移动并且能够被完全地压缩。因而，当停止器7触碰杆20时（即当被杆20阻碍时），肺模拟器的有效顺应性立即减小。在压力-容量图中，顺应性中这种突然改变被已知为“上拐点”（在图2中标示为uip）。因此，通过杆20的位置的简单改变，所述“上拐点”能够根据要被模拟的疾病而变化。朝向波纹活塞5的盖子21移动杆20引起所述盖子21朝向刚性外壳29的上端部移动到阀22-24的附近内，所述阀22-24将肺容量与气道开口连接。更进一步移动杆20最终引起所述盖子21触碰所述上端部29。如果是这种情况，则需要某些压力以移动盖子并且以增加肺隔室8的容量。这种压力在压力容量曲线上被称作“开口压力”或“下拐点”，并且被已知存在在疾病中（在图2中标示为lip）。因此，通过杆20的位置的改变，能够真实地模拟肺疾病并且能够实施不同的疾病。如以上所公开的，优选地在本发明中采用划分成为两个区段5a和5b的至少一个波纹活塞5。优选地，波纹活塞5由两个区部5a和5b制成，所述两个区部5a和5b优选地通过机械停止器7与彼此连接。备选地，如果布置成与一样多的杆协作，以用于在波纹活塞的膨胀期间在停止器的移动路径上的两个预确定的位置处阻碍两个停止器的移动，那么用两个机械停止器以交替的顺序接合的波纹活塞的三个区段能够被用以扩展顺应性的值的范围。可选地，机械弹簧元件能够被添加到波纹活塞的单个区段以便创建具有不同顺应性的区段。图2示出两个典型患者的肺内的压力容量曲线：健康的患者（曲线a）以及具有肺萎陷的患者（曲线b）。上面的曲线（曲线a）是健康人的典型的压力-容量曲线：没有明显的下拐点（因为–如果拐点完全是可辨别的–它是在非常低的压力值处）并且上拐点a出现在升高的压力处。下面的曲线（曲线b）是病弱患者的典型的压力-容量曲线：下拐点b是可容易地识别的（相比于曲线a在升高的压力值处），上拐点融合（merge）到最大容量中，所述最大容量比在曲线a中更小很多。直流马达12连同编码器11作用以测量瞬时肺容量以及潮气容量。此外，所述直流马达被用以通过添加电流到直流马达而创建自主呼吸。在哺乳动物中，自主呼吸是通过呼吸肌和辅助肌的收缩引起的，呼吸肌和辅助肌结合实现肺压力相比于外界压力而言的相对减小。肺压力的减小使气体进入肺，即主动呼吸。在本发明中，直流马达12能够在不同的电流等级被提供有电流中的规律性改变，由此直流马达12通过绳10在盖子21上牵拉并且以可变的速率和深度模拟自主活动。这种努力的成功取决于顺应性设定、下拐点、上拐点以及由螺线管阀22-24和气流限制器25-26限定的对气流的阻抗。根据本发明中的计算机化模拟能够容易地模拟呼出的co2，因为吸入阶段和呼出阶段是通过附接到直流马达的编码器连续地测量的。因此，呼出阶段是已知的，并且co2能够被模拟以在呼出期间增加、以在吸入期间减少。备选地，为了通过身体的co2产生及其经由肺腔8的排出的物理模拟，所述肺腔8被装配有连接到管的co2入口，所述管包括经由流量限制器18连接到co2供给源15的电动可控阀19。压力传感器17被方便地添加到流量限制器的上游，并且测量经过具有管道和电动可控阀19的流量限制器18的压力下降。co2供给源15以由压力调节器16调节的压力提供纯co2。co2入口的位置对创建生理学响应是相当关键的，因为co2应该在它通过气道开口1被呼出之前与气腔8内侧的气体混合。为了诊断的目的，在患者中常常测量呼出气体中的co2的含量。如果相比于时间或容量进行测量（measuredagainst），则这种测量总是显示s形的co2曲线。为了创建这种响应，必需将co2入口连接到肺隔室8即肺泡空间（alveolarspace），而不是连接到模拟气道的管道25、26、27、28。优选地，co2入口的连接在肺隔室8关于气道的相对端部处完成。因此，从气道入口最大程度地远离。在如在图6中所描绘的备选的第二实施例中，肺隔室8'由波纹活塞布置的内侧限定。波纹活塞5'在一个端部上由装备有气道28的闭合物板29'封闭，所述气道28例如可以被设计为单个（具体是无分支的）管或为歧管25、26、27。气道28被布置成使得允许进出波纹活塞5'的空气移动。波纹活塞5'在其另一端部上由类似于第一实施例的盖子21'封闭。机械停止器7'附接到所述波纹活塞，有效地在波纹活塞的两个区段5a'和5b'之间创建划分。在实际的实施中，具有类似弹性特性的两个波纹活塞区段可以由在所述两个区段之间的机械装配件7'接合在一起，所述装配件也作用为机械停止器。因此，机械停止器7'可以被形成为刚性的缘，其夹置在所述两个区段5a'和5b'之间，并且从那里突出到波纹活塞5'的外部内。在这个备选的第二实施例中，肺隔室8'仅由波纹活塞5'、波纹活塞5'上的盖子21'以及固定器或封闭板29'界定，波纹活塞5'附接到所述固定器或封闭板29'。气道管道25、26、27、28以及传感元件2、3、4附接到封闭板29'。可选地，波纹活塞被制造有集成的机械固定器29'。在这种情况下，机械固定器29'通常由与波纹活塞同样的材料制成，例如硅酮（silicone）。在这个备选的第二实施例中，如为第一实施例所描述的，使用杆20'以有效地限制机械停止器（7）的自由移动，由此改变肺隔室8'顺应性。还是在这个实施例中，波纹活塞5'的移动能够被杆20'干预。波纹活塞5'的内侧基本上限定肺隔室8'的容量。肺隔室8'的膨胀由波纹活塞5'的膨胀引起。波纹活塞5的压缩和膨胀由作用在刚性盖子21'上的力限定，所述力例如：由于人工通气被推到肺隔室内的空气流量（活塞膨胀效果）、牵拉盖子以模拟患者的自己的吸入努力的马达力（活塞膨胀效果）以及波纹活塞5'的固有恢复力（压缩效果）。如在图6中所示出的，活塞5'被力膨胀。在闲置（即休止）的状态，未图示，活塞5'被减小到短管，其所有褶皱优选地最大程度地折叠（ply）。因而，在这个第二实施例中优选地使用的波纹活塞5'具有休止形状，所述休止形状是短的并且被用力地折叠（因此活塞5'的弹性恢复特性基本上起减小的作用，因此减小波纹活塞5'的长度以便使活塞5'进入波纹更多（morecorrugated）的状态内，即它的休止状态），而与此相反，在第一实施例中使用的波纹活塞5具有休止形状，所述休止形状比较之下更长并且折叠得相对更轻（因此第一实施例的波纹活塞5的弹性恢复力基本上起膨胀的作用，因此扩大波纹活塞5的长度以便使活塞5进入波纹更少（lesscorrugated）的状态内，即它的休止状态）。根据图1的优选的实施例和根据图6的备选的第二实施例之间的比较：总体上，可以说，机械停止器7、7'被附接到波纹活塞5、5'，并且分开波纹活塞5、5'成为第一波纹区段5a、5a'和第二波纹区段5b、5b'。在任何情况下，在波纹活塞5、5'的减小和扩大（即压缩和延伸）期间，机械停止器7、7'描述移动路径。在根据图1的第一实施例中，杆20在波纹活塞5的减小（压缩）期间在移动路径上的预限定的点处阻碍停止器7的移动，并且因此限制波纹活塞5的第二区段5b的进一步的减小（压缩）并且，因而，整体限制肺隔室8的扩大。在根据图6的备选的实施例中，杆20'在波纹活塞5'扩大（延伸）期间在移动路径上的预限定的点处阻碍停止器7'的移动并且，因此，限制波纹活塞5'的区段5a'的进一步的扩大（即延伸）并且，因而，整体限制肺隔室8'的扩大。两个实施例都允许用通常用于健康和疾病的值实施和变化气道阻抗、肺顺应性和上拐点。具体地，通过将杆20、20'移动到不同的位置内，两个实施例都允许改变肺隔室的整体顺应性以及上拐点的位置，由此有效地模拟不同的疾病。通过使马达12、12'以可控制的间隔和可控制的强度在绳10、10'上牵拉，两个实施例都允许以各种等级添加自主呼吸。两个实施例都允许患者参数的测量，这些患者参数例如要在如下描述的生理学模型和结果变量（outcomevariables）的计算中使用的气道压力、肺泡压力、肺泡氧气浓度、肺容量和潮气容量。然而，两个实施例之间有几个不同。第一个不同是，备选的第二实施例不允许有效地添加和改变下拐点（在图2中的lip）。健康肺的特点在于几乎不可辨别的下拐点（llpa）。由于肺是萎陷的并且需要某些开口压力的事实，所以，病弱肺的特点在于清晰可见的下拐点（lipb）。通过将杆20'移动到不同的位置内，在图6中描述的备选的第二实施例允许改变肺隔室的整体顺应性以及上拐点的位置，由此有效地模拟不同的疾病。然而，它不允许修改下拐点，因为波纹活塞区部5b'能够总是独立于杆20'的位置而扩大隔室8'的容量，并且因此不能创建明显的下拐点。对比之下，并且如上所描述的，通过移动杆20位置以及如在先前的章节中所描述的，第一实施例允许添加和修改lip。第二个不同涉及co2产生的模拟。如上所描述的，有利地，co2被从远离（即距一距离）（优选地尽可能远离）气道或气道歧管处注入，以创建生理学模拟结果。在备选的第二实施例中，盖子21'足够地远，然而其自身不参与管道的合适的连接。部件到盖子21'的任何附接将改变所述盖子21'的移动的机械特性，其将是临床可见的并且因此是不期望的。如果管道被附接到盖子21'，优选地它应该以不干预或影响所述盖子21'的自由移动的方式附接。因此，在第二实施例中的co2的注入是技术挑战。第三个不同涉及在不同的位置中布置物理肺模拟器以及将它集成在初生儿或甚至早产婴儿的尺寸的人体模型中的可能性。第一实施例具有如下优点，即，外壳筒6内侧的波纹活塞5由肺隔室8中的压力而处于压力之下。因为压力从波纹活塞5上的所有侧作用，所以波纹活塞5的位置在某种程度上是稳定的，并且波纹活塞5不被压力压靠外壳6的筒壁。优点是，摩擦力是最小的。