DE2321574A1

DE2321574A1 - System zur kuenstlichen beatmung

Info

Publication number: DE2321574A1
Application number: DE2321574A
Authority: DE
Inventors: Albert Moore Cook; Deane Hillsman; James Gordon Simes
Original assignee: SUTTER HOSP MEDICAL RES
Current assignee: SUTTER HOSP MEDICAL RES
Priority date: 1972-05-01
Filing date: 1973-04-28
Publication date: 1973-11-15
Also published as: DE2321574C3; CA996196A; ZA732336B; NO137984B; JPS4948188A; NL178843C; FR2183015B1; GB1408242A; SE410084B; DK153632C; DE2321574B2; DK153632B; FR2183015A1; JPS529073B2; NO137984C; NL178843B; NL7306054A

Description

Anmelder/iNH SUTTER HOSPITALS MEDICAL RESEARCH FOUNDATION Aktenzeichen Neuanmeldung

SUTTER HOSPITALS MEDICAL RESEARCH FOUNDATION, 52nd and F Streets, Sacramento., California 95819 (V, St. A.)

d- System zur künstlichen Beatmung

eingegangen am

Die Erfindung betrifft Beatmungsgeräte, insbesondere ein System zur volumengeregelten Versorgung von Patienten mit Atmungsgas unter geregelten Bedingungen und unter Berücksichtigung der speziellen patologischen Probleme des Lungensystems des jeweiligen Patienten.

In die Lungen eines Patienten, der unfähig ist, selbständig normal zu atmen, wird üblicherweise Atmungsgas mittels eines Beatmungsgerätes gedrückt. Im Allgemeinen ist das normale Atmen entweder durch mit der Lunge des Patienten verbundene pathologischen Probleme, z.B. Verengung der Atmungswege oder Versteifung der Lunge, oder durch physiologische Probleme außerhalb der Atmungsorgane, z.B. Lähmungen infolge von Poliomyelitis, KopfVerletzungen o.dgl., die verhindern, daß der Patient ausreichend Luft erhält, behindert.

Dem Stand der Technik gemäße Beatmungsgeräte besitzen üblicherweise zwei Einstellmöglichkeiten; eine Stell-

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größe Ist die Frequenz der Zyklen pro Minute, in denen Atmungsgas in die Lunge des Patienten gedrückt wird, die andere Stellgröße ist das während jedes Zyklus geförderte Volumen des Atmungsgases. Die dem Stand der Technik gemäßen Beatmungsgeräte regeln jedoch das während jedes Einatmungszyklus geförderte Gasvolumen nicht zeitabhängig; eine zeitabhängige Regelung des Gasvolumens ist jedoch wünschenswert, um einen zeitabhängigen Volumenstrom zu erzeugen, der im Hinblick auf die speziellen pathologischen Atmungsprobleme des jeweiligen Patienten am besten für den Patienten geeignet Istv Z.B. besitzen die dem Stand der Technik gemäßen Beatmungsgeräte keine oder nur eine sehr ungenaue Regelung und keinen oder nur einen sehr ungenauen Druckausgleich zur Optimierung der Einatmung und zur Erzielung der bestmöglichen Ciasverteilung in der Lunge ohne vorherigen unerwünschten Druckanstieg in den Atmungswegen. Dadurch besteht bei einem an einer Verengung der Atmungswege oder einer Versteifung der Lunge leidenden Patienten die Gefahr eines übermäßigen Druck'■> aufbaues In der Lunge, der die Lunge des Patienten Verletzen könnte, oder der für den Patienten während der Benutzung des Beatmungsgerätes äußerst unangenehm sein könnte. Zur Lösung dieses Problems sind die dem Stand der Technik gemäßen Beatmungsgeräte üblicherweise einfach mit einem Sicherheitsventil ausgerüstet, das bei . einem übermäßigen Druckanstieg Atmungsgas in die Umgebung abbläst. Dieses Verfahren hat jedoch den Nachteil, daß Gas vergeu et wird, mit dein der Patient zur Aufrecht-' erhaltung eineriguten Atmung versorgt werden sollte.

Die Erfindung schlägt ein System zur volumengeregelten Beatmung eines Patienten vor, bei dem der Volumenstrqm des der Lunge des Patienten zugeführten Gases so geregelt wird, daß der während des Einätmungszyklus geförderte Gasvolumenstrom in Idealer Welse den speziellen paihologischen Atmungsproblemen des Patienten

gerecht wird.

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Das erfindungsgemäße Beatmungssystem besitzt periodisch Gas in die Lunge des Patienten drückende Einrichtungen. Vorzugsweise fördert ein in einem Zylinder beweglicher Kolben das Atmungsgas für den Patienten; es sind jedoch auch ein auseinanderziehbarer und zusammendrückbarer Balg oder ähnliche Gasfördergeräte einsetzbar. Der Betrieb des Beatmungsgerätes wird durch Antriebseinrichtungen abhängig von einer ein gewünschtes dem Patienten zeitabhängig zugeführtes Gasvolumen repräsentierenden Impulsform geregelt. Vorzugsweise ist die gewünschte Volumen-Impulsform ein idealisierter, zeitabhängiger Gasstrom, der unter Berücksichtigung der speziellen physiologischen Charakteristiken der Atmungsorgane des Patienten während jedes Einatmungszyklus gefördert werden soll; es können jedoch auch andere Parameter, z.B. der zeitabhängige Gasdruck oder der zeitabhängige Gasvolumenstrom, zur Definition des idealisierten Gasstromes benutzt werden. Obwohl die gewünschte Volumen-Impulsform eine konstante Impulsform sein könnte, wird die Impulsform vorzugsweise von einem einstellbaren Impulsgenerator in Verbindung mit einem Ausgleichsgerät erzeugt, so daß eine den jeweiligen pathologischen Umständen entsprechend ausgewählte Volumen-Impulsform entsteht,,

Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird der Antrieb des Beatmungsgerätes durch eine geschlossene Rückkopplungsschleife geregelt, die mit Einrichtungen zum Messen des von dem Beatmungsgerät tatsächlich geförderten Gasvolumens als Funktion der Zeit ausgerüstet ist. Die Messeinrichtungen erzeugen ein Ausgangssignal, das mit der Sollvolumen-Impulsform verglichen wird, um ein Signal der Sollwertabweichung zu erzeugen; durch die Sollwertabweichung werden die Antriebseinrichtungen des Beatumungsgerätes so gesteuert, daß dem Patienten während jedes Einatmungszyklus der idealisierte zeitabhängige Gasstrom zugeführt wird.

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Bei einer Ausführungsform der Erfindung steht ein separa-tes Ausgleichsreservior mit dem Beatmungsgerät in Gasverbindung. Während des ersten Teils des Einatmungszyklus erhält das Ausgleichsreservoir vom Beatmungsgerät alles Gas, das der Patient entweder wegen einer Verengung der Atmungswege oder einer Versteifung der Lunge, z.B. durch ein Lungenemphysem oder eine Lungenentzündung, nicht aufnehmen kann. Das Ausgleichsreservoir besitzt Antriebseinrichtungen, z.B. einen durch eine Rückkppplung gesteuerten Kolben, die am Ende des Einatmungszyklus das in dem Ausgleichsreservior gespeicherte Gas unter idealisierten und optimierten Bedingungen in die Lunge des Patienten drücken.

Bei einer alternativen Ausführungsform der Erfindung wird der Ausgleich ohne Zwischenspeicherung von Gas in einem,Ausgleichsreservoir dadurch durchgeführt, daß ein Ausgleichssignal erzeugt wird, das die auf den Kolben des Beätmungsgerätes ausgeübte Kraft begrenzt, wenn während des ersten Teiles des Einatmungszyklus ein vorzeitiger übermäßiger Druckaufbau in der Lunge des Patienten gemessen wird. Dadurch wirkt das Ausgleichssignal als Vorrangbefehl zur Modifizierung der gewünschten Impulsform gemäß dem gemessenen Druckaufbau in der Lunge des Patienten, um am Ende des Einatmungszyklus unter idealisierten Bedingungen ein vorgegebenes Gasvolumen zu fördern.

Eine übermäßige Ausgleichsmenge wird vorzugsweise von einem Einatmungs-Verlängerungssystem gemessen, das dann die Einatmungszeit des betreffenden Zyklus verlängert, um mehr Zeit zum Ausgleich des gegebenen Gasvolumens zu schaffen.

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Das erfindungsgemäße Beatmungsgerät wird also während des Einatmungszyklus ständig nachjustiert, um die Versorgung des Patienten mit einem vorgegebenen Gasvolumen in jedem Einatmungszyklus sicherzustellen. Während des ersten Teiles des Einatmungszyklus verhindert das Ausgleichsreservoir einen übermäßigen Druckaufbau in der Lunge des Patienten, wenn pathologische Probleme der Lunge des Patienten bestehen, der Patient hustet oder der Patient der.Einatmungswirkung des Beatmungsgerätes einen freiwilligen Widerstand entgegensetzt. Der dadurch betroffene Teil des vorgegebenen, zu fördernden Gasvolumens geht nicht durch die üblichen Sicherheitsventile verloren, sondern wird ausgeglichen und am Ende des Einatmungszyklus dem Patienten unter idealisierten Bedingun- ■ gen wieder zugeführt. Somit maximiert das erfindungsgemäße System die Aussicht, daß das gesamte vorgegebene Gasvolumen dem Patienten zugeführt wird, bevor der Einatmungszyklus beendet ist. Dadurch wird das dem Stand der Technik gemäße Problem vermieden, daß das Atmungsgas oft in die Umgebung abgegeben wird und dadurch dem Patienten das notwendige Luftvolumen vorenthalten wird.

Die Erfindung ist nachstehend anhand der in den Zeich- * nungen dargestellten Ausführungsformen.ausführlich beschrieben. Es zeigt:

Fig. 1 ein schematisches Blockschaltbild einer Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Beatmungssystems, bei dem ein Förderkolben Teil einer Rückkopplungsregelung ist; .

Fig. 2 ein Diagramm einer den idealisierten Druck des Atmungsgases in einem normalen Patienten während eines Einatmungszyklus repräsentierenden Impulsform verglichen mit einem Paar die Atmungsgasdrücke in abnormalen Patienten mit den üblichen abnormalen Arten des Druckaufbaues repräsentierenden Impulsformen; 3" 09846/046'3

Fig.3 ein Diagramm einer ein idealisiertes, einem Patienten während des Einatmungszyklus zugeführtes Gasvqlumen repräsentierenden Impulsform verglichen mit einer das einem abnormalen Patienten zugeführte Gasvolumen repräsentierenden Impulsformj

Fig. 4 ein Diagramm einer einen idealisierten, einem normalen Patienten während eines Einatmungszyklus zugeführten Gasmengenstrom repräsentierenden Impulsform verglichen mit einer den einem abnormalen Patienten zugeführten Gasmengenstrom repräsentierenden Impulsform;

Fig. 5 ein schematisches Blockschaltbild einer bevorzugten Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Rückkopplungs-Regelsystems zur Regelung der Position des Förderkolbens des Beatmungsgerätes;

Fig. 6 ein schematisches Blockschaltbild eines Systems zur Regelung des Gasstromes zu einem Patienten von einem Beatmungsgerät mit einem Ausgleichsreservoir und einem System zur Regelung des Gasvolumens in dem Äusgleichsreservoir;

Fig. 6a ein schematisches Blockschaltbild des Regelsystems gemäß Fig. 6, modifiziert durch den Einsatz eines Vorrangsteuerungssystein zur Verlängerung· eines Einatmungszyklus; ^

Fig. 6b ein Diagramm einer die Kolbenauslenkung in Abhängigkeit von der Verlängerung des Einatmungszyklus durch das Vorrangsteuerungssystem gemäß . Fig. 6a repräsentierenden Impulsform;

