DE102023123866A1 - Beatmungsvorrichtung und Verfahren zur Steuerung einer Beatmungsvorrichtung - Google Patents

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Abstract

Die Erfindung beschreibt eine Vorrichtung (1) zur Unterstützung der Beatmung eines Patienten, die einen Satz von Schläuchen (30, 40, 50, 60, 70) für den Gasfluss (fl) zum und vom Patienten, ein geregeltes Ventil (81, 81'), einen Durchflusssensor (86) und einen Drucksensor (87, 88) zur Messung des Atemwegsdrucks umfasst. Das geregelte Ventil (81, 81') befindet sich an einem Y-Stück (8Y), das einen Schlauch (30) für den inspiratorischen und einen Schlauch (40) für den exspiratorischen Fluss mit dem Patienten verbindet. Die Erfindung beschreibt ferner ein Verfahren für ein geregeltes Ventil (81, 81'), das für eine solche Vorrichtung (1) verwendet werden kann, und ein Verfahren zur Steuerung einer solchen Vorrichtung (1).

Description

  • Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Beatmungsunterstützung eines Patienten, die einen Satz von Schläuchen für den Gasfluss zum und vom Patienten, einen Durchflusssensor und einen Drucksensor zur Messung des Atemwegsdrucks umfasst. Eine solche Vorrichtung kann allgemein und auch im Folgenden als „Beatmungsvorrichtung“ oder „mechanisches Beatmungsgerät“ oder kurz „Beatmungsgerät“ bezeichnet werden. Diese Begriffe können daher austauschbar verwendet werden. Ferner betrifft die Erfindung ein geregeltes Ventil, das für ein solches Beatmungsgerät verwendet werden kann, und ein Verfahren zur Steuerung eines solchen Beatmungsgerätes. Die Erfindung dient insbesondere der Beatmungsunterstützung von spontan atmenden Intensivpatienten, insbesondere solchen mit respiratorischer Insuffizienz (allgemein und im Folgenden auch „RI“ genannt) oder akutem Atemnotsyndrom (allgemein und im Folgenden auch „ARDS“ genannt), bei denen die Gefahr von Baro- und Volutrauma, zusätzlicher Atemarbeit und Desynchronisation zwischen Patient und Beatmungsgerät besteht.
  • Hierzu ist klarzustellen, dass sich der Begriff „Atemwegsdruck“ im Zusammenhang mit der mechanischen Beatmung und auch im Zusammenhang mit der Erfindung auf den generell außerhalb des Patienten, innerhalb des Beatmungssystems, am proximalen Ende der „Patientenschnittstelle“ gemessenen Druck bezieht, die das Beatmungsgerät mit dem Patienten verbindet (dies kann z. B. ein Endotrachealtubus sein, im Allgemeinen und im Folgenden auch „ETT“ genannt, ein Tracheostomietubus, im Allgemeinen und im Folgenden auch „TT“ genannt, eine Gesichtsmaske oder ein Atemhelm). Dieser Druck wird auch als „Atemwegöffnungs-Druck“ bezeichnet, da er in der Nähe des Punktes gemessen wird, an dem sich die Atemwege des Patienten zur Umgebung hin öffnen (dabei ist zu beachten, dass das proximale Ende der Patientenschnittstelle auch die Öffnung der Atemwege des Patienten zum Beatmungsgerät darstellt). Bezieht man sich dagegen auf die biologischen Atemwege in der Lunge des Patienten, so werden diese als „Atemwege des Patienten“ bezeichnet.
  • Intensivpatienten, die beatmet werden müssen, werden in der Regel intubiert, sediert, ggf. paralysiert und mit einer Form der druck- oder volumenkontrollierten Beatmung beatmet. Leidet der Patient an RI, z. B. aufgrund einer Lungenentzündung, oder an ARDS, z. B. aufgrund einer Sepsis, so versteift sich seine Lunge häufig im Verlauf der Erkrankung, z. B. infolge einer Schädigung der Lungensurfactant-Auskleidung und der daraus resultierenden erhöhten Grenzflächenspannung zwischen Luft und Flüssigkeit. Die Inflation der Lunge mit typischen Tidalvolumina, z. B. 500-800 ml erfordert dann einen übermäßgen Inflationsdruck. Darüber hinaus werden die Lungen von RI- und ARDS-Patienten oft inhomogen belüftet, wobei Teile der Lungen unterbelüftet und andere überdehnt werden. Eine regionale Überdehnung der Lunge in Verbindung mit dem hohen Druck, der vom Beatmungsgerät geliefert wird, kann zu Baro- und Volutrauma führen, was weitere Lungenschäden und eine Verschlimmerung der Krankheit zur Folge hat. Darüber hinaus steigt mit zunehmendem intrathorakalen Druck der pulmonale Gefäßwiderstand, während der Rückfluss des venösen Blutes zum Herzen abnimmt, was zu einer Belastung des Herzens und einer verminderten Perfusion anderer Organe wie des Gehirns und der Nieren führt.
  • Um das Risiko eines Baro- und Volutraumas zu verringern, begrenzen Intensivmediziner den maximalen Atemwegsdruck während der Inspiration auf unter 30-35 mbar und das Tidalvolumen auf etwa 6 ml/kg Körpergewicht. Diese einzige Schutzmaßnahme führte, als sie Ende der 80er/Anfang der 90er Jahre in die klinische Praxis eingeführt wurde, zu einem dramatischen Rückgang der Sterblichkeit von Intensivpatienten, von etwa 40-60 % in den 80er Jahren auf 20-40 % in den 90er Jahren. Dieser beeindruckende Erfolg weckte die Hoffnung, dass die Sterblichkeit von RI- und ARDS-Patienten durch eine noch aggressivere Senkung des Atemwegsdrucks und des Tidalvolumens weiter reduziert werden könnte. Dies erwies sich jedoch als schwierig, da die Lungen von ARDS-Patienten einen positiven endexspiratorischen Druck (im Allgemeinen und im Folgenden auch „PEEP“ genannt) von typischerweise 10 mbar benötigen, um einen Kollaps zu verhindern, und bei weiter reduziertem Inspirationsdruck oder Tidalvolumen wird das Atemminutenvolumen für einen ausreichenden Gasaustausch zu klein. Daher wurde vorgeschlagen, dass RI- und ARDS-Patienten spontan atmen und das Beatmungsgerät dann jeden Atemzug durch eine Form der erhöhten Druckunterstützung ergänzt, die so niedrig wie möglich, aber so hoch wie nötig ist.
  • Bekannte Intensivbeatmungsgeräte bieten Beatmungsmodi, die den Atemwegsdruck während der Inspirationsanstrengung des Patienten erhöhen sollen. Die Strategie besteht darin, nur so viel Druckunterstützung bereitzustellen, wie zur Aufrechterhaltung eines ausreichenden Gasaustauschs erforderlich ist, ohne den Patienten zu erschöpfen. Solche Modi der patientengetriggerten Inspirationsunterstützung haben sich bei beatmeten Patienten als klinisch vorteilhaft erwiesen, z. B. bei der Entwöhnung von der mechanischen Beatmung, aber bisher haben diese Druckunterstützungsmodi bei RI- und ARDS-Patienten weitgehend versagt.
  • Die Gründe dafür können die folgenden sein:
    • Erstens zeigen ARI- und ARDS-Patienten häufig ein schnelles, flaches Atemmuster. Dies erschwert es dem Beatmungsgerät, inspiratorische und exspiratorische Anstrengungen des Patienten zu erkennen, insbesondere wenn die Druckunterstützung größer ist als der vom Patienten erzeugte Inspirationsdruck, so dass das intrinsische Atemmuster des Patienten durch das des Beatmungsgeräts überdeckt wird.
  • Zweitens wird der Patient typischerweise mit einem Endotrachealtubus (allgemein und im Folgenden auch „ETT“ genannt) intubiert. Der große und hochgradig nichtlineare Gasströmungswiderstand des ETT (aufgrund turbulenter Strömungsverhältnisse) dissipiert große Teile der Druckunterstützung, die daher nie beim Patienten ankommt (Guttmann, Eberhard et al. 1993; alle Zitate beziehen sich auf die Referenzliste am Ende der Beschreibung, wobei die Zitate in üblicher Weise durch die Angabe der ersten beiden Autoren und einer Jahreszahl charakterisiert sind, ggf. durch den Zusatz einer Zahl a oder b, wenn mehrere Publikationen von denselben Autoren im selben Jahr gemacht wurden). Außerdem behindert der ETT-Widerstand die Exspiration und bewirkt, dass sich in der Lunge des Patienten ein intrinsischer PEEP aufbaut (Guttmann, Eberhard et al. 1995). Das Beatmungsgerät misst jedoch nur den Atemwegsdruck außerhalb des ETT (und ggf. des Bakterienfilters/des Befeuchters, die den Atemwegswiderstand weiter erhöhen). Dadurch werden die Inspirations- und Exspirationsanstrengungen des Patienten weiter überdeckt.
  • Die Folgen des ETT (und Bakterienfilter/Befeuchter) -Widerstands in Kombination mit unzureichenden Mitteln zur Erfassung der Inspirations- und Exspirationsanstrengungen des Patienten sind schwerwiegend:
    • Obwohl das Beatmungsgerät, gemessen am zeitlichen Verlauf des Atemwegsdrucks, das spontane Atmungsmuster des Patienten gut zu unterstützen scheint, liegen der intratracheale und der alveoläre Druck des Patienten während des größten Teils der Inspiration unter dem PEEP und während der Exspiration weit über dem PEEP. Daher muss der Patient zusätzliche Atemarbeit leisten und hat große Schwierigkeiten beim Ausatmen (Fabry, Haberthur et al. 1997).
  • Noch schwerwiegender ist die Tatsache, dass das Beatmungsgerät die Inspirations- und Exspirationsanstrengungen des Patienten nicht mehr erkennt. Dies kann zu einer Asynchronität zwischen dem Atemmuster des Patienten und dem des Beatmungsgerätes führen, insbesondere bei Patienten mit schneller, flacher Atmung (Fabry, Guttmann et al. 1995). Die Desynchronisation zwischen Patient und Beatmungsgerät bedeutet, dass die Patienten etwa die Hälfte der Zeit Druckunterstützung während ihrer Exspirationsphasen erhalten, wodurch die Druckbelastung der Lunge erhöht wird, anstatt sie zu verringern, wie es ursprünglich beabsichtigt war. Außerdem wird in etwa in der Hälfte der Zeit die Druckunterstützung während der Inspirationsphasen der Patienten auf PEEP-Niveau reduziert, was zusammen mit dem großen ETT-Widerstand dazu führt, dass die Atemanstrengungen des Patienten nicht nur nicht unterstützt werden, sondern eine erhebliche zusätzliche Atemarbeit verursachen.
  • Beide Probleme - zusätzliche Atemarbeit und Desynchronisation zwischen Patient und Beatmungsgerät - können im Prinzip durch den Beatmungsmodus „Automatic Tube Compensation“ (allgemein und im Folgenden auch „ATC“ genannt) verhindert werden (Fabry, Guttmann et al. 1994 a,b, Fabry, Haberthur et al. 1997). ATC regelt nicht den Atemwegsdruck auf einen konstanten Wert (wie im Beatmungsmodus Continuous Positive Airway Pressure (CPAP)), sondern den Trachealdruck.
  • Dies geschieht durch die kontinuierliche Berechnung des Trachealdrucks (aus der Differenz zwischen Atemwegsdruck und Druckabfall über den ETT-Schlauch, der wiederum aus dem Produkt aus dem gemessenen Gasfluss und dem bekannten ETT-Widerstand berechnet werden kann) und die Steuerung des Gasflusses, um den Trachealdruck konstant zu halten. Der Atemwegsdruck wird also nicht mehr auf einen bestimmten Wert während der Inspiration oder Exspiration eingestellt, sondern ändert sich automatisch auf Werte, die während der Inspiration größer als der PEEP und während der Exspiration kleiner als der PEEP sind. Das Ausmaß dieser Druckschwankungen hängt von der Atemarbeit des Patienten ab. ATC eliminiert die zusätzliche Atemarbeit selbst bei Patienten mit hohem Beatmungsbedarf fast vollständig (Fabry, Haberthur et al. 1997) und verhindert eine Desynchronisation zwischen Patient und Beatmungsgerät vollständig (Fabry, Guttmann et al. 1994 b).
  • Um ARDS-Patienten mit diesem Modus zu unterstützen, kann die ATC mit einer fluss- und/oder volumenproportional assistierten Beatmung (allgemein und im Folgenden auch „PAV“ genannt) kombiniert werden. Im Wesentlichen wird nicht der Trachealdruck, sondern entweder der Alveolardruck kontinuierlich berechnet und reguliert (dies entspricht einer flussproportionalen Unterstützung, die auch den Atemwegswiderstand überwindet), oder der Pleuradruck wird kontinuierlich berechnet und reguliert (dies entspricht einer volumenproportionalen Unterstützung, die auch die Lungencompliance überwindet). Es ist sogar möglich, den Zwerchfellmuskeldruck zu berechnen und zu regeln (was einer fluss- und volumenproportionalen Unterstützung entspricht, die sowohl den ETT- und Atemwegswiderstand als auch die Lungen- und Thoraxcompliance überwindet). Anders ausgedrückt: ATC mit Fluss- und Volumenunterstützung funktioniert ähnlich wie ein E-Bike, bei dem der Radfahrer den Prozentsatz wählen kann, mit dem seine Beinmuskelarbeit von einem Elektromotor unterstützt wird.
  • ATC mit PAV wurde zuerst in einem experimentellen Beatmungsgerät implementiert ((Fabry, Guttmann et al. 1994 a), und nachdem gezeigt wurde, dass RI- und ARDS-Patienten mit diesem Modus erfolgreich beatmet werden können (Fabry, Haberthur et al. 1997), wurde es auch in kommerzielle Beatmungsgeräte implementiert. Heute ist ATC mit PAV ein Standardmodus in Intensivbeatmungsgeräten. Allerdings wird dieser Modus nur selten zur Unterstützung von RI- und ARDS-Patienten eingesetzt. Die Gründe dafür sind nicht bekannt, aber sie könnten eine Kombination mehrerer Faktoren sein:
    • Erstens ist das schnelle, flache Atemmuster von RI- und ARDS-Patienten (mit Tidalvolumina unter 300 ml und Frequenzen um 50-60/min) unter standardgemäßer Druckunterstützung nicht erkennbar (aufgrund von Desynchronisation) und wird erst deutlich, wenn der Patient mit ATC beatmet wird (Fabry, Guttmann et al. 1994 b, Fabry, Guttmann et al. 1995). Wenn Kliniker mit einem solch extremen Atemmuster nicht vertraut sind, könnten sie es als Zeichen eines Atemversagens betrachten und in einen Modus umschalten, der dieses Muster maskiert (der Patient wird immer noch schnell und flach atmen, aber der Arzt sieht es nicht mehr).
  • Zweitens messen handelsübliche Beatmungsgeräte den Atemwegsdruck und den Gasfluss in der Regel innerhalb des Beatmungsgeräts, das etwa 2 m vom Patienten entfernt steht. Daher begrenzen die Schallgeschwindigkeit und die Tiefpasseigenschaften der elastischen Schläuche die Reaktionszeit des Beatmungsgeräts. Hinzu kommt die Verzögerung für den Volumenstrom, der im 2 m vom Patienten entfernten Beatmungsgerät erzeugt wird und den Patienten ebenfalls nicht sofort erreichen kann.
