DE102017009951A1

DE102017009951A1 - System zur Unterstützung des Gasaustauschs bei Patienten

Info

Publication number: DE102017009951A1
Application number: DE102017009951.0A
Authority: DE
Inventors: Markus Gründler; Christoph Gründler; Bernd Reslo; Thilo Joost; Rainer Köbrich
Original assignee: GRUENDLER GmbH
Current assignee: Gruendler GmbH
Priority date: 2017-10-26
Filing date: 2017-10-26
Publication date: 2019-05-02

Abstract

Die Erfindung betrifft ein System zur Unterstützung des Gasaustauschs bei Patienten (2) in Ergänzung oder statt eines Beatmungsgeräts. Das System (1) weist eine Fördereinheit (15) für Atemgas, einen Gasanalyse-Sensor (19) und eine Steuerung (37) auf, Um den Bedienungs- und Kontrollaufwand für den Therapeuten zu verringern, schlägt die Erfindung vor, dass eine einstellbare Eliminationsrate des Systems (1) für COim Ausatemgas durch automatische Regelung der Fördereinheit (15) mittels der Steuerung (37) in Abhängigkeit von Messwerten des Gasanalyse-Sensors (19) konstant gehalten wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein System zur Unterstützung des Gasaustauschs bei Patienten mit den Merkmalen des Oberbegriffs des Anspruchs 1.
Bei Atemstörungen ist die künstliche Beatmung seit Langem etabliert. Hierbei wird üblicherweise zyklisch das Atemgas mittels Überdruck über einen in die Luftröhre eingeführten Schlauch oder mittels Gesichtsmaske in die Atemwege appliziert, während die Ausatmung durch die passiven Rückstellkräfte des Atemapparates automatisch dann stattfindet, wenn der externe Überdruck abgebaut wird. Um Schädigungen durch hohe Beatmungsdrücke zu vermeiden, wird versucht, das Atemzugvolumen und die Beatmungsdrücke unter Beatmung möglichst klein zu halten. Beschränkend wirkt sich dabei stets das sogenannte „Pendelvolumen“ oder „Totraumvolumen“ aus, das im luftleitenden System von Patient und Beatmungssystem bidirektional bewegt wird. Das im Pendelvolumen verbleibende ausgeatmete Volumen wird beim darauffolgenden Atemzug erneut eingeatmet, der Anteil von Frischluft nimmt also mit zunehmendem Pendelvolumenanteil ab. Je größer das Totraumvolumen im Verhältnis zum Atemzugvolumen ist, desto ineffektiver ist der Gasaustausch.
Aus der Druckschrift DE 60 2004 003 409 T2 ist ein System bekannt, das als Unterstützungssystem mit einem Beatmungssystem gekoppelt ist. Das Beatmungssystem weist eine Patientenleitung auf, die vom Y-Stück in die Luftröhre eines Patienten reicht. Durch eine mit der Patientenleitung verbundene Aspirationsleitung des Unterstützungssystems wird während der Endphase der Ausatmung aus der Patientenleitung ausgeatmetes Gas abgesaugt. Gleichzeitig wird an einer anderen, näher am Ventilator gelegenen Stelle der Inspirationsleitung durch eine weitere Leitung frisches Gas nachgeführt, um die Funktion des Beatmungssystems nicht zu stören. Damit wird das durch die Patientenleitung gebildete Totraumvolumen von ausgeatmeter Luft teilweise befreit. Beim darauffolgenden Einatmen wird somit weniger ausgeatmetes Gas erneut eingeatmet, sondern eher frisches Gas. Das abgesaugte Gas wird zu Beginn der nächsten Ausatmung wieder der Patientenleitung zugeführt.