在备选的第二实施例中，内部压力移动波纹活塞5'到波纹活塞5'的机械特性所引导到的任何地方——其能够导致抵靠周围底架（未在图6中示出）的显著的力，并且因此导致馈送到生理学模型的信号上的伪差，由此产生所模拟现实的失真。一个解决方案是竖直地悬置（suspend）波纹活塞以便不触碰任何物体。然而，如果物理肺模型被集成在小尺寸的人体模型中，则这种悬置是不可能的。此外，备选的第二实施例提供了关于稳定地耦合停止器7'与杆20'的挑战。为了匀称地作用在波纹活塞5'上，优选的是，停止器7'包围波纹活塞5'的整个圆周。因而，杆20'优选地也应该作用在停止器7'上的至少3个、优选地相等地间隔的点上，以实现移动的匀称中止（symmetricalhalt）。这种布置大于波纹活塞直径。在第一实施例中，停止器7能够被集成在波纹活塞5的中心内，并且杆20能够作用在这个中心上。不需要在波纹活塞5的外圆周上添加部件。潜在地，这使得第一实施例比第二实施例更紧凑。肺模拟器在模拟会议（session）中，由培训者根据培训目标设定模拟病理。参数的集合确定给出的病理。在本发明中，培训者使用图形用户界面（gui）36选择某些病理，见图3。所述gui通过数据的集合f将期望的病理生理学模型通信到生理学模型单元pmu35。生理学模型单元pmu具有数个任务：-第一，它将数据f转化成为能够被控制单元cu34施用到物理肺模型plm33的参数的集合d；-第二，pmu35从测量的数据的集合c（例如动脉血液的氧气饱和度）计算“健康状态”或被模拟的患者的输出。结果被通信到gui36（数据e）并且，如果培训者期望如此，结果也被通信到使用诊断模块dm37的受训者（数据g）；-第三，如果来自所述控制单元cu34的数据c指示参数的变化作为受训者的行动的结果并且能够从所述数据c推断，则pmu重新计算参数的集合d。重新计算的参数的集合d能够模拟或者情形的改善（如“治愈”）或恶化。例如，哺乳动物的呼吸速率取决于呼吸系统的机械特点，并且如果受训者改变疗法以使肺顺应性更好，则患者通常通过速率的降低和呼吸容量的增加而响应。速率的这种改变由pmu计算。图3的系统图描绘肺模拟器，该肺模拟器具有它的元件和它的数据流。肺模拟器包括物理肺模型plm33。该plm的细节在图1中给出，备选的plm在图6中给出。在图3中，为了清晰的原因，气道开口1和供给源32（诸如co2和电力）被明确地标示。控制单元cu34读取来自plm的传感器和状态数据（数据a）并且设定在plm内的致动器（数据b）。生理学模型单元pmu35融合来自plm的数据（c）和操作者所期望的病理生理学（f）以使用生理学和病理生理学模型得出plm的内部设定（d）。图形用户界面gui33接受来自操作者的患者的选择、选择生理学模型并且将这个信息提供到pmu（f）。此外，gui显示由数据e提供的被模拟的患者的实际的状态、记录这个数据并且使它对于在报告会议（debriefingsession）的稍后的显示可用。诊断模块dm37为受训者提供关于临床征象（例如皮肤颜色、患者移动、呼噜声、听诊）以及可用的诊断程序的信息，例如通过脉搏血氧计、x-光机、ct扫描等的附接而可用的实验室结果，诸如血液气体、动脉的血液中的氧气饱和度等级。数据a包括来自传感器（例如2、3、4、17）和致动器（例如18、25、26、27）、马达（例如12、14）和编码器（例如11）的模拟和数字信号。数据b包括模拟和数字信号以控制致动器（例如18、25、26、27）和马达（例如12、14）和阀（例如16、19、22、23、24）。数据c包括优选地以100hz采样的、更优选地以200hz采样的实时数据以及通常每秒一次的状态信息。数据d包括参数的集合，如伺服马达（例如14）的位置、用以创建气道阻抗的开-关阀（例如22、23、24）的组合、以及诸如呼吸努力或心脏活动的实时数据。数据e包括结果变量，诸如顺应性、阻抗、氧气饱和度、血液中的co2等级、肺容量、萎陷程度等，也包括用于显示的实时数据。数据f包括由培训者选择的病理生理学模式。数据g包括在人体模型上示出的结果变量例如皮肤的颜色以表示低血氧、肢体的不安以表示呼吸窘迫。数据g还包括能够使用特殊监控（例如由诊断模块提供的脉搏血氧计或血液气体机器）评定的结果变量。根据本发明，这种器械的cu被配置以实现plm的内部设定，以便实现与由pmu选择的生理学参数相称的机械特性和气体交换特性，以满足由培训者在gui上设定的病理生理学。由培训者设定的所述病理生理学转化成为引起plm相应地反应的参数，诸如肺容量的改变、压力的改变或代表血液动力学特性（诸如血压和动脉氧合）的参数的改变。广泛范围的病理生理学模型能够被引入到pmu内，并且由于模型是参数化的，所以它是完全地可编程的，以接受未来的病理生理学模型。病理生理学模型在给出的参数集合的值的特定的范围内工作并且限定物理和生理学参数之间的特定的依赖性。所述值的改变的计算形成用于操作状况的适配的基础并且可以由自动的调整实现，所述自动的调整将使得器械为临床培训目的做好准备并且执行现实的临床情景。所模拟的患者的响应取决于治疗。对于给定的患者，不同的受训者事实上能够作出完全不同的响应，并且病理生理学模型不应当强迫这种响应，而是如情况可能成为的样子，积极反应或消积反应于这种治疗。受训者治疗的评估将最终取决于培训者，所述培训者将基于在治疗期间或在治疗之后所实现的患者的状况评估受训者的表现。这种响应是不可预测的而是将取决于生理学模型和治疗之间的相互作用，所述相互作用通常用机械通气机或麻醉机完成。为了器械33与机械通气机或麻醉机的简单的连接，物理肺模型33的肺容量隔室8的气道开口1装配有气道适配器（未在图中示出）。这种气道适应器可连接到要被测试或要被用于培训的通气机。本发明利用波纹活塞5的物理特点，所述波纹活塞5的物理特点如由用于制造的材料和尺寸所确定，例如硅酮。例如，两个波纹活塞示出在图5顶部图中所公开的s形的力-长度关系，所述两个波纹活塞以串联布置形成区段5a和5b，并且各自具有在图4中所提供的测量值。转化成为压力（力除以有关的面积）和容量（长度变化乘以有关的面积）的单位并且将轴线互换，产生通常用于人类（具体是新生儿）的肺的压力容量曲线（图5底部图）。为了模拟患者的状况，可以根据病理学模型或健康生理学状况选定plm模型的多个下述参数的值：·延伸杆20的偏移·直流马达12的电流或力·阀22、23、24的开/闭状态·螺线管阀19的脉冲宽度和频率这些参数，与其它的并且可能仅虚拟地（virtually）模拟的参数（诸如胸壁顺应性）一起，例如，构成某些病理。延伸杆20的偏移确定plm的呼吸顺应性、下拐点两者，并且可能确定中拐点（在下拐点和上拐点之间的压力容量曲线的拐点）。潮气容量vt、呼吸速率rr以及呼气末肺容量vlee使用编码器11信号并且分析编码器值随时间的改变而被测量。例如，编码器11信号的一阶导数（firstderivative）提供气体的流量。该流量的每个零交叉点（zerocrossing）标志了吸入或呼出的开始。这些标志能够被用以测量潮气容量和呼吸速率。vlee与期望的frc的比较得出静脉掺合（venousadmixture）的程度。此外，用传感器4测量肺隔室8内侧的氧气含量。与静脉掺合的等级一起，在肺隔室8内的空气的氧气含量确定了动脉血液内的氧气的等级。到直流马达12的电流确定了线10上的恒定张力。电流能够被增加以牵拉波纹活塞的杆，由此增加肺容量。新生儿通过呼噜声试图减小呼出的流量，由此增加呼气末肺容量以改善动脉血液的氧合作用。这种效果能够通过添加电流到直流马达12来模拟。电流也能在吸入期间被添加，模拟吸气努力或自主呼吸。事实上，可以添加具有随机可选择波形的电流，以创建任何形式和时机的吸气活动。螺线管阀22、23、24以不同的组合提供到肺的进入。实际上，三个不同的阀分别装配有对气流的三个不同的阻抗25、26和27。不同的组合将会导致不同的气道阻抗raw。例如，能够通过选择高的气道阻抗模拟气道收缩。图1中的螺线管的布置是完全并联的。然而，螺线管阀的其它布置能够被等同地良好使用，例如，串联的和并联的布置的组合。通过以心脏跳动的节律并且以允许施用给定容量的co2的开启时间打开阀19，通过将纯co2添加到肺腔来模拟co2产生。每次跳动的容量将取决于co2压力。co2以大约57bar（室温）以液体形式存储并且应该被减压阀16减压以变成可由共同可用的螺线管管理的。压力传感器17测量压力并且只要螺线管19是打开的，co2就通过流量限制器18流动到肺腔内。这样施用的容量成比例于螺线管阀19打开的时间和到流量限制器18上游的压力。使用以上描述的参数，模拟数个有关的生理学和病理生理学状况以在鼻塞式cpap和机械通气机方面培训临床医师是可能的。使用说明这里所描述的肺模拟器能够被便利地并且直接地连接到任何呼吸支持设备，包括袋子、鼻塞式持续正气道压力、持续正气道压力、高流量氧气、机械通气机、麻醉机或其它设备。培训者设定期望的病理并且给受训者相关任务，例如以正确地附接呼吸支持设备以及设定该设备的参数。培训者不需要公开被模拟的患者的疾病，因为一些征象和症状由肺模拟器提供。治疗的结果通过提供给培训者的单独的监控器或图形用户界面通知给培训者和（如果期望如此）受训者。肺模拟器的另一用途是用作基准以便测试呼吸设备，例如压力传感器、流量变换器、通气机以及其它。被测试的设备的信号能够与肺模拟器的信号相比较并且为了准确性和精确性而被分析。