  • Drittens öffnet sich das Exspirationsventil handelsüblicher Beatmungsgeräte in der Regel zur Atmosphäre. Daher ist der Atemwegsdruck immer positiv. Wenn die Druckdifferenz über das Exspirationsventil, den Exspirationsschlauch, den Bakterienfilter / Befeuchter und den Endotrachealtubus den PEEP-Wert übersteigt, kann der Tubuswiderstand nicht ausreichend kompensiert werden, so dass ATC nicht mehr wirksam ist und der Exspirationsfluss des Patienten reduziert wird.
  • Insgesamt bieten die derzeitigen Lösungen den ARDS-Patienten keine Beatmungsmodi, die es ihnen ermöglichen, spontan zu atmen, ohne das Risiko einer Desynchronisation, zusätzlicher Atemarbeit und folglich einer Verschlimmerung der zugrundeliegenden Krankheit einzugehen. Daher werden ARDS-Patienten in der Regel mit kontrollierten Beatmungsmodi beatmet und atmen nicht spontan.
  • Es ist daher Aufgabe der Erfindung, eine verbesserte Vorrichtung und ein entsprechendes Verfahren bereitzustellen, mit denen die vorgenannten Probleme zumindest teilweise überwunden oder reduziert werden können.
  • Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung nach Anspruch 1, ein geregeltes Ventil nach Anspruch 12 und ein Verfahren nach Anspruch 13 gelöst.
  • Eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur Beatmungsunterstützung eines Patienten umfasst mindestens:
    • - einen Satz von Schläuchen für den Gasfluss zum und vom Patienten,
    • - ein geregeltes Ventil (engl. „demand-flow valve“)
    • - einen Durchflusssensor zur Messung eines Gasflusses in einem Atemweg zum und vom Patienten, z. B. an der Atemwegsöffnung, und
    • - einen Drucksensor zur Messung des Atemwegsdrucks.
  • Erfindungsgemäß befindet sich das geregelte Ventil im Beatmungssystem an einem Y-Stück, das einen Schlauch für den inspiratorischen Gasfluss zum Patienten und einen Schlauch für den exspiratorischen Gasfluss vom Patienten mit einer Patientenschnittstelle verbindet.
  • Im Allgemeinen ist ein geregeltes Ventil ein Druckminderer, der einen Ausgangsdruck unabhängig vom Eingangsdruck (der größer als der Sollwert sein muss) und unabhängig vom Gasdurchfluss auf einen Sollwert regelt. Um diese Funktion zu erfüllen, muss der Ventilwiderstand variabel sein. Ein Schaltventil mit zwei Zuständen (offen-geschlossen) allein kann nicht als geregeltes Ventil fungieren.
  • Mit einem solchen geregelten Ventil lässt sich der im Schlauchsystem patientenseitig erzeugte Druck und damit der Gasfluss zum und vom Patienten direkt regeln bzw. steuern (im Folgenden werden „Steuerung“ und „Regelung“ synonym verwendet, wenn nicht anders erwähnt), und zwar mit geeigneten Mitteln zur Steuerung des geregelten Ventils, insbesondere auf der Basis von Messwerten des Durchflusssensors und Drucksensors. Im Gegensatz dazu kann bei einem Schaltventil nur zwischen dem Schlauch für den inspiratorischen und dem Schlauch für den exspiratorischen Gasfluss umgeschaltet werden. Insbesondere kann das geregelte Ventil, wie später erläutert, dazu verwendet werden, mindestens einen der folgenden Drücke, vorzugsweise in Abhängigkeit von einem Modus der Beatmungsunterstützung, zu regeln: den Atemwegsdruck, den Tracheal-, den Alveolar-, den Pleura- oder den Muskeldruck.
  • Wie später erläutert wird, sollte das Y-Stück so nah wie möglich am Patienten angeordnet werden. Wenn sich das geregelte Ventil erfindungsgemäß am Y-Stück befindet, ist es auch im Beatmungssystem so nah wie möglich am Patienten angeordnet.
  • Ein erfindungsgemäßes geregeltes Ventil ist ausgebildet, um sich an einem Y-Stück im Beatmungssystem oder Beatmungsschlauchsystem eines Beatmungsgerätes zu befinden. Einige Realisierungsmöglichkeiten werden später erläutert.
  • Das erfindungsgemäße Beatmungsgerät ist vorzugsweise ein Gerät für die Intensivbehandlung, kann aber auch in anderen Szenarien zur Beatmungsunterstützung eines Patienten eingesetzt werden.
  • Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes, insbesondere eines Intensivbeatmungsgerätes, umfasst mindestens die folgenden Schritte:
    • - Messen eines Gasflusses in einem Atemweg zu und von dem Patienten, z.B. an der Atemwegsöffnung, mit einem Durchflusssensor,
    • - Messen eines Atemwegsdrucks in einem Atemweg zu und von dem Patienten, z.B. an der Atemwegsöffnung, mit einem Drucksensor,
    • - Steuern eines geregelten Ventils auf der Grundlage des Gasflusses und des Atemwegsdrucks, wobei sich das geregelte Ventil (nahe dem Patienten) an einem Y-Stück befindet, das einen Schlauch für den inspiratorischen und einen Schlauch für den exspiratorischen Fluss mit dem Patienten verbindet.
  • Die Möglichkeit der direkten Steuerung oder Regelung des Drucks vom inspiratorischen Fluss zum exspiratorischen Fluss und zurück in einem geregelten Ventil in möglichst enger Nähe zum Patienten reduziert zumindest die Latenzzeiten zwischen dem Punkt der Steuerung, an dem der Druck entsprechend einem Steuersignal verändert wird, und dem Punkt, an dem die aktuelle Druckänderung für den Patienten tatsächlich relevant wird, nämlich am Ausgang der Patientenschnittstelle oder noch tiefer im Atemweg des Patienten (z. B. in der Trachea oder den Alveolen). Dies ermöglicht eine genauere Steuerung des Volumenstroms und des Atemwegsdrucks und im Prinzip, wie später erläutert wird, auch eine verbesserte Leistung der oben genannten Beatmungsmodi wie ATC und optional PAV, das (falls verwendet) z. B. in Bezug auf eine geringere zusätzliche Atemarbeit, eine bessere Synchronisierung mit den Atemanstrengungen des Patienten, einen geringeren intrinsischen PEEP und niedrigere alveoläre Spitzendruckwerte verbessert wird.
  • Weitere, besonders vorteilhafte Ausführungsformen und weitere Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen, wie sie in der nachfolgenden Beschreibung offenbart sind. Merkmale verschiedener Anspruchskategorien, Beschreibungsteile für verschiedene Anspruchskategorien und einzelne Merkmale oder Merkmalsgruppen verschiedener Ausführungsformen können gegebenenfalls zu weiteren Ausführungsformen kombiniert werden.
  • Wie bereits erwähnt, ist das Y-Stück in einem Gerät oder System für die Zufuhr von Atemluft ein Element, das einen Verzweigungspunkt definiert, an dem das Gas, das zu und von der Lunge und den Atemwegen des Patienten strömt, in den inspiratorischen und den exspiratorischen Zweig des Gasflusses getrennt wird. Das Gasvolumen zwischen der Mitte des Y-Stücks und dem proximalen Ende der Patientenschnittstelle definiert den funktionalen Totraum des Beatmungssystems. Am Ende jeder Exspiration füllt sich der Totraum mit sauerstoffarmem Alveolargas, das dann zu Beginn der nächsten Inspiration wieder eingeatmet wird. Daher ist es wünschenswert, dass dieser Totraum so klein wie möglich gehalten wird. Folglich sollte das Y-Stück vorzugsweise „in enger Nähe“ zum Patienten positioniert werden, und der Abstand des patientenseitigen Auslasses des geregelten Ventils zur Öffnung der Patientenschnittstelle (die die Kopplungsstelle zur Schnittstelle darstellt) sollte entsprechend gering sein. Dieser Abstand (der auch zur Definition von „in enger Nähe“ oder „nahe“ zum Patienten verwendet werden kann) kann von 0 cm bis zu einem maximalen Abstand reichen, bei dem der vom behandelnden Intensivmediziner festgelegte maximal zulässige Totraum nicht überschritten wird. Wenn beispielsweise der maximal zulässige Totraum für einen erwachsenen Patienten mit einem Körpergewicht von 66 kg 100 ml beträgt, beträgt der maximale Abstand ca. 60 cm, abhängig vom Durchmesser des flexiblen Schlauchs, der das Y-Stück mit der Patientenschnittstelle verbindet, wobei ein Abstand von max. 30 cm oder sogar weniger noch bevorzugter ist.
  • Unter „Totraum“ versteht man in diesem Zusammenhang das Gasvolumen im Ventil und den angeschlossenen Schläuchen, das zuvor ausgeatmete Luft enthält und beim nächsten Atemzug wieder eingeatmet wird, was die Effizienz der Beatmung des Patienten beeinträchtigen kann. In der Praxis muss ein Kompromiss gefunden werden zwischen der Reaktionszeit und dem Totraum einerseits, die beide mit kürzeren Entfernungen abnehmen, und dem Komfort für den Patienten und das Personal andererseits, der mit längeren Entfernungen zunimmt.
  • Vorzugsweise ist das geregelte Ventil so am Y-Stück implementiert und positioniert, dass der Totraum im geregelten Ventil und in einem Schlauchsystem vom geregelten Ventil zu einem Kopplungspunkt einer Patientenschnittstelle unter einem Wert von 1,5 cm3 pro kg Körpergewicht des Patienten oder unter einem vom behandelnden Arzt festgelegten maximal zulässigen Totraum liegt, wenn ein größerer oder kleinerer Totraum klinisch gerechtfertigt ist.
  • Vorzugsweise ist für erwachsene Patienten das geregelte Ventil am Y-Stück so ausgeführt und positioniert, dass ein maximaler Totraum im geregelten Ventil und in einem Schlauchsystem vom geregelten Ventil bis zu einer Ankopplungsstelle einer Patientenschnittstelle ca. 100 cm3, vorzugsweise 60 cm3, noch bevorzugter 55 cm3, noch weiter bevorzugt 30 cm3 beträgt.
  • Vorzugsweise sind die beiden Schläuche für den Inspirations- und Exspirationsfluss, die mit dem Y-Stück verbunden sind, an eine Druckquelle angeschlossen, die einen Überdruck für den Inspirationsfluss und einen Unterdruck für den Exspirationsfluss liefert.
  • Die Druckquelle kann auch Teil der Beatmungsvorrichtung sein und kann durch eine beliebige Anordnung von Druckquellen für jeden Schlauch oder jede Druckseite realisiert werden, z.B. Gebläse, vorzugsweise bürstenlose Radialgebläse.
  • In einer bevorzugten Ausführungsform können die Druckquellen konstante Druckquellen sein, die einen nahezu konstanten Überdruck, vorzugsweise etwa +40 mbar, für den Inspirationsfluss und einen nahezu konstanten Unterdruck, vorzugsweise -20 mbar, für den Exspirationsfluss liefern, wobei bei Bedarf auch andere Druckniveaus gewählt werden können, einschließlich Atmosphärendruck, insbesondere für den Exspirationsfluss. In einer anderen bevorzugten Ausführungsform können die Druckquellen oder zumindest eine der Druckquellen auch variabel sein, solange die Häufigkeit und Amplitude der Druckänderungen die Fähigkeit des geregelten Ventils, den Fluss und den Druck auf der Patientenseite des Ventils auf einen gewünschten Wert zu regeln, nicht überfordert.
  • Insbesondere können die Druckquellen auch vorzugsweise so gesteuert werden (koordiniert mit der Steuerung des geregelten Ventils), dass sie bedarfsgerecht angehoben und abgesenkt werden, z.B. dass nur dann, wenn ein bestimmter Druck überhaupt benötigt wird, die entsprechende Druckquelle auch einen entsprechenden Druck erzeugt und ansonsten die Druckquelle nur weniger Druck erzeugt oder sogar abgeschaltet wird. Dies kann vorteilhaft sein, um das Gerät leiser zu machen. Hierzu können geeignete Druckquellen (z.B. Gebläse) eingesetzt werden, die entsprechend schnell geschaltet werden können. Zu beachten ist, dass, wie in der Beatmungstechnik üblich, alle hier angegebenen Drücke die Druckdifferenz zum aktuellen Umgebungsdruck (nominell der aktuelle Atmosphärendruck vor Ort) sind und daher übliche Differenzdrucksensoren verwendet werden (sofern nicht anders angegeben).
  • Das geregelte Ventil am Y-Stück kann prinzipiell auf verschiedene Weise realisiert werden. So können z. B. steuerbare Verschlusselemente oder Shutter (z. B. Klappen) an oder in den Schläuchen bzw. Schlauchverbindungen für den inspiratorischen und den exspiratorischen Fluss in enger Nachbarschaft zum Y-Stück (und optional auch am oder im Schlauch oder einer Schlauchverbindung zum Patienten) angeordnet sein.
  • Vorzugsweise ist das geregelte Ventil so ausgeführt, dass Druck und Fluss auf der inspiratorischen Seite reguliert werden können, während die exspiratorische Seite unabhängig vom Druck auf der inspiratorischen Seite geschlossen bleibt, oder umgekehrt. Einerseits kann während der Inspirationsphase der Exspirationszweig durch das geregelte Ventil geschlossen bleiben, während gleichzeitig Fluss und Druck des Inspirationszweigs durch das geregelte Ventil reguliert werden können. Andererseits kann während der Exspirationsphase der Inspirationszweig durch das geregelte Ventil geschlossen bleiben, während gleichzeitig der Fluss und der Druck des Exspirationszweigs durch das geregelte Ventil reguliert werden können. Eine solche Konstruktion kann eine erhebliche Menge an Atemgas einsparen und den O2-Verbrauch reduzieren.
  • Vorzugsweise beherbergt das Y-Stück das geregelte Ventil, oder, anders ausgedrückt, das geregelte Ventil kann in das Y-Stück integriert werden, oder, anders ausgedrückt, das geregelte Ventil fungiert als Y-Stück. Auf diese Weise kann das Ventil so kompakt wie möglich gehalten werden, und die Regulierung oder Steuerung des Drucks und des Gasflusses zum und vom Patienten kann so direkt wie möglich an dem Punkt erfolgen, an dem sich der Inspirationszweig und der Exspirationszweig treffen.
  • Vorzugsweise kann das geregelte Ventil jedoch ein, vorzugsweise sich drehendes oder besser drehbares, 3-Wege-Ventil sein (z. B. ein Ventil mit einem drehbaren Verschlusselement (das auch als Shutter bezeichnet werden kann) innerhalb eines Ventilgehäuses, wie später im Detail beschrieben), das den Auslass (zum Patienten hin) entweder mit der positiven oder negativen Seite verbindet. Oder anders ausgedrückt, das den Auslass in Richtung Patientenschnittstelle mit der inspiratorischen Seite (die normalerweise unter Überdruck steht) mit der exspiratorischen Seite (die normalerweise mit Unterdruck oder der Atmosphäre verbunden ist) verbindet. Noch bevorzugter kann das 3-Wege-Ventil ein drehbares 3-Wege-Ventil sein.
  • Die Verwendung eines 3-Wege-Ventils, insbesondere eines sich drehenden oder drehbaren 3-Wege-Ventils, ermöglicht eine besonders einfache und kompakte Bauweise und eine besonders einfache und genaue Regelung des Drucks und des Gasflusses.
  • Darüber hinaus ermöglicht ein solches 3-Wege-Ventil auch die einfache Realisierung eines geregelten Ventils, so dass Druck und Fluss auf der inspiratorischen Seite reguliert werden können, während die exspiratorische Seite geschlossen bleibt oder umgekehrt, wie bereits oben erwähnt.