Allerdings erfordert der Betrieb derartiger Systeme einen erheblichen Überwachungsaufwand, insbesondere um die Intensität des Gasaustausches an den Zustand des Patienten anzupassen.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein System, das zur Unterstützung des Gasaustauschs bei Patienten, die beatmet werden, oder bei denen das System statt eines Beatmungsgeräts verwendet wird, dahingehend zu verbessern, dass die Bedienung und Überwachung erleichtert wird.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch das System mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst. Das erfindungsgemäße System dient der Unterstützung des Gasaustausches bei Patienten statt oder in Ergänzung zu einem Beatmungsgerät. Das System weist eine Fördereinheit für Gase, einen Gasanalyse-Sensor und eine Steuerung auf. Die Fördereinheit dient insbesondere der Förderung eines Beatmungsgases oder von Atemgas. Ein Beatmungsgas kann beispielsweise Sauerstoff oder auch Luft aus der Umgebung oder Mischungen hieraus, gegebenenfalls inklusive zusätzlicher therapeutischer Gase, sein. Atemgas ist Gas, das aus den Atemwegen eines Patienten stammt. Durch die Förderung von Beatmungsgas oder Atemgas kann ein derartiges System insbesondere zur Unterstützung des pulmonalen Gasaustauschs verwendet werden. Die Fördereinheit ist eine Pumpe und kann auch eine Reservoireinheit umfassen. Es kann sich also beispielsweise um ein System handeln, bei dem wie bei der Druckschrift DE 60 2004 003 409 T2 durch gezieltes Absaugen und Zurückführen von Gas aus der Luftröhre die künstliche Beatmung des Patienten unterstützt wird. In diesem Fall ist die Fördereinheit die Pumpe, die zum Absaugen und Zurückführen des Atemgases genutzt wird. Ein anderes Beispiel wäre ein derartiges System zum Absaugen und Zurückführen ausgeatmeter Gase beim spontan atmenden Patienten. Ergänzt wird ein solches System wie erwähnt durch einen Gasanalyse-Sensor, wobei dieser als Messeinheit für Gas-in-Gas oder Gas-in-Flüssigkeit ausgeführt sein kann und insbesondere den Volumenstrom und/oder die Konzentration eines Gases misst.
Bei dem System kann es sich beispielsweise auch um ein Gerät handeln, das Teile des Atemgases kontinuierlich oder intermittierend über einen CO₂-Absorber oder Oxygenator und dann wieder zurück in den Kreislauf leitet. In diesem Fall kann die Fördereinheit eine Pumpe sein, die uni- oder bidirektional arbeitet.
Das erfindungsgemäße System ist dadurch gekennzeichnet, dass es eine Steuerung aufweist, mit der eine automatische Regelung der Fördereinheit in Abhängigkeit von Messwerten des Gasanalyse-Sensors und gegebenenfalls Benutzereingaben erfolgt. Die Regelung erfolgt so, dass eine einstellbare Eliminationsrate für gasförmige Bestandteile des Ausatemgases, insbesondere für CO₂, konstant gehalten wird, womit gemeint ist, dass die eingestellte Eliminationsrate kontinuierlich angestrebt und, soweit möglich, erreicht wird. Dies ermöglicht, dass die Messwerte nicht von einem Bediener überwacht und die Förderleistung der Fördereinheit nicht immer wieder manuell angepasst werden muss. Mit der „Eliminationsrate“ ist dasjenige Volumen pro Zeiteinheit des betreffenden gasförmigen Bestandteils des Ausatemgases gemeint, das dem Körper durch das System entzogen wird.
In einer bevorzugten Ausführungsform weist das System außerdem eine Gasdosiereinheit auf, die von der automatischen Regelung gesteuert wird. Unter einer „Gasdosiereinheit“ wird eine Einheit verstanden, mit der gezielt bestimmte Mengen eines therapeutischen Gases, insbesondere Sauerstoff, zugefügt werden können. Die Gasdosiereinheit erlaubt es, gezielt auf die Eliminationsrate Einfluss zu nehmen.
Vorzugsweise weist das System eine automatische Regelung der Gasdosiereinheit und/oder der Fördereinheit derart auf, dass als Zielwert eine Zielkonzentration für gasförmige Bestandteile des Ausatemgases, insbesondere CO₂, oder die Atemfrequenz eines Patienten, sowie die gewünschte Anpassungsgeschwindigkeit an den jeweiligen Zielwert einstellbar ist und vom System automatisch verfolgt wird. Dies ermöglicht, dass die behandelnde Person nicht nur einen vorhandenen Wert automatisch durch das System halten lassen kann, sondern das System einen Zielwert anstreben lassen kann. Durch die Einstellung einer Anpassungsgeschwindigkeit muss dieser Vorgang nicht abrupt erfolgen, sondern kann über einen bestimmten Zeitraum erfolgen. Der Gasanalyse-Sensor dient in diesem Fall insbesondere der Messung der Konzentration der gasförmigen Bestandteile des Ausatemgases. Vorzugsweise wird der Zielwert, die Anpassungsgeschwindigkeit und/oder der betreffende aktuelle Wert visualisiert.