附图标记列表1：气道开口2：气道压力传感器3：肺泡压力传感器4：肺泡氧气传感器5、5'：波纹活塞5a、5a'：波纹活塞的第一区段5b、5b'：波纹活塞的第二区段6、6'：支撑体，6：刚性外壳（优选为气密的），例如呈筒的形式6'：刚性闭合物（优选为气密的），例如呈板的形式7、7'：机械停止器，其将活塞分开成为第一和第二区段，7：在波纹活塞5的外侧处的机械停止器7'：在波纹活塞5'的内侧处的机械停止器8、8'：可变容量肺隔室，其由支撑体以及波纹活塞的第一和第二区段限界9：附接结构（优选为气密的），其将波纹活塞5的第二区段5b附接到刚性外壳610：绳（即用以将波纹活塞盖子21或21'连接到马达12的绳）11：旋转编码器12：马达13：卷筒（即用以将连接到波纹活塞盖子21或21'的绳10卷起的卷筒）14：线性伺服马达15：气体瓶16：减压阀17：压力传感器18：流量限制器19：螺线管阀20、20'：线性伺服马达的延伸杆21、21'：波纹活塞的盖子（优选为气密的）22'：螺线管阀v123：螺线管阀v224：螺线管阀v325：流量限制器r126：流量限制器r227：流量限制器r328：气道29：覆盖板，包括覆盖板的支撑体（筒）6的第一端部30：支撑体（筒）6的第二端部32：供给源，例如co2和电力33：物理肺模型（plm）34：控制单元（cu）35：生理学模型单元（pmu）36：图形用户界面（gui）37：诊断模块（dm）。缩写词的定义al是波纹活塞的活性表面（activesurface）ards急性呼吸窘迫综合征clcrs的肺部分，cr确定能够完成多少复张（recruitment）crs总体呼吸顺应性cwcrs的胸壁部分，frc功能残余量，frcpred预测的frc，通常用于某个患者尺寸的健康的肺in自然对数paw气道开口处的压力pmusc肌肉活动raw气道阻抗rr呼吸速率sao2动脉血液中的氧气饱和度(t)作为时间的函数v'co2co2产生vd无效空间vlee在呼出末的实际肺容量vt潮气容量。当前第1页1 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：：“医疗过失——在美国的第三主要死亡原因”（英国医学杂志bmj2016;353:i2139）。该可怕的情形在由美国医学研究所的第一次警示报告之后持续多于十年。当今医院特点为增加的成本压力、更病弱的患者和整体减少的职员。此外，人员变动，特别在重症护理医学领域，促成当今临床医师所面临的挑战的增加。诸如复杂的机械通气机的先进技术是可用的，然而，由于让人生畏的复杂性，它们的潜力常常保持仍未被开发。此外，没有多少时间来学习机械通气机的细节，并且如果有时间，就可在稳定的患者上方便地做培训。由初学的使用者在患者上探究现代机械通气机的潜在地挽救生命和有益的微调能力是接近于不可能的。因而，这些益处在临床实践中保持仍未使用。此外，在罕见的和威胁生命的情形中的适当的通气机设定不能在稳定的患者中实践——并且因此当它们发生时仍然存在要被解决的威胁，其具有不能够预测的后果。因此当机械通气机的能力能够在既逼真又可负担的肺模拟器上被探究时，对临床医师和患者同样都具有重大的益处。当今许多简单的机械肺是以合理的成本可用的，以探究机械通气机的基本的功能。一个这种设计在us4,430,893中被公开，并且包括袋子的集合，其由弹簧压缩并且通过气动阻抗器（resistor）连接到共用气道。虽然这些简单的机械肺是可负担的并且广泛可用的，但它们缺乏许多对培训和教学逼真情形而言必要的特征。已知的是，如果完全沉浸的话，换句话说，如果模拟器表现得如真实的患者，那么模拟培训是最好的。由于这个原因，具有尽可能接近于生理学（physiological）真实性的模拟器是有利的。由于这个原因，逼真的模拟器有利地具有至少下述能力：通过解剖学上正确的气道的进入（access），实际的空气和氧气混合物的使用，真实患者的形状和尺寸，能够被通气或自主呼吸或其组合，显示血氧不足和呼吸困难的征象，以及用貌似真实的压力、容量（volume）和气体成分作出响应。例如，如果患者被提供有一些形式的呼吸支持，支持的等级（level）将会被映射在患者的氧合作用上。简单的机械肺，例如在us4,430,893中被公开的那种，远达不到所述的需求。由于这个原因，最近开发了所谓的高保真度模拟器，并且其如在例如us5,975,748或us6,921,267中所公开的。这些模拟器中的一些允许部分的模拟（meti、laerdal、asl5000、us5,975,748）并且仅与操作者组合工作，所述操作者改变响应于治疗的生理学变量中的一些。一些模拟器能够做出实际的治疗响应，例如us2014/0099621。无论能力怎样，这些高保真度肺模拟器一致地使用昂贵的技术，并且由于经济原因，广泛的使用受到限制。因此，它们在教学和培训以及特别是在护理质量的提高上的影响是远低于最佳的。虽然高保真度的成人肺模拟器是便利地可用的（虽然以高成本），但现实的（real-life）肺的新生儿肺模拟器却并不是这样。原因仅仅是技术的挑战，其由于在下面进一步提供的原因而使小型化困难。对于可负担但又（尤其是模拟初生儿的肺的）逼真的高保真度的肺模拟器具有明确的需要，以用于教学、培训并且因而提高护理质量。本领域技术现状肺模拟器提供机会从而用典型用于人类患者的响应推动气体到它们内侧。这个响应可以包括气体压力、吸入和呼出的气体流量、呼出容量中的co2浓度、呼出容量的氧气浓度、模拟的血液氧气含量的征象和症状、呼吸速率或甚至心脏速率。肺内的压力通过推动空气到肺内侧而创建。容量和压力之间的关系被已知为顺应性（compliance）crs、cl或cw，通常以ml/mbar的单位给出。在健康的成人中，正常的总体呼吸顺应性（其为肺和胸壁的总体）是大约60ml/mbar。在初生儿中，总体呼吸顺应性是大约3ml/mbar。在新生儿中，呼吸顺应性可以低如1ml/mbar。如在本领域技术中已知的，一个、两个或若干人工肺隔室能够并联地连接以模拟一个或更多肺的隔室。这些不同的肺隔室能够被不同的马达驱动，由此创建不同的特点。通常，这些肺容量通过管被连接到口（也被称作气道开口），从而模拟气管，所述气管也被称为“气道”。当容量、流量、压力和/或气体成分改变时，这种模拟的气体交换的结果在气道开口处是立即可见的。病弱的患者中的顺应性不是线性的，它随肺容量、疾病的程度（见图2）以及疗法而改变。一些肺模拟器借助于马达创建非线性，其包含在设计中以模拟这种非线性。吸入和呼出的空气流量由呼吸系统顺应性crs、已知为“肌肉压力”pmusc的患者的呼吸活动以及对空气流量的阻抗（resistance）raw管控。呼吸活动能够由电动马达或气动装置创建并且以呼吸的深度和呼吸的速率表示，所述呼吸的深度创建被称为潮气容量（tidalvolume）（vt）的肺容量中的周期性增加，呼吸的速率rr表示为每分钟的循环。在本领域技术中已知的是，添加附加的管道到肺容量创建了无效空间（deadspace）vd和气道阻抗raw两者。限制气道的直径增加raw。在健康的成人中，典型的气道阻抗是大约5mbar/(l/s）（即毫巴每（升每秒））。在初生儿中，这个阻抗可以高如40mbar/(l/s)或在新生儿中甚至超过100mbar/(l/s)。限制气道以模拟气道阻抗在本领域技术中是已知的。模拟器一呼出，就添加已知量的co2到肺，或肺就在气道开口处创建co2。这是可预料的并且是模拟肺模拟器的代谢活动的已知的方法。肺的部分可能在疾病中衰竭并且停止促成气体交换。因此，动脉血液不再承载足够的氧气，这能够用例如脉搏血氧计或用建立的血液气体分析来测量。正常情况下，血液中氧气的饱和度接近于100%并且由血液气体分析所报告的分压力（partialpressure）接近于吸入的气体混合物的氧气分压力减去呼出的二氧化碳的分压力。显见的肺衰竭能够由驱动折皱壳（bellows）或活塞的马达模拟、能够被测量，并且在动脉氧气含量上的效果能够被计算并且报告给受训者。如果受训者采取适当的行动例如通过增加呼气末压力等级（peep）以增加肺容量，并且肺模拟器被编程以响应，则肺容量能够被恢复，血液中的氧气上的结果能够被计算并且报告给受训者。这样，肺模拟器响应于治疗并且提供期望的现实的效果。低保真度模拟器通常是由橡胶或硅酮制成的袋子，其能够接受某些容量并且能够耗取由这些袋子的材料特点限定的某些压力。us8128411和us2007/0122784公开了这些简单的系统。顺应性和/或阻抗能够通过移动杆和旋转把手被手动地改变到期望的位置，从而使得能够模拟不同的患者。然而，这些低保真度模拟器不具有测量能力，不能模拟非线性的肺的顺应性，不模拟自主呼吸，不提供任何测量数据并且缺乏对于治疗的生理学响应。高保真度模拟器总是用使用电动或气动的马达致动的折皱壳和/或活塞模拟肺容量和呼吸。典型的设计在verbraak等人（verbraak,afm,beneken,jew,bogaardjm,versprillea:computer-controlledmechanicallungmodelforapplicationinpulmonaryfunctionstudies.med&biuolengcomput1995,33,776-783）中公开，其具有数个折皱壳，这些折皱壳用作肺空间（lungspace）和/或那些肺空间的驱动器，并且所述折皱壳与彼此连接以代表肺部力学。在wo9712351或us5975748中所公开的另一方案使用活塞以代表肺容量，所述活塞由马达驱动以创建必要的压力。在现在的本领域技术现状中，例如在us2014/0099621或us5975748中，这些折皱壳或活塞的一些物理特点例如它们的弹性或摩擦分别是不期望的并且需要被测量和补偿的。