DE2321574B2

DE2321574B2 - Beatmungsgeraet

Info

Publication number: DE2321574B2
Application number: DE19732321574
Authority: DE
Priority date: 1972-05-01
Filing date: 1973-04-28
Publication date: 1977-12-08
Also published as: DE2321574C3; JPS529073B2; GB1408242A; ZA732336B; JPS4948188A; DK153632C; DE2321574A1; FR2183015A1; NO137984C; NL178843C; NL7306054A; NL178843B; CA996196A; SE410084B; DK153632B; NO137984B; FR2183015B1

Description

Die Erfindung betrifft ein Beatmungsgerät zur kontrollierten Versorgung eines Patienten mit Atemgas während des Einatemabschnittes des Atemzyklus aus einem Atemgasbehälter mit einem bewegbaren Glied. das unter dem Antrieb eines steuerbaren Aggregates periodisch ein vorbestimmtes Atemgasvolumen in die Lungen des Patienten drückt.

Bei einem Patienten, der zum selbständig normalen Atmen nicht in der Lage ist, wird üblicherweise ein Atemgas mit Hilfe eines Beatmungsgerätes in die Lungen gedrückt. Atmungsschwierigkeiten, die den Einsatz von Beatmungsgeräten erfordern, haben ihre Ursache entweder in der Lunge des Patienten liegenden pathologischen Problemen, wie z. B. einer Verengung der Atmungswege oder einer Versteifung der Lunge, sie können aber auch physiologische Ursachen außerhalb der Atmungsorgane haben und auf Lähmungen infolge von Poliomyelitis, Kopfverletzungen od. dgl. zurückzuführen sein.

Der Stand der Technik kennt verschiedene Beatmungsgeräte, die üblicherweise zwei Einstellmöglichkeiten haben. Einerseits läßt sich die Frequenz der Beatmungszyklen pro Minute und zum anderen das pro Zyklus geförderte Volumen an Atemgas einstellen. Die Anpaßbarkeit derartiger Beatmungsgeräte an die stark variierenden Erfordernisse verschiedener Patienten ist bei jenen Geräten sehr beschränkt

Aus der US-PS 30 33 195 ist ein Beatmungsgerät zur kontrollierten Versorgung eines Patienten mit Atemgas während des Einatemabschnittes des Atemzyklus mit einem Atemgasbehälter bekannt, aus dem unter Steuerung eines steuerbaren Antriebsaggregates periodisch ein unter Druck stehendes Atemgasvolumen in die Lungen des Patienten gedrückt wird. Mit diesem Gerät soll ermöglicht werden, dem Patienten während des Einatmens ein festes Gasvolumen zuzuführen.

Zu diesem Zweck wird ein Zylinder von festem oder einstellbarem Volumen vor der Einatmungsphase mit Luft von vorbestimmtem Druck gefüllt. Anschließend wird die im Zylinder komprimierte Luft auf einen vorbestimmten unteren Druck entspannt, und die Luftströmung aus dem Zylinder dient zur Steuerung des Atemgases für den Patienten. Hierbei wird die Luftströmung in den Zylinder ebenso wie die Luftströmung aus dem Zylinder durch Ventile gesteuert. Die

Menge der von dem Patienten aufgenommenen \tmungsluft ist danach durch das Volumen des Zylinders und die beiden vorbestiirmten Luftdrücke in dem Zylinder bestimmt. Während des Einatmens wird die Luftströmung in den Patienten über die Zeit integriert, um sicherzugehen, daß der Patient ein vorbestimmtes Volumen an Atemluft erhält.

Das Überwachen der Atemgas-Zufuhr während der Einatmungsphase geschieht hier also durch konstantes Abfühlen der auf der Abstromseite des Atemgasbehälter herrschenden Druckverhältnisse sowie mit einer Bestimmung der Durchflußmenge an Atemluft. Dieses Prinzip ist in seiner technischen Realisierung außerordentlich aufwendig. Darüber hinaus erfaßt dieses I Iberwachungsprinzip keineswegs voll die tatsächlichen Notwendigkeiten. Das Überwachen der herrschenden Drücke ist lediglich eine Sicherheitsmaßnahme zum Schutz des Patienten. Das Integrieren der zugeführten Luftmenge ist nicht hinreichend empfindlich, weil nicht unterschieden werden kann zwischen einer gleichförmigen Luftzufuhr und einer unregelmäßigen Atemluftversorgung, solange die Gesamtmenge der zugeführten Luft in beiden Fällen gleich bleibt.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Beatmungsgerät zu schaffen, das gegenüber dem Stand der Technik feinfühliger an die medizinischen Erfordernisse des Einzelfalles anpaßbar ist und einen übertriebenen technischen Aufwand vermeidet.

Bei einem Beatmungsgerät der eingangs genannten Art löst die Erfindung diese Aufgabe dadurch, daß ein Soll-Signalgeber an das Antriebsaggregat angeschlossen ist, der zu dessen Steuerung ein Soll-Signal erzeugt, dessen Kurvenform der zeitlichen Veränderung der für eine gewünschte zeitabhängige Atemgasvolumenabgabe notwendigen Betriebsstellung des Atemgasbehälters entspricht, und daß eine Regeleinrichtung für den Betrieb des Atemgasbehälters vorgesehen ist, welche einen an das bewegbare Glied des Atemgasbehälters angeschlossenen Positionsgeber zur Erzeugung eines Ist-Signals, das das zeitabhängig tatsächlich abgegebene Atemgasvolumen anzeigt, und eine dem Antriebsaggregat vorgeschaltete Vergleichseinrichtung umfaßt, die aus dem Ist-Signal und dem Soll-Signal ein das Antriebsaggregat steuerndes Korrektursignal bildet.