Um mit dem System eine Vergiftung, insbesondere eine CO-Vergiftung behandeln zu können, schlägt die Erfindung vor, dass die alveoläre Ventilation eines Patienten durch das System gesteigert werden kann. Während der Patient zu einem möglichst großen Atemzugvolumen und/oder einer möglichst großen Atemfrequenz gebracht wird, sei es durch unmittelbare Aufforderung und/oder Steigerung des Atemantriebs durch CO₂ - Zufuhr beim spontanatmenden Patienten bzw. durch ein Beatmungsgerät beim kontrolliert beatmeten Patienten, ist die Fördereinheit auf einen maximalen möglichen Volumenstrom geregelt. Im Fall einer Kolbenpumpe bedeutet dies beispielsweise, dass die Kolbenpumpe mit maximal verträglichem Hub und Geschwindigkeit betrieben wird. Durch die Kombination aus großem Atemzugvolumen, großer Atemfrequenz und großem Volumenstrom der Fördereinheit wird ein maximaler Diffusionsgradient für die betreffende Substanz, insbesondere CO, zwischen Blut- und Gasseite in der Lunge erzeugt. Dies führt zu einer beschleunigten Entgiftung des Patienten. Da hierbei der Patient jedoch in einen Zustand der Hyperventilation versetzt wird, mit der Gefahr der Untersäuerung, also einem zu geringen CO₂-Gehalt im Blut, wird erfindungsgemäß gleichzeitig eine Zugabe von CO₂ derart geregelt, dass unter der sich einstellenden maximalen Atemfrequenz eine Normokapnie aufrechterhalten wird. Über Messung des CO₂-Gehalts der abgesaugten Atemluft mit dem erfindungsgemäßen Gasanalyse-Sensor kann der Regelkreis geschlossen werden.
Um den Patienten von der Unterstützung des Gasaustausches durch das System auf einfache Weise entwöhnen zu können, schlägt die Erfindung vor, dass die Steuerung eine einstellbare Abstellsequenz aufweist, bei der eine automatische stufenweise Reduktion der Aktivität der Fördereinheit und/oder der Gasdosiereinheit erfolgt, und dass ein tolerierbarer Maximalwert für die Atemfrequenz und/oder den CO₂-Gehalt im Ausatemgas einstellbar ist, der während der Abstellsequenz planmäßig nicht überschritten wird. Mit der „Aktivität der Fördereinheit“ ist der von der Fördereinheit geförderte Volumenstrom gemeint. Mit der „Aktivität der Gasdosiereinheit“ ist der von der Gasdosiereinheit zugefügte Volumenstrom gemeint.
Um parallel zur eigentlichen Unterstützung des Gasaustauschs eines Patienten auch Informationen über dessen Stoffwechsel- und Kreislaufaktivität zur Verfügung zu stellen, weist das System vorzugsweise eine Steuerung mit einer Benutzerschnittstelle, insbesondere einem Bildschirm, auf. Die Benutzerschnittstelle weist eine Anzeige des pulmonalen Blutflusses des Patienten bzw. deren Verlauf auf, wobei dieser Blutfluss bzw. dessen Verlauf berechnet wird und zwar insbesondere in Abhängigkeit von Daten des Gasanalyse-Sensors und des vorzugsweise mittels eines Feindrucksensors ermittelten Atemzugvolumens. Ergänzend oder alternativ können fehlende Daten auch über eine Datenschnittstelle von weiteren Medizingeräten importiert werden (beispielsweise vom Beatmungsgerät oder Kalorimetriemodul). So ist es beispielsweise aus der Veröffentlichung „Variations in Respiratory Excretion of Carbon Dioxide Can Be Used to Calculate Pulmonary Blood Flow" (David A. Preissa, Takafumi Azamib, Richard D. Urman; J Clin Med Res. 2015;7(2):83-90) bekannt, dass und wie rechnerisch aus Daten über den CO₂ -Gehalt im Ausatemgas in Verbindung mit weiteren Parametern auf den pulmonalen Blutfluss geschlossen werden kann. Ebenso ist erfindungsgemäß die numerische oder grafische, konsolidierte Anzeige von CO₂-Produktion und -Elimination vorgesehen.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels erläutert.
1 zeigt einen schematischen Überblick über das erfindungsgemäße System 1 in der Anwendung bei einem nicht-beatmeten Patienten 2. Durch eine mittels eines kleinen Eingriffs erzeugte Öffnung 3 im Bereich des Halses 4 des Patienten 2 ist ein flexibler Schlauch 5 des Systems 1 von außen in die Luftröhre 6 des Patienten 2 eingeführt worden und reicht bis nahe der Lunge 7 des Patienten 2. Der flexible Schlauch 5 besteht aus einem ersten Schlauchabschnitt 8 in Form eines Katheters 9 zum Einführen in die Luftröhre 6 und einem zweiten Schlauchabschnitt 10 in Form eines Verbindungsschlauchs 11 zur Verbindung des ersten Schlauchabschnitts 8 mit einer Reservoireinheit 12 des Systems 1. Der Verbindungsschlauch 11 weist einen größeren Außenquerschnitt als der Katheter 9 auf. Im Bereich der Öffnung 3 ist der Katheter 9 von einer Durchführungstülle 13 umfasst und wird von dieser klemmend gegen eine Verschiebung längs des Katheters 9 gehalten.