  • Die Druckeinlässe (die Anschlüsse an die Gasströme des Inspirationsgases, in der Regel auf Überdruck, und des Exspirationsgases, vorzugsweise auf Unterdruck) können vorzugsweise in gerader oder gekrümmter Anordnung an das Ventilgehäuse anschließen; der Auslass kann entweder in einer Ebene mit dem Einlass oder vorzugsweise senkrecht zu den Einlässen oder in anderer Weise geneigt sein. Besonders bevorzugte Ausführungsformen für beide Varianten werden später beschrieben.
  • Gekrümmte Druckeinlässe in Kombination mit einem senkrechten Auslass können eine kompaktere Bauweise ermöglichen und das Innenvolumen des Ventils (und den Totraum) weiter verringern.
  • Vorzugsweise können im Auslass des geregelten Ventils Mittel zur Verhinderung von Strömungsturbulenzen, z. B. eine Gitterstruktur, eine Anordnung laminarer Rohre oder ähnliches, angeordnet werden.
  • Vorzugsweise befinden sich der Durchflusssensor und der Drucksensor zur Messung des Atemwegsdrucks (oder des Atemwegöffnungs-Drucks), die als Grundlage für die Steuerung des geregelten Ventils verwendet werden können, ebenfalls in enger Nähe zum Patienten (siehe oben). Dies kann dazu beitragen, die Verzögerung der Rückkopplungssteuersignale für das geregelte Ventil zu verringern. Weiter bevorzugt sind der Durchflusssensor und der Drucksensor auf der Patientenseite (der Seite, die zur Patientenschnittstelle führt) des geregelten Ventils angeordnet. Wenn der Atemwegsdruck in der Nähe des Patienten stromabwärts (proximal) vom geregelten Ventil gemessen wird, stellt dies automatisch sicher, dass alle stromaufwärts (distal) gelegenen Widerstandselemente vollständig kompensiert werden, z. B. der Widerstand des Schlauchs und des geregelten Ventils.
  • In einer besonders bevorzugten Konfiguration ist das Y-Stück, in dem sich vorzugsweise das geregelte Ventil befindet, (auf der Seite des Patienten) mit einem Pneumotachographen oder einer anderen Vorrichtung zur Flussmessung verbunden. Dieser wiederum ist optional mit einem Bakterienfilter und/oder einem Befeuchter verbunden, an den sich vorzugsweise ein kurzer flexibler Schlauch anschließt, der mit einem Drehkonnektor und einer Patientenschnittstelle (z. B. einem ETT, TT, einer Gesichtsmaske oder einem Atemhelm) verbunden ist.
  • Anstelle einer Kombination aus Bakterienfilter und/oder Befeuchter kann jedoch, insbesondere bei langzeitbeatmeten Patienten, auch ein aktiver Befeuchter in den Inspirationszweig (Inspirationsschlauch) zum Y-Stück eingebaut werden, der die Inspirationsluft besser befeuchten kann.
  • Wie bereits oben erwähnt, kann das Beatmungsgerät zur Steuerung bzw. Regelung des zugeführten Drucks bzw. Gasflusses zum und vom Patienten ein Mittel bzw. eine Steuerung (z. B. eine Steuereinheit oder ein System) zur Steuerung bzw. Regelung des geregelten Ventils umfassen. Dementsprechend ist diese Steuerung mit dem geregelten Ventil verbunden und vorzugsweise, da die Steuerung oder Regelung (direkt oder indirekt, wie nachstehend erläutert) auf der Grundlage der von dem Durchflusssensor und dem Drucksensor gemessenen Werte erfolgen soll, auch (direkt oder indirekt) mit dem Durchflusssensor und dem Drucksensor verbunden.
  • Die Steuerung umfasst vorzugsweise einen PID-Regler (Proportional-Integral-Derivative-Regler), es können aber auch andere Regelalgorithmen verwendet werden.
  • Vorteilhafterweise kann die Steuerung oder Regelung des Drucks, der auf der Seite des Patienten bereitgestellt wird, und des Gasflusses zum und vom Patienten von einem vordefinierten (oder voreingestellten) Modus der Beatmungsunterstützung abhängen. Vorzugsweise kann die Steuerung bzw. das Steuersystem des Beatmungsgeräts in einem vordefinierten Modus arbeiten, der - über eine Benutzerschnittstelle - von einem Benutzer konfiguriert oder von einem Benutzer aus einer Reihe von voreingestellten Modi ausgewählt werden kann, die beispielsweise im Steuersystem gespeichert sein können.
  • Vorzugsweise kann mit der Erfindung mindestens ein Atemwegsdruck, ein Trachealdruck, ein Alveolardruck, ein Pleuradruck oder ein Muskeldruck oder Bruchteile davon durch Ansteuerung des geregelten Ventils gesteuert (bzw. reguliert) werden. Insbesondere kann in dem vordefinierten Modus der Beatmungsunterstützung festgelegt werden, in Bezug auf welchen Druck (Atemwegsdruck, Trachealdruck, Alveolardruck, Pleuradruck oder Muskeldruck) das Steuerungsverfahren optimiert werden kann.
  • Beispielsweise kann der Sollwert für den Atemwegsdruck entsprechend den etablierten Beatmungsmodi eingestellt werden, wie z. B. die patientengesteuerte druckunterstützte Atmung. Die Vorteile der vorgeschlagenen Volumenstrom-Methode und -Vorrichtung zeigen sich jedoch am deutlichsten bei Beatmungsmodi, die eine schnelle und präzise Reaktion des geregelten Ventils auf einen sich schnell ändernden Bedarf erfordern, insbesondere im Modus ATC ohne oder mit proportional assistierter Beatmung (ATC + PAV). Der Modus ATC + PAV kompensiert stromabwärts gelegene resistive und elastische Druckunterschiede zwischen dem geregelten Ventil und der Atemmuskulatur des Patienten und reduziert oder vermeidet daher übermäßige Atemarbeit, übermäßigen negativen positiven transpulmonalen Druck, intrinsischen PEEP oder Desynchronisation zwischen Patient und Beatmungsvorrichtung.
  • Der aktuelle Trachealdruck, Alveolardruck, Pleuradruck oder Muskeldruck kann, vorzugsweise kontinuierlich, auf der Grundlage des Gasflusses und des Atemwegöffnungs-Drucks berechnet werden. Beispielsweise kann der Trachealdruck aus der Differenz zwischen Atemwegsdruck und Druckabfall über den ETT-Schlauch berechnet werden, der wiederum aus dem Produkt des gemessenen Gasflusses und des bekannten ETT-Widerstands berechnet werden kann.
  • Wenn das Beatmungsgerät im Modus ATC + PAV betrieben wird, kann der Solldruck Ptarget der Steuerung wie folgt berechnet werden: P target = PEEP + f 0 ⋅ Δ P ( ETT ) + f 1 ⋅ Δ P ( R aw ) + f 2 ⋅ Δ P ( E rs ) ,
    Figure DE102023123866A1_0001
    wobei PEEP der positive endexspiratorische Druck ist, ΔP(ETT) der Druckabfall über den Endotrachealtubus und alle zusätzlichen Widerstandselemente wie einen Bakterienfilter/Befeuchter, Drehkonnektor, CO2-Sensor, Bronchoskop oder Katheter, die in den Tubus eingeführt sind, ist; ΔP(Raw) ist der durch den Atemwegswiderstand verursachte Druckabfall; und ΔP(Ers) ist der durch die Elastizität des Atmungssystems verursachte Druckabfall. Die Faktoren f0, f1 und f2 werden vom behandelnden Intensivmediziner oder Atemtherapeuten so eingestellt, dass sie zwischen null und eins liegen, wobei ein Wert von eins zu einer vollständigen (100%-igen) Kompensation der durch das jeweilige resistive oder elastische Element verursachten Atemarbeit führt und ein Wert von null zu keiner (0%-igen) Kompensation führt.
  • Diese Druckabfälle können auf der Grundlage des kontinuierlich (z. B. mit dem Pneumotachographen) gemessenen Gasflusses V' und Volumens V, das das Zeitintegral des Gasflusses ist (V = ∫V' dt , mit der Randbedingung V = 0 zu Beginn der Inspiration), wie folgt berechnet werden:
    • Der Druckabfall ΔP(ETT) während der Inspiration (V' ist positiv) kann berechnet werden mit Δ P ( ETT ) = k 1, i n ⋅ V ˙ k 2, i n
      Figure DE102023123866A1_0002
      oder alternativ Δ P ( ETT ) = k 1, i n ⋅ V ˙ + k 2, i n ⋅ V ˙ 2
      Figure DE102023123866A1_0003
      und während der Exspiration (V' ist negativ) Δ P ( ETT ) = − k 1, e x ⋅ ( − V ˙ ) k 2, e x
      Figure DE102023123866A1_0004
      oder alternativ Δ P ( ETT ) = k 1, e x ÷ V ˙ − k 2, e x ⋅ V ˙ 2
      Figure DE102023123866A1_0005
  • In den Gleichungen (2a, 2b, 3a, 3b) beschreiben die Koeffizienten k1,in, k2,in, k1,ex, k2,ex den nichtlinearen Widerstand des Endotrachealtubus und weiterer Widerstandselemente, wie in (Guttmann, Eberhard et al. 1993) beschrieben. Andere empirische Fitfunktionen als eine Potenzfunktion (Gl. 2a, 3a) oder ein Polynom zweiter Ordnung (Gl. 2b, 3b) sind ebenfalls möglich.
  • Der Druckabfall ΔP(Raw) über die Atemwege des Patienten, der durch den Atemwegswiderstand Raw des Patienten verursacht wird, kann berechnet werden mit Δ P ( R a w ) = R a w ⋅ V ˙ .
    Figure DE102023123866A1_0006
  • Der Druckabfall ΔP(Ers) über die Lunge des Patienten und die entspannte Brustwand (Atem- und Bauchmuskeln sind entspannt), der durch die Elastizität des Atmungssystems des Patienten Ers verursacht wird, kann berechnet werden mit Δ P ( E r s ) = E r s ⋅ V
    Figure DE102023123866A1_0007
  • In Gleichung (1) können die Faktoren f0, f1 und f2 zwischen null (0%-ige Kompensation) und eins (100%ige Kompensation) gewählt werden, f1 und f2 werden vorzugsweise während der Exspiration auf null gesetzt. Vorzugsweise wird f0 sowohl bei der Inspiration als auch bei der Exspiration gleich null gewählt. Dadurch wird sichergestellt, dass der Schlauchwiderstand und andere zusätzliche Widerstandselemente keine zusätzliche Atemarbeit und keinen intrinsischen PEEP verursachen. In einigen Fällen, z. B. bei COPD-Patienten, die unter einer Einschränkung des exspiratorischen Atemflusses leiden, kann während der Exspiration ein f0 Wert kleiner eins gewählt werden. Da die genauen Werte von Raw und Ers oft nicht bekannt sind, können f1 und f2 auch kleiner als eins gewählt werden, um so genannte Run-Away-Phänomene zu vermeiden. Run-Away-Phänomene können auch dadurch verhindert werden, dass f1 und f2 auf einen niedrigeren Wert eingestellt werden, sobald ein bestimmtes Tidalvolumen erreicht ist.
  • Aus diesen Druckabfällen lassen sich der Trachealdruck Ptrach, der Alveolardruck Palv oder der Muskeldruck Pmus wie folgt berechnen: P t r a c h = P a w − Δ P ( E T T )
    Figure DE102023123866A1_0008
     P a l v = P t r a c h − Δ P ( R a w )
    Figure DE102023123866A1_0009
     P m u s = P a l v − Δ P ( E r s )
    Figure DE102023123866A1_0010
  • Wenn der aktuelle Trachealdruck, Alveolardruck, Pleuradruck und/oder Muskeldruck bekannt sind, kann der Gasfluss mit Hilfe des geregelten Ventils so gesteuert werden, dass der Trachealdruck konstant gehalten und/oder die zur Überwindung des Atemwegswiderstands, der Lungenelastizität und der Brustwandelastizität erforderliche Atemarbeit ganz oder teilweise kompensiert wird. Auf diese Weise kann die Erfindung dazu beitragen, die zusätzliche Atemarbeit für den Patienten zu minimieren, die durch den Widerstand der verschiedenen Elemente des Beatmungssystems (insbesondere des ETT, des Widerstands des Befeuchters, des Widerstands des Exspirationsschlauchs und des Exspirationsventils) und die Verzögerung der Volumenstrom- und der Rückkopplungssteuersignale (Atemwegsdruck-Gasfluss) verursacht wird.
  • Darüber hinaus kann die Steuerung auch zur Steuerung der Über- und Unterdruckquellen ausgebildet sein, insbesondere zur Änderung oder Modulation der von den Über- und Unterdruckquellen gelieferten Druckwerte. Wenn es sich bei den Druckquellen beispielsweise um bürstenlose Radialgebläse handelt, kann der genaue Druck leicht durch Änderung der Motordrehzahl angepasst oder gesteuert werden.
  • In einer Ausführungsform ist das geregelte Ventil so ausgeführt, dass in einer Neutralposition des geregelten Ventils eine kleine Überlappung den Durchfluss zwischen der positiven (inspiratorischen) und negativen (exspiratorischen) Seite ermöglicht. Dies kann dazu beitragen, die Genauigkeit der Druckregelung bei niedrigem Durchfluss (z. B. am Ende der Exspiration) zu verbessern.
  • Die „Neutralposition“ des geregelten Ventils ist eine mittlere Position des Ventils, d. h. in der Mitte zwischen einer inspiratorischen Position, in der das geregelte Ventil den Schlauch für den inspiratorischen Fluss mit einem Schlauch zum Patienten verbindet, und einer exspiratorischen Position, in der das geregelte Ventil den Schlauch für den exspiratorischen Fluss mit einem Schlauch zum Patienten verbindet.
  • In einer anderen Ausführungsform hat das geregelte Ventil in der Neutralposition jedoch keine Überlappung, da dies den O2 Verbrauch reduziert und ein Okklusionsmanöver ermöglicht, falls gewünscht.
  • Da je nach Situation beide Varianten vorteilhaft sein können, kann das geregelte Ventil vorzugsweise auch so realisiert werden, dass es in einen Modus mit Überlappung in der Neutralposition und in einen Modus ohne Überlappung in der Neutralposition geschaltet werden kann.
  • Ein erfindungsgemäßes Beatmungsgerät ist nicht mehr (wie die herkömmlichen Intensivbeatmungsgeräte) als ein einziges Gerät zu sehen, das in der Regel 1,5 - 2 m vom Patienten entfernt aufgestellt ist, sondern ist in zwei Hauptteile aufgeteilt. Vorzugsweise umfasst das Beatmungsgerät:
    • - Eine Ventil-Sensor-Baugruppe (im Folgenden auch „Ventil-Sensor-Einheit“ genannt), die in der Nähe des Patienten an der Stelle des Y-Stücks platziert wird und das geregelte Ventil und die Sensoren umfasst. Dabei kann das geregelte Ventil dieser Ventil-Sensor-Einheit das Y-Stück ersetzen.
    • - Eine Basisstation, die von der Ventil-Sensor-Baugruppe entfernt und typischerweise 1,5 - 2 m vom Patienten entfernt ist. Diese Basisstation kann zumindest die Mittel zur Erzeugung (und, falls gewünscht, zur Steuerung) des positiven und negativen Einlassdrucks umfassen.