Der Vorteil dieser Lösung liegt einerseits in einer Verringerung des technischen Aufwandes, der sich allein schon dadurch in wesentlich engeren Grenzen als beim Stand der Technik hält, als mit einem Positionsgeber gearbeitet wird, welcher wesentlich einfacher und damit störungsfreier arbeitet, als beispielsweise Durchflußmesser. Weiterhin beinhaltet die Lösung einen Regelmechanismus, der jede gewünschte Zeitabhängigkeit in der Atemgasvolumenabgabe feinfühlig realisiert. Damit kann beispielsweise ohne Schwierigkeit das erfindungsgemäße Beatmungsgerät so eingestellt werden, daß entweder zu Beginn des Einatemzyklus mehr Atemgas dem Patienten zugeführt wird als in einem anderen Falle, bei dem vielleicht die große Masse des Atemgases an zeitlich anders liegender Stelle im Einatemzyklus zugeführt werden muß.

Bevorzugte Ausgestaltungsmöglichkeiten der erfindungsgemäßen Lösung sind in den Unteransprüchen zusammengefaßt.

Die Erfindung ist nachstehend anhand der in den Zeichnungen dargestellten Ausführungsformen ausführlieh beschrieben. Es zeigt

F i g. 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,

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

F i g. 4 ein Diagramm einer einen idealisierten, einem normalen Patienten während eines Einatmungszyklus zugeführten Gasmengenstrom repräsentierenden Impulsform verglichen mit einer den einem abnormaien Patienten zugeführten Gasmengenstrom repräsentierenden Impulsform,

F i g. 5 ein schematisches Blockschaltbild einer bevorzugten Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Rückkopplungs-Regelsystems zur Regelung der Position des Förderkolbens des Beatmungsgerätes,

F i g. 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 Ausgleichsreservoir,

F i g. 6A ein schematisches Blockschaltbild des Regelsystems gemäß F i g. 6, modifiziert durch den Einsatz eines Vorrangsteuerungssystem zur Verlängerung eines Einatmungszyklus,

F i g. 6B ein Diagramm einer die Kolbenauslenkung in Abhängigkeit von der Verlängerung des Einatmungszyklus durch das Vorrangsteuerungssystem gemäß F i g. 6A repräsentierenden Impulsform,

F i g. 7 ein Diagramm eines zeitabhängigen Druckaufbaus eines das Beatmungssystem gemäß Fig. 6 benutzenden abnormalen Patienten, bei dem der Druckaufbau durch das Druckausgleichssystem ausgeglichen wird, verglichen mit einem idealisierten Druckaufbau eines normalen Patienten,

F i g. 8 ein Diagramm eines zeitabhängigen Druckaufbaus eines das Beatmungssystem gemäß F i g. 6 benutzenden abnormalen Patienten, bei dem der Druckaufbau nicht durch das Druckausgleichssystem ausgeglichen ist, verglichen mit einem idealisierten Druckaufbau eines normalen Patienten,

F i g. 9 ein Diagramm der Volumenverdrängung des Ausgleichskolbens des Druckausgleichssystems gemäß F i g. 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 Einatmungszyklus auftretendes großes und kleines Verdrängungsvolumen bis zur Beendigung des Einatmungszyklus programmiert auf Null gebracht werden,

F i g. 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,

Fig. 12 ein Diagramm einer zusammengesetzten Volumenverdrängung des Druckausgleichssystems gemäß Fig.6 in der ein angemessener Druckausgleich relativ früh und ein unangemessener 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 F i g. 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 F i g. 6 während des Ausatmungszyklus mit einer Rückstellung des Volumens des Ausgleichsreservoirs auf Null,

Fig. 15 ein schematisches Blockschaltbild eines Beatmungssystems mit einem alternativen Ausgleichssystem, 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 F i g. 15,

Fig. 16A ein schematisches Blockschaltbild einer alternativen Ausführungsform des Systems gemäß Fig. 16,

Fig. 16B ein schematisches Blockschaltbild einer modifizierten Ausführungsform des Systems gemäß F i g. 16 mit einem Regelsystem zur Verlängerung eines Einatmungszyklus,

Fig. 17 eine schematische Darstellung einer alternativen Ausführungsform des Ausgleichsreservoirs in einem frühen Stadium des Einatmungszyklus, in dem ein Ausgleichsvolumen 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,

F i g. 20 ein Diagramm einer Volumen-Zeit-Abhängigkeit normal erzeugter Einatmungszyklen, bei der der Volumenzeit-Abhängigkeit mittels des Systems gemäß F i g. 19 künstliche »Seufzer« überlagert sind,

Fig. 21 ein schematisches Blockschaltbild einer alternativen Ausführungsform des Systems gemäß F i g. 19 zur Erzeugung künstlicher »Seufzer«,

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

Gemäß F i g. 1 besitzt ein Beatmungsgerät 30 einen in einem Zylinder 34 angeordneten Kolben 32. Durch geeignete Antriebseinrichtungen 36 wird der Kolben 32 im Zylinder 34 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 Kolbenantriebe einsetzbar, z. B. eine mit einem Ritzel kämmende Zahnstange oder ein Druckmediumverstärker od. dgl. In ähnlicher Weise läßt sich der Kolben durch einen periodisch Atmungsgas in die Lungen eines Patienten drückenden Balg ersetzen.

Über eine Leitung 38 wird der Zylinder 34 mit Atemgas, üblicherweise Luft oder einer geeigneten Mischung aus Luft und Sauerstoff, versorgt. Wenn der Kolbenantrieb 36 gemäß F i g. 1 den Kolben 32 in

ίο 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 gedrückt, die die Lunge des Patienten mit Atemgas versorgt.

Durch die Hin- und Herbewegung des Kolbens 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; dabei atmet der Patient passiv über eine separate Leitung (nicht dargestellt) oder mit Hilfe von dem Stand der Beatmungstechnik gemäßen Ausatmungsgeräten oder 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 induzieren. Diese Daten beinhalten ein einstellbares Signal 48 der Beatmungsfrequenz, ein einstellbares Signal 50 des Zeitverhältnisses Einatmen zu Ausatmen und ein einstellbares Volumensignal 52.