Die Reservoireinheit 12 ist als eine Kolbenpumpe 14 ausgebildet und ist somit gleichzeitig Fördereinheit 15. Die Kolbenpumpe 14 wird von einem Linearmotor 16 als Antriebseinheit 17 angetrieben. Die Antriebseinheit 17 ist in 1 nur symbolisch dargestellt, da es hierauf im Rahmen der Erfindung nicht weiter ankommt.
Der Verbindungsschlauch 11 ist unterbrochen von einer Messküvette 18 für einen Gasanalyse-Sensor 19, hier ein CO₂-Sensor 20, der an der Messküvette 18 angebracht ist. Zwischen der Messküvette 18 und der Kolbenpumpe 14 ist der Verbindungsschlauch 11 außerdem durch einen ersten Abzweig 21 unterbrochen. Dieser erste Abzweig 21 ist wie auch die nachfolgenden Abzweige jeweils durch ein T-Stück oder Y-Stück gebildet. Der erste Abzweig 21 führt über einen ersten Filter 22, der wie auch die nachfolgend beschriebenen Filter eine hygienische Barriere bildet, zu einem zweiten Abzweig 23, an dessen einem Ausgang ein Hochdrucksensor 24 und dessen anderem Ausgang ein Be- und Entlüftungsventil 25 mit Ausgang zur Umgebung angeschlossen ist. Zwischen der Messküvette 18 und dem Katheter 9 ist der Verbindungsschlauch 11 nacheinander durch einen dritten Abzweig 26 und einen vierten Abzweig 27 unterbrochen. Der dritte Abzweig 26 führt über einen zweiten Filter 28 zu einem Druckbehälter 29, der über ein, eine Gasdosiereinheit 30 bildendes, Dosierventil fluidisch verbunden oder getrennt werden kann. Der Druckbehälter 29 enthält ein therapeutisches Gas, insbesondere Sauerstoff. Der vierte Abzweig 27 führt über einen dritten Filter 31 zu einem Feindrucksensor 32 mit einem Sensor-Schutzventil 33. Während der Hochdrucksensor 24 zum Messen von Drücken im Bereich von -750 mbar bis +750 mbar ausgelegt ist und damit der Kontrolle der Absaug- und Pumpdrücke der Kolbenpumpe 14 dient, ist der Feindrucksensor 32 zum Messen von Drücken im Bereich von -5mbar bis +5mbar ausgelegt und dient damit der Kontrolle der Atmung des Patienten 2, wenn die Kolbenpumpe 14 nicht arbeitet. Die Kolbenpumpe 14 ist durch ein thermoelektrisches Heizelement 34 als Temperiereinheit 35 beheizbar. Außerdem ist der flexible Schlauch 5 mit einer thermischen Isolierung 36 umhüllt.
Die Sensoren, also der Gasanalyse-Sensor 19, der Hochdrucksensor 24 und der Feindrucksensor 32, und die Aktoren, also der Linearmotor 16, das Heizelement 34, das Be- und Entlüftungsventil 25, die Gasdosiereinheit 30 und das Sensorschutzventil 33 sind jeweils über elektrische Leitungen, die der Übersicht halber nicht dargestellt sind, mit einer Steuerung 37 verbunden. Die Steuerung 37 umfasst insbesondere eine Ein- und Ausgabeeinheit in Form einer berührungsempfindlichen Anzeige 38, ein sogenannter „Touch-Screen“, zur Bedienung durch einen Anwender.
Der flexible Schlauch 5 und die Kolbenpumpe 14 sind zusammen mit dem ersten, dritten und vierten Abzweig 21, 26, 27 sowie den drei Filtern 22, 28, 31 und der Messküvette 18 ein Patientenset 39. Die Schnittstellen zu den restlichen Komponenten des Systems 1 sind jeweils durch Strichpunktlinien symbolisiert, wobei im Bereich der Filter 22, 28, 31 als Schnittstellen übliche Schlauchverbindungen in Form von Steck- oder Schraubverbindungen (nicht im Detail dargestellt) Verwendung finden. Das Patientenset 39 ist als Einwegprodukt ausgelegt, was nicht ausschließt, dass einzelne Komponenten für den wiederholten Gebrauch aufbereitet, also insbesondere gereinigt und sterilisiert, werden können.