Fig. 7 ein Diagramm eines zeitabhängigen Druckaufbaus -eines das Beatmungssystem gemäß Fig. 6 benutzenden abnormalen Patienten, bei dem der Druckauf-

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bau durch das Druckausgleichssystem ausgeglichen wird, verglichen mit einem idealisierten Druckaufbau eines normalen Patienten;

Fig. 8 ein Diagramm eines zeitabhängigen Druckaufbaus eines das Beatmungssystem gemäß Fig. 6 benutzenden abnormalen Patienten, bei dem der Druckauf-· bau nicht durch das Druckäusgleichssystem ausgeglichen ist, verglichen mit einem idealisierten Druckaufbau eines normalen Patienten;

Fig. 9 ein Diagramm der Volumenverdrängung des Ausgleichskolbens des Druckausgleichssystems gemäß Fig. 6, wobei je ein während des ersten Teiles des Einatmungszyklus auftretendes großes und kleines Verdrängungsvolumen programmiert bis zum Ende des Zyklus wieder auf Null gebracht werden;

Fig.10 ein Diagramm der Volumenverdrängung des Ausgleichskolbens des Druckausgleichssystems gemäß Fig. 6 wobei je ein relativ spät während des Einatmungs^ zyklus auftretendes großes und kleines Verdrängungsvolumen bis zur Beendigung des Einatmungszyklus programmiert auf Null gebracht werden;

Fig,11 ein Vergleichsdiagramm zusammengesetzter Volumenverdrängungen des Druckausgleichssystems gemäß Fig. 6 von zwei Patienten, eine Kurve zeigt angemessenen Druckausgleich mit einer progressiven Rückstellung des Volumens des Ausgleichsreservoirs auf Null, die andere Kurve zeigt unangemessenen Druckausgleich, jedoch mit einer'in gleicher Weise progressiven Rückstellung des Volumens des Ausgleichsreservoirs auf Null am Ende des Einatmungszyklus;

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Fig. 12 ein DiagraTnm einer zusammengesetzten Volumenverdrängung des Druckausgleichssystems gemäß Fig.6 in der ein angemessener Druckausgleich relativ früh und ein unangemessner Druckausgleich relativ später im Einatmungszyklus auftritt und das Volumen des Reservoirs bis zum Ende des Einatmungszyklus progressiv auf Null zurückgestellt wird;

Fig.13 ein schematischer Aufriß des Beatmungssystems gemäß Fig. 6 im letzten Teil des Einatmungszyklus, wobei das Ausgleichsreservoir noch ein Teil des Volumens eines frühzeitigen Druckaufbaus enthält und wobei eine Widerstands-Ausstoßkraft des Reservoirs aufgetreten ist;

Fig.14 einen schematischen Aufriß des Beatmungssystems gemäß Fig. 6 während des Ausatmungszyklus mit einer Rückstellung des Volumens des Ausgleichsreserviours auf Null;

Fig.15 ein schematisches Blockschaltbild eines Beatmungssystems mit einem· alternativen Ausgleiohssystem , bei dem ein kombinierter Förder- und Ausgleichskolben so programmiert ist, daß der Patient während des Einatmungszyklus mit einem optimierten Gasvolumen versOrgt wird;

Fig.16 ein schematisches Blockschaltbild eines alternativen elektrischen Regelsystems mit dem kombinierten Förder- und Ausgleichssystem gemäß Fig. 15;

Eig.iöA Ein schematisches Blockschaltbild einer alternativen Ausführungsform des Systems gemäß Fig.16;

Fig. 16b ein schematisches Blockschaltbild eine modifizierte Ausführungsform des Systems gemäß Fig. 16 mit einem Regelsystem zur Verlängerung eines Einätmungszyklus; '
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Fig. 17 eine schematische Darstellung einer alternativen Ausführungsform des Ausgleichsreservoirs in einem frühen Stadium des Einatmungszyklus,
in dem ein Ausgleichsvoliimen von dem Reservoir aufgenommen worden ist;

Fig. 18 eine schematische Darstellung des Ausgleichsreservoirs gemäß Fig. 17 in einem späteren
Status des Einatmungszyklus, in dem bereits
eine Entleerung des Reservoirs erfolgt ist;

Fig. 19 ein schematisches Blockschaltbild eines Systems zur periodischen Erzeugung künstlicher "Seufzer" während des Einatmungszyklus;

Fig. 20 ein Diagramm einer Volumen-Zeit-Abhängigkeit

normal erzeugter Einatmungszyklen, bei der der Volumenzeit-Abhängigkeit mittels des Systems
gemäß Fig. 19 künstliche "Seufzer" überlagert
sind;

Fig. 21 ein schematisches Blockschaltbild einer alternativen Ausführungsform des Systems gemäß Fig. 19 zur Erzeugung künstlicher"Seufzer";

Fig. 22 ein Diagramm einer Volumen-Zeit-Abhängigkeit
mittels des Systems gemäß Fig. 21 erzeugter
Einatmungszyklen.

Gemäß Fig. 1 besitzt ein Beatmungsgerät 30 einen in einem Zylinder 34 angeordneten Kolben 32. Durch geeignete Antriebseinrichtungen 36 wird der Kolben 32 im Zylinder hin- und herbewegt. Die Antriebseinrichtungen 36 bestehen vorzugsweise aus einem durch geeignete Einrichtungen
(nicht dargestellt) mit dem Kolben gekuppelten Translationsmotor, z.B. einem Linearantrieb oder einem Linearinduktionsmotor. Ohne vom Gegenstand der Erfindung abzuweichen, sind jedoch auch andere Motorarten oder andere 30 98467OA63

Kolbenantriebe einsetzbar, z.B. eine mit einem Ritzel kämmende Zahnstange oder ein Druckmediumverstärker ο. dgl. In ähnlicher· Weise läßt sich der Kolben durch einen periodisch Atmungsgas in die Lungen eines Patienten drücken- ^: den Balg ersetzen.

Über eine Leitung 38 wird der Zylinder 34 mit Atemgas, üblicherweise Luft oder, einergeeignete Mischung aus Luft und Sauerstoff, versorgt. Wenn der Kolbenantrieb 36 gemäß Fig. 1 den Kolben 32 in Richtung der Pfeile 40, drückt, wird durch die Leitung 38 zugeströmtes Gas durch geeignete Ventile (nicht dargestellt)von dem Kolben 32 auf konventionelle Weise aus dem Zylinder 34 in eine Leitung 42 gedruckt, die die Lunge des Patienten mit Atemgas versorgt. Durch die Hin-und Herbewegung des Kolben wird periodisch Gas derart in die Lunge des Patienten gepumpt, daß der Einatmungszyklus eines normalen Atmungsvorganges simuliert und ausreichend Zeit zum Ausatmen gelassen wird. Der Ausatmungszyklus läuft jedesmal dann ab, wenn der Kolben in seine Ausgangsstellung zurückgezogen ist j dabei atmet der Patient passiv eine separate Leitung (nicht dargestellt) oder mit Hilfe von dem Stand der Beatmungstechnik gemäßen Ausatmungsgeräten öder Verzögerungsgeräten (nicht dargestellt) aus.

Durch das erfindungsgemäße System wird die Bewegung des Kolbens so geregelt, daß der Patient während jedes Einatmungszyklus mit einem exakt geregelten Gasvolumen versorgt wird. Auf einen Rechner mit einem Impulsgenerator 46 wirken Eingangsdaten, die die Förderung des zeitabhängigen Gasvolumens während des Einatmungszyklus indu- , zieren. Diese Daten beinhalten ein einstellbares Signal 48 der Beatmungsfrequenz, ein einstellbares Signal 50 des Zeitverhältnisses Einatmen zu Ausatmen und ein einstellbares Volumensignal 52.

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Der Rechner 46 ist vorzugsweise ein Einzweck-Analog-Rechner mit Impulsgenerator; ohne vom Gegenstand der Erfindung abzuweichen, sind jedoch auch andere Einzweck-Hybrld-Rechner oder Signalerzeugungsgeräte einsetzbar. Der Rechner 46 ist so programmiert, daß er die Eingangsdaten verarbeitet und daraus ein Spannungssignal bzw. ein Bezugssignal 54 erzeugt, daß dem gewünschten Gasvolumen, mit dem der Patient zeitabhängig versorgt werden soll, proportional ist. Das Signal- 54 ist vorzugsweise ein Positionssignal, das die Bewegung des Kolben so steuert, daß ein gegebenes Gasvolumen als Funktion der Einatmungszeit in die Lunge des Patienten gedruckt wird. Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung kann das Signal 54 entweder von einem Operateur manuell eingestellt werden, um ein gewünschtes Eingangs- Impulssignal 56 zu erzeugen, oder automatisch durch ein Eingangssignal 58, das eine in dem Rechner 46 erzeugte, gewünschte Impulsform repräsentiert. Der Operateur kann z.B. eine spezielle Impulsform wählen, die dasjenige zeitabhängige Gasvolumen repräsentiert, das den speziellen Atmungsbedingungen des Patienten am besten angepaßt Ist. Dadurch lassen sich normalen Patienten, Patienten mit einer leichten Verengung der Atmungswege, Patienten mit einer starken Verengung der Atmungswege, Patienten mit verminderte Nachgiebigkeit der Atmungsorgane o.dgl. angepaßte Impulsformen wählen. Das Bezugsausgangssignal 54 definiert vorzugsweise ein während jedes Einatmungszyklus zu förderndes optimales zeitabhängiges Gasvolumen. Mit einer zeitabhängigen Druckfunktion oder einer zeitabhängigen Mengenstromfunktion läßt sich jedoch der gleiche Zweck erzielen, d.h., dem Patienten unter Berücksichtigung der besonderen pathologischen Probleme seiner Atmungsorgane, Atmungsgas unter idealisierten Bedingungen zuzuführen.

Die von dem Rechner 46 erzeugte idealisierte zeitabhängige Volumenfunktion kann entweder für normale Pa-

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tienten, d.h.,für Patienten deren Atmungsorgane nicht erkrankt sind, die jedoch vorübergehend unfähig sind selbst normal zu atmen, oder für abnormale Patienten gelten, d.h., für Patienten mit starker Verengung der Atmungswege (z.B. Astma oder Emphysen). oder mit einer verminderten Nachgiebigkeit der Lunge (z.B. Lüngenversteifung, oder Lungenentzündung).

Fig. 2 bis 4 zeigt die Atmungstätigkeit eines normalen Patienten mit der von abnormalen Patienten vergleichende Kurven.. In Fig. 2 repräsentiert, eine Kurve 60 einen typischen Druckaufbau während des Einatmens in der Lunge eines normalen Patienten; während zwei Kurven 62 und ,zwei häufige Arten des Druckaufbaues in den Lungen abnormaler Patienten repräsentieren, deren Verengungsoder Nachgiebigkeitsprobleme verglichen mit dem 'Druckaufbau eines normalen Patienten während des ersten Teils des Einatmungszyklus einen schnelleren Druckaufbau bewirken. Wenn mit einem Beatmungsgerät Atmungsgas in die Lunge eines Patienten gedrückt wird, muß darauf geachtet werden, den Aufbau eines übermäßigen Druckes zu verhindern, da durch einen solchen übermäßigen Druck die Lunge des Patienten verletzt werden,z.B. reißen, könnte. Es ist ferner wünschenswert, jeden Patienten während ,jedes Einatmungszyklus mit einem vorgegebenen konstanten Gasvolumen zu versorgen. Dem Stand der Technik gemäße Beatmungsgeräte haben oft den Nachteil, daß sie, wenn ein abnormaler Patient mit einem vorgegebenen notwendigen Gasvolumen versorgt wird, in seiner Lunge einen übermäßigen Druckaufbau zulassen, durch den ein Sicherheitsventil ausgelöst wird, so daß Atmungsgas in die Atmosphäre abgeblasen wird; dadurch geht Gas verloren, das für eine richtige Beatmung notwendig ist.