Der Rechner 46 ist vorzugsweise ein Einzweck-Analog-Rechner mit Impulsgenerator; ohne vom Gegenstand der Erfindung abzuweichen, sind jedoch auch andere Einzweck-Hybrid-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 Kolbens 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 einerr Operateur manuell eingestellt werden, um ein ge wünschtes Eingangs-lmpulssignal 56 zu erzeugen, odei automatisch durch ein Eingangssignal 58, das eine ir dem Rechner durch ein Eingangssignal 58, das eine ir dem Rechner 46 erzeugte, gewünschte Impulsforn repräsentiert. Der Operateur kann z. B. eine speziell* Impulsform wählen, die dasjenige zeitabhängige Gasvo lumen repräsentiert, das den speziellen Atmungsbedin

bo gungen des Patienten am besten angepaßt ist. Dadurcl lassen sich normalen Patienten, Patienten mit eine leichten Verengung der Atmungswege, Patienten mi einer starken Verengung der Atmungswege, Patiente mit verminderter Nachgiebigkeit der Atmungsorgan

hi od. dgl. angepaßte Impulsformen wählen. Das B'izug; ausgangssignal 54 definiert vorzugsweise ein währen jedes Einatmungszyklus zu förderndes optimales zeitat hängiges Gasvolumen. Mit einer zeitabhängigen Drud

funktion 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 Patienten, 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. Asthma oder Emphysen) oder mit einer verminderten Nachgiebigkeit der Lunge (z. B. Lungenversteifung oder Lungenentzündung).

Fig. 2 bis 4 zeigen 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 64 2wei häufige Arten de¹* Druckaufbaues in den Lungen abnormaler Patienten repräsentieren, deren Verengungs- oder 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 einen übermäßigen Druckaufbau (gemäß Kurve 62 oder 64) in der Lunge abnormaler Patienten weitgehend verhindern und die die Wahrscheinlichkeit maximieren, daß der Patient während jedes Einatmungszyklus mit dem vorgegebenen erforderlichen Gasvolumen versorgt wird. Wie aus der folgenden Detailbeschreibung ersichtlich ist, ist das erfindungsgemäße Beatmungssystem so konstruiert, daß es einer optimalen Verteilung des Atmungsgases in der Lunge bei einer minimalen Wahrscheinlichkeit, 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 F i g. 3 zeigt eine Kurve 66, wie sich die Lunge eines normalen Patienten füllt, wenn ein vorgegebenes Gasvolumen in sie gedruckt wird; eine Kurve 68 zeigt eine Volumen-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

s 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 erfindungsgemäße Beatmungssystem so konzipiert ist, daß es Atmungsgas unter generell durch die Volumenkurve 66 repräsentierten idealisierten Bedingungen fördert. Für stärker abnoimale Patienten läßt sich die die Volumen-Zeit-Abhängigkeit repräsentierende Impulsform 54 jedoch entweder manuell oder automatisch durch die 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 Almungsgas optimiert wird.

Das erfindungsgemäße Beatmungssystem läßt sich alternativ so anpassen, daß es durch die Regelung des dem Patienten während jedes Einatmungszyklus zugeführten Gasmengenstromes 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 Gasvolumen versorgt werden.

Vorzugsweise wird die Position des Kolbens 32 exakt durch ein geschlossenes Rückkopplungssystem derart geregelt, daß der durch das Rechnerausgangssignal 54 repräsentierte gewünschte Gasmengenstrom aufrechterhalten 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 Gasvolumen. Alternativ kann der Geber 74 das im Zylinder 34 verbleibende Gasvolumen messen. Vorzugsweise ist der Geber 74 ein Positionsgeber, der die jeweilige Position des Kolbens 32 im Zylinder 34 mißt und ein dem jeweils vom Kolben 32 geförderten Gasvolumen proportionales Stell- oder Positionsrückkopplungssignal 76 erzeugt. Das Rückkopplungssystem besitzt ferner ein Additionselement 78 zum Vergleich

so des Positionssollwert-Signals 54 mit dem Rückkopplungssignal 76, um ein Sollwertabweichungssignal 80 der Position des Kolbens 32 zu erzeugen, das die Abweichung zwischen dem Gasvolumensollwert und dem von dem Kolben 32 zeitabhängig geförderten Gasvolumen-Istwert repräsentiert. Die Positions-Sollwertabweichung wirkt auf den Kolbenantrieb 36, um die Position des Kolbens 32 so zu regeln, daß der von Kolben 32 geförderte gewünschte zeitabhängige Gas volumenstrom zum Patienten aufrechterhalten wird.

bO Auf diese Weise stellt das Rückkopplungssignal dei Kolben 32 exakt jeweils so, daß er das vom Rechner Φ vorgegebene zeitabhängige Gasvolumen fördert. Dar über hinaus lassen sich sowohl für normale als auch fü abnormale Patienten geeignete Rechnerausgangssigna

b5 Ie zur exakten Positionierung des Kolbens 32 entwede in einer manuellen oder einer automatischen Betrieb! weise erzeugen.