Nachfolgend wird die Funktion des Systems 1 beschrieben: Ein offenes Ende 40 des Katheters 9 stellt eine fluidische Verbindung zum lungennahen Abschnitt der Luftröhre 6 her. Dadurch kann über den Feindrucksensor 32 die Atemtätigkeit des Patienten 2 bestimmt werden. In einem Normalbetrieb wird am Ende der Ausatemphase, also endexspiratorisch, Gas mittels der Kolbenpumpe 14 abgesaugt und zum Ende der nächsten Einatemphase bzw. zu Beginn der nächsten Ausatemphase wieder zurück gepumpt. Dieses Gas ist reich an CO₂ und kann daher als „verbrauchte Luft“ bezeichnet werden. Durch das Absaugen und Zurückführen durch Pumpen wird bewirkt, dass bereits beim Absaugen frische Luft durch die freien oberen Atemwege (Nase und Mund) in die Luftröhre 6 des Patienten 2 strömt und bei dem danach stattfindenden Einatemvorgang nicht erst verbrauchte Luft in die Lunge gerät, sondern sofort sauerstoffreiche und CO₂-arme, also „frische Luft“. Hierdurch wird die CO₂-Clearance in der Lunge sowie die O₂-Aufnahme deutlich verbessert. Das Zurückführen der verbrauchten Luft hat den Vorteil, dass die Balance des Energie- und Feuchtehaushalts der Atemwege nicht beeinträchtigt wird, da keine Feuchte und keine Energie entnommen oder zugeführt werden. Damit sich dieser Wasserdampf nicht als Kondensat absetzt und sich außerdem keine ungewünschte Kühlwirkung des Systems 1 auf den Patienten 2 ergibt, wird das abgepumpte Gas während der Zwischenspeicherung in der Kolbenpumpe 14 mittels des Heizelements 34 warmgehalten und darüber hinaus ein Temperaturaustausch mit der Umgebung durch die thermische Isolierung 36 oder aktive Heizung des flexiblen Schlauchs 5 geringgehalten. Die Pumpgeschwindigkeit wird insbesondere mittels der Daten des Hochdrucksensors 24 geregelt. Sollte sich, beispielsweise aus den Druckverläufen beim Absaugen und Pumpen, für die Steuerung ergeben, dass der Katheter 9 verstopft ist, kann das System diesen automatisch freiblasen. Hierzu kann das Be- und Entlüftungsventil 25 beim Absaugen geöffnet werden, wodurch vorwiegend Gas aus der Umwelt angesaugt wird. Der erste Filter 22 sorgt dabei dafür, dass es zu keiner Kontamination mit Erregern aus der Umwelt kommt. Nach dem Absaugen wird das Be- und Entlüftungsventil 25 geschlossen und das Gas in der Kolbenpumpe 14 von dieser ausgepumpt. Insbesondere durch ein unstetiges, pulsartiges Pumpen kann erreicht werden, dass der Katheter 9 wieder freikommt. Das Be- und Entlüftungsventil 25 bildet somit eine zuschaltbare Öffnung 41 zur Umwelt und der erste Abzweig 21 zusammen mit dem zweiten Abzweig 23 eine Verzweigung 42 für die zuschaltbare Öffnung 41. Das Be- und Entlüftungsventil 25 kann auch dazu genutzt werden, das abgesaugte Gas ganz oder teilweise in die Umwelt auszublasen. Statt oder zusätzlich zu dem abgesaugten Gas kann dann über eine Öffnung der Gasdosiereinheit 30 aus dem Druckbehälter 29 ein therapeutisches Gas über den flexiblen Schlauch 5 zum Patienten 2 geleitet werden, wobei der Pumpvorgang hierzu auch zeitlich verschoben werden kann, insbesondere in die Phase der Einatmung des Patienten 2. Der dritte Abzweig 26 bildet zusammen mit der Gasdosiereinheit 30 eine zuschaltbare Zuleitung 43, durch die statt oder zusätzlich zu dem rückgeführten Gas ein Volumenstrom eines weiteren Gases zu dem flexiblen Schlauch 5 geführt werden kann.
Die genannten Funktionen werden von der Steuerung 37 automatisch in Abhängigkeit von Eingaben des Bedieners einerseits und den Daten der Sensoren, also des Gasanalyse-Sensors 19, des Hochdrucksensors 24 und des Feindrucksensors 32, gesteuert. Die berührungsempfindliche Anzeige 38 dient dabei als eine Benutzerschnittstelle 44.