Das erfindungsgemäße Beatmungssystem ist so konzipiert, daß der Kolben 32 derart angetrieben wird, daß Gas unter idealisierten Bedingungen gefördert wird, die ei-

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nen übermäßigen Druckaufbau (gemäß Kurve 62 oder 64) in der Lunge abnormaler Patienten weitgehend verhindern una die die Wahrscheinlichkeit maximieren, daß der Patient während Jedes Einatmungszyklus mit dem vorgegebenen erforderlichen Gasvolumen versorgt wird. Wie aus eier folgenden Detailbeschreibung ersichtlich ist, ist das erfindungsgemäße Beatmungssystem so konstruiert, daß es einer optimale Verteilung des Atmungsgases in der Lunge bei einer minimalen Wahrscheinlichkeit j daß benötigtes Gas in die Atmosphäre abgeblasen werden muß, bewirkt.

Wie bereits beschrieben wird der idealisierte Druckaufbau während des Einatmungszyklus vorzugsweise durch die Regelung des dem Patienten während jedes Einatmungszyklus zugeführten Gasvolumens bewirkt. In Fig. 3 zeigt eine Kurve 66, wie sich die Lunge eines normalen Patienten füllt, wenn ein vorgegebenes Gasvolumen in sie gedrückt wird; eine Kurve 68 zeigt eine VoIumen-Zeit-Abhängigkeit eines abnormalen Patienten, bei der die anfängliche Füllung der Lunge des Patienten geringer ist als bei dem normalen Patienten. Bei dem abnormalen Patienten ist die Füllungsgeschwindigkeit während des letzten Teiles des Einatmungszyklus jedoch größer, so daß beiden Patienten bis zum Ende des Einatmungszyklus das gleiche Gasvolumen zugeführt wird, wenn sich in der Lunge des abnormalen Patienten nicht ein übermäßiger Druck aufbaut, der ein. Abblasen von Atmungsgas in die Atmosphäre zur Folge haben könnte.

Die folgende detaillierte Beschreibung wird zeigen, daß das erfindungs gemäße Bea timings sys tem so konzipiert ist, daß es Atmungsgas unter generell durch die Volumenkurve 66 repräsentierten idealisierten Bedingungen fördert. Für stärker abnormale Patienten läßt sich die die Volumen-Zeit-Abhängigkeit repräsentierende Impulsform 54 jedoch entweder manuell oder automatisch durch

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(iie Eingangssignale 56 oder 58 so verändern, daß sie mehr der Impulsform 68 angepaßt wird und dadurch die Versorgung eines Patienten mit schlechteren atmungsdynamischen Bedingungen mit Atmugsgas optimiert wird.

Das erfindungsgemäße Beatmungssystem laßt sich alternativ so anpassen, daß es durch die Regelung des dem Patienten während jedes Einatmungszyklus zugeführten Gasmengenströmes einen idealisierten Druckaufbau bewirkt. In Fig. 4 zeigt eine Kurve 70 einen Gasmengenstrom in die Lunge eines normalen Patienten; eine Kurve 72 zeigt einen zeitabhängigen Gasmengenstrom eines abnormalen Patienten, bei dem die anfängliche Füllungsgeschwindigkeit niedriger ist als bei dem normalen Patienten; der abschließende Mengenstrom des abnormalen Patienten ist jedoch größer, so daß beide Patienten bis zum Ende des Einatmungszyklus mit dem gleichen Gas volumen versorgt werden.·

Vorzugsweise wird die Position des Kolben 32 exakt durch ein geschlossenes Rückkopplungssystem derart geregelt, daß der durch das Rechnerausgangssignal 54 repräsentierte gewünschte Gasmengenstrom aufrecht erhalten wird. Das Rückkopplungssystem besitzt einen geeigneten Meßwertgeber 74 zur Messung der Regelgröße des Systems. Die Regelgröße ist vorzugsweise das als Funktion der Zeit dem Patienten jeweils zugeführte Gäsvolumen. Alternativ kann der Geber 74 das im Zylinder 34 verbleibende Gasvolumen messen. Vorzugsweise ist der Geber ein Positionsgeber, der die jeweilige Position des Kolben 32 iin Zylinder 34 mißt und ein dem jeweils vom Kolben 32 geförderten Gasvolumen proportionales Stell- oder Positionsrückkopplungssignal 76 erzeugt. Das Rückkopplungssystem besitzt ferner ein Aditionselement 78 zum Vergleich des Positionssollwert-Signals 54 mit dem Rückkopplungssignal 76, um ein Sollwertabweichungssignal 80 der Position des Kolben 32 zu erzeugen, daß die Ab- - " ■ . '■■■■■■ t "'' - .""■--

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weichung zwischen dem GasVolumensollwert und dem von dem Kolben 32 zeitabhängig geförderten Gasvolumen-Istwert repräsentiert. Die Positions-Sollwertabweichung wirkt aui den Kolbenantrieb 36, um die Position des Kolben 32 so zu regeln, daß der vom Kolben 32 geförderte gewünschte zeitabhängige Gasvolumenstrom zum Patienten aufrecht erhalten wird.

Auf diese Weise stellt das Rückkopplungssignal den Kolben 32 exakt jeweils so, daß er das vom Rechner 46 vorgegebene zeitabhängige Gasvolumen fördert. Darüber hinaus lassen sich sowohl für normale als auch für abnormale Patienten geeignete Rechnerausgangssignale zur exakten Positionierung des Kolben 32 entweder in einer manuellen oder einer automatischen Betriebsweise erzeugen.

Fig. 5 zeigt ein System für einen elektrischen Antrieb des Kolbens 32. Die Darstellung dieses Systems ist nur beispielhaft, da sich der Kolben 32 ebensogut mechanisch oder pneumatisch antreiben läßt. Eine durch das Signal 54 repräsentierte gewünschte Inpulsform wird vom Rechner 46 erzeugt und wirkt auf einen Differenzverstärker 82. Der Differenzverstärker 82 wird gleichzeitig mit dem die zeitabhängige Ist-Position des Kolbens 32 repräsentierenden Rückkopplungssignal 76 gespeist. Der Differenzverstärker 82 erzeugt ein Sollwertabweichungssignal 80, dessen Spannungs-Amplitude und Polarität die algebraische Differenz der Amplituden der Positionssignale 54 und 76 ist.

Der Kolben 32 wird vorzugsweise von einem Translationsmotor 84 angetrieben. Der Motor 84 ist so konstruiert, daß er die Kolbenstange gemäß Fig. 5 entweder nach rechts oder nach links bewegt, je nach dem in welcher Regelphase der Motor 84 angesteuert wird. Die Sollwertabweichun^ 80 wirkt auf einen Leistungsverstärker 86,

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der den Translationsmotor 84 mit einer variablen Leistung zum Antrieb des Kolbens 32 versorgte Die Höhe der zugeführteri Leistung ist. von der Größe der Sollwertabweichung abhängige Je größer die Spannung der Sollwertabweichung wirdj, desto mehr Energie wird dem Translatioiismotor 84 zugeführt und desto schneller und weiter -bewegt sich der Motor_o Eine positive Spannung der Sollwertabweichung bewirkt eine Bewegung des Translationsmotors 84 in eine Richtung und eine negative Spannung in die entgegengesetzte Richtungo Der Translationsmotor 84 kann ein Wechselstrom- oder Gleichstrom-_? ein Hociispannungs= oder Niederspannungs-Motor sein_o Bei einem Niederspannungs-Wechselstrom- oder Gleichstrom-Motor ist der Leistungsverstärker 86 jein Linearverstärker, der den Translationsmotor 84 direkt mit Energie versorgte Der Leistungsbedarf bestimmter Translationsmbtoren erfordert eine Hochspannungsversorgung_? in die-■ senrFall. besteht der Leistungsverstärker 86 aus Torschaltungen 88 und 90 für Thyristorantriebsschaltungen 92ο Für Wechselstrom-Translationsmotoren werden "Triac "--. Tyristoren eingesetztο Dem Stand der Technik gemäß ist ein "Triac ^M ein torgesteuerter Vollwellen-Gleichstrom-Sillikonschalter^ der für -.jede Polarität der angelegten Spannung aus einem sperrenden Zustand in einen leitendenZustand schaltetj diese Schaltgeräte werden unter dem Namen "Triacs" gehandelt., Jeder "Triac ." arb.eitet als Schalter? er ändert den Effektivwert der Motorspannung so j daß die.-.Zeitspanne geändert wird_a während der eine gegebene Steuerphase des Motors mit der Wechsel·= Spannungsleitung verbunden istc Auf diese Weise wird die Sollwertabweicnung/80 von den "Triacs" Steuerschalttangen 92 in ein zeitabhängiges Signal umgewandelte Abhängig von der Polarität des Sollwertabweichungssignals /80 versorgen die Steiaer-sclialtungen 92-entweder "'■■'-'. das Tor 88: oder -das Tor 90 mit S±roB₀ Das jeweils of= ;^{; :} fene Tor versorgt den Motor mit Energie? seine/Bewe= ; -

f?ungsrichtung" und sein© Antriebskraft sind abhängig ■'■'■■' .■■■:■■■,,■ . 3-0:9846/046? _ V - .\

von der Polarität und der Größe des Sollwertabweichungssignals 80.

Die für Gleichstrommotoren eingesetzten Thyristoren sind steuerbare Siliziumgleichrichter. Wie in der Technik allgemein bekannt ist, sind steuerbare Siliziumgleichrichter torgesteuerte Halbwellenschalter. Im Fall der-Gleichstromversorgung ist die Funktion der Torschaltung analog derjenigen der Wechselstromversorgung. Die Torschaltungen 88 und 90 sind mit je einem steuerbaren Siliziumgleichrichter ausgerüstet; jeder steuerbare Siliziumgleichriehter wirkt als Schalter, der die Einschaltdauer steuert, während der Motor 84 mit gleichgerichtetem Wechselstrom versorgt wird. Positive und negative Spannungssignale der Sollwertabweichung werden in zeitabhängige Signale umgeformt,die entweder das Tor 88 oder das Tor 90 auslösen, so daß der Kolben gemäß Fig. 1 entweder nach links oder nach rechts bewegt wird.

Während der durch den Translationsmotor 84 bewirkten Bewegung des Kolben 32 wird seine jei^eilige Ist-Position von dem Positionsgeber 74 festgestellt. Der Geber 74 ist vorzugsweise ein Präzisionspotentiometer oder ein linear steuerbarer Differenzialtransformator. Die Spannung des Rückkopplungssignales 76 ist der Position des Kolben 32 proportional« Dadurch ₉ daß das Rückkopplungssignal 76 auf eine Seite des Differenzverstärkers 82 wirkt, wird die Position des Kolbens gemäß der gewünschten, durch das Signal 54 repräsentierten Impulsform ständig nachgestellt. .