F i g. 5 zeigt ein System für einen elektrischen Antrie

709 549/2

to

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 Impulsform 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 nachdem in welcher Regelphase der Motor 84 angesteuert wird. Die Sollwertabweichung 80 wirkt auf einen Leistungsverstärker 86, der den Translationsmotor 82 mit einer variablen Leistung zum Antrieb des Kolbens 32 versorgt. Die Höhe der zugeführten Leistung ist von der Größe der Sollwertabweichung abhängig. Je größer die Spannung der Sollwertabweichung wird, desto mehr Energie wird dem Translationsmotor 84 zugeführt und desto schneller und weiter bewegt sich der Motor. Eine positive Spannung der Sollwertabweichung bewirkt eine Bewegung des Translationsmotors 84 in eine Richtung und eine negative Spannung in die entgegengesetzte Richtung. Der Translationsmotor 84 kann ein Wechselstrom- oder Gleichstrom-, ein Hochspannungs- oder Niederspannungs-Motor sein. Bei einem Niederspannungs-Wechselstrom- oder Gleichstrom-Motor ist der Leistungsverstärker 86 ein Linearverstärker, der den Translationsmotor 84 direkt mit Energie versorgt. Der Leistungsbedarf bestimmter Translationsmotoren erfordert eine Hochspannungsversorgung, in diesem Fall besteht der Leistungsverstärker 86 aus Torschaltungen 88 und 90 für Thyristorantriebsschaltungen 92. Für Wechselstrom-Translationsmotoren werden »Triac«-Tyristoren eingesetzt. Dem Stand der Technik gemäß ist ein »Triac« ein torgesteuerter Vollwellen-Gleichstrom- Silikonschalter, der für jede Polarität der angelegten Spannung aus einem sperrenden Zustand in einen leitenden Zustand schaltet; diese Schaltgeräte werden unter dem Namen »Triacs« gehandelt. Jeder »Triac« arbeitet als Schalter; er ändert den Effektivwert der Motorspannung so, daß die Zeitspanne geändert wird, während der eine gegebene Steuerphase des Motors mit der Wechselspannungoleitung verbunden ist. Auf diese Weise wird die Sollwertabweichung 80 von den »Triacs« Steuerschaltungen 92 in ein zeitabhängiges Signal umgewandelt. Abhängig von der Polarität des Sollwertabweichungssignals 80 versorgen die Steuerschaltungen 92 entweder das Tor 88 oder das Tor 90 mit Strom. Das jeweils offene Tor versorgt den Motor mit Energie; seine Bewegungsrichtung und seine Antriebskraft sind abhängig 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 lorgesteuerte 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 Siliziumgleichrichter 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 Kolbens 32 wird seine

ίο jeweilige 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 Kolbens 32 proportional. Dadurch, 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 F i g. 6 ist ein separates Ausgleichssystem 94 zusammen mit dem Beatmungsgerät 30 gemäß Fig. 1 einsetzbar, um einen Patienten unter zur Kompensation der speziellen pathologischen Bedingungen seines Atmungssystems idealisierten Bedingungen mit Atmungsgas 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 Ausgleichsreservoir 96. Das Ausgleichsreservoir % erhält von dem Zylinder 34 alles Gas, das entweder wegen einer Verengung der Atmungswege oder wegen Lungenkomplikationen vom Patienten nicht aufgenommen werden kann. Diese Probleme bewirken einen verfrühten oder unangemessenen Druckaufbau in der Lunge des Patienten. Alles Gas, das wegen dieses Druckaufbaus vom Patienten nicht aufgenommen werden kann, wird während des ersten Teiles des Einatmungszyklus 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.

F i g. 6 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 z. B. augenblicklicher Ist-Druck im Zylinder 34 und augenblickliche Ist-Position des zweiten Kolbens 98. Der Gasdruck im Zylinder 34 und in der Lunge des

bo Patienten wird von einem Druckgeber 102 gemessen, der ein dem Ist-Druck proportionales Rechnereingangssignal 104 erzeugt. Ein Positionsgeber 106 erzeugt ein der Ist-Position des zweiten Kolbens 98 proportionales Rechnereingangssignal 108.

Der Rechner 100 besitzt einen einstellbaren Druck-Zeit-lmpulsgenerator UO. Der Impulsgenerator 110 erzeugt ein Ausgangssignal 112, das eine einen idea'isierten 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 Informationen ein Ausgangssignal 114 erzeugt. Das Ausgangssignal 114 aktiviert einen geeigneten Kolbenantrieb 116, vorzugsweise einen Translationsmotor, zur Regelung der Position des zweiten Kolbens 98,

Die Zeitdauer jedes Einatmungszyklus wird im Rechner 100 von einer Programmlogik 118 in Abhängigkeit von einem Datensignal 119 des Rechners 46 berechnet. Das Signal 119 repräsentiert die Atmungsrate und das Einatmungs-Ausatmungsverhältnis des Patienten (zur Verdeutlichung ist in Fig.6 dargestellt, da3 das Signa! 119 von einem Atmungs-Rate-Verhältnis-Rechner 120 aus einem Ausgangssignal 121 des Rechners 46 erzeugt wird; tatsächlich wird das Signal 119 vom Rechner 46 aus eingespeisten Atmungsrate-Verhältnis-Daten erzeugt). Die Programmlogik 118 erzeugt ein die jeweilig abgelaufene Ist-Zeitdauer repräsentierendes Ausgangssignal 122. Das Signal 122 wird zusammen mit dem Ist-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 Solldruckwert 112 verglichen, um ein Signal 130 der Drucksollwertabweichung zu erzeugen. Das Signal 130 der Drucksollwertabweichung wird einer internen Programmlogik 131 zugeführt, um es in ein zugeordnetes Signal 132 der Positionssollwertabweichung des Kolbens 98 umzuformen, das die zum Ausgleich der Drucksollwertabweichung erforderliche Verschiebung a des Kolbens 78 repräsentiert. Das Signal 132 der Positionssollwertabweichung steuert die Bewegung des Kolbens 98 teilweise durch das Ausgangssignal 114.