In Abhängigkeit von Daten der Sensoren und Eingaben über die Benutzerschnittstelle 44 erfolgt eine Regelung und Ausgabe mit mindestens einer der folgenden Ausgangsgrößen: Zeitpunkt des Pumpens und/oder Absaugens, Geschwindigkeitsprofil des Pumpens und/oder Absaugens, Volumen des Pumpens und/oder Absaugens. Ziel hierbei ist immer eine nicht vorhandene oder minimierte Störung der Atmung/Beatmung des Patienten. Dabei ist mit „Regelung“ gemeint, dass ein Regelkreis gebildet wird, während mit „Ausgeben“ gemeint ist, dass ein reines Steuern, ohne Bildung eines Regelkreises, erfolgt.
Die Bestimmung des Beginns der Absaugung erfolgt insbesondere in Abhängigkeit von dem gemessenen Beginn der Exspiration und dem erwarteten Ende der Exspiration. Der Beginn der Exspiration eines nicht beatmeten Patienten kann durch die Messung eines signifikanten Anstiegs des Drucks im Bereich des flexiblen Schlauchs 5 zwischen Pumpen und Absaugen mittels des Feindrucksensors 32 ermittelt werden. Alternativ oder zusätzlich kann die Bestimmung des Beginns der Absaugung durch Analyse des zeitlichen Verlaufs des Drucks, also der Druckänderung, im Bereich des flexiblen Schlauchs 5 erfolgen. Beim Ausatmen steigt der intrathorakale Druck initial leicht, das heißt die Druckänderung ist hier ein Druckanstieg, wobei der Druckanstieg pro Zeiteinheit immer geringer wird, das heißt die erste Ableitung des Drucks nach der Zeit ist positiv und die zweite Ableitung negativ. Der Beginn der Absaugung kann durch Orientierung am Signalverlauf des dann folgenden Druckabfalls nach diesem beschriebenen initialen Druckanstieg erfolgen. Das Absaugen wird gegebenenfalls nach einer definierten Verzögerung gestartet.
Die Steuerung 37 weist ein Programm zur Optimierung des Absaugzeitpunkts auf, wobei damit der Start der Absaugung gemeint ist. Dabei ist das Ziel eine möglichst späte Absaugung innerhalb der Exspiration, da in dieser Phase die CO₂-Konzentration maximal und die Methodik der Totraumabsaugung am effektivsten ist. Wie gut dies erreicht wird, beschreibt die sogenannte „Synchronisation“. Allerdings muss die Absaugung vorzeitig abgebrochen werden, wenn der Patient früher als vom System erwartet, also noch während der Absaugung, einatmet. Das Programm zur Optimierung stellt eine Häufung von derartigen Abbrüchen fest und passt gegebenenfalls den Absaugzeitpunkt an, in dem dieser vorverlegt wird, was auch schrittweise erfolgen kann. Die Häufung von Abbrüchen bedeutet eine schlechte Synchronisation. Umgekehrt kann das Programm eine Verlegung des Absaugzeitpunkts zeitlich nach hinten bewirken, wenn es zu keinen Abbrüchen kommt, um eine noch spätere Absaugung zu erreichen.
Zusätzlich zum Programm zur Optimierung des Absaugzeitpunkts weist das System 1 ein Programm zur Optimierung der Absauggeschwindigkeit auf. So kann bei einer schlechten Synchronisation alternativ oder zusätzlich zu einer Verschiebung des Absaugzeitpunkts die Absauggeschwindigkeit erhöht und bei einer besonders guten Synchronisation verringert werden.
Der Synchronisationsverlauf, also die Zahl der Abbrüche pro Zeiteinheit aufgrund einer vorzeitigen Einatmung des Patienten, wird von der Benutzerschnittstelle 44 visualisiert.