  • Vorzugsweise kann in dieser Ausführungsform die entfernte Basisstation zum einen
    • - das Luft-Sauerstoff-Gemisch aus den Luft- und Sauerstoffdruckleitungen des Krankenhauses (oder aus einer Druckluft- und Sauerstoffflasche) bereiten;
    • - den Über- und Unterdruck für den Einlass und den Auslass z. B. mit Hilfe eines Radialgebläses, Venturiventils, Druckreglers usw. erzeugen,
    • - die Netzteile für alle Teile des Geräts enthalten,
    • - optional einen Computer oder ein Steuergerät für verschiedene Überwachungs- und Steuerungsaufgaben sowie für die Bereitstellung einer Benutzerschnittstelle (z. B. für die Auswahl des Beatmungsmodus, die Geräteeinstellungen) enthalten,
    • - optional einen Monitor zur visuellen Rückmeldung und zur Anzeige der gemessenen Fluss-, Druck- und Volumenkurven sowie anderer Beatmungsparameter enthalten.
  • Die beiden letztgenannten optionalen Komponenten (Computer und Monitor) könnten beispielsweise auch von einem separaten Laptop, Tablet, Smartphone oder einem anderen entfernten Überwachungs- und Steuerungsgerät bereitgestellt werden.
  • Zum anderen sollte die Ventil-Sensor-Einheit vorzugsweise
    • - den Atemwegsdruck und den Gasfluss kontinuierlich messen
    • - ein motorisiertes Ventil enthalten, das je nach gewähltem Beatmungsmodus den Atemwegsdruck oder den Gasfluss auf einen gewünschten Wert einstellt,
    • - optional auch einen Mikrocontroller zur Datenerfassung, zur Steuerung des Ventils oder zum Betrieb des Beatmungsgeräts enthalten.
  • Beispiele für bevorzugte Ausführungsformen einer Basisstation und einer Ventil-Sensor-Einheit werden später im Zusammenhang mit den Figuren näher erläutert.
  • In den meisten Fällen, in denen Intensivpatienten Unterstützung durch ein Beatmungsgerät benötigen, wird ein ETT (Endotrachealtubus) als Schnittstelle zwischen dem Beatmungsgerät und den Atemwegen des Patienten verwendet. Auch wenn es für den Intensivmediziner verlockend erscheinen mag, einen Endotrachealtubus mit einem größeren Durchmesser zu wählen, um seinen Widerstand zu verringern und den Luftstrom zu verbessern, kann dies zu anderen schwerwiegenden Komplikationen führen. Zu den unmittelbaren Komplikationen eines größeren Tubusdurchmessers gehören Reizung, Entzündung, Trauma und Druckgeschwüre des empfindlichen Trachealgewebes, subglottische Stenose und Stimmbandschäden. Langfristige Folgen eines großen Tubusdurchmessers nach der Extubation können Beeinträchtigungen der Atmung, des Sprechens und des Schluckens sein, die das allgemeine Wohlbefinden und die Genesung des Patienten stark beeinträchtigen.
  • Wie oben erläutert, ermöglicht die Erfindung eine bessere Nutzung von Methoden wie ATC (mit oder ohne PAV), die darauf abzielen, den Widerstand der Komponenten im Beatmungssystem und insbesondere im ETT zu kompensieren. Daher umfasst in einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung der Schlauchsatz für den Gasfluss zum und vom Patienten in einer Version für Erwachsene mindestens einen Endotrachealtubus oder Tracheostomietubus, der einen maximalen Innendurchmesser von 7 mm, vorzugsweise 6 mm, noch bevorzugter 5 mm, und wenn möglich noch kleiner, aufweist. In einer Ausführung für Kinder oder Säuglinge umfasst der Schlauchsatz für den Gasfluss zum und vom Patienten mindestens einen Endotrachealtubus oder Tracheostomietubus, der einen maximalen Innendurchmesser von 5 mm, vorzugsweise 2 mm, aufweist.
  • In manchen Situationen ist es wünschenswert oder notwendig, ein zusätzliches röhrenförmiges medizinisches Instrument durch den ETT oder TT einzuführen, z. B. ein Endoskop und insbesondere ein Bronchoskop. Dadurch erhöht sich auch der Widerstand im ETT oder TT erheblich. Wie oben erläutert, bietet die Erfindung jedoch die Möglichkeit einer besseren Kompensation des Widerstands im Schlauch. Daher umfasst in einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung der Satz von Schläuchen für den Gasfluss zum und vom Patienten mindestens einen ETT oder TT, wobei eine Instrumentenleitung und/oder ein Schlauch (z. B. ein Bronchoskop, Endoskop oder ein anderes röhrenförmiges Instrument) innerhalb des ETT oder TT angeordnet ist und sich zumindest über einen Teil der Länge des ETT oder TT erstreckt.
  • Insgesamt stellt die Erfindung ein schnelles und präzises Volumenstrom-Verfahren und geregeltes Ventil (und ein Beatmungsgerät mit einem solchen geregelten Ventil) zur Steuerung des Atemwegsdrucks und des Gasflusses bei mechanisch beatmeten Patienten bereit. Besonders vorteilhafte Merkmale und Wirkungen werden im Folgenden nochmals zusammengefasst:
    • Ein erstes Merkmal ist, dass das geregelte Ventil in enger Nähe zum Patienten platziert wird; insbesondere kann es das traditionelle Y-Stück ersetzen, das die beiden Schläuche für den Inspirations- und Exspirationsfluss mit dem Patienten verbindet. Der Vorteil dieser Nähe zum Atemweg des Patienten besteht darin, dass die Reaktionszeit, die durch die Schallgeschwindigkeit, die Flexibilität der Schläuche und die Druckschwankungen in der Luftsäule verursacht wird, verringert wird.
  • Um die Reaktionszeit des geregelten Ventils weiter zu verkürzen, können die Durchfluss- und Drucksensoren auch in enger Nähe zum Patienten platziert werden, und zwar zwischen dem geregelten Ventil und dem dem Beatmungsgerät zugewandten Ende der Patientenschnittstelle (z. B. ETT, TT, Gesichtsmaske oder Helm). Dies verbessert die Leistung und Genauigkeit der Volumenstrom-Steuerung, da die Schallgeschwindigkeit, die Flexibilität des Messschlauchs und die Druckschwankungen in der Luftsäule im Schlauch keine nennenswerten Verzögerungen bei der Zufuhr von Fluss und Druck mehr verursachen.
  • Da sich das geregelte Ventil nun in enger Nähe des Patienten befindet, kann als drittes Merkmal der Einspeisungsdruck (Eingangsdruck) des Ventils niedrig sein (verglichen mit dem Druck von mehreren Atmosphären der für Krankenhäuser typischen Sauerstoff- und Druckluftleitungen). Dies ist aus Gründen der Patientensicherheit vorteilhaft. Der Druck am Einlass muss nicht genau kontrolliert werden, da das geregelte Ventil mit großen Druckschwankungen umgehen kann. Der Druck sollte vorzugsweise auf den niedrigsten Wert eingestellt werden, der ausreicht, um den gewünschten Atemwegsdruck und Gasfluss zu gewährleisten. In den meisten Fällen ist ein positiver Druck von +40 mbar ausreichend, aber je nach Atemmuster und Atemmechanik des Patienten können auch höhere oder niedrigere Werte erforderlich sein. Bei ETTs mit Innendurchmessern unter 5 mm oder bei der Bronchoskopie, bei der ein Endoskop in den Endotrachealtubus eingeführt wird, kann der resultierende Tubuswiderstand Werte von 100 mbar*s/l überschreiten. In diesem Fall kann ein Versorgungsdruck von mehr als +100 mbar empfohlen werden.
  • Ein viertes Merkmal ist, dass ein separates Exspirationsventil, auch PEEP-Ventil (positive end-expiratory pressure) genannt, das ein wesentlicher Bestandteil herkömmlicher Beatmungsgeräte ist, nicht mehr benötigt wird. Dies liegt daran, da das geregelte Ventil in der Lage ist, den Atemwegsdruck sowohl während der Inspiration als auch während der Exspiration zu regulieren. Der Vorteil der Steuerung des Exspirationsdrucks durch das geregelte Ventil besteht darin, dass der Widerstand des Exspirationsschlauchs automatisch kompensiert werden kann.
  • Optional kann als fünftes Merkmal der Auslass des geregelten Ventils nicht zum Atmosphärendruck geöffnet (wie bei herkömmlichen Beatmungsgeräten üblich), sondern mit einer Unterdruckquelle verbunden werden. Dadurch kann das geregelte Ventil den Strömungswiderstand des ETT während der Exspiration kompensieren und hilft so, den intrinsischen PEEP, auch Auto-PEEP genannt, zu reduzieren oder zu vermeiden. In den meisten Fällen ist ein Druck von -20 mbar ausreichend, aber je nach Atemmuster des Patienten und dem Widerstand des ETT können auch kleinere oder größere negative Werte erforderlich sein, wie oben im Zusammenhang mit dem dritten Merkmal erläutert. Wie der Überdruck am Einlass muss auch der Unterdruck am Auslass nicht genau kontrolliert werden, da das geregelte Ventil Druckschwankungen wirksam ausgleichen kann.
  • Ein sechstes Merkmal ist, dass ein Beatmungsgerät mit dem neuen geregelten Ventil nicht mehr ein einziges Gerät ist, das 1,5 bis 2 m vom Patienten entfernt steht, sondern nun in zwei Teile aufgeteilt ist, die Ventil-Sensor-Einheit nahe des Patienten (geregeltes Ventil und Sensoreinheit) und die entfernte Basisstation, wie bereits oben erläutert.
  • Insbesondere in Kombination ermöglichen diese Merkmale eine genauere und schnellere Steuerung des Volumenstroms. Das geregelte Ventil und das Verfahren ermöglichen in Kombination mit dem Steuerungsalgorithmus zur automatischen Schlauchkompensation eine nahezu vollständige Kompensation des Schlauchwiderstands unabhängig vom Schlauchdurchmesser. Dies beseitigt die Bedenken, dass ein kleiner Schlauch einen übermäßigen Widerstand verursacht und die Beatmung beeinträchtigt. Anstelle eines standardmäßigen Schlauchdurchmessers (Innendurchmesser) von 8 mm für Männer und 7 mm für Frauen sind Schlauchdurchmesser bis zu 4,5 mm möglich (bei einem Ein- und Auslassdruck von etwa 100 mbar; bei größeren Ein- und Auslassdrücken kann der Widerstand noch kleinerer Schlauchdurchmesser kompensiert werden). Analog dazu ist eine ähnliche relative Verringerung des Schlauchdurchmessers möglich, wenn das System für Säuglinge und Kinder verwendet wird. Kleinere Tubusdurchmesser tragen dazu bei, die Schädigung des Trachealgewebes, die subglottische Stenose und die Stimmbandschädigung deutlich zu reduzieren und damit auch Komplikationen nach der Extubation wie Atem-, Sprech- und Schluckbeeinträchtigungen zu verringern.
  • Über die Kompensation des Tubuswiderstandes hinaus kann die vorgeschlagene Methode und Vorrichtung zur Volumenstrom-Steuerung auch zur Kompensation zusätzlicher Widerstandselemente wie Befeuchter und Bakterienfilter oder eines Bronchoskops, Katheters oder einer Messsonde, die durch den Endotrachealtubus eingeführt wurden, verwendet werden.
  • Weitere Gegenstände und Merkmale der vorliegenden Erfindung werden aus den folgenden detaillierten Beschreibungen in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen ersichtlich. Es ist jedoch zu verstehen, dass die Zeichnungen nur zur Veranschaulichung dienen und nicht als Definition der Grenzen der Erfindung. In den Zeichnungen beziehen sich gleiche Nummern durchweg auf gleiche Objekte. Die Gegenstände in den Zeichnungen sind nicht zwingenderweise maßstabsgetreu gezeichnet.
    • 1 eine schematische Darstellung von Komponenten eines herkömmlichen Beatmungsgerätes und deren Anordnung zueinander;
    • 2 eine schematische Darstellung von Komponenten einer ersten Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Beatmungsgeräts und ihrer Anordnung zueinander;
    • 3 eine schematische Darstellung von Komponenten einer Ausführungsform einer Basisstation für ein erfindungsgemäßes Beatmungsgerät;
    • 4 eine erste schematische Ansicht einer Ventil-Sensor-Baugruppe für ein erfindungsgemäßes Beatmungsgerät einschließlich einer ersten Ausführungsform eines geregelten Ventils;
    • 5 eine zweite schematische Ansicht der Ventil-Sensor-Baugruppe aus 4;
    • 6 eine schematische Darstellung der Funktionsweise des geregelten Ventils für die Ventil-Sensor-Baugruppe aus den 2 und 4 in verschiedenen Drehstellungen des geregelten Ventils;
    • 7 eine schematische Explosionsdarstellung einer zweiten Ausführungsform eines geregelten Ventils für eine Ventil-Sensor-Baugruppe für ein erfindungsgemäßes Beatmungsgerät;
    • 8 eine schematische Darstellung elektronischer Komponenten einer Ausführungsform einer Steuerung für eine Ventil-Sensor-Baugruppe für ein erfindungsgemäßes Beatmungsgerät;
    • 9 eine schematische Darstellung eines Versuchsaufbaus zur Prüfung und zum Vergleich des Prototyps des Beatmungsgeräts mit einem handelsüblichen Beatmungsgerät;
    • 10 unterschiedliche Messdiagramme von Druck und Gasfluss über der Zeit für ein führendes konventionelles Beatmungsgerät (linke Diagramme) im Vergleich zu einem erfindungsgemäßen Beatmungsgerät (rechte Diagramme) in einem ersten Betriebsmodus (CPAP);
    • 11 unterschiedliche Messdiagramme von Druck und Gasfluss über der Zeit für ein führendes konventionelles Beatmungsgerät (linke Diagramme) im Vergleich zu einem erfindungsgemäßen Beatmungsgerät (rechte Diagramme) wie in 10, jedoch in einem zweiten Betriebsmodus (ATC).
  • 1 zeigt eine schematische Skizze eines typischen Aufbaus der Verbindung eines herkömmlichen Beatmungsgerätes 2 mit einem Patienten (nicht dargestellt). In den meisten Fällen der mechanischen Beatmung wird ein ETT 70 in die Luftröhre des Patienten eingeführt. Dieser ETT ist über einen Drehkonnektor 60 mit einem flexiblen Schlauch 50 verbunden. Der flexible Schlauch 50 ist an seinem distalen Ende mit dem patientenseitigen Auslass eines sogenannten Y-Stücks 8 verbunden. Hier teilt sich das Beatmungssystem in zwei Zweige auf, nämlich einen ersten Schlauch 30, um dem Patienten während der Inspirationsphase Inspirationsgas aus einer Beatmungseinheit 7 zuzuführen, und einen zweiten Schlauch 40, der zu einem Auslassventil 6 in der Beatmungseinheit 7 führt, um das ausgeatmete Gas während der Exspirationsphase (= Ausatmung) abzulassen.
  • Der Druck und der Gasfluss, die dem Patienten während der Inhalationsphase zugeführt werden, werden über ein geregeltes Ventil 3 gesteuert, das sich in der Beatmungseinheit 7 befindet. Alternativ oder zusätzlich zu dem geregelten Ventil 3 kann ein geeignetes Gebläse (nicht abgebildet) direkt gesteuert werden, um Druck und Gasfluss zu kontrollieren. Zusätzlich befinden sich in der Beatmungseinheit 7 direkt hinter den Ventilen 3, 6 in Richtung des Patienten Sensoren 4, 5 für Druck und Gasfluss. Auf der Grundlage der von diesen Sensoren 4, 5 gemessenen Werte können die Ventile 3, 6 gesteuert werden.