Wenn der Patient normal atmet, ist daher das Signal 132 der Positionssollwertabweichung Null, d. h. der Druck in der Lunge des Patienten kann während des Einatmungszyklus ansteigen, ohne daß das Ausgleichsreservoir 96 gefüllt werden muß. In diesem Fall verbleibt der Ausgleichskolben 98 in einer festen Position (in F i g. 6 in gestrichelten Umrißlinien dargestellt) und verhindert dadurch das Einströmen von Gas in das Ausgleichsreservoir 96. Das heißt das Rechnerausgangssignal 114 bewirkt, daß der Kolbenantrieb 116 den Ausgleichskolben 98 in seiner das Ausgleichsreservoir % 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 Atmungsgas 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 Drucksollwertsignal 112. In diesem Fall wird die Amplitude des Signals 130 der Drucksollwertabweichung größer als Null; dadurch wird dem Kolbenantrieb 116 über das Ausgangssignal 114 mitgeteilt, den Ausgleichskolben 98 aus seiner in F i g. 6 in gestrichelten Umrißlinien dargestellten festen Position zurückzuziehen, um das Volumen des Ausgleichsreservoirs 96 zu vergrößern und dadurch den Gesamtdruck in der Lunge des Patienten und im ersten Kolbensystem abzusenken. Die Größe des Ausgleichs, d. h. die Bewegung des Kolbens 98 vom Ausgletchsreservoirvolumen Null weg, ist der Größe des unangemessenen Druckaufbaus und damit der Amplitude des Signals 130 der Drucksollwertabweichung proportional. F i g. 6 zeigt die Bewegung des Ausgleichskolben 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 gedrückt 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 % zwischengespeicherten Gasvolumen als auch der seit dem Beginn des Einatmungszyklus verstrichenen Zeit proportionalen Kraft. Das heißt, 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 % bis zum Ende des Einatmungszyklus in die Lunge des Patienten zu drücken. Diese Bewegung des Kolbens 98 ist in F i g. 13 durch Pfeile 134 dargestellt.

Wenn der übermäßige Druckaufbau im System relativ groß ist, ist das im Ausgleichsrcservoir % zwischengespeicherte Gasvolumen 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 % zwischengespeicherte Gas bis zum Ende des Einatmungszyklus dem Patienten zugeführt wird.

Die von dem Ausgleichskolben 98 aufgebrachte K-aft ist ferner von der seit dem Beginn des Einatmungszyklus verstrichenen Zeit abhängig. Das heißt während cles ersten Teils des Einatmungszyklus wird der Ausgleichskolben 98 mit einer relativ niedrigen Kraft zurückgestoßen. Wenn sich der Einatmungszyklus jedoch seinem Ende nähert und nur wenig Zeit zum Leeren des Reservoirs 96 verbleibt, erhält der Kolbenantrieb 116 durch das Ausgangssignal 114 den Befehl, den Kolben 98 kräftiger zurückzustoßen, um sicherzustellen, daß das vorgegebene Gasvolumen bis zum Ende des Zyklus dem Patienten zugeführt wird.

Das Druckausgleichssystem 94 ist also so programmiert, daß es alles Gas aufnimmt, das der Patient inf. 'Ige von Abnormalitäten seines Atmungssystemes nicht aufnehmen kann. Das in dem Ausgleichsreservoir 96 /.wischengespeicherte Gas wird unter Bedingungen, die die Wahrscheinlichkeit maximieren, daß der Patient das gesamte vorzugebene Gasvolumen vor dem Ende des Einatmungszyklus aufnimmt, während des restlichen Teiles des Einatmungszyklus in die Lunge des Patienten gedrückt. Das heißt, bei übermäßigem Druckaufbau 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.

Fig. 14 zeigt den Ausgleichskolben 98 in seiner Soll-Position am Ende des Einatmungszyklus. Während des folgenden Ausatmungszyklus 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 F i g. 7 bis 12 ersichtlich. Fig. 7 zeigt ein Zeitdiagramm des Sollwertsignales 112 des idealisierten Druckaufbaues verglichen mit dem Ist-Wertsignal 126 des Druckaufbaues, im Anfang des Einatmungszyklus wächst das Signal 130 der Drucksoilwertabweichung 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 130t>. In diesem Zustand hat das Ausgleichssystem 94 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.

Fig.8 zeigt ein Diagramm des Ist-Wertsignales 126 eines Druckaufbaues bei dem der ideale Druckausgleich gemäß F i g. 7 nicht auftritt. Unter den Bedingungen gemäß F i g. 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 130c/bestehen bleibt.

Wie bereits erwähnt veranlassen die Sollwert-Abweichungssignale 130cund 130c/den Translationsmotor 116 den Ausgleichskolben 98 gemäß Fig. 6 von links nach rechts zu bewegen, um das Volumen des Reservoirs % zu vergrößern. Wenn diese Bewegung des Kolbens 98 jedoch spät während des Einatmungszyklus zugelassen wird, entsteht eine ungewünschte Situation, in der Gas im Reservoir % verbleiben und das eine ausreichende Atmung sicherstellende Gasvolumen dem Patienten vorenthalten werden könnte. Um diese ungewünschte Situation zu beherrschen, besitzt der Rechner 100 eine programmierte Vorrangsteuerung, die 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 ir. 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 F i g. 6 in Verbindung mit den Diagrammen in F i g. 9 bis 12 ersichtlich. Das Positionssignal 108 und ein Zeitsignal 122 werden in eine Programmlogik 138 des Rechners 100 eingespeist, die ein die Ist-Position des Kolbens zu jedem Zcapunkt während des Einatmungszyklus repräsentierendes Ausgangssignal 140 erzeugt. Das Positionssignal 140 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 Höhe 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 -Diskriminationseinrichtung gespeist, vorzugsweise in ein alternierendes Zeitauswahlgerät 146, das alternierend das Signal 144 oder das Signal 132. d. h. eine Kombination der Signale 132 und 144, als

ίο Signal 114 zum Motor 116 durchläßt. Die Funktion des Signalauswahlgerätes 146 ist am besten aus F i g. 9 bis 12 ersichtlich. F i g. 9 zeigt zwei Bedingungen, unter denen das Positionssignal 108 während des ersten Teiles des Einatmungszyklus entsteht. Wenn das Reservoir-VoIumen 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 Π 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

:5 festgelegten, angemessenen Realzeit 90b bewirkt ein Rückstellbefehl 144i> die Rückkehr des Kolbens 98 in seine Ruhelage mit einer höheren Geschwindigkeit als der Rückstellbefehl 144a.