必要的传感器和致动器显著地增加了设备的整体成本。虽然这些模拟器提供真实的肺模拟，但这些模拟器的成本对于广泛开展施用是过高的。高保真度肺模拟器总是大的，因为肺的许多功能需要被通过技术来实施。us6921267中公开了一个示例，其中技术部分包括在成人尺寸人体模型下方的完全尺寸的床。甚至紧凑的发明诸如us2014/0099621仍然占用太多空间以至于不能装配到成人身体内。高保真度肺模拟器是反馈控制设备。因为使用的部件的自然频率接近于呼吸模式（自主或由外部制疗设备创建的）的频谱分量，所以反馈控制是固有地不稳定的。因此，非自然的振荡可能发生，其致使现实的模拟变得没有真实感。总的来说，本领域技术现状的肺模拟器遭受来自以下的缺陷：-低保真度肺模拟器缺乏显著特征（见以上描述的细节）；-高保真度肺模拟器优选地处理以下的问题：◦折皱壳的特点是不期望的并且应该被抵消，◦当使用活塞类型的布置时，摩擦力提出了对于反馈控制的特殊挑战，◦需要特殊装置以减小轴承摩擦，例如使用两个折皱壳以平衡力或使用滚动密封件（rollingseal）；-用于线性马达、滚动密封件和其它装置以使高保真度模拟器的设计可行的成本是高的；-本领域技术现状的高保真度模拟器使用反馈控制以实现期望的特征——反馈控制由于以上给出的原因是固有地不稳定的并且产生扰乱受训者的信号噪声；-模拟培训在许多医院中仍然不是可用的，因为可负担的模拟器是低保真度的并且不合适用于先进的培训，并且高保真度模拟器太昂贵；-因为高保真度肺模拟器仅对于现代通气机的少数、高效的培训是可用的，并且因此在护理质量上的影响是有限的；-高保真度肺模拟器的尺寸使得它们几乎不能装配到成人尺寸的人体模型内——减小到新生儿的尺寸是近乎不可能的。发明目的本发明专注于这些缺陷而保留了对创建现实的、高保真度的和完全沉浸的培训体验必要的特征。目的是使高保真度模拟培训在所有的医院以合理的成本可用。本发明的进一步的目的是减小高保真度肺模拟器的尺寸以装配到人类（特别是新生儿）尺寸的人体模型内。然而进一步的目的是使用没有反馈控制的方案以便避免非自然的信号噪声。技术实现要素：本发明通过提供根据权利要求1的物理肺模型满足前述的需要和目标，肺模拟器包括根据权利要求20所述的物理肺模型和根据权利要求18所述的模拟肺力学（lungmechanics）的方法。所公开的是用于培训和教学的物理肺模型（plm），其包括-肺隔室，其由以下界定：-可扩大和可减小的活塞（即例如可扩大和可减小的折皱壳），其用于扩大和减小肺隔室的容量，-盖子，其密封活塞的（延伸的）第一端部，-支撑体，其承载活塞，其中活塞的（延伸的）第二端部密封地附接到支撑体；以及进一步包括：-气道，其从肺隔室引导到气道开口，其中-机械停止器被附接到活塞并且将所述活塞分开（partition）成为第一可扩大和可减小的区段以及第二可扩大和可减小的区段，机械停止器在肺隔室的扩大期间描述（describe）移动路径，以及-杆被安装用于在肺隔室的扩大期间在移动路径上的预限定的点处阻碍停止器的移动以及因此限制肺隔室的扩大。具体地，物理肺模型可以包括一个或若干肺隔室、一个或若干机械停止器以及一个或若干杆，因此，其包括至少一个肺隔室，至少一个机械停止器以及至少一个杆。机械停止器在可扩大和可减小的活塞部分内固定在活塞处并且，因此，当活塞被压缩或被扩大时，所述机械停止器相对于活塞的端部横向地移动。特别地，由于活塞的第二端部被固定地附接到支撑体，所以机械停止器相对于活塞的所述第二端部移动以及因此相对于支撑体移动。借助于杆，所述杆能够被设定以在一些程度上阻碍机械停止器的移动，实验者能够部分地限制活塞的扩大或减小的移动，以便模拟患病或损坏的肺的状况。借助于所述杆，实验者能够设定或模拟物理肺模型的特定的顺应性响应。物理肺模型（plm）使得使用者能够模拟改变的（通常是减小的）肺膨胀性的效果，特别是减小的肺的顺应性的效果。有利地，活塞包括恢复力，用于恢复活塞的长度。优选地，活塞在轴向方向上是弹性的，并且因此——如果没有外部地施用的力阻止它——活塞能够恢复它的闲置（idle）的形状并且因此恢复它的闲置的休止长度（restinglength）。具体地，活塞在它可扩大和可减小的同样的方向上是弹性的。具体地，为了在所述停止器的移动路径上的任何期望的位置处设定所述预限定的点的目的，杆是可调整的。这样，不同程度的疾病或损坏可以通过在所述移动路径上设定不同的杆位置而被模拟。有利地，杆能够通过调整杆和机械停止器之间的距离被调整或设定。在物理肺模型的操作期间，优选地，杆能够通过调整杆和机械停止器之间的距离而被调整或设定。在扩大和减小活塞期间，当杆和机械停止器不触碰彼此时，杆不干预活塞的压缩或扩大。然而，当杆阻碍机械停止器的移动时，活塞的减小或扩大的特性改变。有利地，机械停止器和杆被布置在肺隔室的外侧。这样物理肺模型的构造能够被保持相对地简单，因为没有另外的密封问题。根据权利要求1至4中的任一项所述的物理肺模型，其特征在于，杆由马达驱动，优选地由线性伺服马达驱动，以用于调整杆的目的。这允许通过例如计算机的杆的自动设定。有利地，活塞是波纹（corrugated）活塞。优选地，波纹活塞具有波纹横向区域，使得活塞能够在轴向方向（即轴向延伸）上被压缩以及被延伸。同时，优选地，在垂直于所述轴向方向的方向上，波纹活塞基本上维持它的尺寸，具体是它的累积的或平均的尺寸。优选地，活塞是管状的（或筒状的），在它的轴向延伸（即纵向延伸）上是可扩大和可减小的。具体地，活塞是管状，其具有波纹横向区域，使得活塞能够在轴向方向（即轴向延伸）上被压缩和延伸。有利地，活塞是波纹的，其中它包括关于所述轴向方向垂直延伸的褶皱（folds）或波浪（ripples）。波纹活塞包括例如波浪或褶皱（即波纹区域），据此，活塞在它的轴向方向上是可减小的和可扩大的。可选地，机械停止器被附接到波纹活塞的波浪或褶皱或在两个波浪或褶皱之间。机械停止器，其在可扩大和可减小的活塞部分内（例如具体地固定在波纹区域内，即在波纹活塞壁处）固定在活塞处，并且因此当活塞被压缩或被扩大时，所述机械停止器相对于活塞的端部横向地移动。此外优选地，波纹活塞包括恢复或弹性特性，使得波纹活塞在它的轴向方向上作用为弹性的。具体地，波纹活塞是弹性的，其中它具有通过扩大或减小它的长度以反应于扭曲干预（诸如压缩力或牵拉力）的能力，以及当该干预或力被移除时返回到它的原始的尺寸、形状和长度的能力。有利地，盖子是刚性盖子。这意味着盖子是非柔性的，使得在活塞的压缩和扩大期间盖子不弯曲，而是保持在它的原始的形状。优选地，在物理肺模型中，提出了允许确定肺隔室的容量和/或随时间的肺隔室的容量改变的装置。优选地，在物理肺模型中，提出了如下装置，具体是测量和计算装置，其允许确定盖子的位置和/或盖子的位置的改变，以及基于此允许确定肺隔室的容量和/或随时间的肺隔室的容量改变。优选地，绳以一个端部固定到盖子以及以另一端部卷起在卷筒上，以及旋转编码器耦合到卷筒。优选地，旋转编码器用于测量卷筒的旋转以及，因此，用于确定盖子的位置或位置的改变。如果绳一直是被拉紧的，则盖子的位置或位置的改变能够被确定。优选地，马达驱动卷筒以将绳卷起。有利地，马达由恒定电流（例如由第一预确定值的恒定电流）控制以保持绳被拉紧（即使得绳不是松弛的或松散的），以及可选地此外马达是可控制的（例如通过施用具有比所述第一预确定值更高的值的电流）从而以预确定的力牵拉盖子以模拟患者的自己的吸入努力。当马达由第一预确定值的恒定电流控制以保持绳被拉紧而与此同时不牵拉盖子以模拟患者的自己的吸入努力时，然后恒定电流的所述第一预确定值是在阈值以下，使得马达的牵拉力比阈值或活塞的弹性力更弱并且，因此，马达的牵拉力太弱而不能引起活塞的压缩或扩大。如果活塞在轴向方向上是弹性的，它就提供恢复力，所述恢复力当活塞关于它的闲置的或放松的状态被压缩时作用以扩大活塞或当活塞关于它的闲置的或放松的状态被伸展时作用以减小活塞。例如，优选的是，支撑体成形为大于活塞（例如活塞的外直径）的筒（例如具有内直径），所述支撑体在第一端部处包括覆盖板并且在第二端部处承载活塞，并且支撑体和活塞互相地布置，使得活塞容纳在支撑体的筒内。有利地，物理肺模型被设置（construed）成使得当减小活塞时，隔室的容量被扩大。并且因而，物理肺模型也被设置成使得当扩大活塞时，隔室的容量被减小。支撑体包括在第一端部上的覆盖板和在第二端部上的密封件，活塞以它的第一端部附接在密封件上，而活塞的第二端部用盖子封闭。因此，支撑体和活塞形成肺隔室。具体地，活塞容纳在支撑体的筒内，使得具有它的盖子的活塞的外部侧面向肺隔室的内侧，并且使得具有它的覆盖板的支撑体的内部侧面向肺隔室的内侧。在示例中，支撑体被成形为具有大于活塞的外直径的内直径的圆筒，所述活塞也可以被成形为圆筒。有利地，活塞同轴地容纳在支撑体的筒内。优选地，气道经由支撑体退出肺隔室，最优选地，气道经由筒形支撑体的覆盖板退出肺隔室。有利地，支撑体是刚性的。优选地，覆盖板也是刚性的。这里刚性的意味着支撑体和覆盖板是非柔性的，使得在活塞的压缩和扩大期间支撑体和覆盖板不弯曲，而是保持在它们原始的形状。优选地，肺隔室包括例如用于co2的气体供给源的入口。有利地，所述入口接近筒形支撑体的第二端部布置或者在筒形支撑体的第二端部处布置。优选地，气体供给源的入口装备有压力传感器。有利地，气道装备有至少一个阀。用所述阀，通过流量限制器到肺隔室内的空气通道的尺寸可以被调节。优选的是，气道包括至少两个流量限制器的歧管以及可选地流量限制器装备有阀。