Gemäß Fig. 6 ist ein separates Ausgleichs sys tem 94 zu·· sammen mit dem Beatmungsgerät 30 gemäß Fig. 1 einsetzbar, um einen Patienten unter zur Kompensation der speziellen pathologischen Bedingungen seines Atmungssystemes idealisierten Bedingungen mit Atmungg-

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. gas zu versorgen, oder in einigen Fällen um eine nicht ganz richtige Einstellung des Atmungsgerätes 30 zu kompensieren. Das Ausgleichssystem 94 besitzt ein mit dem Zylinder 34 des Kolbens 32 verbundenes Äusglelchsreservoir 96. Das Ausgleichsreservoir 96 erhalt von dem Zylinder 34 alles Gas, das entweder wegen einer ¥erengung der Atmungswege oder wegen Lungenkomplikationen vom Patienten nicht aufgenommen werden kann. Diese Probleme bewirken einen verfrühten oder unangemessenen Druckauf-, bau in der Lunge des Patienten. Alles Gas, das wegen dieses Druckaufbäus vom Patienten nicht aufgenommen werden kann, wird während des ersten Teiles des Elnatmungszyklus in dem Ausgleichsreservoir 96 gespeichert. Während des späteren Teiles des Einatmungszyklus wird das zwischengespeicherte Gas an einem zweiten in dem Reservoir 96 angeordneten Kolben 98 unter geregelten und optimierten Bedingungen in die Lunge des Patienten gedrückt. Dadurch erhöht das Ausgleichssystem 94 die Wahrscheinlichkeit, daß ein abnormaler Patient ein gegebenes, für eine ausreichende Atmung erforderliches Gasvolumen druckmäßig aufnehmen kann, ohne daß Atmungsgas, das er nicht unmittelbar aufnehmen kann, in die Atmosphäre abgeblasen werden muß. -

Fig. (5 zeigt ein bevorzugtes System zur Regelung der Bewegungen des ersten Kolbens 32 und des zweiten Kolbens 98 derart, daß der Patient unter gemäß den besonderen technisch-pathologischen Problemen seines Atmungssystems geregelten Bedingungen mit Atmungsgas versorgt wird. Ein Rechner 100, vorzugsweise ein Einzweck-Analog-Rechner, erhält Eingangsdaten wie ζ·Β· augenblicklicher Ist-Druck im Zylinder 34 und augenblickliche Ist-Position des zweiten Kolben 98, Der Gasdruck im Zylinder 34 und in der Lunge des Patienten wird von einem Druckgeber 102 gemessen, der ein dem Ist-Druck proportionales Re chnereingangs signal 104 erzeugt. Ein Positionsgeber

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106 erzeugt ein der Ist-Position des zweiten Kolben 98 proportionales Rechnereingangssignal 108_o

Der Rechner 100 besitzt einen -«einstellbaren Druck-Zeit-Impulsgenerator 110. Der Impulsgenerator 110 erzeugt ein Ausgangssignal 112, das eine einen idealisierten zeitabhängigen Druckaufbau in der Lunge eines normalen Patienten während .jedes Einatmungszyklus definierende Impulsform repräsentiert» Der Rechner 100 ist ferner so programmiert, daß er aus dem Eingangssignal 104 und anderen programmierten, später im Detail beschriebenen Imformationen ein Ausgangssignal 114 erzeugt« Das Ausgangssignal 114 aktiviert einen geeigneten Kolbenantrieb !Ιό, vorzugsweise eine "Translationsmotor, zur Regelung der Position des zxireiten Kolben 98*,

Die Zeltdauer jedes Einatmungszyklus wird im Rechner von einer Programmlogik 118 in Abhängigkeit von einem Datensignal 119 des Rechners 46 berechnet* Das Signal 119 repräsentiert die Atanngsrate und das Einätmungs-Ausatmurigsverhältnis des Patienten (zur Verdeutlichung ist in Fig. 6 dargestellt^ daS das Signal 119 von. einem Atmungs-Rate--Verhältnis-Rechner 120 aus einem Ausgangssignal 121 des Rechners 46 erzeugt wird; tatsächlich wird das Signal 119 vom Reclmer 46 aus eingespeisten Atmungs-.rate-Verhältnis-Daten erzeugt») Die Programmlogik 118 erzeugt ein die jeweilig abgelaufene Ist-Zeitdauer repräsentierendes Ausgangssignal 122_o Das Signal 122 \tfird zusammen mit dem Iat-Drucksignal einem internen Logikprogramm 124 des Rechners 100 zugeführt, um ein eine Impulsform des Ist-Druckaufbaues als Zeitfunktion repräsentierendes Ausgangssignal 126 zu erzeugen. Das Ist-Drucksignal 126 wird in einer Additionseinheit 128 mit dem zeitabhängigen Solldrueterert 112 verglichen₉ um ein Signal 130 der Drucksollwertatoweichung zu erzeugen=, Das Signs I 130 dsr Drucksollwertabweichung wird einer internen ProgramiElcgik 131 zugeiiEirt_s » es in ein zugeordnetes

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Signal 132 der Positionssollwertabweichung des Kolben 98 umzuformen, das die zum Ausgleich der Drucksollwertabweichung erforderliche Verschiebung des Kolbens 78 repräsentiert» Das Signal/132 der Positionssollwertabweichung steuert die Bewegung des Kolbens 98 teilweise durch das Ausgangssignal 114.

Y/enn der Patient normal atmet, ist daher das Signal 132 der Positionssollwertabweichung NuIl₅ d.-hv der Druck in der Lunge des Patienten kann während des Einatmungszyklus ansteigen, ohne daß das Ausgleichsreservoir 96 ge- ' füllt werden muß. In diesem Fall verbleibt der Ausgleichskolben 98 in einer festen Position (in Fig«, 6 in gestri-.chelten Umrißlinien dargestellt), und verhindert dadurch das Einströmen von" Gas in das Ausgleichsreservoir. 96.D.-h_o das Rechnerausgangssignal 114 bewirkt, daß der Kolbenantrieb 116 den. Ausgleichskolben 98 in,seiner das Ausgleichsreservoir 96 sperrenden festen Position hält,solange der Druckaufbau normal ist« Dadurch wird alles vom ersten Kolben 32 geförderte Gas dem Patienten zugeführt, solange der Druckaufbau im System während des Einatmungszyklus normal ist.

Wenn der Patient jedoch an einer Verengung der Atmungswege oder einer Lungenkomplikation leidet, oder wenn der Patient hustet oder sich freiwillig der Einspeisung von Ätmungsgas in seine Lunge widersetzt, übersteigt der Systemdruck den normalen Wert und das Druck-Rückführungssignal 104 überschreitet zu einem gegebenen Zeitpunkt repräsentiert durch das Signal 119 das Drucksollwert-. signal 112«, In diesem Fall wird die Amplitude des Signals 130 der Drucksollwertabweichung größer als Nullj dadurch wird dem Kolbenantrieb 116 über das Ausgangssignal 114 mitgeteilt _ϋ'den. Ausgleichskolben.98 aus seiner in Pigο 6 in gestrichelten Uarißlinien dargestellten fe° sten Position zurückzuziehen ₉ ^:.um das Volumen des Aus=; gleichsreservoirs 96 su vergrößern und dadurch den Ge=

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samtdruck in der Lunge des Patienten und im ersten KoI-bensystem abzusenken. Die Größe des Ausgleichs, d.h. die Bewegung des Kolbens 98 vom Ausgleichsreservoirvolumen Null weg, ist der Größe des unangemessenen Druckaufbaus und damit der Amplitude des Signal 130 der Drucksollwertabweichung proportional. Fig. 6 zeigt die Bewegung des Ausgleichskolbens 98 während eines übermäßigen Druckaufbaues; der Kolben 98 bewegt sich in Richtung der Pfeile 133, so daß Atmungsgas, das vom Patienten nicht aufgenommen werden kann, in das Ausgleichsreservoir 96 einströmen kann.

Der Rechner 100 ist ferner so programmiert, daß er den Ausgleichskolben 98 so steuert, daß dieser am Ende des Einatmungszyklus mit ausreichender Kraft zurückgestoßen wird, so daß das gesamte vorgegebene, durch das Signal 54 repräsentierte Gasvolumen - in. die Lunge des Patienten gedruckt wird. Dazu wird die Position des Ausgleichskolbens 98 während des Einatmungszyklus von einem Positionsgeber 106 gemessen. Der Positionsgeber 106 koppelt ein der Auslenkung des Kolbens 98 aus seiner das Reservoir sperrenden Position proportionales Signal 108 auf den Rechner 100 zurück. Der Rechner 100 bewirkt eine Rückwärtsbewegung des Translationsmotors 116 mit einer sowohl dem im Ausgleichsreservoir 96 zwischengespeicherten Gasvolumen als auch der seit dem Beginn des Einatmungszyklus verstrichenen Zeit prportionalen Kraft. D.h. wenn der Überdruck im System relativ gering ist, ist das in dem Ausgleichsreservoir 96 zwischengespeicherte Gasvolumen relativ klein und der Ausgleichskolben 98 wird mit einer geringen Kraft zurückgestoßen, die ausreicht, das Atmungsgas aus dem Reservoir 96 bis zum Ende des Einatmungszyklus in die Lunge des Patienten zu drücken. Die·= se Bewegung des Kolben 98 ist ,in Fig. 13 durch Pfeile 134 dargestellt.

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¥enn der übermäßige Druckaufbau, im System relativ groß ist, ist das im Ausgleichsreservoir 96 zwischengespeicherte Gas volumen ebenfalls groß und der Translationsmotor 116 erhält durch das Ausgangssignal 114 den Befehl den Kolben 98 mit großer Kraft zurückzustoßen, um sicherzustellen, daß das im Reservoir 96 zwischengespeicherte Gas bis zum Ende des Einatmungszyklus dem Patienten zugeführt wird.

Die von dem Ausgleichskolben 98 aufgebrachte Kraft ist ferner von der seit dem Beginn des Einatmungszyklus verstrichenen Zeit abhängig. D.h. während des ersten Teils des Einatmungszyklus wird der Ausgleichskolben 98 mit einer relativ niedrigen Kraft zurückgestoßen. Wenn sich der Einatmungs zyklus jedoch seinem Ende nähert und nur wenig Zeit zum leeren des Reservoirs 96 verbleibt, erhält der Kolbenantrieb 116 durch das Ausgangssignal den Befehl, den Kolben 98 kräftiger zurückzustoßen, um sicherzustellen, daß das vorgegebene Gasvolumenbis zum Ende des Zyklus dem Patienten zugeführt wird.

Das Druckausgleichssystem 94 ist also so programmiert, daß es alles Gas aufnimmt, daß der Patient infolge von Abnormalitäten seines Atmungssystemes nicht aufnehmen kann. Das in dem Ausgleichsreservoir 96 zwischengespeicherte Gas wird unter Bedingungen, die die Wahrscheinlichkeitmaximieren, daß der Patient das gesamte vorgegebene Gasvolumen vor dem Ende des Einatmungszyklus aufnimmt, während des restlichen Teiles des Einatmungszyklus in die Lunge des Patienten gedrückt. D.h. , bei übermäßigem Druekauf bau im System wird das Gas nicht in die Atmosphäre abgeblasen, sondern zwischengespeichert und unter Bedingungen dem Patienten wieder zugeführt, die so geregelt sind, daß der Patient das vorgegebene Gasvolumen aufnehmen kann.

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Fig. 14 zeigt den Ausgleichskolben 98 in seiner Soll-Position am Ende des Einatmungszyklus. Während des folgenden Aüsatmungszyklus wird der erste Kolben 32 in Richtung der Pfeile 136 zurückgezogen, um für den nächsten Einatmungszyklus bereitzustehen« Die Funktionsweise des vorangegangenen Konzeptes ist am besten aus den Diagrammen in Fig. 7 bis 12 ersichtlich. Fig. 7 zeigt ein Zeitr diagramm des Sollwertsignales 112 des idealisierten 'Druckaufbaues verglichen mit dem Ist-Wertsignal 126 des Druckaufbaues. Im Anfang des Einatmungszyklus wächst das Signal 130 der Drucksollwertabweiehung auf einen relativ hohen Wert 130a an, wodurch eine Ausgleichsbewegung des Kolbens 98 bewirkt wird» Später während des Einatmungszyklus, wenn der zulässige Druck ansteigt, hat das Sollwertabweichungssignal 130 einen relativ kleinen Wert 130b. In diesem Zustand hat das Ängleichssystem 9h einen Druckausgleich geschaffen, so daß der Druck-Ist-Wert im System am Ende des Einatmungszyklus weitgehend gleich dem durch das Signal 112 repräsentierten Drucksollwert ist_o

Fig. 8 zeigt ein Diagram» des Ist-Wertsignales 126 eines Druckaufbaues bei dem der ideale Druckausgleich gemäß Fig. 7 nicht auftritt. Unter den Bedingungen gemäß Fig. 8 bleibt der Druck-Ist-Wert des Kolben-Zylinder-Patient-Systems auf einem hohen Wert, so daß eine relativ große Drucksollwertabweichung 130c zu Anfang des Einatmungszyklus bis zu seinem Ende als Sollwertabweichung 13Od bestehen bleibt.