F i g. 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 Programmlogik 142 Rückstellbefehle 144c und 144c/, die

J5 eine Rückkehr des Kolbens 98 in seine Ruhestellung mit einer höheren Geschwindigkeit bewirken als die Rückstellbefehle 144a und 144fc; 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 dämpft, um die Rückkehr des Ausgleichskolbens 98 in seine Ruhestellung bis zum Ende des Einatmungszyklus sicherzustellen. F i g. 11

"5 zeigt wie ein kleines Druckausgleichssignal 132e durch periodische Rückstellbefehle 144e (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-Zeitcharakteristik dieser Art zeigt die Kurve 126 in F i g. 7.

Demgegenüber veranschaulicht die Kurvenkombination 144/", 132/Ίη Fig. 11 eine Situation in der das von dem ersten Kolben 32 geförderte Gasvolumen von dem Patienten nicht gut aufgenommen wird, so daß noch gegen Ende des Einatmungszyklus ein großes Signal der

M' Drucksollwertabweichung ansteht. In diesem Fall veranlaßt das Druckausgleichssignal 132/"den Kolben 98 immer größere Gasvolumen in das Reservoir 96 aufzunehmen. Dadurch erzeugt die Prograinffilogik 142 einen Rückstellbefehl 144fder das Druckausgleichsignal

hi 132/" periodisch in stärkerem Maße dämpft als der Rückstellbefehl 144e, 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 Dptimiert ist, wird es doch noch klinische Situationen geben, in denen der durch die iignalkombination 114 erzeugte Druckaufbau für einen gegebenen Patienten unzulässig ist. Dieser Überdruck wird durch ein mit der Leitung 42 verbundenes einstellbares Sicherheitsventil in die Atmosphäre abgeblasen. Das Sicherheitsventil 148 kann einfach oder federbelastet sein; in einer fortschrittlicheren Ausführungsform kann es ein elektronisch oder druckmediumgesteuertes Gerät sein, 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 Einatmungszyklus 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 isi weitgehend gleich der Kurvenkombination 132e und 144e gemäß F i g. 11. Das heißt, 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 9Oe tritt jedoch, z. B. durch Husten, ein Überdruckproblem auf. Die Reaktion der Programmlogik 142 auf das Überdruckproblem ist in Fig. 12 durch den Kurventeil 151 dargestellt, der weitgehend gleich der Kurvenkombination 132/ und 144/" in Fig. 11 ist. Der durch die Kurve 132/" repräsentierte Druckausgleich ist infolge des Überdruckproblems unzureichend; dagegen ist jedoch die Rückstellbewegung 144/" 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 F i g. 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 Einatmungszyklus große Luftvolumen in die Lunge djs 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 Problernes wird erfindungsgemäß die Einatmungszeit des betreffenden Zyklus verlängert; zu diesem Zweck wird das System gemäß F i g. 6 durch den Anbau eines Rechners 152 zur Verlängerung der Einatmungszeit gemäß Fig.6A modifiziert. Der Rechner besitzt ein Logikprogramm 153Λ zur Einleitung der Verlängerung, das von dem Positionsgeber 106 ebenfalls das Positionssignal 108 als Information, daß sich der Ausgleichskolben 98 aus seiner Ruheposition 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 A\e. Kolbenauslenkung einen für das betreffende Zeitintervall des Einatmungszyklus vorgegebenen Grenzwert überschreitet, wird ein Logikprogramm 1536 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 1536; die Höhe des Signals 153e ist der Abweichung der Kolbenposition von der vorgegebenen zulässigen Kolbenposition proportional. Das Programm 153b bestimmt die Verlängerungszeit entsprechend dem

ίο 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 153t» die Verlängerungszeit. Das Programm 1536 erzeugt ein Ausgangssignal 154, das zur Verlängerung der Einatmungszeit des betreffenden Zyklus Vorrang gegenüber den vom Impulsgenerator 46 erzeugten Grundsignal 54 der Einatmungszeit hat.

Fig.6B zeigt ein Diagramm, das die funktioneilen Zusammenhänge der Einatmungsverlängerung veranschaulicht. Die Kolbenauslenkung erfolgt anfangs gemäß einer Kurve 108a bis zu einem Zeitpunkt ία, an dem ein erster starker Husten das Einatmungsverlängerungssystem auslöst, um die Einatmungszeit von der ursprünglichen Zeit ίο auf die Zeit ft zu verlängern. Nachdem sich der Kolben 32 gefangen hat, erfolgt seine weitere Auslenkung gemäß einer Kurve 108f>, so daß er wieder Luft in die Lunge des Patienten drückt. Zum Zeitpunkt tc2 löst ein zweiter starker Husten das Verlängerungssystem aus, so daß der Einatmungszyklus nochmals von der Zeit ii auf die Zeit t₂ verlängert wird. Nachdem sich der Kolben 32 wieder gefangen hat, erfolgt seine v, eitere Auslenkung gemäß einer Kurve 108c, so daß er wieder Luft in die Lunge des Patienten drückt, bis der Zeitpunkt i₂ erreicht ist, an dem der Ausatmungszyklus beginnt.

Fig. 15 zeigt ein alternatives elektrisches Ausgleichssystem, das an das Antriebssystem des Kolbens 32 gemäß F i g. 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-Rechncr 155 gespeist. Im Rechner 155 werden die Signale 54 und 76 von einem Additionsglied 156 miteinander verglichen, um ein Positionssollwertabweichungssignal 158 zu

so erzeugen. Der Analogrechner 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. Das heißt, ein Druckgeber 160 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 beschriebenen Weise wie das Drucksigna! 126 in ein Druck-Zeit-Signal umgeformt. Diese Schritte sind jedoch in dem in F i g. 15 dargestellten System verkürzt.)