用所述阀，通过流量限制器到肺隔室内的空气通道的尺寸可以被调节。有利地，气道包括压力传感器，优选地接近气道开口或在气道开口处。有利地，肺隔室包括肺泡压力传感器。优选地，肺隔室的肺泡压力传感器接近筒形支撑体的覆盖板装配或者在筒形支撑体的覆盖板处装配。有利地，肺隔室包括肺泡氧气传感器，优选地，肺隔室的肺泡氧气传感器接近筒形支撑体的覆盖板装配或者在筒形支撑体的覆盖板处装配。活塞可以由硅酮制成，具体地由具有接近或等同于人类的肺的弹性特性的弹性特性的材料制成，所述人类的肺的弹性特性例如具有在从1ml/mbar至60ml/mbar的范围内的值，具体地对于新生儿在从1ml/mbar至3ml/mbar的范围内或对于成人在从30ml/mbar至60ml/mbar的范围内。有利地，由于活塞的材料特性，活塞是弹性的。备选地或附加地，活塞的弹性的特性由于它的构造的实施被建立。构造的实施例如可以包括附接到活塞的两个端部并且由此在无偏置的情况下将活塞的两个端部从彼此分开的弹簧装置，但是当活塞关于在无偏置的情况下的它的尺寸或延伸被扩大或减小时，提供恢复力。进一步公开的是优选的用于培训和教学的物理肺模型（plm），其包括肺隔室，所述肺隔室由以下界定：可扩大和可减小的活塞，其用于扩大和减小肺隔室的容量；盖子，所述盖子密封活塞的第一端部；以及承载活塞的支撑体，其中活塞的第二端部密封地附接到支撑体；以及进一步包括气道，其从肺隔室引导到气道开口；由此支撑体被成形为大于活塞的筒，所述支撑体在第一端部处包括覆盖板并且在第二端部处承载活塞；以及因此支撑体和活塞互相地布置，使得活塞容纳在支撑体的筒内。筒和活塞的这种布置具有的优点是，在物理肺模型的操作期间，当活塞被减小时隔室的容量被扩大，以及当活塞被扩大时隔室的容量被减小。有利地，在操作期间这个优选的物理肺模型的活塞一直保持在筒内。进一步公开的是用于治疗和培训的肺模拟器，其包括-物理肺模型（如以上所描述的），-控制单元，所述控制单元读取来自物理肺模型的传感器和状态数据并且设定物理肺模型内的致动器，诸如阀和马达，-生理学模型单元，其将来自物理肺模型的传感器和状态数据与由操作者期望的和输入的数据相比，并且基于生理学和/或病理生理学（pathophysiological）模型为物理肺模型提供修正的设定，-图形用户界面，其接收操作者输入以及呈现经由生理学模型单元提供的物理肺模型的传感器和状态数据。可选地，所述模拟器进一步包括诊断模块，所述诊断模块提供基于来自物理肺模型的传感器和状态数据模拟的患者反应和/或允许执行诊断程序。进一步公开的是模拟肺力学的方法，具体地是施用的压力和导致的容量之间的非线性关系，具体地为了培训和教学的目的，其包括-提供可扩大和可减小的活塞，例如波纹活塞，其具有两个端部，其中-盖子密封地附接到活塞的（延伸的）第一端部，以及-活塞以（它的延伸的）它的第二端部密封地附接到支撑体，-所述支撑体、活塞和盖子形成可扩大和可减小的隔室，使得活塞的第一端部可以在活塞的扩大和减小期间自由地移动，-通过扩大和减小活塞（即可扩大和可减小的折皱壳）扩大和减小所述隔室，用于模拟肺容量的扩大和减小，以及-在隔室的扩大期间，通过阻碍活塞的区段的移动（即通过阻碍活塞的仅一个区段的移动）限制隔室的扩大，用于模拟减小的肺的顺应性，或如果活塞是波纹活塞，则在隔室的扩大期间，通过在至少一个而不是所有的褶皱或波浪的移动路径上的预限定的点处阻碍波纹活塞的至少一个而不是所有的褶皱或波浪的移动而限制隔室的扩大，以用于模拟减小的肺的顺应性。具体地，通过阻碍活塞的区段的移动意味着阻碍活塞的仅一个区段的移动，而活塞的另一区段不受所述阻碍的妨碍仍然可以扩大或减小。优选地，当活塞在容量上缩小时，隔室在容量上扩大。在备选的示例中，当活塞在容量上扩大时，隔室在容量上扩大。为了模拟肺力学的方法的目的，有利的是，活塞被提供有机械停止器，所述机械停止器附接到所述活塞，并且由此将活塞划分成为第一可扩大和可减小的区段以及第二可扩大和可减小的区段，其中通过限制所述机械停止器的移动能够阻碍活塞的区段的移动。例如通过附接到支撑体或支撑体和杆的共同支撑的杆限制所述机械停止器的移动。具体地，当活塞是波纹活塞时，为了模拟肺力学的方法的目的，有利的是，波纹活塞被提供有机械停止器，所述机械停止器将波纹活塞划分成为第一可扩大和可减小的波纹区段和第二可扩大和可减小的波纹区段，其中通过限制所述机械停止器的移动能够阻碍波纹活塞的至少一个而不是所有的褶皱或波浪的移动。优选地，为了确定隔室的容量和/或随时间的隔室的容量改变，盖子的位置由旋转编码器确定，所述旋转编码器耦合到马达驱动的卷筒以将绳卷起，所述绳以一个端部固定地附接到盖子，以用于测量卷起的绳的长度的改变，其中马达由（第一预确定值的）恒定电流控制以保持所述绳被拉紧（即使得绳不是松弛的或松散的）。优选地，此外马达被控制（例如通过施用具有比所述第一预确定值更高的值的电流）以用可变的力牵拉盖子，以模拟患者的自己的吸入努力。优选地，物理肺模型被使用，其中人工通气机附接到气道开口以用于施用以及因此模拟人工通气。有利地，患者的呼出被模拟，所述模拟是通过减小所有施用的力使得活塞的延伸能够由于它的弹性特性朝向它的闲置的形状恢复。附图说明参照附图，下文将详细描述本发明，其中，图示地：图1示出根据本发明的物理肺模型（plm）；图2示出两个典型患者的肺内的压力容量曲线：健康的患者（曲线a）和具有肺萎陷的患者（曲线b）；图3示出肺模拟器的系统图和数据流，包括例如图1中所示出的物理肺模型；图4示出波纹活塞的区段；图5示出s形（sigmoid）的力-长度关系（顶部图）和它的成为典型用于人类肺的压力容量曲线（底部图）的转化；以及图6示出根据本发明的备选的物理肺模型（plm）。具体实施方式导致本文所提出的结果的工作聚焦于减小肺模拟器的成本和尺寸。本文提供的用数字表示的（numerical）示例涉及新生儿肺模拟器。然而，本发明能够便利地施用到成人肺模拟器的设计。如从本领域技术现状所知的，肺模拟器包括气腔，所述气腔具有在可膨胀气体隔室中的空气或气体混合物的容量，并且所述肺模拟器包括用于模拟不同患者状况的可适配（adaptable）操作装置。此外，肺模拟器包括用于测量与空气或气体混合物相关的物理参数的值的传感器装置、配置成读取传感器装置的输出以便估算/计算/导出护理者提供的治疗的成功的控制单元，其取决于传感器装置的输出并且基于输入的限定患者的健康状态的生理学和病理生理学参数。如图1中所图示的，在第一个实施例中，肺隔室8由刚性外壳6（例如筒）和至少一个波纹活塞5限定。波纹活塞是筒形的管，其具有横穿管的轴向方向可褶曲的褶皱或波浪。波纹活塞也可以被描述为管状的折皱壳、波纹管或波纹筒。波纹活塞5附接到刚性外壳6，其附接方式使得波纹活塞5的内侧完全地开放到大气。外壳6和波纹活塞5各自在其两个端部之一处装配有闭合物，具体地，外壳6装配有覆盖板29以及波纹活塞装配有盖子21。外壳6和活塞5在附接9处接合以形成肺隔室8。波纹活塞5可以被描述为可压缩和可膨胀管，因此被描述为波纹管。波纹活塞5在一个端部处装配有刚性盖子21，并且在另一端部上开放，从而提供到管的内侧的进入。有利地，该管的容量通过压缩或膨胀而改变。基本上，压缩和膨胀发生在波纹活塞的轴向方向上。波纹活塞5由具有接近或等同于肺的弹性特性的弹性特性的材料（例如硅酮）制成，所述肺的弹性特性例如对于新生儿而言在从1ml/mbar至3ml/mbar（或对于成人而言从30ml/mbar至60ml/mbar）的范围内。到肺隔室8的进入是通过气道开口1提供的，气道开口1经由气道28引导到至少一个入口。在优选的选项中，气道分成具有引导到许多肺隔室入口的多个臂或流量限制器25、26、27的歧管。所述至少一个入口中的每个优选地包括阀，例如螺线管阀（solenoidvalve）。最优选的是两个或更多入口，例如三个入口，所述三个入口具有相应的可控制螺线管阀22、23、24。优选地，阀22、23、24能够被独立地控制。入口优选地定位在外壳6的覆盖板29处。气道开口处的压力（paw）用第一压力传感器2测量，以及肺内侧（即隔室8内侧）的压力（palv）用第二压力传感器3测量。肺隔室8内侧的空气的氧气含量由氧气传感器4测量，例如由测量氧气分压力（pao2）的燃料电池测量。第二压力传感器3和/或氧气传感器4例如附接在覆盖板29处，然而在外壳壁6处的其它位置将是可能的。由于波纹活塞5的可压缩性，所以，例如通过经由气道开口1施用压力，肺隔室8能够在尺寸上变化。高于大气的压力将移动盖子21并且压缩波纹活塞，从而在肺隔室8内制造空间。盖子21的移动指示肺隔室8内的容量和容量改变，并且能够用任何评定所述盖子21的偏移（excursion）的方法测量。测量盖子21的偏移的一个可能性是使用便利地可用的接近传感器，例如威世vcnl4030x01系列（www.vishay.com）。另一可能性将被描述如下。与旋转编码器11耦合的直流马达12装配有滑轮或卷筒13，柔性绳10的一个端部附接在所述滑轮或卷筒13上。柔性绳10的另一端部附接到盖子21的中心。直流马达12机械地附接到刚性外壳6并且被供给有可变电流。直流马达的扭矩由所述电流确定。通过变化所述电流，能够获得不同等级的扭矩。优选地，使用有刷直流马达，因为电流和扭矩唯一地与彼此相关。不需要进一步的校准，因为电流确定电磁场并且电磁场确定机械力，所述机械力包括马达的扭矩。当然，能够完成精确的校准以提高准确性。在本发明中，电流被设定以实现最小的扭矩，以使柔性绳10变直并且以跟随波纹活塞盖子21的移动。所述盖子21一移动，直流马达12就开始转动和缠绕柔性绳10。