  • Das Y-Stück 8 ist in der Regel in einem Abstand a von ca. 1,5 - 2 m von der Beatmungseinheit 7 im Schlauchsystem angeordnet. Damit sind die Ventile 3, 6, insbesondere das geregelte Ventil 3, und die Sensoren 4, 5 entsprechend weit vom Patienten entfernt, nämlich in der Regel etwa 2 m. Diese Positionierung führt zu den oben genannten Problemen.
  • Zum Vergleich mit diesem Stand der Technik zeigt 2 schematisch den Aufbau eines Beispiels eines erfindungsgemäßen Beatmungsgerätes 1. Auch hier ist der ETT 70 mit einem Drehkonnektor 60 verbunden, der wiederum mit dem Schlauch 50 verbunden ist.
  • Im Gegensatz zum Stand der Technik ist der flexible Schlauch 50 an seinem distalen Ende jedoch nicht an ein herkömmliches Y-Stück angeschlossen, sondern an eine Ventil-Sensor-Baugruppe 80, die ein steuerbares geregeltes Ventil 81 und eine Messeinrichtung 86, 87, 88 zur Messung des Drucks und des Gasflusses, hier einen Pneumotachographen 86, umfasst (in dem, wie später noch erläutert wird, mit Hilfe zweier Drucksensoren 87, 88 ein Druck Paw und eine Druckdifferenz ΔP ermittelt und damit der Gasfluss fl wie üblich bestimmt wird). Das geregelte Ventil 81 hat hier die Funktion eines Y-Stücks, denn im geregelten Ventil 81 wird das Beatmungssystem in zwei Zweige aufgeteilt, nämlich in einen ersten Schlauch 30 (Inspirationsschlauch 30) für das Inspirationsgas während der Inspirationsphase und in einen zweiten Schlauch 40 (Exspirationsschlauch 40) zum Ablassen des ausgeatmeten Gases während der Exspirationsphase. Mit anderen Worten, das geregelte Ventil 81 ist eine Art Y-Stück 8Y mit integriertem geregelten Ventil und PEEP-Ventilfunktion.
  • Diese Ventil-Sensor-Baugruppe 80 befindet sich relativ nahe am Patienten, was zu einem relativ kleinen Totraum vom distalen Ende der Patientenschnittstelle 70 (hier der ETT 70) bis zum geregelten Ventil 81 führt. In einer typischen Konfiguration für erwachsene Patienten, wie sie in 2 dargestellt ist, kann das geregelte Ventil 81 über den Pneumotachographen (Länge ~ 5 cm), den flexiblen Schlauch 50 (Konturlänge ~ 20 cm) und den Drehkonnektor 60 (Konturlänge ~ 5 cm) mit dem Patienten verbunden werden. Die Gesamtentfernung von der Atemwegsöffnung beträgt dann 30 cm und der gesamte Totraum 51 cm3 (13 cm3 vom Prototyp des geregelten Ventils, 5 cm3 vom Pneumotachographen, 29 cm3 vom flexiblen Schlauch und 4 cm3 vom Drehkonnektor). Das distale Ende der Patientenschnittstelle 70, hier die Verbindungsstelle vom ETT 70 zum Drehkonnektor 60, wird, wie bereits oben erläutert, als „Atemwegsöffnung“ definiert. Wenn optional ein passiver Befeuchter/Filter zwischen dem Pneumotachographen und dem flexiblen Schlauch hinzugefügt wird, wie z. B. in 4 und 5 gezeigt, vergrößert dies den Totraum um weitere 5 cm3.
  • Es ist zu beachten, dass der ETT 70 nur ein Beispiel für eine Patientenschnittstelle 70 ist. Anstelle des ETT 70 kann je nach Situation auch eine andere Patientenschnittstelle, z. B. ein TT, eine Gesichtsmaske oder ein Helm oder Ähnliches, verwendet werden.
  • Wie ebenfalls in 2 dargestellt, ist stromaufwärts vom Y-Stück 8Y mit dem integrierten geregelten Ventil 81, weg vom Patienten, jeder Schlauch 30, 40 mit einem entsprechenden Anschluss 24, 25 in einem Gehäuse 10h einer Basisstation 10 des Beatmungsgerätes 1 verbunden.
  • Der Kreislauf für den Inspirationszweig führt im Inneren des Gehäuses 10h zu einem ersten steuerbaren Gebläse 15, dem über ein Druckminderer (Druckregler) 12 Atemluft von einem Luft-Sauerstoff-Mischer 11 zugeführt wird. Dieses Gebläse 15 sorgt für einen definierten, einstellbaren Überdruck, z. B. zwischen 0 und ca. +100 mbar, über dem Umgebungsdruck zur Unterstützung der Einatmung.
  • Der Kreislauf für den Exhalationszweig führt zu einem zweiten steuerbaren Gebläse 19, das auf der anderen Seite mit einem Auslass 17 für die verbrauchte Luft verbunden ist und das bei Bedarf auf seiner Saugseite (patientenseitige Seite) einen Unterdruck, beispielsweise zwischen 0 und -100 mbar, relativ zum Umgebungsdruck liefern kann, um die Ausatmung zu unterstützen.
  • Sowohl der Aufbau der Basisstation 10 als auch der Aufbau der Ventil-Sensor-Baugruppe 80, insbesondere des geregelten Ventils 81, sowie deren Funktionsweise werden im Folgenden unter Bezugnahme auf die 3 bis 8 anhand verschiedener Ausführungsbeispiele näher erläutert.
  • Der Aufbau und die Funktionen der Basisstation 10 werden zunächst anhand von 3 näher erläutert, die einen Überblick über die Anordnung der verschiedenen Komponenten in der Basisstation 10 gibt. Aus Gründen der Übersichtlichkeit ist hier die Stromversorgung (für den Computer/Mikrocontroller, die Gebläsemotoren und den DC-Servoregler sowie - falls gewünscht - für das geregelte Ventil und die Ventilsteuerung in einer patientennahen Ventil-Sensor-Baugruppe) nicht dargestellt.
  • Das Sauerstoffgemisch für die Einstellung eines gewünschten inspiratorischen Sauerstoffanteils (Fi,O2) wird von einem Luft-Sauerstoff-Mischer 11 bereitgestellt, der über die Anschlüsse 11a, 11b von der zentralen Gasversorgung des Krankenhauses oder aus Druckgasflaschen gespeist wird. Der Mischer 11 umfasst Druckminderer 11c, 11d, um den Gasdruck auf einen typischen Wert von ~1,5 bar zu reduzieren, der dann mit einem Druckregler 12 weiter auf nahezu atmosphärischen Druck (0 mbar) reduziert wird. Ein Beatmungsventil 13 (ein Über-/Unterdruckbegrenzungsventil 13, das über eine Öffnung 14 in die Atmosphäre mündet) sorgt dafür, dass der Druck an diesem Punkt bei einer Fehlfunktion der Ventile 11c, 11d oder eines Gebläses 15, die im Folgenden erläutert wird, nahe null bleibt.
  • Das Luft-Sauerstoff-Gemisch wird dann mit einem (Radial-)Gebläse 15 auf Werte bis +100 mbar (typischerweise +40 mbar) unter Druck gesetzt, der dann über den Anschluss 24 und den Inspirationsschlauch 30 dem geregelten Ventil zugeführt wird. Um hochfrequente akustische Geräusche zu reduzieren, kann ein Geräuschreduzierer 16 bzw. Schalldämpfer verwendet werden.
  • Es ist auch möglich, den Druck direkt mit einem elektronisch, pneumatisch oder manuell gesteuerten Druckminderer zu erzeugen, ohne dass ein Gebläse erforderlich ist. In diesem Fall sollte auch das Belüftungsventil steuerbar sein.
  • In einer konkreten Prototyp-Ausführung wird das Radialgebläse 15 beispielsweise von einem DC-Servoregler 21 angetrieben, der eine variable Motordrehzahl und damit einen variablen Druck ermöglicht. Die Motordrehzahl (und der Druck) werden von einem Mikrocontroller einer Steuerung 26 oder eines Computers der Basisstation 10 über eine serielle Schnittstelle I2C eingestellt. Es ist jedoch nicht zwingend erforderlich, den Druck zu variieren. Der Vorteil eines variablen Drucks ist eine erhöhte Patientensicherheit, da der niedrigstmögliche Druck gewählt und angewendet werden kann (je nach Atemmuster und Beatmungsmodus des Patienten).
  • Der vom Gebläse 15 gelieferte Druck wird mit einem Druckmessumformer 23 gemessen und von einem Mikrocontroller überwacht. Dies ist nicht zwingend erforderlich, da der von einem Radialgebläse 15 gelieferte Druck (bei einer bestimmten Motordrehzahl) über einen weiten Bereich des Gasflusses nahezu konstant bleibt. Eine Druckmessung ermöglicht jedoch eine leichtere Erkennung von Fehlfunktionen des Gebläses 15 und der vorgeschalteten (und nachgeschalteten) pneumatischen Komponenten. Optional kann auch der Gasdurchfluss mit einem Pneumotachographen oder Durchflussmesser (in 3 nicht dargestellt) gemessen werden, um z. B. Lecks oder Geräteausfälle zu erkennen.
  • Der Exspirationsschlauch 40, der vom Patienten über einen Anschluss 25 der Basisstation 10 kommt, ist mit einer Unterdruckquelle 19 verbunden. Dies ist optional, ermöglicht aber eine Kompensation des Strömungswiderstandes des Exspirationsschlauches (einschließlich des Endotrachealtubus) während der Exspiration. Wenn diese Kompensation nicht benötigt wird oder ein hoher PEEP-Wert (positive end-expiratory pressure / positiver endexspiratorischer Druck an den Atemwegen des Patienten) gewählt wurde, kann der exspiratorische Auslass des geregelten Ventils direkt zur Atmosphäre geöffnet werden, ohne dass ein Schlauch zwischen dem geregelten Ventil und der Basisstation 10 erforderlich ist (hier nicht dargestellt).
  • Beim aktuellen Prototyp erzeugt ein Radialgebläse 19 einen Unterdruck von bis zu -100 mbar unter der Atmosphäre, typischerweise -20 mbar. Andere Unterdruckquellen wie ein Venturiventil oder verschiedene Arten von Pumpen sind ebenfalls möglich. Der Auslass des Gebläses öffnet sich dann zur Atmosphäre 17. Optional, insbesondere bei einem Gebläse als Druckquelle, können Geräuschreduzierer 18, 20 bzw. Schalldämpfer verwendet werden, um hochfrequente Geräusche zu reduzieren.
  • Wie bei der Überdruckquelle 15 kann das Radialgebläse 19 der Unterdruckquelle optional durch einen - DC-Servoregler 21 in Verbindung mit einem Mikrocontroller gesteuert werden. Der Unterdruck kann optional mit einem Druckmessumformer 22 überwacht werden. Aus Sicherheitsgründen kann der geringste Unterdruck ausgewählt und angewendet werden (je nach Atemmuster und Beatmungsmodus des Patienten). Optional kann auch der Gasfluss mit einem Pneumotachographen oder Durchflussmesser (in 3 nicht dargestellt) gemessen werden, um z. B. Lecks oder Geräteausfälle zu erkennen.
  • Die Steuerung 26 oder Computer in der Basisstation 10 ist optional und nützlich, wenn ein variabler Über- oder Unterdruck und eine Überwachung des abgegebenen Über- und Unterdrucks gewünscht ist. Die Steuerung 26 kann außerdem aus Sicherheitsgründen die Motordrehzahl der Radialgebläse 15, 19, die Motortemperatur oder die Temperatur innerhalb der Basisstation 10 überwachen. Eine serielle RS232-Verbindung kann als Schnittstelle 29 zum und vom geregelten Ventil dienen (wie später erläutert) und kann durch den Mikrocontroller der Steuerung 26 geschleift werden, so dass die Basisstation 10 (optional) über den aktuell benötigten Druck und Volumenstrom informiert werden kann. Ebenfalls optional stellt die Steuerung oder Computer eine Benutzerschnittstelle 27, 28 zur Verfügung und kommuniziert mit einer Steuerung 90 des geregelten Ventils 81 (siehe 8), um z.B. Beatmungsparameter oder Steuerparameter einzustellen.
  • Ein Computer oder eine Steuerung mit einem Display 28 oder Bildschirm und einem Eingabegerät 27 (z. B. Maus, Touchscreen, Tastatur), ein Notebook, ein Tablet-Computer oder ein ähnliches Gerät kann als Benutzerschnittstelle 27, 28 verwendet werden, um
    • - Druck-, Fluss- und Volumendiagramme, Beatmungsgeräteparameter (z. B. Atemfrequenz, Tidalvolumen, Minutenventilation) anzuzeigen,
    • - die aktuellen Einstellungen des Beatmungsgeräts 1 (z. B. Beatmungsmodus, PEEP, Druckunterstützungsniveau, Schlauchkompensation, Proportionalitätsfaktoren für proportional assistierte Beatmung, Triggerschwellen, Zielminutenventilation, Alarme) anzuzeigen und zu ändern,
    • - die Steuerungsparameter für die Volumenstrom-Steuerung 90 (z. B. PID-Parameter, Druck- und Durchflusskalibrierung, Nullstellung des Drehgebers) anzuzeigen, zu ändern oder zu kalibrieren,
    • - Messungen und Protokolldateien zu speichern und abzurufen,
    • - mit den Volumenstrom- und Basisstationssteuerungen 26, 90 zu kommunizieren, diese zu warten oder neu zu programmieren.
  • Die Software für die Benutzerschnittstelle kann von einem speziellen Computer oder Steuergerät bereitgestellt werden, oder sie kann entweder von den Volumenstrom- oder Basisstationssteuerungen 26, 90 bereitgestellt werden. Die Schnittstelle kann auch eine Schnittstelle zu einem IT-Netz des Krankenhauses, z.B. M-HIS/M-PDMS, oder einem anderen Netz für den Datenaustausch umfassen.
  • Nachfolgend werden der Aufbau und die Funktionen der Ventil-Sensor-Baugruppe 80, 80', insbesondere des geregelten Ventils 81, 81', anhand der 4 bis 8 näher erläutert. Dabei zeigen die 4, 5, 6 und 8 eine erste prototypische Ausführungsform einer Ventil-Sensor-Baugruppe 80, die auch in 2 dargestellt ist, und 7 zeigt eine zweite prototypische Ausführungsform einer Ventil-Sensor-Baugruppe 80'. Die erste Ausführungsform umfasst ein geregeltes Ventil 81, das einen Gasfluss von einem Einlass zu einem Auslass in der Ebene aufweist, und die zweite Ausführungsform umfasst ein geregeltes Ventil 81', das einen Gasflussauslass senkrecht zu den Einlässen aufweist, wie später beschrieben.
  • Im Folgenden wird zunächst die erste Ausführungsform beschrieben, wobei die Erläuterungen zur ersten Ausführungsform, insbesondere zur Funktionsweise, in gleicher Weise für die zweite Ausführungsform gelten, sofern nicht ausdrücklich anders erwähnt.
  • Die 4 und 5 zeigen den ersten Prototyp der Ventil-Sensor-Baugruppe 80 in zwei verschiedenen Ansichten von außen. Diese Ventil-Sensor-Baugruppe 80 umfasst ein Y-Stück 8Y, das die beiden Schläuche 30, 40 für den Inspirations- und Exspirationsfluss mit dem Patienten verbindet. Beispielsweise kann am Schlauch 30 für den Inspirationsfluss ein Luft-Sauerstoff-Gemisch mit einem Überdruck, z. B. +40 mbar, und am Schlauch 40 für den Exspirationsfluss ein Unterdruck, z. B. -20 mbar, (oder atmosphärischer Druck) bereitgestellt werden.