Die Drucksignale 166 und 162 werden miteinander verglichen, um ein Drucksollwertabweichungs-Signal 370 zu erzeugen. Das Signal 170 wird in eine interne

709 549/223

Programmlogik gespeist, um das Drucksollwertabweichungs-Signal in ein entsprechendes Sollwertabweichungs-Signal 174 der Position des ^l/'->lbens 32 umzuformen, das die Auslenkung des olbens 32 repräsentiert, die erforderlich ist, die Dru^sollwertabweichung zu korrigieren.

Die Sollwertabweichungssignale 174 und 158 werden von einem Additionsglied 176 miteinander verglichen, um ein dem Positionssollwertabweichungs-Signal 114 gemäß F i g. 6 entsprechendes Positionssollwertabweichungs-Signal 178 zu erzeugen. Die Druckkomponente und die Volumenkomponente des Sollwertabweichungssignals 179 sind auf ähnliche, jedoch nicht notwendigerweise identische Art gewichtet, wie die Sollwcrtabweichungssignale 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 weitgehend identisch der Impulsform des Signals 80, und der Kolben 32 arbeitet auf die bereits anhand des in F i g. 1 dargestellten Systemes beschriebene Art. Wenn jedoch im System Zylinder/Patient ein übermäßiger Druckaufbau festgestellt wird, bewirkt das Signal 178 durch den Kolbenantrieb 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 repräsentierte 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 F i g. 6.

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

Wenn dagegen der Druck-Ist-Wert kleiner als der Druck-Soll-Wert ist, unterdrückt das Ausgleichssignal 190 das Positionssignal 80 so, daß es eine vorübergehende Erhöhung 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

is 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 Pateint das gesamte vorgegebene Gasvolumen aufnehmen kann.

F i g. 16A zeigt eine alternative Ausführungsfonn des Systems gemäß Fig. 16, bei der das Druck-Istwert-Signal 162 direkt in den Rechner 46 mit Impulsgenerator gespeist wird. Bei dieser Ausführungsform des Ausgleichssystems sind der Generator 184 für den

zeitabhängigen Drucksollwert und die Vergleichseinheit 188 gemäß Fig. 16 im Rechner 46 programmiert, um zur Dämpfung der Volumensollwertfunktion ein dem Ausgleichssignal 190 gemäß Fig. 16 äquivalentes gedämpftes Ausgangssignal 54a zu erzeugen, das auf den Differenzverstärker 82 wirkt.

Fig. 16B zeigt eine modifizierte Ausführungsform des Systems gemäß Fig. 16 zur Verlängerung der Einatmungszeit bei extremen Anpassungsproblemen. Die Funktionsweise des Systems gemäß Fig. 16B ist weitgehend identisch derjenigen des Systems gemäß Fig.6A.

Fig. 17 und 18 zeigen eine alternative Ausführungsform eines Ausgleichssystems mit einem mechanisch oder durch Druckmedium gesteuerten Ausgleichsreservoir 192 variabler Größe. Das Ausgleichsreservoir 192 ist vorzugsweise ein Balg 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 Volumenaufnahme im Ausgleichsreservoir 192 verhindert, wenn der Druckaufbau im System den vorgegebenen Wert nicht überschreitet. Wenn während des ersten

so Teils des Einatmungszyklus ein übermäßiger Druckaufbau auftritt, wird durch den erhöhten Druck die Feder 1% 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 gedrückt. Um eine vollständige Leerung des Reservoirs 192 am Ende des Einatmungszyklus sicherzustellen, wird ein mechanisches Gerät (nicht dargestellt), das eine ausreichende Kraft zur Überwindung jedes Widerstandes des Patienten besitzt, während des letzten Teiles des Einatmungszyklus automatisch ausgelöst. Faiis erforderlich, wird die Kraft der Feder 196 verstärkt, um die Entleerung des Reservoirs 192 sicherzustellen. Die: kann durch einen mechanisch mit dem Einatmungszyklus synchronisierten Zahnstangenantrieb (nicht darge-

teilt} geschehen; ohne vom Gegenstand der Erfindung ibzuweichen, sind jedoch auch andere Geräte einsetz-

^)ap · ₂ ]9 _zeigt eine bevorzugte Aus: jhrungsform eines Gerätes 198 zur Erzeugung »künstlicher Seufzer«. Wie ^U der Medizin bekannt ist, erfordert eine normale Beatmung in regelmäßigen Intervallen die Einatmung eines zusätzlichen Gasvolumens, d. h. einen »Seufzer«, r Unterstützung des normalen Atmungsgasvolumens, MPi einen progressiven Kollaps der Lunge zu verhin-H η Das Gerät 198 simuliert durch die Erzeugung eines vnrranesinnales periodisch einen »Seufzer« zusätzlich dem normalen vom Kolben 32 geförderten

^Lr iTmen Das Gerät 198 erzeugt ein Spannungssi- höher als der normale Abblasedruc ^GTä das ein in spezifischen, vSn einem Zeitgeber .5 zung kann durch einen festen gnal 200, das ein in \ .. , Patienten Sicherheitsventile 148 und durch π

0 da pezifis, g

vorgegebenen Zeitintervallen dem Patienten geführtes »Seufzer«-Gasvolumen repräsentiert. Der itb 20 i b Ztntervallen

Einatmungszeit, die z. B. zwei- oder dreimal so lang sein kann wie die normale Einatmungszeit; eine manuell einstellbare Steuerung 226 zur Einstellung der zeitabhängigen Seufzervolumen-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 einsetzbare automatische Steuerung 228 zur Einstellung der zeitabhängigen Seufzervolumen-lmpulsform; 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, druekmedium- oder elektrisch geregelte Einrichtungen sein. Alternativ kann der Abblasedruck derart variiert sein, daß er während des Einatmungszyklus z. 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.
" ~~ -'-— -^:—~ *·.~;ρ,-*ν,£» Voll

es MCUi«i«-vii"'«·" ·-: -

_Der 202 erzeugt in vorgegebenen Zeitintervallen Zeitsignal 203, das ein Tor 204 öffnet, um den Rechner 46 mit einem Spannungssignal 200 zu 20 versorgen Unter normalen Bedingungen erzeugt der η vin^r 4fi ein das normale, dem Patienten zuzuführen-5e^eChGa volumen repräsentierendes Signa. 54. In "°™>^72^

Wmimwrnimi

ί durch die in F i g. 20 dargestellte VolumenZe 'v Z anschaulicht, in der mehreren normalen Volumen-Signalen 54 ein Seufzer-Volumen-Zeit-Signal i größeren Volumen und einer größeren Dauer SgtS Signal 208 hat jedoch die gleiche allgemeine

Xt^S^ortgeschrittenereAu.führungs-

!Ξ: ζ kle"feSSf aktiviert alternierend entweder Rechner 46 oder den Rechner 210, um der

SSΪ veiwifklfcht, das entweder das Signa. 54 oder das Sienal 214 zum Kolbenantrieb 36 leitet.