旋转编码器11测量马达轴的旋转，通常以256、512或更高的增量测量。对于本发明和滑轮13的尺寸，优选地在直径方面为5mm，每转512步是足够的。由于滑轮13的旋转以及因此马达轴的旋转取决于盖子21的移动，所以编码器11提供成比例于波纹活塞5的盖子21的偏移的信号。知道所述第一波纹活塞21的几何形状，就能够从编码器信号便利地计算出容量。通过容量改变除以这种改变的时间间隔能够导出其流量。在实践中，滑轮或卷筒13或更确切地说它的支撑壳直接或间接地附接到外壳体6和覆盖板29或关于外壳体6和覆盖板29固定，以便能够牵拉盖子21。尽管在图1中未示出，这对于本公开是无疑的。以上描述的容量测量的优点是信号稳定性。与容量和流量测量的备选装置相比，本文公开的测量没有偏差。以上描述的容量测量的进一步的优点是能够使用同样的直流马达12以施用呼吸肌活动pmusc。这通过在使绳变直所需的最小扭矩之上添加成比例于呼吸活动的电流实现。任何形式的呼吸活动都能够这样实现。以上描述的容量测量的进一步的优点是能够使用同样的直流马达12以增加波纹活塞5的顺应性。顺应性限定了肺腔8内的压力和容量之间的函数。能够使到直流马达12的电流取决于测量的容量，因而提供创建压力和容量之间的这种函数的装置。当没有压力或力施用到图1中所描述的物理肺模型（plm）时，所有机械部件将移动到由它们的机械特性所限定的位置。这种状态限定为“初始平衡”。在刚性外壳中使用实心（solid）活塞以创建可膨胀的（即可扩大的）空间和容量，这在本领域技术（us5975748）中是已知的。本发明使用弹性的、优选为弹性且波纹状的活塞，所述活塞在一个轴向方向上基本上是弹性的，其具有特定的固有弹性。固有恢复力允许波纹活塞在由外部的力压缩之后在所述轴向方向上重新膨胀，或在由外部的力膨胀之后在所述轴向方向上重新减小。优选地，同时波纹活塞在垂直于所述轴向方向的任何方向上基本上既不是弹性的也不是可膨胀的或可压缩的。优选地，波纹活塞的弹性所在其中的弹性的范围对于要被模拟的患者而言是典型的弹性的范围。对于新生儿，典型的弹性范围是从0.5ml/mbar至5ml/mbar。盖子21被用以密封波纹活塞5的第一端部，以及另外的密封元件9被用以密封波纹活塞5的另一、第二端部。有利地，波纹活塞5包括至少两个联接的波纹区段5a和5b。包括所述至少两个联接的区段5a和5b的波纹活塞5进一步装配有机械停止器7，两个区段5a和5b在机械停止器7处接合。机械停止器7可以被形成为夹置在所述两个区段5a和5b之间并且从其突出到波纹活塞的内侧内的刚性的缘。机械停止器7允许控制或更准确地说减小波纹活塞5的区段中的一个的膨胀。例如，杆20能够被设定以在波纹活塞5的膨胀期间在机械停止器7的移动的路径的期望位置处阻碍机械停止器7。为了调整所述位置，杆20能够由伺服马达14移动，以保持机械停止器7在杆20的末端的位置处在适当的位置。作为结果，仅波纹活塞的第一区段5a能够自由地移动，而第二区段5b的移动被部分地阻碍，并且系统的弹性（即波纹活塞5作为整体的弹性以及具体地活塞区段5a的弹性）因此减小。例如，如果波纹活塞5被划分成为两个等同的部分（诸如5a和5b），并且一个半部被保持在固定的位置，则被模拟的肺的顺应性被减半。优选地，具有机械停止器7和杆20的波纹活塞5被定位，使得对于休止的（没有压力施用到肺隔室）系统而言，在机械停止器7和杆20之间有限定的距离。如果波纹活塞5由外部的力或由马达12移动，则要克服的弹性力由整个波纹活塞5限定。对于健康足月婴儿，这个弹性对应于大约5ml/mbar的呼吸顺应性。波纹活塞5一被足够地压缩使得机械停止器7通过触碰杆20而达到中止（halt），则呼吸系统的弹性就被减小（具体地，如果区段5a和5b基本上是等同的，就减半）。在初始平衡处机械停止器7和杆20越接近，则在系统的顺应性下降之前所需要的容量越低并且肺越“病弱”。能够静态地也能够动态地改变杆20对机械停止器7的进一步的移动进行阻碍的位置。这一方面意味着在物理肺模型不操作时可以设定杆（静态地设定）。另一方面意味着在物理肺模型的操作期间可以设定或调整杆20（即动态地或实时地调整）。为了模拟正在改善或正在恶化的肺的目的，动态的调整特别有利。例如，取决于机械停止器7的移动在它的移动路径中被重复更晚地还是重复更早地阻碍，相应地能够模拟正在改善的或正在恶化的肺。在实践中，杆20或更确切地说它的支撑壳直接地或间接地附接到外壳体6和覆盖板29或关于外壳体6和覆盖板29固定，以便能够阻碍停止器7的移动。尽管在图1中未示出，这对本公开是无疑的。根据图1的实施例的一些特点如下：波纹活塞5的移动能够被杆20干预；波纹活塞5的内侧总是开放（即完全地并且直接地开放）到大气；肺隔室8的膨胀由波纹活塞5的压缩引起；以及波纹活塞5的压缩和膨胀由作用在刚性盖子21上的力限定，所述力例如：由于人工通气被推到肺隔室内（在活塞上的压缩效果）的空气流量、牵拉盖子以模拟患者的自己的吸入努力（在活塞上的压缩效果）的马达力以及波纹活塞的固有恢复力（例如外部压缩力被减小或移除之后弹性活塞的膨胀效果）。为了使波纹活塞系统能够工作，在活塞和它的外壳体之间具有紧密的密封件是必须的。活塞的这种密封被例如用o型圈完成。然而，任何密封方法的使用均强加摩擦力到活塞的移动上，并且这种摩擦在模拟肺力学中是不期望的。通过用密封件9密封波纹活塞5的不移动的端部，本发明克服了这些缺点。包括波纹活塞5的盖子21的波纹活塞5的另一端部自由移动并且不出现任何摩擦，因为在理想情况下在盖子21或波纹活塞5的移动部分与筒状外壳6的内侧壁之间没有机械耦合（因此也没有接触）。波纹活塞5的元件被方便地作为波纹硅酮管实施。基本上，这种波纹活塞仅在一个维度上作用为弹性的，因此仅允许在压缩和伸长的线性轴向方向上的弹性性能。在另一实施中，能够使用被覆盖有密封材料（诸如塑料箔）的弹簧。在又另一实施中，使用与彼此以串联连接的并且由密封材料覆盖的弹簧。第一实施例的功能的描述：在本发明的第一实施例中，波纹活塞5存在于刚性外壳6（例如筒）内。波纹活塞在一个端部9上被密封到筒30的下区部，并且在另一端部上用盖子21封闭。波纹活塞5的内部容量不是肺隔室8的部分，而波纹活塞5外侧是肺隔室8的部分。因而，波纹活塞5的膨胀减少肺腔8的容量（图1），并且波纹活塞5的压缩增加肺腔8的容量。波纹活塞5的压缩增加肺腔8的容量，直到波纹活塞5的区段5a和5b两者都被完全地压缩。在此容量处，无论多多少（howmuchmore）的压力被施用到肺模拟器，盖子21都达到中止。到肺膨胀的所述中止的过渡在肺生理学中被已知为“上拐点（upperinflectionpoint）”（见图2）。肺腔8的压力容量关系由波纹活塞5的压力容量关系确定。在健康的对象中，顺应性大于在疾病中的顺应性，并且对于成人和对于新生儿同样都在已知的范围内。肺模拟器的波纹活塞5的压力-容量特点（顺应性）被有利地选定以代表接近于健康的对象的顺应性的值。适当的机械特点的选择使得添加弹簧或其它元件是非必要的。然而，如果需要添加，另外的弹簧元件能够被添加到波纹活塞，以实现期望的顺应性值。在疾病中，顺应性将取决于疾病的种类而下降。在本发明中，顺应性的这种减少通过用伺服马达14操纵波纹活塞5的移动的自由度而受影响，所述伺服马达14装配有杆20并且被布置成使得所述杆20在由所述伺服马达14确定的某些位置处停止或阻碍波纹活塞的第二区段5b的偏移。当波纹活塞8的第二区段5b的偏移达到这种中止时，仅波纹活塞5的第一区段5a保持自由移动并且能够被完全地压缩。因而，当停止器7触碰杆20时（即当被杆20阻碍时），肺模拟器的有效顺应性立即减小。在压力-容量图中，顺应性中这种突然改变被已知为“上拐点”（在图2中标示为uip）。因此，通过杆20的位置的简单改变，所述“上拐点”能够根据要被模拟的疾病而变化。朝向波纹活塞5的盖子21移动杆20引起所述盖子21朝向刚性外壳29的上端部移动到阀22-24的附近内，所述阀22-24将肺容量与气道开口连接。更进一步移动杆20最终引起所述盖子21触碰所述上端部29。如果是这种情况，则需要某些压力以移动盖子并且以增加肺隔室8的容量。这种压力在压力容量曲线上被称作“开口压力”或“下拐点”，并且被已知存在在疾病中（在图2中标示为lip）。因此，通过杆20的位置的改变，能够真实地模拟肺疾病并且能够实施不同的疾病。如以上所公开的，优选地在本发明中采用划分成为两个区段5a和5b的至少一个波纹活塞5。优选地，波纹活塞5由两个区部5a和5b制成，所述两个区部5a和5b优选地通过机械停止器7与彼此连接。备选地，如果布置成与一样多的杆协作，以用于在波纹活塞的膨胀期间在停止器的移动路径上的两个预确定的位置处阻碍两个停止器的移动，那么用两个机械停止器以交替的顺序接合的波纹活塞的三个区段能够被用以扩展顺应性的值的范围。可选地，机械弹簧元件能够被添加到波纹活塞的单个区段以便创建具有不同顺应性的区段。图2示出两个典型患者的肺内的压力容量曲线：健康的患者（曲线a）以及具有肺萎陷的患者（曲线b）。上面的曲线（曲线a）是健康人的典型的压力-容量曲线：没有明显的下拐点（因为–如果拐点完全是可辨别的–它是在非常低的压力值处）并且上拐点a出现在升高的压力处。下面的曲线（曲线b）是病弱患者的典型的压力-容量曲线：下拐点b是可容易地识别的（相比于曲线a在升高的压力值处），上拐点融合（merge）到最大容量中，所述最大容量比在曲线a中更小很多。直流马达12连同编码器11作用以测量瞬时肺容量以及潮气容量。此外，所述直流马达被用以通过添加电流到直流马达而创建自主呼吸。