  • Wie aus diesen Figuren hervorgeht, ist das Y-Stück 8Y, in dem das geregelte Ventil 81 untergebracht ist, in Richtung des Patienten mit einem Pneumotachographen oder einer anderen Vorrichtung zur Durchflussmessung (Durchflusssensor) 86 verbunden, der mit einem Bakterienfilter/Befeuchter 51 verbunden ist, gefolgt von dem kurzen flexiblen Schlauch 50, der mit dem Drehkonnektor (siehe 2) und dem Endotrachealtubus oder einer anderen Patientenschnittstelle verbunden ist.
  • Eine Steuerung 90 mit den Drucksensoren befindet sich in einem Gehäuse oberhalb des Y-Stücks 8Y. Über kurze Schläuche 86I, die vom Durchflusssensor (hier ein Pneumotachograph) 86 zu den Drucksensoren führen, kann die Druckdifferenz über ein Widerstandselement im Durchflusssensor 86 ermittelt werden, wie später im Zusammenhang mit 8 erläutert.
  • Eine Prinzipdarstellung des Inneren des Y-Stücks 8Y mit dem geregelten Ventil 81 ist in 2 und auch in 6 dargestellt.
  • Wie in den 2 und 6 zu sehen ist, ist das geregelte Ventil in der ersten prototoypischen Ausführung ein rotierendes 3-Wege-Ventil, das den Auslass 85 (in Richtung des Patienten) des Ventilgehäuses 82 entweder mit der positiven oder negativen Seite verbindet (d. h. mit einem Verbindungsrohr oder Anschluss 83 zum Inspirationsschlauch 30 und einem Verbindungsrohr oder Anschluss 84 zum Exspirationsschlauch 40). Die Drehung wird durch einen Servomotor 96 (5) ermöglicht, aber auch ein Solenoid oder ein rotierendes Solenoid oder ein anderer Elektromotor ist möglich.
  • 6 zeigt in der mittleren Reihe schematische Darstellungen des geregelten Ventils 81 von links nach rechts in vier verschiedenen Drehstellungen des drehbaren Verschlusselements 89 (auch kurz als „Ventilstellungen“ bezeichnet), die um eine zentrale Achse A im Ventilgehäuse 82 gedreht werden können. Die untere Reihe zeigt die Rautenform der (Ventil-)Öffnung 89o des Verschlusselements 89 des 3-Wege-Ventils in den jeweiligen Positionen relativ zur kreisförmigen (Einlass-)Öffnung 83o des Verbindungsrohrs 83 des Ventilgehäuses 82 zum Inspirationsschlauch 30 und zur kreisförmigen (Einlass-)Öffnung 84o des Verbindungsrohrs 84 zum Exspirationsschlauch 40. Die Öffnung 89t des Verschlusselements 89 in Richtung des Auslasses 85 ist so bemessen, dass sie in jeder der in der mittleren Reihe dargestellten Drehstellungen vollständig mit dem Auslass 85 überlappt. In der oberen Reihe von 6 ist der Atemwegsdruck Paw am Auslass 85 in Abhängigkeit von der Position des in der mittleren Reihe gezeigten Verschlusselements 89 dargestellt.
  • Wie aus 6 ersichtlich ist, erhöht eine Drehung gegen den Uhrzeigersinn den Atemwegsdruck Paw, und eine Drehung im Uhrzeigersinn verringert den Atemwegsdruck Paw. In der ersten Position in 6 (und in 2; dabei ist zu beachten, dass 6 und 2 das Ventil schematisch von entgegengesetzten Seiten zeigen) ist das geregelte Ventil 81 in der „Inspirations“-Position dargestellt. Hier ist der Atemwegsdruck Paw der Maximaldruck Pmax (der aktuell von der Druckquelle, z. B. dem Gebläse 15 (siehe 3), geliefert wird). In der zweiten Stellung in 6 wird der Druck am Auslass 85 zum Patienten hin durch das geregelte Ventil 81 reduziert. Die dritte Stellung ist die „Neutralposition“ NP. In der Neutralposition NP ermöglicht eine (optionale) kleine Überlappung mit der Positiv- und Negativdrucköffnung den Durchfluss zwischen der Positiv- und Negativseite, um die Genauigkeit der Druckregelung unter Bedingungen mit geringem Durchfluss (z. B. am Ende der Exspiration) zu verbessern. In der vierten Position ist das geregelte Ventil 81 in der „Exspirationsposition“ dargestellt, in der die Überlappung der Öffnung 89o des Verschlusselements 89 mit der Öffnung 84o des Verbindungsrohrs 84 zum Exspirationsschlauch 40 am größten ist. Hier ist der Atemwegsdruck Paw der maximale Unterdruck (= Minimaldruck) Pmin (aktuell von der Druckquelle, z. B. dem Gebläse 19 (siehe 3), geliefert).
  • Der Gasdurchfluss wird durch den Strömungswiderstand und die Druckdifferenz bestimmt, die auf dem Weg zwischen der Einlassöffnung 83o, 84o und der Ventilöffnung 89o wirken. Der Strömungswiderstand wiederum wird durch die Überlappungsfläche zwischen den beiden Öffnungen (83o, 89o oder 84o, 89o in 6) bestimmt. Durch Vergrößerung der Überlappung wird der innere Gasströmungswiderstand des geregelten Ventils 81 verringert und der resultierende Gasdurchfluss erhöht. Die Form der Öffnung 89o des Drehverschlusselements 89 und die Form der Öffnungen 83o, 84o der Druckeinlässe 83, 84 bestimmen die Form der Überlappungsfläche und damit den Ventilwiderstand als Funktion des Drehwinkels. Da in der ersten prototypischen Ausführungsform die Einlassöffnungen 83o, 84o beide kreisförmig sind und die Öffnung 89o des rotierenden Verschlusselements 89 rautenförmig ist, hängt die Überlappungsfläche zwischen den beiden Öffnungen bis zu einer relativen Flächenüberlappungsfläche von ca. 50% näherungsweise quadratisch von der Winkelstellung des Ventils ab. Für eine konstante Druckdifferenz ergibt sich daraus ein näherungsweise linearer Zusammenhang zwischen Gasdurchfluss und Winkelstellung des Ventils. Bei einer größeren Überlappung als 50% steigt der Durchfluss mit zunehmender Winkelstellung unterproportional an, bis ein maximaler Durchfluss erreicht wird, wenn die Überlappung ein Maximum erreicht.
  • Da sich die Öffnung des Drehventils zu einer gegebenen Zeit (in einer typischen Konfiguration) mit der Öffnung von nur einem der beiden Druckeinlässe überschneiden kann, bestimmt die Position des Drehventils auch die Richtung des Gasflusses (Inspiration oder Exspiration), so dass das Ventil zur Steuerung des Atemwegsdrucks sowohl während der Inspiration als auch während der Exspiration verwendet werden kann.
  • In der Neutralposition NP überschneidet sich die Öffnung des Drehventils in der Regel mit keiner der beiden Öffnungen der Druckeinlässe, wodurch beide Einlässe und damit auch der Auslass abgedichtet oder verschlossen werden, so dass kein Gas fließen kann. Wie oben für die erste Ausführung erläutert, kann es jedoch wünschenswert sein, dass in der Neutralposition ein kleiner Gasstrom vom positiven zum negativen Einlass durchfließen kann, so dass der Druckauslass nie vollständig verschlossen ist. Eine solche Bypass-Strömung kann die Genauigkeit und Geschwindigkeit des Ventils beim Umschalten zwischen Inspiration und Exspiration und umgekehrt verbessern. Eine Bypass-Strömung kann durch eine Öffnung des Drehventils erreicht werden, die etwas größer ist als der Abstand zwischen den Öffnungen der beiden Druckeinlässe, wie in 6 gezeigt.
  • In einer bevorzugten Ausführungsform (nicht dargestellt) weist das geregelte Ventil einen Mechanismus auf, um zwischen einer ersten Stellung, in der in der Neutralposition NP eine Bypass-Strömung möglich ist, und einer zweiten Stellung, in der beide Eingänge in der Neutralposition NP vollständig geschlossen sind, umgestellt werden zu können. Dazu kann das Verschlusselement vorzugsweise relativ zu den Öffnungen 83o, 84o der Druckeinlässe 83, 84 entlang der Drehachse A geringfügig verschiebbar im Ventilgehäuse gelagert sein. Mit einem solchen Mechanismus kann in Abhängigkeit von der axialen Position des Verschlusselements die Überlappung zwischen der Öffnung 89o des Drehverschlusselements 89 und den Öffnungen 83o, 84o der Druckeinlässe 83, 84 in der (durch Drehung einstellbaren) Neutralposition NP verändert werden. Vorzugsweise besteht in einer ersten axialen Position eine Überlappung in der Neutralposition NP und in einer zweiten axialen Position keine Überlappung in der Neutralposition NP, d.h. das Ventil ist in der zweiten axialen Position vollständig geschlossen.
  • Insbesondere kann ein solcher Mechanismus in einer Ausführungsform mit einer rautenförmigen Öffnung 89o des Drehverschlusselements 89 und kreisförmigen Öffnungen 83o, 84o der Druckeinlässe 83, 84 realisiert werden, wie schematisch in der unteren Zeile in 6 dargestellt. Dann reicht eine leichte Verschiebung in axialer Richtung aus, damit sich die Spitzen der rautenförmigen Öffnung 89o (wie in der unteren Reihe, im 3. Bild von links in 6 dargestellt) nicht mehr mit den kreisförmigen Öffnungen 83o, 84o überlappen.
  • Dies lässt sich auch besonders gut mit einer Ausgestaltung ähnlich der in 7 gezeigten Ausführungsform realisieren.
  • In der ersten Ausführungsform sind die Druckeinlässe in einer geraden Anordnung mit dem Ventilgehäuse verbunden, und der Auslass befindet sich, wie bereits erwähnt, in einer Ebene mit dem Einlass. Bei der Ausführung gemäß 6 sind die Druckeinlässe 83', 84' (Verbindungsrohre 83', 84' zum Inspirationsschlauch 30 und zum Exspirationsschlauch 40) in einer gebogenen Anordnung mit dem Ventilgehäuse 82' verbunden, und der Auslass 85' befindet sich senkrecht zu den Druckeinlässen 83', 84'. Gekrümmte Druckeinlässe in Kombination mit einem senkrechten Auslass ermöglichen eine kompaktere Bauweise und können das Innenvolumen des Ventils (Totraum) weiter verringern. In den Ventilauslass 85' kann eine Gitterstruktur oder eine Anordnung laminarer Rohre eingesetzt werden (in 7 nicht dargestellt), um Strömungsturbulenzen in einem an den Auslass 85' angeschlossenen Durchflussmesser oder Pneumotachographen zu verhindern.
  • In dem in 7 gezeigten Ausführungsbeispiel besteht das Ventilgehäuse 82' des geregelten Ventils 81' (das insgesamt auch eine Art Y-Stück 8Y bildet) im Wesentlichen aus einem sich ringförmig um eine Drehachse A' erstreckenden Mittelstück 82a', einem an einer ersten Stirnseite (in der Figur vorne rechts) angeordneten Deckel 82b' sowie einem Basisteil 82c' an der anderen Stirnseite des Mittelstücks 82a'. Im montierten Zustand ist das Mittelstück 82a' gegen den Deckel 82b' und das Basisteil 82c' durch Dichtungsringe 100 bzw. 101 abgedichtet. Der Auslass 85' ist koaxial zur Drehachse A' am Deckel 82b' angeordnet. Zwei Druckeinlässe 83', 84' sind radial mit dem Mittelstück 82a' verbunden und so gekrümmt, dass sie sich an den Seiten des Mittelstücks 82a' in entgegengesetzter Richtung zum Auslass 85' erstrecken.
  • Im Inneren des Mittelstücks 82a' ist ein Verschlusselement 89' mit einer rautenförmigen Ventilöffnung 89o' angeordnet. Dieses Verschlusselement 89' ist zwischen zwei Kugellagern 102, 103 drehbar gelagert.
  • Auf der dem Mittelstück 82a' abgewandten Seite ist das Basisteil 82c' an einen Motor 104 angeflanscht, der über eine entlang der Drehachse A' verlaufende Welle (nicht dargestellt) mit dem Verschlusselement 89' gekoppelt ist, um das Verschlusselement 89' kontrolliert zu drehen. Dieser Motor 104 ist in einem Motorgehäuse 105 angeordnet. Auf einer Seite des Motorgehäuses 105 ist ein (relativ flaches, C-förmiges) Gehäuse 106 für die elektronischen Komponenten 108 (umfassend Motortreiber, Ventilsteuerungen, Drucksensoren, Encoder etc.) angeordnet. Das Elektronikgehäuse 106 ist auf der dem Motor 104 abgewandten Seite durch eine Platte 107 und auf der dem Ventilgehäuse 82' zugewandten Vorderseite durch ein Eckelement 110 abgedeckt, in dem sich zwei Anschlüsse 109 für die Druckleitungen von den Drucksensoren der Elektronik zum Durchflusssensor (nicht dargestellt) befinden. Auf der dem Ventilgehäuse 82' abgewandten Vorderseite haben das Motorgehäuse 105 und das Elektronikgehäuse 106 einen gemeinsamen Deckel 111.
  • Diese Bauweise ist zum Beispiel besonders platzsparend und kann daher leicht in der Nähe des Patienten untergebracht werden.
  • Es versteht sich, dass die elektronischen Komponenten der Elektronik 108 in geeigneter Weise (direkt oder indirekt) mit dem Motor 104 und allen weiteren zu steuernden Elementen und/oder Messelementen verbunden sind, wie später noch erläutert wird.
  • Unabhängig von der spezifischen Ausführungsform besteht die Aufgabe des erfindungsgemäßen geregelten Ventils 81, 81' darin, den Druck von den beiden Druckeinlässen (einer ist positiv (z. B. typischerweise +40 mbar), der andere negativ (z. B. typischerweise -20 mbar)) auf einen gewünschten Atemwegsdruck zu mischen. Eine andere Möglichkeit, die Funktion des geregelten Ventils 81, 81' zu beschreiben, besteht darin, dass es so viel Gasfluss von den beiden Einlässen liefert, wie zur Aufrechterhaltung eines gewünschten Atemwegsdrucks oder eines gewünschten Gasflusses zum oder vom Patienten erforderlich ist. Die Richtung des Gasflusses vom Überdruckeinlass ist immer zum geregelten Ventil 81, 81' hin, die Richtung des Gasflusses vom Unterdruckeinlass ist immer vom geregelten Ventil 81, 81' weg. Die Richtung des Gasflusses am Auslass kann bidirektional sein. Die Inspiration des Patienten wird als positiver Fluss vom Ventil weg in Richtung des Patienten definiert; die Exspiration wird als negativer Fluss in Richtung des geregelten Ventils weg vom Patienten definiert. Im Gegensatz zu der in herkömmlichen Beatmungsgeräten verwendeten Methode und dem Ventil zur Steuerung des Volumenstroms, das nur während der Inspiration aktiv ist, während ein separates Exspirationsventil den Druck und den Fluss während der Exspiration steuert, steuert das hier beschriebene geregelte Ventil den Atemwegsdruck (oder den Gasfluss) sowohl während der Inspiration als auch während der Exspiration.
  • Die folgenden Ausführungen zu der Ausgestaltung der Steuerungen der Ventile und zu den Vorrichtungen und Verfahren zum Messen und/oder Erfassen der Werte von Druck und Gasfluss sind auch für jede andere Ausführungsform des geregelten Ventils, insbesondere auf das geregelte Ventil 81' der zweiten prototypischen Ausführungsform, gültig, auch wenn sich die Ausführungen hauptsächlich auf das erste Ausführungsbeispiel beziehen.