Außerdem weist das System 1 ein Programm mit vom Bediener wählbaren Modi aus, bei denen eine der folgenden Werte oder Wertkombinationen als Ziel vorgegeben und vom Programm durch automatische Anpassung des Absaugens und Pumpens angestrebt werden:

(a) CO₂-Eliminierung: Ziel ist ein vom Bediener vorgegebenes Volumen CO₂, das pro Zeiteinheit eliminiert werden soll, also die Eliminationsrate. Die Eliminationsrate kann automatisch beispielsweise durch Bestimmung des CO₂-Gehalts im Gasstrom, also dem Atemgas des Patienten 2, im flexiblen Schlauch mittels des Gasanalyse-Sensors 19 bestimmt werden. Angestrebt wird das vorgegebene Ziel durch Veränderung des angesaugten und zurückgepumpten Gasvolumens, also durch automatische Regelung der Fördereinheit 15, speziell durch Veränderung des Kolbenhubvolumens der Kolbenpumpe 14. Je kleiner der CO₂-Gehalt im Gasstrom, desto größer muss das abgesaugte Gasvolumen pro Atemzug sein, um die gleiche Eliminationsrate zu erhalten. Alternativ oder zusätzlich kann das Ziel durch Zugabe von therapeutischen Gasen wie Sauerstoff angestrebt werden, also durch automatische Regelung der Gasdosiereinheit 30.
(b) CO₂-Zielwert kombiniert mit Anpassungsgeschwindigkeit: Ziel ist ein bestimmter CO₂-Wert in der Ausatemluft, jedoch wird zusätzlich vom Bediener vorgegeben, mit welcher Geschwindigkeit oder innerhalb welcher Zeitspanne der genannte Zielwert erreicht werden soll. Das Ziel wird wie unter (a) beschrieben angestrebt, jedoch passt das System 1 die Veränderung des abgesaugten Gasvolumens pro Atemzug in Abhängigkeit von der vorgegebenen Anpassungsgeschwindigkeit und der jeweils gemessenen Eliminationsrate an, erhöht also beispielsweise langsam das abgesaugte Gasvolumen pro Atemzug. Der CO₂-Wert kann hierbei entweder aus dem Gasanalyse-Sensor 19 bestimmt werden oder über eine Schnittstelle von einem anderen System kontinuierlich oder intermittierend gelesen werden, also von einem separaten Gasanalyse-Sensor, beispielsweise von einem transcutanen CO₂-Sensor oder von einem Blutgasanalysegerät. Auch eine zusätzliche manuelle Eingabe von Werten durch den Anwender ist möglich.
(c) Atemfrequenz: Ziel ist eine einstellbare Atemfrequenz des Patienten, insbesondere eine niedrigere Atemfrequenz. Dies wird vom Programm durch Veränderung des angesaugten und zurückgepumpten Gasvolumens pro Atemzug angestrebt, indem zur Senkung der Atemfrequenz das Gasvolumen erhöht wird beziehungsweise zur Anregung der Atemfrequenz das Gasvolumen verringert wird. Auch hier kann alternativ oder zusätzlich das Ziel durch Zugabe von Sauerstoff angestrebt werden. Die Zielverfolgung erfolgt also durch automatische Regelung der Fördereinheit 15 und /oder der Gasdosiereinheit 30.

Diese Liste ist nicht abschließend. Das Programm kann weitere Modi vorsehen. Für jeden Modus ist außerdem eine Abstellsequenz vorgesehen, bei der vorzugsweise eine automatische stufenweise Reduktion des angesaugten und zurückgepumpten Gasvolumens, also Reduktion der Aktivität der Fördereinheit 15, bis auf Null unter Berücksichtigung eines maximal tolerierten, einstellbaren Anstiegs oder Absolutwertes der Atemfrequenz und/oder des CO₂-Gehalts erfolgt, um eine Entwöhnung des Patienten zu unterstützen.
Die Steuerung 37 sieht außerdem einen Modus zur CO-Entgiftung eines Patienten 2 vor. Dabei wird die Kolbenpumpe 14 mit maximal verträglichem Hub und Geschwindigkeit betrieben (so dass die Synchronisation mit dem Patienten noch gegeben ist und keine Störung der Atmung eintritt) und über die Gasdosiereinheit 30 gezielt CO₂ zugegeben. Gleichzeitig wird der Patient 2 zu tiefen und/oder häufigen Atemzügen aufgefordert, wobei die CO₂-Zugabe einen natürlichen Drang in dieser Richtung beim Patienten 2 auslöst. Durch die hohe Atemfrequenz und den maximalen Hub der Kolbenpumpe 14 kommt es zu einem großen Gradienten und damit einer guten Elimination von CO über die Lunge 7 des Patienten 2, also zu einer automatischen Maximierung der alveolären Ventilation des Patienten 2. Eine geregelte CO₂-Zugabe in Abhängigkeit von Werten des Gasanalyse-Sensors 19 bewirkt, dass es beim Patient 2 trotz der starken Zufuhr frischen Gases zu keinem zu geringen CO₂-Gehalt im Blut kommt.