在哺乳动物中，自主呼吸是通过呼吸肌和辅助肌的收缩引起的，呼吸肌和辅助肌结合实现肺压力相比于外界压力而言的相对减小。肺压力的减小使气体进入肺，即主动呼吸。在本发明中，直流马达12能够在不同的电流等级被提供有电流中的规律性改变，由此直流马达12通过绳10在盖子21上牵拉并且以可变的速率和深度模拟自主活动。这种努力的成功取决于顺应性设定、下拐点、上拐点以及由螺线管阀22-24和气流限制器25-26限定的对气流的阻抗。根据本发明中的计算机化模拟能够容易地模拟呼出的co2，因为吸入阶段和呼出阶段是通过附接到直流马达的编码器连续地测量的。因此，呼出阶段是已知的，并且co2能够被模拟以在呼出期间增加、以在吸入期间减少。备选地，为了通过身体的co2产生及其经由肺腔8的排出的物理模拟，所述肺腔8被装配有连接到管的co2入口，所述管包括经由流量限制器18连接到co2供给源15的电动可控阀19。压力传感器17被方便地添加到流量限制器的上游，并且测量经过具有管道和电动可控阀19的流量限制器18的压力下降。co2供给源15以由压力调节器16调节的压力提供纯co2。co2入口的位置对创建生理学响应是相当关键的，因为co2应该在它通过气道开口1被呼出之前与气腔8内侧的气体混合。为了诊断的目的，在患者中常常测量呼出气体中的co2的含量。如果相比于时间或容量进行测量（measuredagainst），则这种测量总是显示s形的co2曲线。为了创建这种响应，必需将co2入口连接到肺隔室8即肺泡空间（alveolarspace），而不是连接到模拟气道的管道25、26、27、28。优选地，co2入口的连接在肺隔室8关于气道的相对端部处完成。因此，从气道入口最大程度地远离。在如在图6中所描绘的备选的第二实施例中，肺隔室8'由波纹活塞布置的内侧限定。波纹活塞5'在一个端部上由装备有气道28的闭合物板29'封闭，所述气道28例如可以被设计为单个（具体是无分支的）管或为歧管25、26、27。气道28被布置成使得允许进出波纹活塞5'的空气移动。波纹活塞5'在其另一端部上由类似于第一实施例的盖子21'封闭。机械停止器7'附接到所述波纹活塞，有效地在波纹活塞的两个区段5a'和5b'之间创建划分。在实际的实施中，具有类似弹性特性的两个波纹活塞区段可以由在所述两个区段之间的机械装配件7'接合在一起，所述装配件也作用为机械停止器。因此，机械停止器7'可以被形成为刚性的缘，其夹置在所述两个区段5a'和5b'之间，并且从那里突出到波纹活塞5'的外部内。在这个备选的第二实施例中，肺隔室8'仅由波纹活塞5'、波纹活塞5'上的盖子21'以及固定器或封闭板29'界定，波纹活塞5'附接到所述固定器或封闭板29'。气道管道25、26、27、28以及传感元件2、3、4附接到封闭板29'。可选地，波纹活塞被制造有集成的机械固定器29'。在这种情况下，机械固定器29'通常由与波纹活塞同样的材料制成，例如硅酮（silicone）。在这个备选的第二实施例中，如为第一实施例所描述的，使用杆20'以有效地限制机械停止器（7）的自由移动，由此改变肺隔室8'顺应性。还是在这个实施例中，波纹活塞5'的移动能够被杆20'干预。波纹活塞5'的内侧基本上限定肺隔室8'的容量。肺隔室8'的膨胀由波纹活塞5'的膨胀引起。波纹活塞5的压缩和膨胀由作用在刚性盖子21'上的力限定，所述力例如：由于人工通气被推到肺隔室内的空气流量（活塞膨胀效果）、牵拉盖子以模拟患者的自己的吸入努力的马达力（活塞膨胀效果）以及波纹活塞5'的固有恢复力（压缩效果）。如在图6中所示出的，活塞5'被力膨胀。在闲置（即休止）的状态，未图示，活塞5'被减小到短管，其所有褶皱优选地最大程度地折叠（ply）。因而，在这个第二实施例中优选地使用的波纹活塞5'具有休止形状，所述休止形状是短的并且被用力地折叠（因此活塞5'的弹性恢复特性基本上起减小的作用，因此减小波纹活塞5'的长度以便使活塞5'进入波纹更多（morecorrugated）的状态内，即它的休止状态），而与此相反，在第一实施例中使用的波纹活塞5具有休止形状，所述休止形状比较之下更长并且折叠得相对更轻（因此第一实施例的波纹活塞5的弹性恢复力基本上起膨胀的作用，因此扩大波纹活塞5的长度以便使活塞5进入波纹更少（lesscorrugated）的状态内，即它的休止状态）。根据图1的优选的实施例和根据图6的备选的第二实施例之间的比较：总体上，可以说，机械停止器7、7'被附接到波纹活塞5、5'，并且分开波纹活塞5、5'成为第一波纹区段5a、5a'和第二波纹区段5b、5b'。在任何情况下，在波纹活塞5、5'的减小和扩大（即压缩和延伸）期间，机械停止器7、7'描述移动路径。在根据图1的第一实施例中，杆20在波纹活塞5的减小（压缩）期间在移动路径上的预限定的点处阻碍停止器7的移动，并且因此限制波纹活塞5的第二区段5b的进一步的减小（压缩）并且，因而，整体限制肺隔室8的扩大。在根据图6的备选的实施例中，杆20'在波纹活塞5'扩大（延伸）期间在移动路径上的预限定的点处阻碍停止器7'的移动并且，因此，限制波纹活塞5'的区段5a'的进一步的扩大（即延伸）并且，因而，整体限制肺隔室8'的扩大。两个实施例都允许用通常用于健康和疾病的值实施和变化气道阻抗、肺顺应性和上拐点。具体地，通过将杆20、20'移动到不同的位置内，两个实施例都允许改变肺隔室的整体顺应性以及上拐点的位置，由此有效地模拟不同的疾病。通过使马达12、12'以可控制的间隔和可控制的强度在绳10、10'上牵拉，两个实施例都允许以各种等级添加自主呼吸。两个实施例都允许患者参数的测量，这些患者参数例如要在如下描述的生理学模型和结果变量（outcomevariables）的计算中使用的气道压力、肺泡压力、肺泡氧气浓度、肺容量和潮气容量。然而，两个实施例之间有几个不同。第一个不同是，备选的第二实施例不允许有效地添加和改变下拐点（在图2中的lip）。健康肺的特点在于几乎不可辨别的下拐点（llpa）。由于肺是萎陷的并且需要某些开口压力的事实，所以，病弱肺的特点在于清晰可见的下拐点（lipb）。通过将杆20'移动到不同的位置内，在图6中描述的备选的第二实施例允许改变肺隔室的整体顺应性以及上拐点的位置，由此有效地模拟不同的疾病。然而，它不允许修改下拐点，因为波纹活塞区部5b'能够总是独立于杆20'的位置而扩大隔室8'的容量，并且因此不能创建明显的下拐点。对比之下，并且如上所描述的，通过移动杆20位置以及如在先前的章节中所描述的，第一实施例允许添加和修改lip。第二个不同涉及co2产生的模拟。如上所描述的，有利地，co2被从远离（即距一距离）（优选地尽可能远离）气道或气道歧管处注入，以创建生理学模拟结果。在备选的第二实施例中，盖子21'足够地远，然而其自身不参与管道的合适的连接。部件到盖子21'的任何附接将改变所述盖子21'的移动的机械特性，其将是临床可见的并且因此是不期望的。如果管道被附接到盖子21'，优选地它应该以不干预或影响所述盖子21'的自由移动的方式附接。因此，在第二实施例中的co2的注入是技术挑战。第三个不同涉及在不同的位置中布置物理肺模拟器以及将它集成在初生儿或甚至早产婴儿的尺寸的人体模型中的可能性。第一实施例具有如下优点，即，外壳筒6内侧的波纹活塞5由肺隔室8中的压力而处于压力之下。因为压力从波纹活塞5上的所有侧作用，所以波纹活塞5的位置在某种程度上是稳定的，并且波纹活塞5不被压力压靠外壳6的筒壁。优点是，摩擦力是最小的。在备选的第二实施例中，内部压力移动波纹活塞5'到波纹活塞5'的机械特性所引导到的任何地方——其能够导致抵靠周围底架（未在图6中示出）的显著的力，并且因此导致馈送到生理学模型的信号上的伪差，由此产生所模拟现实的失真。一个解决方案是竖直地悬置（suspend）波纹活塞以便不触碰任何物体。然而，如果物理肺模型被集成在小尺寸的人体模型中，则这种悬置是不可能的。此外，备选的第二实施例提供了关于稳定地耦合停止器7'与杆20'的挑战。为了匀称地作用在波纹活塞5'上，优选的是，停止器7'包围波纹活塞5'的整个圆周。因而，杆20'优选地也应该作用在停止器7'上的至少3个、优选地相等地间隔的点上，以实现移动的匀称中止（symmetricalhalt）。这种布置大于波纹活塞直径。在第一实施例中，停止器7能够被集成在波纹活塞5的中心内，并且杆20能够作用在这个中心上。不需要在波纹活塞5的外圆周上添加部件。潜在地，这使得第一实施例比第二实施例更紧凑。肺模拟器在模拟会议（session）中，由培训者根据培训目标设定模拟病理。参数的集合确定给出的病理。在本发明中，培训者使用图形用户界面（gui）36选择某些病理，见图3。所述gui通过数据的集合f将期望的病理生理学模型通信到生理学模型单元pmu35。生理学模型单元pmu具有数个任务：-第一，它将数据f转化成为能够被控制单元cu34施用到物理肺模型plm33的参数的集合d；-第二，pmu35从测量的数据的集合c（例如动脉血液的氧气饱和度）计算“健康状态”或被模拟的患者的输出。结果被通信到gui36（数据e）并且，如果培训者期望如此，结果也被通信到使用诊断模块dm37的受训者（数据g）；-第三，如果来自所述控制单元cu34的数据c指示参数的变化作为受训者的行动的结果并且能够从所述数据c推断，则pmu重新计算参数的集合d。重新计算的参数的集合d能够模拟或者情形的改善（如“治愈”）或恶化。例如，哺乳动物的呼吸速率取决于呼吸系统的机械特点，并且如果受训者改变疗法以使肺顺应性更好，则患者通常通过速率的降低和呼吸容量的增加而响应。