  • Die Drehung des geregelten Ventils (bzw. des Verschlusselements 89, 89' des geregelten Ventils 81, 81') kann durch einen Motor (wie oben beschrieben) oder eine andere Form von Aktuator erfolgen. Im zweiten Prototyp werden ein Schrittmotor und ein integrierter Schrittmotortreiber verwendet, aber auch jeder andere Aktuator, z. B. ein Gleichstrommotor, ein Servomotor (wie im ersten Prototyp) oder ein pneumatischer Aktuator ist möglich. Die Drehposition des geregelten Ventils (bzw. des Verschlusselements des geregelten Ventils) kann mit einem magnetischen Encoder gemessen werden. Der Aktuator (z.B. Motor) und das Ventil (mit dem Verschlusselement im Ventilgehäuse) sind vorzugsweise über eine Steckverbindung gekoppelt, so dass die Teile der Ventileinheit, die in direktem Kontakt mit Sauerstoff/Luft zum und vom Patienten stehen, zur Reinigung und Sterilisation oder für einen eventuellen Austausch vom Aktuator und Steuerung getrennt werden können.
  • Bei einer Volumenstrom-Steuerung des geregelten Ventils 81, 81', wie sie bei der mechanischen Beatmung von Patienten eingesetzt wird, ist die Regelgröße der Atemwegsdruck, der vorzugsweise genau und kontinuierlich ohne merkliche Verzögerungen gemessen werden sollte. In einigen Modi der mechanischen Beatmung, z. B. bei der automatischen Tubuskompensation (ATC) mit oder ohne proportional assistierter Beatmung (PAV), wird der Ziel-Atemwegsdruck zusätzlich durch den aktuell wirkenden Gasfluss moduliert, der daher vorzugsweise ebenfalls genau und ohne Verzögerungen gemessen werden sollte.
  • Der Gasdurchfluss kann auf verschiedene Weise gemessen werden, z. B. durch Hitzedrahtanemometrie oder Wirbelmessung. In den prototypischen Ausführungsformen wird der Gasfluss beispielsweise anhand der Druckdifferenz über ein kleines Widerstandselement (Pneumotachograph) gemessen. Der Pneumotachograph 86 befindet sich zwischen dem geregelten Ventil 81, 81' und den Atemwegen des Patienten. Eine der beiden Druckleitungen des Pneumotachographen 86 (typischerweise die Druckleitung auf der Patientenseite) kann zur Messung des Atemwegsdrucks mit einem separaten Drucksensor geteilt werden, wie in 2 und 8 dargestellt.
  • Wie bereits erwähnt, unterliegen Durchfluss- und Druckmessungen Verzögerungen, die z. B. durch die Schallgeschwindigkeit oder die Tiefpasscharakteristik aufgrund der Nachgiebigkeit der Rohre verursacht werden. Außerdem lösen schnelle Druckänderungen Schwingungen der Luftsäule in den Schläuchen aus, was zu erheblichen Messfehlern führt. Um Fehler zu reduzieren und Messverzögerungen zu vermeiden, sollte der Abstand zwischen der Messstelle und den Drucksensoren und damit die Länge des Schlauches möglichst gering sein. Beim Prototyp ist dieser Abstand kleiner als 10 cm. Hochpräzise piezoresistive Miniatur-Silizium-Keramik-Druckwandler (Honeywell HSC-Serie) können sowohl für die Messung des Atemwegsdrucks als auch des Gasflusses verwendet werden.
  • Die elektronischen Komponenten, die Teil der Ventil-Sensor-Baugruppe 80 (geregeltes Ventil und Sensoreinheit) sind, sind in 8 dargestellt. In dieser Figur stellen die gestrichelten Linien pneumatische Komponenten dar.
  • Wie hier zu sehen ist, können die Drucksensoren zur Erfassung der Drücke (und des Gasflusses) im Pneumotachographen 86, die über kleine und kurze Druckschläuche mit verschiedenen Teilen des Pneumotachographen 86 verbunden sein können, auch Teil der Steuerung 90 sein (wie bei der ersten und zweiten Ausführungsform) oder zumindest im Gehäuse der Steuerung angeordnet sein.
  • Zwei wichtige elektrische Komponenten sind die Differenzdruckwandler (Drucksensoren 97, 98) zur Messung des Gasflusses und des Atemwegsdrucks, die so nahe wie möglich an der Atemwegsöffnung des Patienten anzubringen sind, wie im vorherigen Abschnitt erläutert. Alle anderen in 8 dargestellten Komponenten mit Ausnahme des Drehgebers 93 zur Messung der Ventilposition (ein Motortreiber 92 zur Stromversorgung des Ventilaktuators/Motors; ein µ-Controller 91 zur Ausführung des Algorithmus zur Volumenstrom-Steuerung (Steuerung des Motors und der Ventilposition, Berechnung der Widerstandsverluste über den Endotrachealtubus usw. in Abhängigkeit vom Beatmungsmodus, Kommunikation mit der Basisstation)) könnten weiter entfernt, z. B. an der Basisstation 10 (siehe 2), angebracht werden. Dies würde jedoch eine erhebliche Anzahl elektrischer Signal- und Stromleitungen zwischen der Basisstation 10 und der Ventil-Sensor-Baugruppe 80 erfordern, was die Qualität der elektrischen Signale beeinträchtigen kann. Durch die Unterbringung aller elektrischen Komponenten der Ventil-Sensor-Baugruppe 80 in einem kompakten Gehäuse, wie in 7 und 8 dargestellt, sind die einzigen elektrischen Verbindungen zwischen der Basisstation 10 und der Ventil-Sensor-Baugruppe 80 die Stromversorgungsleitungen (GND, +24 V) 94 und die seriellen RS232-Signalleitungen (GND, Rx, Tx) 95.
  • Bei dem Prototyp handelt es sich bei dem Motortreiber 92 um einen Trinamic TMC2209, bei dem magnetischen Drehgeber 93 um einen AMS AS5600 und bei dem µ-Controller 91 um einen PJRC Teensy 4.0, der auf einem ARM Cortex-M7 600 MHz Prozessor basiert. Der µ-Controller 91 kann bei jedem Mikroschritt des Schrittmotors (nicht in 8 dargestellt) einen kurzen digitalen Impuls an den Motortreiber 92 senden. Darüber hinaus kann der µ-Controller 91 die Richtung und die Mikroschrittgröße über digitale (TTL-)Signale einstellen. Der magnetische Drehgeber 93 kann die aktuelle Position des Schrittmotors und damit die Ventilposition über eine serielle I2 C Kommunikationsleitung an den µ-Controller 91 senden, um sicherzustellen, dass keine Schritte verpasst wurden.
  • Der µ-Controller 91 kann den aktuellen Atemwegsdruck und den Differenzdruck über den Pneumotachographen 86 über die seriellen I2 C Kommunikationsleitungen auslesen, den Gasfluss und das abgegebene Volumen berechnen, den Druckabfall über den Endotrachealtubus berechnen, den Sollwert für den Atemwegsdruck in Abhängigkeit vom Beatmungsmodus berechnen und die Position des geregelten Ventils gemäß einem Rückkopplungsregelungsalgorithmus steuern (im Prototyp wurde vorzugsweise ein PID-Regler gewählt). Der µ-Controller 91 sendet über eine RS232-Kommunikationsleitung die Atemwegsdruck- und Flusssignale an die Basisstation 10 und empfängt Befehle und Einstellungen von der Basisstation 10.
  • Ist der aktuell gemessene Atemwegsdruck niedriger als der Sollwert des Atemwegsdrucks, neigt der PID-Regler dazu, das geregelte Ventil 81, 81' (bzw. die Öffnung 89o, 89o' des Verschlusselements 89, 89' des geregelten Ventils 81, 81') mehr in Richtung des Überdruckeinlasses zu drehen. Umgekehrt neigt der PID-Regler dazu, das geregelte Ventil mehr in Richtung des Unterdruckeinlasses zu drehen, wenn der aktuell gemessene Atemwegsdruck größer ist als der Sollwert des Atemwegsdrucks. Es ist auch möglich, nicht den Druck, sondern den Gasfluss direkt zu steuern, z. B. um einen volumengesteuerten Beatmungsmodus mit konstantem Inspirationsfluss zu emulieren. In diesem Fall neigt der PID-Regler dazu, das geregelte Ventil mehr in Richtung des Überdruckeingangs zu drehen, wenn der aktuell gemessene Gasfluss niedriger ist als der Zielfluss, und umgekehrt. Die Parameter des PID-Reglers werden in Abhängigkeit von der Leistung des Aktuators/Motors und des Ventilwiderstands optimiert, um maximale Geschwindigkeit und Genauigkeit bei minimalen Druckschwankungen zu erreichen. Beim zweiten Prototyp wird der PID-Regler mit einer Schrittmotorsteuerung kombiniert, die dafür sorgt, dass die Beschleunigung des Motors innerhalb seiner physikalischen Grenzen bleibt.
  • Wie bereits erwähnt, kann der Ziel-Atemwegsdruck nach einem der gängigen Beatmungsmodi eingestellt werden, vorzugsweise wird jedoch ein Beatmungsmodus wie ATC mit oder ohne PAV verwendet. In diesen Modi kann der Zieldruck Ptarget gemäß Gleichung (1) bestimmt werden, und die Druckabfälle ΔP(ETT), ΔP(Raw), ΔP(Ers) können auf der Grundlage des kontinuierlich gemessenen Gasflusses (V') und -volumens (V) gemäß den Gleichungen (2 - 6c) mit den obigen Erläuterungen berechnet werden.
  • Die Leistung des erfindungsgemäßen geregelten Ventils und des erfindungsgemäßen Verfahrens wurde im Vergleich zur Leistung eines handelsüblichen, führenden Intensivbeatmungsgeräts nach dem Stand der Technik (als Vergleichsprodukt) getestet.
  • Dabei wurden zwei Beatmungsmodi getestet:
    • 1) CPAP (Continuous Positive Airway Pressure / kontinuierlicher positiver Atemwegsdruck), und
    • 2) ATC (Automatic Tube Compensation / Automatische Schlauchkompensation)
    für einen Endotrachealtubus mit 7 mm Durchmesser (Rüsch, 32 cm lang, Durchflusswiderstand einschließlich Drehkonnektor und flexiblem Schlauch bei 1 l/s beträgt ~ 12 mbar s/l).
  • Im CPAP-Modus soll das Beatmungsgerät den Atemwegsdruck Paw auf einen konstanten Wert regeln, unabhängig von dem vom Patienten generierten inspiratorischen oder exspiratorischen Fluss. Im ATC-Modus soll das Beatmungsgerät den Trachealdruck Ptrach auf einen konstanten Wert regeln, unabhängig von dem vom Patienten generierten inspiratorischen oder exspiratorischen Fluss.
  • Im Folgenden werden die Testergebnisse für ein Vergleichsprodukt (Hamilton S1) vorgestellt. Der Versuchsaufbau ist in 9 schematisch dargestellt.
  • Entweder das Beatmungsgerät 1 (das zweite Prototyp-Ausführungsbeispiel der Ventil-Sensor-Baugruppe 80') oder das Vergleichsprodukt (herkömmliches Beatmungsgerät 2) sind an die Beatmungsgeräteseite eines Pneumotachographen 86 angeschlossen, der auf der Patientenseite mit einem Bakterienfilter 210, weiter mit einem flexiblen Schlauch 50 und über einen Drehkonnektor 60 mit einem ETT 70 verbunden ist. Es ist zu beachten, dass in 9 eine symbolische Darstellung ähnlich der ersten Ausführungsform gezeigt wird, da diese Symbolik selbsterklärender ist.
  • Der Fluss wird von einer spontan atmenden Versuchsperson (nicht abgebildet) erzeugt.
  • Der Atemwegsdruck Paw wird am patientenseitigen Ende des Pneumotachographen 86 gemessen; der Trachealdruck Ptrach wird 5 cm hinter dem patientenseitigen Ende des ETT 70 gemessen, der intubiert und durch Aufpumpen der Schlauchmanschette fest mit einer künstlichen Luftröhre 211 (einem Schlauch mit einem Innendurchmesser von 2 cm) verbunden ist. Das andere Ende der künstlichen Luftröhre 211 ist mit einem Mundstück 212 für die Versuchsperson verbunden.
  • Man beachte, dass der Pneumotachograph 86 einen kleinen zusätzlichen Strömungswiderstand von ~0,7 mbar s/l verursacht, den das handelsübliche Beatmungsgerät nicht „kennt“ und daher im CPAP- oder ATC-Modus nicht kompensiert. Außerdem wurde aus hygienischen Gründen der Bakterienfilter 210 zwischen dem Beatmungsgerät und der Testperson angebracht. Dieser Bakterienfilter 210 führt zu einem zusätzlichen Strömungswiderstand von - 2 mbar s/l, der in Reihe mit dem Widerstand des Endotrachealtubus wirkt. Dies ist für den Vergleich der Beatmungsgeräte im CPAP-Modus nicht von Bedeutung, macht aber im ATC-Modus einen Unterschied. Obwohl solche bakteriellen Filter bei beatmeten Patienten häufig verwendet werden, bieten kommerzielle Beatmungsgeräte keine Möglichkeit, ihren Strömungswiderstand zu kompensieren. Der Prototyp des Beatmungsgeräts 1 hingegen wurde so programmiert, dass auch der Widerstand des Bakterienfilters kompensiert wird.
  • In den 10 und 11 sind auf der linken Seite die Messdiagramme mit dem Vergleichsprodukt und auf der rechten Seite zum besseren Vergleich die entsprechenden Messdiagramme mit dem erfindungsgemäßen Prototyp abgebildet.
  • 10 zeigt den Atemwegsdruck Paw (obere Diagramme, in mbar) und den Fluss fl (untere Diagramme; in l/s) über der Zeit t (in s) während 3 aufeinanderfolgenden Spontanatemzügen im CPAP-Modus (kontinuierlicher positiver Atemwegsdruck). Der positive endexspiratorische Druck (PEEP) wurde auf 0 mbar eingestellt. Daher wird erwartet, dass der Atemwegsdruck Paw konstant bei 0 mbar bleibt. Abweichungen von diesem Zieldruck sind durch den schraffierten Bereich gekennzeichnet.
  • Das Vergleichsprodukt zeigt erhebliche Abweichungen des Atemwegsdrucks Paw vom Zielwert von etwa - 2..3 mbar während der Inspiration und etwa +4 mbar während der Exspiration.
  • Der Prototyp zeigt fast keine Abweichungen des Atemwegsdrucks Paw vom Zieldruck. Lediglich beim Wechsel von Inspiration zu Exspiration und umgekehrt weicht der Atemwegsdruck kurzzeitig (--100 ms) um bis zu 2 mbar vom Zieldruck ab.
  • Der CPAP-Modus wird routinemäßig verwendet, um die Extubationsbereitschaft zu testen. Wenn ein Patient in der Lage ist, 30 Minuten lang im CPAP-Modus zu atmen, ohne zu erschöpfen, gilt der Patient als extubationsbereit. Die erheblichen Abweichungen des Atemwegsdrucks Paw vom Zieldruck bedeuten jedoch eine große zusätzliche Atemarbeit während der Inspiration und behindern die Exspiration. Dies kann dazu führen, dass ein extubationsbereiter Patient fälschlicherweise als nicht extubationsbereit eingestuft wird. Im Gegensatz dazu ist der Prototyp in der Lage, den Atemwegsdruck genau auf den Zieldruck zu regeln, mit Ausnahme eines kurzen Zeitraums (-100 ms) beim Wechsel zwischen Inspiration und Exspiration, in dem messbare Abweichungen auftreten können.