Wie bereits erwähnt veranlassen die Sollwert-Abweichungssignale 130c und 13Od den Translationsmotor 116 den Ausgleichskolben 98 gemäß Fig, 6 von links nach rechts zu wegen, um das Volumen des Reservoirs 96 zu vergrößern„ l'Iexm diese Bewegung des Kolbens 98 jedoch spät währenddes Einatmungszyklus zugelassen wird_e entsteht eine un gewünschte Situation, in der Gas im Reservoir 96 verbleiben und das eine ausreichende Atmung sicherstellen

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de Gasvolumen dem Patienten vorenthalten worden könnte. Um diese ungewünschte Situation zu beherrschen, besitzt der Rechner 100 eine programmierte Vorrangsteuerungjdie den Druckausgleich während des letzten Teiles des Einatmungszyklus unterdrückt, um sicherzustellen, daß das durch das Signal 54 repräsentierte vorgegebene Gasvolumen während jedes Atmungszyklus dem Patienten zugeführt wird. Der Ausgleichskolben 98 ist so programmiert, daß er für die vorherrschenden Bedingungen des Reservoirvolumens und der bereits verstrichenen Zeit des Einatmungszyklus in optimaler Weise in seine Ruheposition zurückkehrt, um sicherzustellen, daß der Patient unter sicheren und angenehmen Bedingungen das vorgegebene Gasvolumen erhält.

Die Funktion des Vorrangsteuersystems ist am besten aus Fig. 6 in Verbindung mit den Diagrammen in Fig. 9 bis 12 ersichtlich. Das Positionssignal 108 und ein Zeitsignal 122 werden in ein Programmlogik 138 des Rechners 100 eingespeist, die ein die Ist-Position des Kolbens zu jedem Zeitpunkt während des Einatmungszyklus repräsentierendes Ausgangssignal l40 erzeugt. Das Positionssignal 14O wird in eine interne Programmlogik 142 gespeist, die ein Kolbenpositionssignal 144 erzeugt, daß immer eine Rückkehr des Ausgleichskolbens 98 in seine Ruhestellung am Ende des Einatmungszyklus bewirkt. Vorzugsweise bewirkt das Programm 142 eine Rückkehr des Kolbens 98 in seine Ruhestellung auf eine weitgehend asymthotische Weise, die von der Hohe des Positions-Rückkopplungssignals 108 und der bis zum Ende des Einatmungszyklus noch verbleibenden Zeit (Zeitsignal) abhängt. Das Positionssignal 144 und das Druckausgleichssignal 132 werden in eine Signal-Richtungs- und -Diskrimihationseinrichtung gespeist, vorzugsweise in ein alternatierendes Zeitauswahlgerät 146, das alternierend das Signal 144 oder das Signal 132, d.h. "eine Kom-

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Mnation der Signale 132 und 144, als Signal 114 zum Motor 116 durchläßt. Die Funktion des Signalauswahlgerätes 146 ist am besten aus Fig. 9 bis 12 ersichtlich. Fig. 9 zeigt zwei Bedingungen.unter denen das Positionssignal 108 während des ersten Teiles des Einatmungszyklus entsteht. Wenn das Reservoir-Volumen relativ klein ist, wird während des ersten Teiles des Einatmungszyklus ein kleines Positionssignal 108a. Bei einer angemessenen, durch das Zeitsignal 122 festgelegten Realzeit 90a bewirkt ein Rückkehrbefehl 144a der Programmlogik 142 eine stetige Rückkehr, des Ausgleichskolbens 98 in seine Ruhestellung bis zum Ende des Einatmungszyklus. Wenn andererseits das Reservoir-Volumen relativ groß ist, wird während des ersten Teiles des Einatmungszyklus ein großes Positionssignal 108b erzeugt. Zu einer durch das Zeitsignal 122 festgelegten, angemessenen Realzeit 90b bewirkt ein Rückstellbefehl I44b die Rückkehr des Kolbens 98 in seine Ruhelage mit einer höheren Geschwindigkeit als der Rückstellbefehl 144a.

Fig. 10 veranschaulicht die Funktion der Programmlogik 142 in einer Situation, in der die im vorangegangenen beschriebenen Auslenkungen des Ausgleichskolbens 98 relativ spät im Einatmungszyklus auftreten. Zu gegebenen Realzeiten 90c und 9Od erzeugt die Programml.ogik 142 Rückstellbefehle 144c und 144d, die eine Rückkehr des Kolbens 98 in seine Ruhestellung mit einer höheren Geschwindigkeit bewirken als die Rückstellbefehle 144a und 144b; der Grund hierfür ist, daß für die Rückkehr in die Ruhestellung weniger Zeit zur Verfügung steht.

Fig. 11 und Fig. 12 veranschaulichen, wie das Signalauswahlgerät 144 das Druckausgleichssignal 132 mit den Rückstellbefehlen 144 gedämpft, um die Rückkehr des Ausgleichskolbens 98 in seine Ruhesteilung bis zum Ende des Einatmungszyklus sicherzustellen. Fig. 11 zeigt wie ein

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kleines Druckausgleichssignal 132e durch periodische Rückstellbefehle I44e(in gestrichelten Linien dargestellt) gedämpft wird, so daß der Ausgleichskolben 98 bis zum Ende des Einatmungszyklus in seine Ruhestellung zurückkehrt. Das in das. Kolben-Zylinder-Patient-System zurückgespeiste Gas wird ohne zusätzlichen Druckaufbau gut aufgenommen, wie aus dem Rückstellbefehl 132e (in ausgezogenen Linien dargestellt) ersichtlich ist. Eine typische Druck-Zeitchärakteristik dieser Art zeigt die Kurve 126 in Fig. 7.

Dem gegenüber veranschaulicht die Kurvenkombination Il4f, 132£ in Fig. 11 eine Situation in der das von dem ersten Kolben 32·geförderte Gasvplumen von dem Patienten nicht gut aufgenommen wird, so daß noch gegen Ende des Einatmungszyklus ein großes Signal der Drucksollwertabweichung ansteht. In diesem Fall veranlasst das Druckaus^· gleichssignal 132f den Kolben 98 immer größere Gasvolumen- -in ..das Reservoir 96 aufzunehmen. Dadurch erzeugt die Programmlogik 142 einen Rückstellbefehl I44f der das Druckausgleichssignal 132f periodisch in stärkerem Maße dämpft als der Rüekstellbefehl I44e, um sicherzustellen, daß auch in diesem Fall der Ausgleichskolben 98 bis zum Ende des Einatmungszyklus in seine Ruhestellung zurückkehrt.

Obwohl die Entleerung des Reservoir-Volumens optimiert ist, wird es doch noch klinische Situationen geben, in denen der durch die Signalkombination 114 erzeugte Druckaufbau für einen gegebenen Patienten unzulässig ist. Dieser Überdruck wird durch ein mit der Leitung 42 verbundenes einstellbares Sicherheitsventil In die Atmos·= phäre abgeblasen. Das Sicherheitsventil 148 kann einfach oder federbelastet sein; in einer fortschrittlicheren

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Ausführungsform kann es ein elektronisch oder druckmediumgesteuertes Gerät sein₉ auf das das Druckeingangssignal 112 wirkt, um ein Abblasen zu einer bestimmten Zeit des Einatmungszyklus einzuleiten.

Fig. 12 zeigt wie die Programmlogik 142 plötzliche Druckänderungen während des Eihatmungszyklus.ausgleicht. Die Kurve eines solchen Einatmungszyklus besteht aus einem Teil 150 zu Anfang des Einatmungszyklus und einem Teil 151 zu Ende des Einatmungszyklus. Der Kurventeil 150 ist weitgehend gleich der Kurvenkombination lJ2e und 144e gemäß Fig. 11. D.h., die anfängliche Auslenkung des Kolbens 98 ist relativ klein und das in dem Reservoir 96 zwischengespeicherte Gas wird unter günstigen Bedingungen wieder zugeführt. Zu einer Zeit 9Öe tritt jedoch,z.B. durch Husten, ein Uberdruckproblem auf. Die Reaktion der Programmlogik 142 auf das Uberdruckproblem ist in Fig. 12 durch den Kurventeil 151 dargestellt, der weitgehend gleich der Kurvenkombination 132f und I44f in Fig. 11 ist. Der durch die Kruve 132f repräsentierte Druckausgleich ist in Folge des tfberdruckproblems unzureichend; dagegen ist jedoch die Kückstellbewegung I44f des Kolbens 98 kräftiger, um sicherzustellen, daß der Ausgleichskolben 98 bis zum Ende des Einatmungszyklus in seine Ruhestellung zurückkehrt.

Manchmal wird es Situationen geben, in der das Ausgleichssystem gemäß Fig. 7 bis 12 nicht in der Lage ist, den Druckausgleich in der zur Verfügung stehenden Einatmungszeit durchzuführen» Solche Situationen treten üblicherweise beim Husten, bei einem Hustenanfall oder wenn der Patient kämpft und ausatmet, während das Beatmungssystem versucht Luft in seine Lungen zu. drücken, auf. In diesen Fällen könnte es gefährlich sein, wenn das Beatmungssystem versuchen würde gegen Ende des Ein-

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atmungszyklus große Luftvolumen in die Lunge des Patienten zu drücken, da nicht mehr ausreichend Zeit zur Verfügung stehen könnte, um diese Aufgabe auszuführen, ohne die Lunge des Patienten zu verletzen. ⁼

Zur Beherrschung dieses Probleraes wird erfindungsgemäß die Einatmungszeit des betreffenden Zyklus'verlängert; zu diesem Zweck wird das System gemäß Fig. 6 durch den Anbau eines Rechners 152 zur Verlängerung der Einatmungszeit, gemäß Fig. 6A modifiziert. Der Rechner besitzt ein Logikprogramm 153A zur Einleitung der Verlängerung, das von dem Positionsgeber 106 ebenfalls das Positionssignal lOö als Information, daß sich der Ausgleichskolben 98 aus seiner Ruhrposition entfernt hat, erhält. Das Programm 153a erhält ferner das Ausgangssignal 54 des Impulsgenerators 46 als Positionssollwert des Kolbens 98 (oder des Volumens) in dem betreffenden Zeitintervall des Einatmungszyklus. Das Programm 153a wertet die empfangenen Eingangssignale aus; wenn die Kolbenauslenkung einen für das betreffende Zeitinterval des Einatmungszyklus vorgegebenen Grenzwert überschreitet, wird ein Logikprogramm 153b zur Verlängerung der Einatmungszeit aktiviert. Durch eine Grenzwertaufschaltung 153c läßt sich der Grenzwert der Kolbenauslenkung, bei dem eine Verlängerung ausgelöst wird, einstellen.