速率的这种改变由pmu计算。图3的系统图描绘肺模拟器，该肺模拟器具有它的元件和它的数据流。肺模拟器包括物理肺模型plm33。该plm的细节在图1中给出，备选的plm在图6中给出。在图3中，为了清晰的原因，气道开口1和供给源32（诸如co2和电力）被明确地标示。控制单元cu34读取来自plm的传感器和状态数据（数据a）并且设定在plm内的致动器（数据b）。生理学模型单元pmu35融合来自plm的数据（c）和操作者所期望的病理生理学（f）以使用生理学和病理生理学模型得出plm的内部设定（d）。图形用户界面gui33接受来自操作者的患者的选择、选择生理学模型并且将这个信息提供到pmu（f）。此外，gui显示由数据e提供的被模拟的患者的实际的状态、记录这个数据并且使它对于在报告会议（debriefingsession）的稍后的显示可用。诊断模块dm37为受训者提供关于临床征象（例如皮肤颜色、患者移动、呼噜声、听诊）以及可用的诊断程序的信息，例如通过脉搏血氧计、x-光机、ct扫描等的附接而可用的实验室结果，诸如血液气体、动脉的血液中的氧气饱和度等级。数据a包括来自传感器（例如2、3、4、17）和致动器（例如18、25、26、27）、马达（例如12、14）和编码器（例如11）的模拟和数字信号。数据b包括模拟和数字信号以控制致动器（例如18、25、26、27）和马达（例如12、14）和阀（例如16、19、22、23、24）。数据c包括优选地以100hz采样的、更优选地以200hz采样的实时数据以及通常每秒一次的状态信息。数据d包括参数的集合，如伺服马达（例如14）的位置、用以创建气道阻抗的开-关阀（例如22、23、24）的组合、以及诸如呼吸努力或心脏活动的实时数据。数据e包括结果变量，诸如顺应性、阻抗、氧气饱和度、血液中的co2等级、肺容量、萎陷程度等，也包括用于显示的实时数据。数据f包括由培训者选择的病理生理学模式。数据g包括在人体模型上示出的结果变量例如皮肤的颜色以表示低血氧、肢体的不安以表示呼吸窘迫。数据g还包括能够使用特殊监控（例如由诊断模块提供的脉搏血氧计或血液气体机器）评定的结果变量。根据本发明，这种器械的cu被配置以实现plm的内部设定，以便实现与由pmu选择的生理学参数相称的机械特性和气体交换特性，以满足由培训者在gui上设定的病理生理学。由培训者设定的所述病理生理学转化成为引起plm相应地反应的参数，诸如肺容量的改变、压力的改变或代表血液动力学特性（诸如血压和动脉氧合）的参数的改变。广泛范围的病理生理学模型能够被引入到pmu内，并且由于模型是参数化的，所以它是完全地可编程的，以接受未来的病理生理学模型。病理生理学模型在给出的参数集合的值的特定的范围内工作并且限定物理和生理学参数之间的特定的依赖性。所述值的改变的计算形成用于操作状况的适配的基础并且可以由自动的调整实现，所述自动的调整将使得器械为临床培训目的做好准备并且执行现实的临床情景。所模拟的患者的响应取决于治疗。对于给定的患者，不同的受训者事实上能够作出完全不同的响应，并且病理生理学模型不应当强迫这种响应，而是如情况可能成为的样子，积极反应或消积反应于这种治疗。受训者治疗的评估将最终取决于培训者，所述培训者将基于在治疗期间或在治疗之后所实现的患者的状况评估受训者的表现。这种响应是不可预测的而是将取决于生理学模型和治疗之间的相互作用，所述相互作用通常用机械通气机或麻醉机完成。为了器械33与机械通气机或麻醉机的简单的连接，物理肺模型33的肺容量隔室8的气道开口1装配有气道适配器（未在图中示出）。这种气道适应器可连接到要被测试或要被用于培训的通气机。本发明利用波纹活塞5的物理特点，所述波纹活塞5的物理特点如由用于制造的材料和尺寸所确定，例如硅酮。例如，两个波纹活塞示出在图5顶部图中所公开的s形的力-长度关系，所述两个波纹活塞以串联布置形成区段5a和5b，并且各自具有在图4中所提供的测量值。转化成为压力（力除以有关的面积）和容量（长度变化乘以有关的面积）的单位并且将轴线互换，产生通常用于人类（具体是新生儿）的肺的压力容量曲线（图5底部图）。为了模拟患者的状况，可以根据病理学模型或健康生理学状况选定plm模型的多个下述参数的值：·延伸杆20的偏移·直流马达12的电流或力·阀22、23、24的开/闭状态·螺线管阀19的脉冲宽度和频率这些参数，与其它的并且可能仅虚拟地（virtually）模拟的参数（诸如胸壁顺应性）一起，例如，构成某些病理。延伸杆20的偏移确定plm的呼吸顺应性、下拐点两者，并且可能确定中拐点（在下拐点和上拐点之间的压力容量曲线的拐点）。潮气容量vt、呼吸速率rr以及呼气末肺容量vlee使用编码器11信号并且分析编码器值随时间的改变而被测量。例如，编码器11信号的一阶导数（firstderivative）提供气体的流量。该流量的每个零交叉点（zerocrossing）标志了吸入或呼出的开始。这些标志能够被用以测量潮气容量和呼吸速率。vlee与期望的frc的比较得出静脉掺合（venousadmixture）的程度。此外，用传感器4测量肺隔室8内侧的氧气含量。与静脉掺合的等级一起，在肺隔室8内的空气的氧气含量确定了动脉血液内的氧气的等级。到直流马达12的电流确定了线10上的恒定张力。电流能够被增加以牵拉波纹活塞的杆，由此增加肺容量。新生儿通过呼噜声试图减小呼出的流量，由此增加呼气末肺容量以改善动脉血液的氧合作用。这种效果能够通过添加电流到直流马达12来模拟。电流也能在吸入期间被添加，模拟吸气努力或自主呼吸。事实上，可以添加具有随机可选择波形的电流，以创建任何形式和时机的吸气活动。螺线管阀22、23、24以不同的组合提供到肺的进入。实际上，三个不同的阀分别装配有对气流的三个不同的阻抗25、26和27。不同的组合将会导致不同的气道阻抗raw。例如，能够通过选择高的气道阻抗模拟气道收缩。图1中的螺线管的布置是完全并联的。然而，螺线管阀的其它布置能够被等同地良好使用，例如，串联的和并联的布置的组合。通过以心脏跳动的节律并且以允许施用给定容量的co2的开启时间打开阀19，通过将纯co2添加到肺腔来模拟co2产生。每次跳动的容量将取决于co2压力。co2以大约57bar（室温）以液体形式存储并且应该被减压阀16减压以变成可由共同可用的螺线管管理的。压力传感器17测量压力并且只要螺线管19是打开的，co2就通过流量限制器18流动到肺腔内。这样施用的容量成比例于螺线管阀19打开的时间和到流量限制器18上游的压力。使用以上描述的参数，模拟数个有关的生理学和病理生理学状况以在鼻塞式cpap和机械通气机方面培训临床医师是可能的。使用说明这里所描述的肺模拟器能够被便利地并且直接地连接到任何呼吸支持设备，包括袋子、鼻塞式持续正气道压力、持续正气道压力、高流量氧气、机械通气机、麻醉机或其它设备。培训者设定期望的病理并且给受训者相关任务，例如以正确地附接呼吸支持设备以及设定该设备的参数。培训者不需要公开被模拟的患者的疾病，因为一些征象和症状由肺模拟器提供。治疗的结果通过提供给培训者的单独的监控器或图形用户界面通知给培训者和（如果期望如此）受训者。肺模拟器的另一用途是用作基准以便测试呼吸设备，例如压力传感器、流量变换器、通气机以及其它。被测试的设备的信号能够与肺模拟器的信号相比较并且为了准确性和精确性而被分析。附图标记列表1：气道开口2：气道压力传感器3：肺泡压力传感器4：肺泡氧气传感器5、5'：波纹活塞5a、5a'：波纹活塞的第一区段5b、5b'：波纹活塞的第二区段6、6'：支撑体，6：刚性外壳（优选为气密的），例如呈筒的形式6'：刚性闭合物（优选为气密的），例如呈板的形式7、7'：机械停止器，其将活塞分开成为第一和第二区段，7：在波纹活塞5的外侧处的机械停止器7'：在波纹活塞5'的内侧处的机械停止器8、8'：可变容量肺隔室，其由支撑体以及波纹活塞的第一和第二区段限界9：附接结构（优选为气密的），其将波纹活塞5的第二区段5b附接到刚性外壳610：绳（即用以将波纹活塞盖子21或21'连接到马达12的绳）11：旋转编码器12：马达13：卷筒（即用以将连接到波纹活塞盖子21或21'的绳10卷起的卷筒）14：线性伺服马达15：气体瓶16：减压阀17：压力传感器18：流量限制器19：螺线管阀20、20'：线性伺服马达的延伸杆21、21'：波纹活塞的盖子（优选为气密的）22'：螺线管阀v123：螺线管阀v224：螺线管阀v325：流量限制器r126：流量限制器r227：流量限制器r328：气道29：覆盖板，包括覆盖板的支撑体（筒）6的第一端部30：支撑体（筒）6的第二端部32：供给源，例如co2和电力33：物理肺模型（plm）34：控制单元（cu）35：生理学模型单元（pmu）36：图形用户界面（gui）37：诊断模块（dm）。缩写词的定义al是波纹活塞的活性表面（activesurface）ards急性呼吸窘迫综合征clcrs的肺部分，cr确定能够完成多少复张（recruitment）crs总体呼吸顺应性cwcrs的胸壁部分，frc功能残余量，frcpred预测的frc，通常用于某个患者尺寸的健康的肺in自然对数paw气道开口处的压力pmusc肌肉活动raw气道阻抗rr呼吸速率sao2动脉血液中的氧气饱和度(t)作为时间的函数v'co2co2产生vd无效空间vlee在呼出末的实际肺容量vt潮气容量。当前第1页1 2 3 当前第1页1 2 3
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