In Abhängigkeit von Werten des Gasanalyse-Sensors 19 und des Feindrucksensors 32 berechnet die Steuerung 37 des Systems 1 den pulmonalen Blutfluss des Patienten 2. Diesen Blutfluss und dessen Verlauf wird mittels einer Anzeige der Benutzerschnittstelle 44 visualisiert, so dass die behandelnde Person ein Bild von der Stoffwechsel- und Kreislaufaktivität des Patienten 2 erhält.
Bezugszeichenliste

1: System
2: Patient
3: Öffnung
4: Hals
5: Flexibler Schlauch
6: Luftröhre
7: Lunge
8: Erster Schlauchabschnitt
9: Katheter
10: Zweiter Schlauchabschnitt
11: Verbindungsschlauch
12: Reservoireinheit
13: Durchführungstülle
14: Kolbenpumpe
15: Fördereinheit
16: Linearmotor
17: Antriebseinheit
18: Messküvette
19: Gasanalyse-Sensor
20: CO₂-Sensor
21: Erster Abzweig
22: Erster Filter
23: Zweiter Abzweig
24: Hochdrucksensor
25: Be- und Entlüftungsventil
26: Dritter Abzweig
27: Vierter Abzweig
28: Zweiter Filter
29: Druckbehälter
30: Gasdosiereinheit
31: Dritter Filter
32: Feindrucksensor
33: Sensor-Schutzventil
34: Heizelement
35: Temperiereinheit
36: Thermische Isolierung
37: Steuerung
38: Berührungsempfindliche Anzeige
39: Patientenset
40: Offenes Ende des flexiblen Schlauchs 5
41: Zuschaltbare Öffnung zur Umwelt
42: Verzweigung für die zuschaltbare Öffnung 41
43: Zuschaltbare Zuleitung
44: Benutzerschnittstelle

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 602004003409 T2 [0003, 0006]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

„Variations in Respiratory Excretion of Carbon Dioxide Can Be Used to Calculate Pulmonary Blood Flow“ (David A. Preissa, Takafumi Azamib, Richard D. Urman; J Clin Med Res. 2015;7(2):83-90) [0013]

Claims

System zur Unterstützung des Gasaustauschs bei Patienten (2) in Ergänzung oder statt eines Beatmungsgeräts, wobei das System (1) eine Fördereinheit (15) für Gase, einen Gasanalyse-Sensor (19) und eine Steuerung (37) aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass eine einstellbare Eliminationsrate des Systems (1) für gasförmige Bestandteile des Ausatemgases, insbesondere für CO₂, durch automatische Regelung der Fördereinheit (15) mittels der Steuerung (37) in Abhängigkeit von Messwerten des Gasanalyse-Sensors (19) konstant gehalten wird.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das System eine Gasdosiereinheit (30) aufweist, die von der automatischen Regelung gesteuert wird.
System nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das System (1) eine automatische Regelung der Gasdosiereinheit (30) derart aufweist, dass als Zielwert eine Zielkonzentration für gasförmige Bestandteile des Ausatemgases, insbesondere CO₂, oder die Atemfrequenz eines Patienten (2), sowie die gewünschte Anpassungsgeschwindigkeit an den jeweiligen Zielwert einstellbar ist und vom System (1) automatisch verfolgt wird.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das System (1) eine automatische Regelung der Fördereinheit (15) derart aufweist, dass als Zielwert eine Zielkonzentration für gasförmige Bestandteile des Ausatemgases, insbesondere CO₂, oder die Atemfrequenz eines Patienten (2), sowie die gewünschte Anpassungsgeschwindigkeit an den jeweiligen Zielwert einstellbar ist und vom System (1) automatisch verfolgt wird.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die alveoläre Ventilation eines Patienten (2) durch das System (1) gesteigert wird, indem die Fördereinheit (15) auf einen maximalen möglichen Volumenstrom geregelt wird und zudem eine Zugabe von CO₂ derart geregelt wird, dass unter der sich einstellenden maximalen Atemfrequenz eine Normokapnie aufrechterhalten wird.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung (37) eine einstellbare Abstellsequenz aufweist, bei der eine automatische stufenweise Reduktion der Aktivität der Fördereinheit (15) und/oder Gasdosiereinheit (30) erfolgt, und dass ein tolerierbarer Maximalwert für die Atemfrequenz und/oder den CO₂-Gehalt im Ausatemgas einstellbar ist, der während der Abstellsequenz planmäßig nicht überschritten wird.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung (37) eine Benutzerschnittstelle (44) mit einer Anzeige eines berechneten pulmonalen Blutflusses und/oder dessen Verlauf aufweist.