Das,Programm 153a erzeugt ein Positionsabweichungssignal 153e zur Aktivierung des Verlängerungsprogrammes 153b; die Höhe des Signals 153e ist der Abweichung der Kolbenposition von der vorgegebenen zulässigen Kolbenposition proportional. Das Programm 153b bestimmt die Verlängerungszeit entsprechend dem vom Programm 153a festgestellten Wert der Positionsabweichung. Wenn z.B. die durch das Signal 153e repräsentierte Abweichung von der idealen Position größer wird, verlängert das Programm 153b die Verlängerungszeit. Das Programm■'153-I) erzeugt

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ein Ausgangssignal-154, das zur Verlängerung der Einatmungszeit des betreffenden Zyklus Vorrang gegenüber den vom Impulsgenerator 46 erzeugten Grundsignal 54 der Einatmungszeit hat_s

Fig. 6B zeigt ein Diagramm, das die funkt.ionellen Zusammenhänge der Einatmüngsverlangerung veranschaulicht. Die Kolbenauslenkung erfolgt anfangs gemäß einer Kurve 108a bis zu einem Zeitpunkt t-,,.-, an 'dem ein erster starker Husten das Einatmungsverlängerunssystem auslöst, um die Einatmungszeit von der ursprünglichen Zeit t„ auf die Zeit t^ zu verlängern. Nachdem sich der Kolben 32 gefangen hat, erfolgt seine weitere Auslenkung gemäß einer Kurve 108b, so daß er wieder Luft in die Lunge des Patienten drückt. Zum Zeitpunkt t_Cp löst ein zweiter starker Husten das Verlängerungssystem aus, so daß der Einatimingszyklus nochmals von der Zeit t^ auf die Zeiu tp verlängert wird. Nachdem sich der Kolben 32 wieder gefangen hat, erfolgt seine weitere Auslenkung gemäß einer Kurve 108c, so daß er wieder Luft in die Lunge des Patienten drückt, bis der Zeitpunkt t₂ erreicht ist, an dem der Ausatmungszyklus beginnt,

Fig. 15 zeigt ein alternatives elektrisches Ausgleichssystem, das an das Antriebssystem des Kolbens 32 gemäß Fig. 1 anschließbar ist, ohne daß ein Ausgleichsreservoir erforderlich ist. Wie bereits.beschrieben repräsentiert das Rechnerausgangssignal 54 eine gewünschte zeitabhängige Volumenimpulsform, die gemäß den besonderen physiologischen Bedingungen des Atmungssystems jedes Patienten einstellbar ist. Das Signal 54 wird zusammen mit dem Positionssignal 76 des Positionsgebers 74 in einen Einzweck-Analog-Rechner 155 gespeist. Im Rechner 155 werden die Signale 54 und 76 von einem Additionsglied 156 miteinander verglichen, um ein Positionssollwertabweichungssignal 158 zu erzeugen. Der Analogrech-

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ner 155 erfüllt im wesentlichen die gleiche Funktion wie der Rechner 100, d.h., er erzeugt aus Druckanpassungsforderungen und Positionsanpassungsforderungen eine Ausgleichslogik. Die Druckanpassungsbedingungen...· ^;. sind für den Rechner 155 im wesentlichen die gleichen wie für den Rechner 100. D.h., ein Druckgeber l60 erzeugt ein 'den Druck-Istwert im Zylinder 34 repräsentierendes Ausgangssignal 162. Das Signal 162 wird im Rechner 155 von einem Additionsglied 164 mit einem zeitabhängigen von einem Impulsgenerator 168 erzeugten Drucksollwert 166 verglichen. (Vorzugsweise wird das Drucksignal 162 in der gleichen, bereits beschrieben Weise wie das Drucksignal 126 in ein Druck-Zeit-Signal umgeformt. Diese Schritte sind jedoch in dem in Fig. 15 dargestellten System verkürzt.)

Die Drucksignalte 166 und 162 werden miteinander verglichen, um ein Drucksollwertabweichungs-Signal 170 zu erzeugen. Das Signal 170 wird in eine interne P-rogrammlogik gespeist, um das Drucksollwertabweichungs-Signal in ein entsprechendes SollwertabweichungsVSignal 174 der \ ■Position des Kolbens 32 umzuformen, daß die Auslenkung des Kolbens 32 repräsentiert, die erforderlich ist, die Drucksollwertabweichung zu korrigieren»

Die Sollwertabweichungssignale 174 und 158 werden von einem Additionsglied 176 miteinander verglichen, um ein demPositionssollwertabweichungs-Signal 114 gemäß Fig.· 6 entsprechendes Positionssollwertabweichungs-Signal 178 zu erzeugen. Die Druckkomponente und die Volurnenkoraponente des Sollwertabweichungssignales 179 sind auf ähnliche, jedoch nicht notwendigerweise identische Art gewichtet, wie die Sollwertabweichungssignale 132 und 114 vom Auswahlgerät 146 im Sollwertabweichungs-Signal 114. (Zur Vereinfachung sind in Fig. 15 keine. Zeitauswahlgeräte für die Signale 158 und 174 dargestellt. > Das Positionssollwertabweichungssignal 178

wird von einem Additionsglied 180 mit dem Positionssollwertabweichungssignal 80 verglichen, um ein Ausgleichssollwertabweichungs-Signal 182 zu erzeugen, das eine Verstellung des Kolbens 32 bewirkt.

Wenn kein übermäßiger Druckaufbau im Zylinder 34 auftritt ist somit die Impulsform des Signals 182 weicgeuend identisch der Impulsform des Signals 80 und der Kolben 32 arbeitet auf die bereits anhand des in Fig'.l dargestellten Systemes beschriebene Art. Wenn jedoch im System Zylinder/Patient ein übermäßiger Druckaufbau festgestellt wird, bewirkt das Signal 178 durch den KoIbenancrieb 36 eine Verzögerung der relativen Vorwärtsbewegung des Kolbens 32, so daß Zeit für den Druckausgleich gegeben ist. Falls der Druckaufbau relativ groß ist, wird das Signal 178 entweder die Vorwärtsbewegung des Kolbens 32 stoppen oder, falls notwendig, eine Rückwärtsbewegung des Kolbens 32 bewirken, um den Druckausgleich durchzuführen. Die durch das Positionssignal 54 repräcentierte Volumen-Zeit-Sollfunktion wird ständig mit dem durch das Signal 76 repräsentierten Positions-Ist-Wert des Kolbens 32 verglichen, um den Kolbenantrieb 36 so zu steuern, daß der Kolben 32 bis zum Ende des Einatmungszyklus weitgehend das gesamte erforderliche Gasvolumen in die Lunge des Patienten drückt. Somit wird der Ausgleich durch eine Druck- und Volumen-Verschiebung von dem kombinierten Kolben-Reservoirsystem gemäß Fig. 15 auf ähnliche Art durchgeführt, wie von dem separaten Ausgleichssystem 94 gemäß Fig. 6.

Fig. 16 zeigt eine alternative Ausführungsform des Ausgleichssystems gemäß Fig. 15. Der Druck im Zylinder wird von einem Druckgeber 160 gemessen, der ein den Ist-Druck im Zylinder 34 repräsentierendes Druckausgangssignal 162 erzeugt. Ein dem Impulsgenerator 168 ähnlicher Impulsgenerator 184 erzeugt ein Ausgangssignal 186; das Signal 186 repräsentiert einen zeitabhängigen

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ν - ν .■-. 32 - ■. ■■■ - ..■■ ; ;_:-; χ :

Sollwert des Druckaufbaues im System Zylinder/Patient. Ein Vergleichselement 188 vergleicht die Signale 162 und 186 miteinander. Wenn der durch das Signal 162 repräsentierte Druck-Ist-Wert gleich oder größer ist als der durch das Signal 186 repräsentierte Drucksollwert, wirkt ein von der Vergleichseinheit 188 erzeugtes elektrisches Ausgleichssignal 190 auf den Leistungsver- ■ stärker 86, um die Positionsinformation vom Differenzverstärker 82 zu unterdrücken. Durch diese Unterdrückung wird die von dem Kolbenantrieb 36 auf den Kolben 32 ausgeübte Kraft so begrenzt, daß der Kolben 32 vorübergehend dem durch das Signal 54 repräsentierten Volumensollwert nach oder sogar entgegengesetzt läuft; wenn der maximale Drucksollwert später während des Zyklus ansteigt, holt der Volumen-Ist-Wert den Volumen-Soll-Wert wieder ein, ·

Wenn dagegen der Druck-Ist-Wert kleiner als der Druck-Soll-Wert istρ unterdrückt das Ausgleichssignal 190 das Positionssignal 80 soy daß es eine vorübergehende Er-' höhung der Kolbenkraft bewirkt^ damit das dem Patienten zugeführte Ist»Volumen das Soll-Volumen einholt„

Auf diese Weise wird mit dem Ansteigen des zulässigen Druckes während des Einatmungszyklus das gesamte durch das Signal 54 vorgegebene Gasvolumen in .die Lunge des Patienten gedrückt, bevor der Zyklus beendet ist. Das Ausgleichssignal 190 verhindert die Erzeugung eines Überdruckes , wodurch" die Wahrscheinlichkeit erhöht wird, daß der Patient das gesamte vorgegebene Gasvolumen aufnehmen kann. ■'■:-

Flg. 16A zeigt eine alternative Ausführungsform des Systems gemäß Fig. 16, bei der das Druck-Istwert-Signal 162 direkt in den Rechner 46 mit Impulsgenerator

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gespeist wird. Bei dieser Ausführungsform des Ausgleichssystems sind der Generator 184 für den Zeitabhängigen Drucksollwert und die Vergleichseinheit 168 gemäß Fig.

16 im Recnner 46 programmiert, um zur Dämpfung der Volumensollwertfunktion ein dem Ausgleichssignal 190 gemäß Fig. 16 äquivalentes gedämpftes Ausgangssignal 54a· zu erzeugen, daß auf den Differenzverstärker 82 wirkt.

Fig. 163 zeigt eine modifizierte Ausführun^sform. des Systems gemäß Fig. 16 zur Verlängerung der Einatmungszeit-bei extremen Anpassungsproblemen. Die Funktidhs- ·= weise des Systems gemäß Fig. l6B ist weitgehend identisch derjenigen des-Systems gemäß Fig. 6A. ·

Fig. 17 und 1% zeigen eine alternative Ausfünrungsiorm eines Ausgleichssystems mit einem mechanisch, oder durch ,Druckmedium gesteuerten Ausgleichsreservoir 192 variabler Größe. Das Ausgleichsreservoir 192 is τ. vorzugsweise ein BaIk 194 oder eine andere geeignete Einrichtung, die sich in- Abhängigkeit vom internen Gasdruck ausdehnt und zusammenzieht. ■ . ·

Eine oder mehrere Federn 196 üben eine ausreichend variable und einstellbare Vorspannkraft auf das Äußere des ausdehnbaren Ausgleichsreservoirs 192 aus, die eine Voluraenauf nähme im Ausgleichsreservoir 192 verhindert, wenn der Druckaufbau im System den vorgegebenen Wert nicht überschreitet. Wenn während des ersten Teils des Einatmungszyklus ein übermäßiger Druckaufbau auftritt, wird durch den erhöhten Druck die Feder 196 gemäß Fig.

17 zusammengedrückt, so daß das Reservoir 192

das vom Patienten nicht aufgenommene überschüssige Gas aufnehmen kann. Gemäß Fig. 18 wird das in dem Reservoir 192 zwischengespeicherte Gas durch die von der Feder 196 aufgebrachte Vorspannkraft während des späteren Teiles des Einatmungszyklus in die Lunge des Patienten

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gedrückt. Um eine vollständige Leerung des Reservoirs 192 am Ende des Einatmungszyklus sicherzustellen, wird' ein mechanisches Gerät (nicht dargestellt), das eine aus-, reichende Kraft zur Überwindung jedes Widerstandes des Patienten besitzt, während des letzten Teiles des Einatmungszyklus, automatisch ausgelöst. Falls erforderlich, wird die Kraft der Feder 196 verstärkt, um die Entleerung des Reservoirs 192 sicherzustellen. Dies kann durch einen mechanisch mit dem Einatmungszyklus synchronisierten Zahnstangenantrieb (nicht dargestellt) geschehen; ohne vom Gegenstand der Erfindung abzuweichen, sind jedoch auch andere Geräte einsetzbar.