  • Ein ähnlicher Test mit drei anderen kommerziellen Beatmungsgeräten unter CPAP wurde kürzlich veröffentlicht (Sameed, Chatburn et al. 2023), und diese veröffentlichten Daten zeigen ebenfalls große Abweichungen des Atemwegsdrucks vom Zieldruck während der Inspiration und Exspiration, was die Autoren zu der Empfehlung veranlasste, dass CPAP nicht mehr zur Prüfung der Extubationsbereitschaft bei Patienten verwendet werden sollte. Zusammengenommen zeigen diese Messungen die überlegene Leistung des Prototyp-Beatmungsgeräts im Vergleich zu den herkömmlichen kommerziellen Beatmungsgeräten.
  • 11 zeigt den Atemwegsdruck Paw (gepunktete Linie), den Trachealdruck Ptrach (durchgezogene Linie) (obere Diagramme, in mbar) und den Fluss fl (untere Diagramme, in l/s) über der Zeit t (in s) während 3 aufeinanderfolgenden Spontanatemzügen im ATC-Modus (Automatic Tube Compensation). Der positive endexspiratorische Druck (PEEP) wurde auf 0 mbar eingestellt. Daher wird erwartet, dass der Trachealdruck Ptrach konstant bei 0 mbar bleibt. Abweichungen von diesem Zieldruck sind durch den schraffierten Bereich gekennzeichnet.
  • Das Vergleichsprodukt erhöht den Atemwegsdruck während der Inspiration nicht über PEEP, und daher bleibt der Trachealdruck Ptrach weit unter dem Zieldruck. Während der Exspiration sinkt der Atemwegsdruck Paw nicht unter PEEP, und der Trachealdruck bleibt weit über dem Zieldruck.
  • Beim Prototyp steigt der Atemwegsdruck Paw während der Inspiration weit über PEEP an und fällt während der Exspiration weit unter PEEP. Der Trachealdruck Ptrach bleibt in der Nähe des Zieldrucks. Nur beim Wechsel von Inspiration zu Exspiration und umgekehrt weicht der Trachealdruck Ptrach kurzzeitig (-100 ms) um bis zu 5 mbar vom Zieldruck ab. Man beachte, dass die Testperson einen größeren inspiratorischen und exspiratorischen Flow erzeugte (im Vergleich zur Atmung mit einem handelsüblichen Beatmungsgerät), was auf die vollständige Tubuskompensation des Prototyps zurückzuführen ist, die eine flusslimitierende zusätzliche Atemarbeit verhindert.
  • Insgesamt bietet das Vergleichsprodukt keinerlei Kompensation des Schlauchwiderstands, weder bei der Inspiration noch bei der Exspiration. Im Gegensatz dazu kompensiert der Prototyp den Schlauchwiderstand immer nahezu vollständig, was seine überlegene Leistung im Vergleich zu einem führenden kommerziellen Beatmungsgerät nach dem Stand der Technik belegt.
  • Daher kombiniert die Erfindung, wie oben erläutert, in einer bevorzugten Ausführungsform
    • - ein unterkritisches Niederdruck-geregeltes Ventil in enger Nähe zum Patienten,
    • - Druck- und Durchflusssensoren in enger Nähe zum Patienten,
    • - einen sicheren Inspirationszweig (ca. +40 mbar) zur Steuerung der Inspirationsunterstützung,
    • - einen sicheren Exspirationszweig (ca. -20 mbar) zur Steuerung der Exspirationsunterstützung,
    • - einen ATC, Durchfluss- und volumenproportional assistierten Modus,
    optimiert für die Unterstützung von spontan atmenden Intensivpatienten, insbesondere von Patienten mit ARDS.
  • Daher ermöglicht die Erfindung eine Gestaltung der Beatmungsunterstützung, um die zusätzliche Atemarbeit zu minimieren, die durch den Widerstand des Endotrachealtubus, den Widerstand des Befeuchters, den Widerstand des Exspirationsschlauchs und des Exspirationsventils sowie die Verzögerung des Volumenstroms und der Rückkopplungssteuersignale (Atemwegsdruck-Gasfluss) aufgrund der endlichen Schallgeschwindigkeit in elastischen Schläuchen verursacht wird. Darüber hinaus vermeidet die Erfindung eine Desynchronisation zwischen Patient und Beatmungsgerät, indem der ATC-Modus bei Bedarf in Kombination mit einer Fluss- und Volumenunterstützung verwendet wird, wodurch der Trachealdruck (oder der Alveolar-, Pleura- oder Muskeldruck) gesteuert wird, anstatt eine vordefinierte Druckunterstützung zu liefern.
  • Dies ermöglicht es ARDS-Patienten und anderen Patienten mit Ateminsuffizienz, spontan zu atmen. Die Erfindung kann daher insbesondere jenen Patienten zugutekommen, die derzeit nicht mit herkömmlichen Druckunterstützungsmodi unterstützt werden können, die zusätzliche Atemarbeit und eine Desynchronisation zwischen Patient und Beatmungsgerät verursachen. Die Erfindung kann jede Inspirations- und Exspirationsanstrengung des Patienten mit einem Druckunterstützungsniveau (oder einer Druckentlastung während der Exspiration) unterstützen, das mit der Anstrengung des Patienten synchronisiert ist, mit minimaler Verzögerung und einem Minimum an intrathorakalem Druck über PEEP. Die Erfindung kann es Intensivmedizinern daher ermöglichen, eine Strategie der Beatmungsunterstützung anzuwenden, von der erwartet wird, dass sie das beatmungsbedingte Baro- und Volutrauma der Lunge reduziert und somit die Sterblichkeit von beatmeten ARDS-Patienten verringert.
  • Obwohl die vorliegende Erfindung in Form von bevorzugten Ausführungsformen und deren Variationen offenbart worden ist, können zahlreiche zusätzliche Modifikationen und Variationen vorgenommen werden, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Insbesondere können, sofern nicht ausdrücklich anders erwähnt, einzelne Merkmale oder Merkmalsgruppen einer Ausführungsform die Erfindung auch unabhängig von anderen Elementen dieser spezifischen Ausführungsform zweckmäßig weiterentwickeln. So kann beispielsweise der für die erste Ausführungsform verwendete Motor-/Aktuatortyp auch für die zweite Ausführungsform verwendet werden oder umgekehrt. Der Klarheit halber sei darauf hingewiesen, dass die Verwendung von „ein“ in dieser Anmeldung eine Mehrzahl nicht ausschließt und dass „umfassend“ andere Schritte oder Elemente nicht ausschließt. Die Erwähnung einer „Einheit“ oder einer „Vorrichtung“ schließt die Verwendung von mehr als einer Einheit oder Vorrichtung nicht aus. Der Ausdruck „eine Anzahl von“ ist als „mindestens eine“ zu verstehen.
  • Referenzliste:
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  • Bezugszeichenliste
    • 1
    Beatmungsvorrichtung / Beatmungsgerät
    2
    herkömmliches Beatmungsgerät
    3
    geregeltes Ventil
    4
    Sensoren
    5
    Sensoren
    6
    Auslassventil
    7
    Beatmungseinheit
    8, 8Y
    Y-Stück
    10
    Basisstation
    10h
    Gehäuse
    11
    Luft-Sauerstoff-Mischer
    11a,
    11b-Anschlüsse
    11c, 11d
    Druckminderer
    12
    Druckregler / Druckminderer
    13
    Über-/Unterdruckbegrenzungsventil
    14
    Öffnung
    15
    Druckquelle / Gebläse
    16
    Schalldämpfer
    17
    Auslass / Atmosphäre
    18
    Schalldämpfer
    19
    Druckquelle / Gebläse
    20
    Schalldämpfer
    21
    Servoregler
    22, 23
    Druckmessumformer
    24, 25
    Anschluss
    26
    Steuerung
    27
    Benutzerschnittstelle/Eingabegerät
    28
    Benutzerschnittstelle / Display
    29
    Schnittstelle
    30
    Erster Schlauch / Inspirationsschlauch
    40
    Zweiter Schlauch / Exspirationsschlauch
    50
    Flexibler Schlauch
    51
    Bakterienfilter / Befeuchter
    60
    Drehkonnektor
    70
    Patientenschnittstelle / Endotrachealtubus (ETT)
    80, 80'
    Ventil-Sensor-Baugruppe
    81, 81'
    geregeltes Ventil
    82, 82'
    Ventilgehäuse
    82a'
    Mittelstück
    82b'
    Deckel
    82c'
    Basisteil
    83, 83', 84, 84'
    Verbindungsrohre / Druckeinlässe / Anschlüsse
    83o, 84o
    Einlassöffnung
    85, 85'
    Auslass
    86
    Messgerät / Durchflusssensor/ Pneumotachograph
    861
    Schläuche
    87, 88
    Messgeräte / Drucksensoren
    89, 89'
    Verschlusselement/Verschluss
    89o, 89o'
    Ventilöffnung
    89t
    Öffnung
    90
    Steuerung
    91
    µ-Controller
    92
    Motortreiber
    93
    Drehgeber
    94
    Stromversorgungsleitungen
    95
    Signalleitungen
    96
    Servomotor
    97, 98
    Differenzdruckwandler / Drucksensoren
    100, 101
    Dichtungsringe
    102, 103
    Kugellager
    104
    Motor
    105
    Motorgehäuse
    106
    Elektronikgehäuse
    107
    Platte
    108
    Elektronik
    109
    Anschluss
    110
    Eckelement
    111
    gemeinsamer Deckel
    210
    Bakterienfilter
    211
    Künstliche Luftröhre
    212
    Mundstück
    a
    Abstand
    A, A'
    Achse
    fl
    Fluss
    NP
    Neutralposition
    Paw
    Atemwegsdruck
    Ptrach
    Trachealdruck
    Pmax
    Maximaldruck
    Pmin
    minimaler Druck / maximaler Unterdruck
    t
    Zeit
  • ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
  • Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
  • Zitierte Nicht-Patentliteratur
    • Fabry, B., J. Guttmann, L. Eberhard and G. Wolff (1994 a). „Automatic compensation of endotracheal tube resistance in spontaneously breathing patients.“ Technol Health Care 1(4): 281-291 [0163]
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Claims (15)

  1. Vorrichtung (1) zur Beatmungsunterstützung eines Patienten, mit - einem Satz von Schläuchen (30, 40, 50, 60, 70) für den Gasfluss (fl) zu und von dem Patienten, - einem geregelten Ventil (81, 81'), - einem Durchflusssensor (86) und - einem Drucksensor (87, 88) zum Messen des Atemwegsdrucks, wobei das geregelte Ventil (81, 81') an einem Y-Stück (8Y) angeordnet ist, das einen Schlauch (30) für den Inspirations- und einen Schlauch (40) für den Exspirationsfluss mit dem Patienten verbindet.
  2. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das geregelte Ventil (81, 81') so ausgeführt und positioniert ist, dass ein maximaler Totraum im geregelten Ventil (81) und in einem Schlauchsystem (86, 50, 60, 70) vom geregelten Ventil (81, 81') bis zu einer Ankopplungsstelle einer Patientenschnittstelle 100 cm3, vorzugsweise 60 cm3, noch bevorzugter 55 cm3, weiter bevorzugt 30 cm3 beträgt.
  3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, bei der die beiden Schläuche (30, 40) für den inspiratorischen und den exspiratorischen Fluss, die mit dem Y-Stück (8Y) verbunden sind, an eine Druckquelle (15, 19) angeschlossen sind, die einen Überdruck, vorzugsweise etwa +40 mbar, für den inspiratorischen Fluss und einen Unterdruck, vorzugsweise -20 mbar, für den exspiratorischen Fluss liefert, wobei bei Bedarf auch andere Druckniveaus, einschließlich Atmosphärendruck, gewählt werden können.
  4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das Y-Stück (8Y) das geregelte Ventil (81, 81') aufnimmt.
  5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei das geregelte Ventil (81) ein 3-Wege-Ventil (81, 81') ist.
  6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei der Durchflusssensor (86) und der Drucksensor (87, 88) in enger Nähe zum Patienten angeordnet sind, vorzugsweise auf der Patientenseite des geregelten Ventils (81, 81').
  7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei der das Y-Stück (8Y) mit einem Pneumotachographen (86) oder einer anderen Vorrichtung zur Durchflussmessung verbunden ist, die optional mit einem Bakterienfilter und/oder Befeuchter (51) verbunden ist, dem vorzugsweise ein kurzer flexibler Schlauch (50) folgt, der mit einem Drehkonnektor (60) und einer Patientenschnittstelle (70) verbunden ist.
  8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, umfassend Mittel (26, 90, 91) zur Steuerung des geregelten Ventils (81, 81') und vorzugsweise auch zur Steuerung der Druckquellen (15, 19) abhängig von einem vordefinierten Modus der Beatmungsunterstützung.
  9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei das geregelte Ventil (81) so ausgeführt ist, dass in einer neutralen Stellung des geregelten Ventils (81) eine kleine Überlappung den Durchfluss zwischen der positiven und negativen Seite ermöglicht.
  10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, umfassend mindestens - eine Ventil-Sensor-Baugruppe (80, 80'), die das geregelte Ventil (81, 81') und die Sensoren (86, 87, 88) umfasst, und - eine Basisstation (10), die entfernt von der Ventil-Sensor-Baugruppe (80, 80') angeordnet ist und Mittel (15, 19) für den Über- und Unterdruck umfasst.
  11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei der Satz von Schläuchen (30, 40, 50, 60, 70) für den Gasfluss mindestens einen Endotrachealtubus (70) oder Tracheostomietubus umfasst, der - in der Ausführung für Erwachsene einen maximalen Innendurchmesser von 7 mm, vorzugsweise 6 mm, noch bevorzugter 5 mm, und wenn möglich noch kleiner, aufweist, oder - in einer Kinder- oder Säuglingsversion einen maximalen Innendurchmesser von 5 mm, vorzugsweise 2 mm, aufweist.
  12. Geregeltes Ventil (81, 81'), insbesondere eine Ventil-Sensor-Baugruppe (80, 80'), für eine Vorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 11.
  13. Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgeräts (1), das die folgenden Schritte umfasst: - Messen eines Gasflusses mit einem Durchflusssensor (86), - Messen eines Atemwegsdrucks mit einem Drucksensor (87, 88), - Steuern eines geregelten Ventils (81, 81') auf der Grundlage des Gasflusses und des Atemwegöffnungs-Drucks, wobei sich das geregelte Ventil an einem Y-Stück (8Y) befindet, das einen Schlauch (30) für den Inspirations- und einen Schlauch (40) für den Exspirationsflusskreislauf mit dem Patienten verbindet.
  14. Verfahren nach Anspruch 13, bei dem mindestens einer der folgenden Drücke durch Steuerung des geregelten Ventils (81, 81') gesteuert wird: ein Atemwegsdruck, ein Trachealdruck, ein Alveolardruck, ein Pleuradruck oder ein Muskeldruck.
  15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der Trachealdruck, der Alveolardruck, der Pleuradruck oder der Muskeldruck auf der Grundlage des Gasflusses und des Atemwegöffnungs-Drucks (Paw) berechnet wird und der Gasfluss (fl) über das geregelte Ventil (81, 81') gesteuert wird, um den Trachealdruck konstant zu halten und/oder die Atemarbeit, die zur Überwindung des Atemwegswiderstands, der Lungenelastizität und der Brustwandelastizität erforderlich ist, vollständig oder teilweise zu kompensieren.
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