Fig. 19 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform eines Ge- ■ rates 198 zur Erzeugung"künstllcher Seufzer". Wie in der Medizin bekannt ist-, erfordert eine normale Beatmung in regelmäßigen Intervallen die Einatmung eines zusätzlichen Gasvolumen, d.h. einen "Seufzer", zur Unterstützung des normalen Atmungsgasvolumens, umeinen progressiven Kollaps der Lunge zu verhindern. Das Gerät 198 simuliert durch die Erzeugung eines Vorrangsignales periodisch einen "Seufzer" zusätzlich zu dem normalen vom Kolben 32 geförderten Gasvolumen. Das Gerät 198 erzeugt ein Spannungssignal 200, das ein in spezifischen, von einem Zeitgeber 202 vorgegebenen Zeitintervallen dem Patienten zugeführtes "Seufzer^t!-Gasvolumen repräsentiert. Der Zeitgeber 202 erzeugt in vorgegebenen Zeitintervallen ein Zeitsignal 203, das ein Tor 204 öffnet, um den Rechner 46 mit einem Spannungssignal 200 zu versorgen. Unter nor-.malen Bedingungen erzeugt der Rechner 46 ein das normale ,dem Patienten zuzuführende Gasvolumen repräsentierendes Signal 54. In vorgegebenen Zeitintervallen jedoch, in denen das "Seufzer"^Signar 200 erzeugt wird, erzeugt der Rechner 46 ein Signal 205« Das Signal 205 aktiviert eine Torschaltung 206, die das Signal 54 unterdrückt und durch ein "Seufzer"-Volumensignal 208

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ersetzt, um auf den Kolben 32 eine Extrakraft auszuüben und dadurch den Patienten mit einem zusätzlichen "Seufzer"-Gasvolumen zu versorgen. Die Torschaltung ist vorzugsweise ein ausschließliches ODER-Glied. ,

Das Bezugsvolumen und die"Bezugszeit des Gerätes 198 zur Erzeugung "künstlicher Seufzer" sind relativ zur Zeit und zum Volumen der durch das Signal 54 repräsentierten normalen Einatmungs - Impulsform variierbar.- Z.B. läßt sich zur Simulation eines periodischen "Seufzers" ein größeres und langsameres AtmungsvoIumen erzeugen. Eine solche Atmungsfolge ist durch die in Fig. 20 dargestellt Volumen-Zeit-Kurve veranschaulicht, in der mehreren normalen Volumen-Zeit-Signalen 54 ein Seufzer-Volumen-Zeit-?Signal 208 mit einem größeren Volumen und einer größeren Dauer folgt. Das Signal 208 hat jedoch die gleich allgemeine Form wie das Signal 54.

Fig. 21' zeigt eine fortgeschrittenere Ausführungsforin des Gerätes 198 gemäß Fig. 19 zur Erzeugung künstlicher Seufzer. Das System gemäß Fig. 21 besitzt einen separaten "Seufzer"-Rechner 210 mit Impulsgenerator. Ein Zeitgeber 212, der die Anzahl der Seufzerzyklen festlegt, aktiviert alternierend entweder den Rechner 46 oder den Rechner 210, um der Torschaltung 216 entweder das normale Signal 54 oder ein Seufzer-Signal 214 zuzuführen. ¥ie bereits anhand des Systems gemäß Fig. 19 beschrieben, ist die Torschaltung 216 durch ein ausschließliches ODER-Glied verwirklicht, das entweder das Signal 54 oder das Signal 214 zum Kolbenantrieb 36 leitet.

Der Zeitgeber 212 ist Teil einer Seufzer-Steuerkonsole 218, die ferner folgende Steuerungen enthält: eine Seufzervolumensteuerung 220 zur Einstellung des Volumens des normalen Atems zusätzlich zum Seufzervolumen; eine Seufzeranzahlsteuerung 222 zur Einstellung der während jedes durch den Zeitgeber 212 vorgegebenen Seufzerzyklus er-'309846/0463

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zeugten Seufzer? eine Steuerung 224 zur Einstellung der Länge der Seufzer-Einatmungszeit, die z.B. zwei oder dreimal so lang sein kann wie die normale Einatmungszeit ι eine manuell einstellbare Steuerung 226 zur Einstellung der zeitabhängigen Seufz-ervolumen-Impulsform, die von größter Bedeutung ist, da die Seufzer-Impulsform andere technische Bedingungen zu erfüllen hat, als die normale Impulsform; eine alternativ zur manuellen Steuerung 226 einsetzbare automatische Steuerung 228 zur Einstellung der zeitabhängigen Seufzervolumen-Impulsform; und eine Steuerung 230 zur Erzeugung eines Signals 232 zur Einstellung des Abblasedrucks der Sicherheitsventile 148. Der den Sicherheitsventilen 148 vorgegebene Seufzer-Abblasedruck, ist im allgemeinen höher als der normale. Abblasedruck. Die Druckbegrenzung _ kann durch einen festen Abblasedruck der Sicherheitsventile 148 und durch mechanisch, druckmedium-oder elektrisch geregelte Einrichtungen sein. Alternativ kann der Ablasedruck derart variierbar sein," daß er während des Einatmungszyklus z.B_B einem durch die Kurve 60 In Fig. 2 repräsentierten Druckaufbau folgt, wobei die Sicherheitsventile jedoch so eingestellt sind, daß sie bei einem variablen Druck oberhalb des normalen Atmungsdruckes blasen. "- ' _ :

Fig. 22 zeigt eine typische Volumen-Zeit-Impulsfolge die von der Torschaltung. 216 auf den Kolbenantrieb 36 wirkt. Normale Impulse 54 wechseln mit unterschiedlichen Seufzerimpulsen 214a und 214bab. Die Seufzerimpulse 214a und 214b unterscheiden sich gemäß der Einstellung der Parameter an der Steuerungskonsole 218 voneinander in ihrem Volumen, ihrer Impulsform, ihrer Einatmungslänge und in ihrer Anzahl pro Zyklus. ■

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Die Erfindung besteht also in folgendem: ein volumengeregeltes Beatmungsgerät besitzt einen Kolben mit einer Rückkopplungsregelung zur Förderung eines geregelten Gasstromes in die Lunge eines Patienten während.seines Einatmungszyklus. Ein Rechner mit Impulsgenerator erzeugt ein das dem Patienten zeitabhängig zuzuführende physiologische Gassollvolumen repräsentierendes Ausgangssignal« Ein den zeitabhängigen Ist-Wert des vom Kolben geförderten Gasvolmens repräsentierendes Signal wird mit dem jeweiligen Volumensollwert verglichen, um ein Signal der Volumensollwertabweichung zur Steuerung der Kolbenbewegung zu erzeugen. Bei einer modifizierten Ausführungsform der Erfindung nimmt ein Auss^leichsreservoir das Gas auf, das während des ersten Teiles des Einacmungszyklus vom Patienten infolge von einem vorzeitigen, z.B. durch Verengungen der Atmungswege oder durch Versteifungsprobleme der Lunge-,hervorgerufenen Druckauf-' bau nicht aufgenommen werden konnte. Ein in dem Ausgleichs* reservoir angeordneter Kolben drückt das in dem Reservoir zwischengespeicherte Gas unter geregelten und optimierten Bedingungen vor dem Ende des Einatmungszyklus in die Lunge des Patienten· Bei einer alternativen Ausführungsform der Erfindung wird der Ausgleich ohne Ausgleichsreservoir durch die Erzeugung eines Vorrangsignales erzielt, daß die zeitabhängige Gasvolumen-Sollwert-Funktion gemäß dem bekannten Druckaufbau in der Lunge des Patienten während des Einatmuagszyklus modifiziert. Ein die modifizierte Volumen-Sollwert-Funktion repräsentierendes Signal steuert die Bewegung des Kolben, um ein vorgegebenes Gasvolumen unter geregelten und optimierten Bedingungen in die Lunge des Patienten zu drücken.

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Claims

An s ρ r ü c he

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oior gekennzeichnet, daß das erste Aus gangs signal ,£±74) den Sollwert des zu fordernden Gasvolumensydnd das zweite Ausgangssignal (158) den Istwert des geförderten Gasvolumens repräsentiert; und -daß/ein Ausgleichssignal (178) erzeugt wird, das den vom Beatmungssystem (30) geförderten, augenblicklichen Gasstrom so regelt, daß der Druck (162) ,in eier Lunge des Patienten (44) einen vorgegebenen Grenzwert nicht überschreitet, wenn der Patient während der Einatmungsperiode mit einem weitgehend vorgegebenen Gasvolumen versorgt wird.

9. Verfahren nach ein^m der Ansprüche 1 bis 4 dadurch gekennzeichnet,./üaß ein Teil des Gases, das infolge des Widerstandes (104) des Patienten gegen den Gasstrom nicht/vom Patienten (44) aufgenommen wird, in einem Reservoir (.96, 192) zwischengespeichert wird; und daßr ein nennenswerter Teil des zwischengespei- . ehernen Gases dem Patienten (44) wieder zugeführt bevor der Einatmungszyklus des Patienten (44)

/ iOy Beatmungssystem zur Versorgung eines Patienten mit ^ einem geregelten Atemgasstrom gemäß dem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 gekennzeichnet durch Atemgasfördereinrichtungen (32, 34, 36) zur periodischen Förderung eines unter Druck stehenden Gasvolumens in die Lunge eines Patienten (44); und durch Regelungseinrichtungen (46,74, 94, 100, 102, 106, 152, 155, I60, 188) zur Regelung des während jeder Einat-. mungsperiode dem Patienten (44) durch die Gasfördereinrichtungen (32, ...) zeitabhängig zugeführten Gasvolumens.

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11. Beatmungssystem nach Anspruch 10 dadurch gekennzeichnet, daß die Regelungseinrichtungen (46, ...) ein j einen Sollwert eines zeitabhängigen Gasvolumenstrom repräsentierendes Bezugssignal (54) erzeugen; und daß die Gasfördereinrichtungen'(32i ...) in Abhängigkeit von dem Bezugssignal (54) den Patienten (44) gemäß des Sollwertes der Volumenzeitfunktion mit Atemgas versorgen,

12. Beatmungssystem nach Anspruch 10 dadurch gekennzeichnet, daß die Regelungseinrichtungen (46, .„.j ein einen Sollwert einer zeitabhängigen Druckfunktion repräsentierendes Bezugssignal (54) erzeugen? und daß die GasfördWeinrichtungen (32, . ._e.) in Abhängigkeit von dem Bezugssignal (54) den Patienten gemäß dem Sollwert der zeitabhängigen Druckfunktion mit Atemgas versorgen.

13. Beatmungssystem nach Anspruch 10 dadurch gekennzeichnet, daß die Regelungseinrichtungen (46, . _ee) ein einen Sollwert eines zeitabhängigen Gasstromes repräsentierendes Bezugssignal (54) erzeugen; und daß die Gasfördereinrichtungen (32, ..*) in Abhängigkeit von dem Bezugssignal (54) den Patienten gemäß dem Sollwert der Gasstrom-Zeit-Funktlon versorgen»

14. Beatmungssystem nach Anspruch 10 dadurch gekennzeichnet, daß die Regelungseinrichtungen (46, ,. _a ) ein ein zeitabhängiges Volumen repräsentierendes Bezugssignal (54) erzeugen; daß die Gasfördereinrichtungen (32, ...) in Abhängigkeit von dem Bezugssignal (54) geregelt werden; daß Meßeinrichtungen (74) ein den Sollwert des während jeder Einatmungsperiode von den Gasfördereinrichtungen (32, ...) zeitlich abhängigen Gasstromes repräsentierendes Ausgangssignal erzeugen; und daß Rückkopplungseinrichtungen (78) den von den Gasfördereinrichtungen (32, ...) erzeugten Gasstrom

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in Abhängigkeit von dem Bezugssignal (54) und dein Istwert-Signal (76) regeln.

15. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 10 bis 14 dadurch gekennzeichnet, daß die Gasfördereinrichtungen (32, ...) eine zum Patienten. (44) zu förderndes Gas enthaltende Kammer (34) ,eine sich zwischen der Kammer (34) und dem Patienten (44) erstreckende Leitung (42) und in der Kammer (34) angeordnete Einrichtungen (32) zur Förderung des Gases aus der Kammer (34) durch, die Leitung (42) zu dem Patienten (44)· besitzen.

16. Beatmungssystem nach Anspruch 17 gekennzeichne-c durch einen das Gas aus der Kammer(34) zu dem Patienten (44) drückenden, beweglich in der Kammer (34) angeordneten Kolben (32); und durch einen mit dem Kolben (32) gekuppelten, den Kolben (32) in der Kammer (34)hin- und., herbewegenden Translationsmotor (36).

17. Beatmungssystem nach Anspruch 16 dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtungen (74) die Bewegung des Kolbens (32) messen und in Abhängigkeit davon ein Ausgangssignal (76) erzeugen? und daß die Rückkopplungseinrichtungen (78) Einrichtungen zum Vergleich des Bezugssignales (54) mit dem Ausgangssignal (76) zur Erzeugung eines Sollwertabweichungssignales (80) zur Regelung der Bewegung des Kolbens (32) besitzen.

18. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 10 bis 17 gekennzeichnet durch Einrichtungen (102, l60) zur Messung des Druckaufbaues in der Lunge des Patienten (44) in Abhängigkeit von dem von den Gasfördereinrichtungen (32, ...) geförderten Gasstrom; und durch Einrichtungen (94, 100) zur Regelung des zeitabhängigen, dem Patienten, zugeführten Gasvolumens in Abhängigkeit von dem gemessenen Druckaufbau (104, 162).

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19. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 10 bis 18 gekennzeichnet durch in Abhängigkeit von dem Bezugs-* signal (54) und dem Ausgangssignal (76) kontinuierlich die Abweichung des Istwertes von dem Sollwert des zeitabhängig dem Patienten zugeführten Gasvolumens korrigierende Rückkopplungseinrichtungen (78, 82, 86, 155, 180, 188); durch Einrichtungen (16O) zur Messung des Widerstandes (162) des Patienten gegen den von den Gasfördereinriditungen (52,... geförderten Gasstrom; durch Einrichtungen (46) zur Erzeugung eines Drucksollwertabweichungssignales (17) in Abhängigkeit von dem gemessenen Widerstand (162) des Gasstromes; und durch Einrichtungen (172, 176, 180; 86) zur Regelung des dem Patienten zugeführten zeitabhängigen Gasstromes in Abhängigkeit von der Drucksollwert abweichung (170).

20. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 10 bis 19 dadurch gekennzeichnet, dai3 die Gasstromanpassungseinrichtung (172, ...) Einrichtungen zur Regelung des zeitabhängigen Gasvolumenstromes (54a) in Abhängigkeit von der Höhe des gemessenen Widerstandes des Gasstromes besitzen.

21. Beatmungssyst'em nach einem der Ansprüche 10 bis 20 dadurch gekennzeichnet, daß die Rückkopplungseinrichtungen (78, ...) Einrichtungen (78, 82) zum Vergleich des Bezugssignals (54) mit dem Ausgangssignal (76) besitzen, um ein Sollwertabweichungssignal (80) zur Regelung der Gasfördereinrichtungen (32, ...) besitzen; und daß die Druckanpassungseinrichtungen (172, ...) Einrichtungen (86, 180) zur Änderung des Sollwertabweichungssignales (80) in Abhängigkeit von der Höhe des gemessenen Widerstandes (162) gegen den Gasstrom' besitzen.

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22. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 10 bis 21 . '-■ gekennzeichnet durch Einrichtungen (l60) zur Messung des zeitabhängigen Widerstandes (162) des Patienten gegen den von den Gasfördereinrichtungen (32, „.„ ) geförderten Gasstromes j durch Einrichtungen (164) zur Erzeugung eines die Abweichung des Istwertes (162) voii dem Sollwert (166) des zeitabhängigen Widerstandes gegen den Gasstrom,repräsentierende Drucksöllwertabweichung (170) in Abhängigkeit- von dem gemessenen Widerstand (162) gegen den Gasstrom; durch Einrichtungen (74) zur Messung des Istwertes (76.) des von den Gasfördereinrichtungen (32,...) geförderten zeitabhängigen Gasvolumens; durch Einrichtungen (156) zur Erzeugung in Abhängigkeit von dem . gemessenen Gasvolumen (76)=eine die Abweichung des Istwertes (76} von dem Sollwert (54) des zu fördernden Gasvolumens repräsentierende Volumensollwertabweichung (158); und durch Einrichtungen (172, 176, 180) zur Einstellung der Gasstrom-Regelungseinrichtungen (36, 86) in Abhängigkeit von.der Drucksollwertabweichung (170) und der Volumensollwertabweichung (158;.

23. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 2.0 bis 22 dadurch gekennzeichnet _s daß der Sollwert des Gasvolumens durch ein .eine Gasvolumen-ZeitfunktlQn gemäß der ein vorgegebenes Gasvolumen bis· zum Ende jeder Einatmungsperiode gefördert werden soll repräsentierendes Ausgangssignal (158) repräsentiert ist; . und daß das Drucksollwertabweichungssignal (170) periodisch durch das Volumensollwertabweichungssignal (158) korrigiert wird, um einen die von den Gasfördereinrichtungen (32, ...;.) ausgeübte Kraft derart regelnden Befehl (78) zu erzeugen, daß weitgehend das gesamte vorgegebene Gasvolumen bis zum Ende jeder Einatmungsperiode gefördert wird«

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24. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 10 bis 23, gekennzeichnet durch Einrichtungen (74, 106, 152, 153a) zur Ermittlung der Abweichung zwischen dem Sollwert (54) und dem Istwert (76) des geförderten Volumens als Funktion der während der Einatmungsperiode verstrichenen Zeit; und durch die Volumensollwertzeitfunktion zur Verlängerung der Länge der Einatmungsperiode um einen festen Betrag unterdrückende Einrichtungen (153b), wenn die Volumensollwertabweichung einen vorgegebenen Grenzwert überschreitet.

25. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 10 bis 24, gekennzeichnet durch Regelungseinrichtungen (46,,..) zur Erzeugung eines einen Sollwerte eines von dem Kolben (32) zu dem Patienten (44) zu fördernden, zeitlich abhängigen Gasstromes repräsentierendes Bezugs-signal (54); durch Meßeinrichtungen (74) zur Erzeugung eines den Istwert des von dem Kolben (32) erzeugten zeitabhängigen Gasstromes repräsentierendes Ausgangssignal (76); durch in Abhängigkeit von dem Bezugssignal (54) und dem Ausgangssignal (76) kontinuierlich die Abweichung zwischen dem Sollwert (54) und dem Istwert (76) des dem Patienten (44)zeitlich abhängig zugeführten Gasstromes korrigierende Rückkopplungseinrichtungen (155); durch Einrichtungen (160) zur Messung des Widerstandes des Patienten gegen den von dem Kolben (32) geförderten Gasstrom und zur Erzeugung eines den gemessenen Widerstand repräsentierenden Druckmeßwertsignales (162); durch Einrichtungen (168) zur Erzeugung eines den Sollwert des Widerstandes des Patienten gegen den Gasstrom repräsentierenden Druckbezugssignales (166); durch Einrichtungen (164) zum Vergleich des Druckmeßwertsignales (162) mit dem Druckbezugssignal (166) zur Erzeugung eines Drucksollwertabweichungssignales (170); und durch die von dem Kolben (32) ausgeübte

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Kraft in Abhängigkeit, von dem Drucks.ollwertabwei-.-chungssignal (170) regelnde Einrichtungen (172,176, 178, 180).

26. Beatmungssystem nach Anspruch 10 dadurch gekennzeichnet, daß die Gasfördereinrichtungen (32, 34, 36, 96, 192) dem Patienten (44) zuzuführendes Gas enthaltende Kammer (34, 96, 192), eine sich· zwischen der Kammer (34, . .·.) und dem Patienten (44) erstreckende Leitung (42) und einen nur im ersten Teil (34) der

'Kammer (34, ...) beweglichen Kolben (32) zur Förderung des Gases aus der Kammer (3.4» ·..) durch die Leitung (42) zu dem Patienten (44) besitzt; daß die Kammer (34, ...) einen mit dem ersten Teil (34) in Gasverbindung stehenden zweiten Teil (96, 192) zur Aufnahme des von dem Kolben (32) geförderten,= jedoch nicht vom Patienten (44) aufgenommenen Gases

" besitzt; und daß separat von dem Kolben (32) betreibbare Einrichtungen (98, I96) das Gas aus dem zweiten Teil (96, 192) der Kammer (34, ...) durch die Leitung (42) zu dem Patienten (44) drücken.

27. Beatmungssystem nach Anspruch 26 gekennzeichnet durch Einrichtungen (102) zur Messung des Widerstandes (104) des Patienten (44) gegen den vom Kolben (32) geförderten Gasstrom? und durch Einrichtungen (100) zur Regelung des aus dem zweiten Teil (96, 192) der Kammer (34, ......) gedrückten zeitabhängigen Gasstromes gemäß dem gemessenen Widerstand (104) gegen

- den Gasstrom.

28. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 26 oder 27 gekennzeichnet durch zur Erzeugung eines die Abweichung des Sollwertes (112) vom Istwert (104) des zeitabhängigen Widerstandes gegen den Gasstrom repräsentierendes Drucksollwertabweichungssignal (130) in Abhängigkeit von dem gemessenen Widerstand (104)

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gegen den Gasstrom; durch Einrichtungen (106) zur Messung des während der Einatmungsperiode in dem zweiten Teil (96)" der Kammer (34, ...) gespeicherten zeitabhängigen Gasvolumens (108); durch Einrichtungen (138) zur Erzeugung eines die Abweichung des Istwertes (108) vom Sollwert (122) des dem Patienten (44) zuzuführenden zeitabhängigen Gasvolumens repräsentierenden Volumensollwertabweichungssignales (14O) in Abhängigkeit von dem gemessenen Gasvolumen (108); und durch Einrichtungen (166, 131, 142, 146) zur Regelung der das Gas aus dem zweiten Teil (96) der Kammer" (34, ...) zum Patienten drückenden Kraft derart, daß die Kraft von der Drucksollwertabweichung (130) und der Volumensollwertabweichung (140) abhängig ist. ■ ' ■■-

29. Beatmungssystem nach einem der Ansprüche 10 bis 28, gekennzeichnet durch Regelungseinrichtungen (46) zur Erzeugung eines ein während mehrerer normaler Einatmungsperioden zu einem Patienten zu förderndes Atemgasvolumen repräsentierendes Referenzsignal(54); durch Einrichtungen (206, 216) zur intermittierenden Unterdrückung des Referenzsignales (54), um ein während einer Einatmungsperiode zu dem Patienten (44) zu förderndes Seufzergasvolumen repräsentierendes Ausgangssignal (206, 214) derart zu erzeugen, daß das Seufzergasvolumen (206, 214) größer ist als das normale Atemgasvolumen (54) und als Zeitfunktion über die Einatmungsperiode einstellbar ist;und durch in Abhängigkeit von dem Referenzsignal (54) und dem Vorrangsignal (206, 214) periodisch Gas unter Druck in die Lunge des Patienten (44) drückende Gasfördereinrichtungen (32, 34, 36).

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