Der Zeitgeber 212 ist Teil einer Seufzer-SteuerkonsodiΪ fer folgende Steuerungen enthalt: eine hängigen Ist-Wert des vom Kolben geförderten Gasvolumens 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 Ausgleichsreservoir das Gas auf, das während des ersten Teiles des Einatmungszyklus vom Patienten infolge von einem vorzeitigen, z. B. durch Verengungen der Atmungswege oder durch Versteifungsprobleme der Lunge, hervorgerufenen Druckaufbau nicht aufgenommen werden konnte. Ein in dem Ausgleichsreservoir 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, das die zeitabhängige Gasvolumen-Sollwert-Funktion ■-- n_..„i,r,,,rhaii in der Lunge des

;nai /if «cum rv^iu..·.«

Der Zeitgeber 212 ist Teil einer Seufzer-Steuerkonso- das die zeitaonangigc vjaj»u._u,„w„

218, die ferner folgende Steuerungen enthält: eine 60 gemäß dem bekannten Druckaufbau in der Lunge des

.„ t-yn _71lr Finstellung des Patienten während des Einatmungszyklus modifiziert.

Steuerung 224 zur Einstellung der Lange gemäß dem bekannten Druckaufbau in der Lung Patienten während des Einatinungszyklus modifiziert. Ein die modifizierte Volumen-Sollwert-Funktion repräsentierendes Signal steuert die Bewegung des Kolbens, um ein vorgegebenes Gasvolumen unter geregelten und optimierten Bedingungen in die Lunge des Patienten zu drücken.

Hierzu 6 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Beatmungsgerät zur kontrollierter ^rsorgung eines Patienten mit Atemgas währeno . jnatemabschnittes des Atemzyklus aus einem cmgas-Behälter mit einem bewegbaren Glied, das unter dem Antrieb eines steuerbaren Aggregates periodisch ein vorbestimrntes Atemgasvolumen in die Lungen des Patienten drückt, dadurch gekennzeichnet, daß ein Soll-Signalgeber (46) an das Antriebsaggregat (36) angeschlossen ist, der zu dessen Steuerung ein Soll-Signal (54) erzeugt, dessen Kurvenform der zeitlichen Veränderung der für eine gewünschte zeitabhängige Atemgasvolumenabgabe notwendigen Betriebsstellung des Atemgasbehälters (32,34) entspricht, und daß eine Regeleinrichtung für den Betrieb des Atemgasbehälters vorgesehen ist, welche einen an das bewegbare Glied des Atemgasbehälters angeschlossenen Positionsgeber (74) zur Erzeugung eines Ist-Signals, das das zeitabhängig tatsächlich abgegebene Atemgasvolumen anzeigt, und eine dem Antriebsaggregat (36) vorgeschaltete Vergleichseinrichtung (78) umfaßt, die aus dem Ist-Signal (76) und dem Soll-Signal (54) ein das Antriebsaggregat (36) steuerndes Korrektursignal (80) bildet.

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Atemgasbehälter mit seinem bewegbaren Glied ein Zylinder (34) mit einem Kolben (32) ist, und daß das Antriebsaggregat einen Translationsmotor (84) umfaßt, den das Korrektursignal (80) steuert.

3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Positionsgeber (74) die Stellung des Kolbens (32) in dem Zylinder (34) kontinuierlich abfühlt.

4. Gerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Größe und das Vorzeichen des Korrektursignals proportional zur Größe und Richtung der auf den Kolben von dem Motor auszuübenden Kraft ist.

5. Gerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß ein Gasdruckfühler (160) den Druck des vom Atemgasbehälter abgegebenen Gases abfühlt, und daß eine Vergleichseinrichtung (156) ein Druck-Korrektur-Signal (158) aus dem Vergleich des abgefühlten Gasdruckes mit einem von einem Ist-Druckgeber (168) abgegebenen Ist-Gasdrucksignal auf eine Stelleinrichtung (176) gibt, die das von dem Atemgasbehälter zeitabhängig abgegebene Gasvoiumen einsteilt.

6. Gerät nach Anspruch 5, c'adurch gekennzeichnet, daß die Stelleinrichtung die zeitabhängige Volumenfunktion proportional zur Größe des Druckfehlersignals (190) verändert.

7. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Steileinrichtung (176) das Korrektursignal (80) im Verhältnis zur Größe des Druckfehlersignals (190) verändert.

8. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Ist-Druckgeber einen für den Patienten während des Einatmens maximal zulässigen zeitlichen Druckverlauf (184) definiert, und daß das Druckfehlersignal (190) den Betrag darstellt, um welchen der festgestellte Druck (162) den maximal erlaubten Druck übersteigt.

9. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Gasdruckfühler einen Druckwandler

(160) zur Erzeugung des Ist-Gasdruck-Signals aufweist.

10. Gerät nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß der Druckwandler die zeitabhängige Volumenfunktion (46) entsprechend der Größe des Druckfehlersignals einstellt.

! 1. Gerät nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß eine Verstelleinrichtung (180) das Positionsfehlersignal entsprechend der Größe des Druckfehlersignals (178) verstellt.

12. Gerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Soll-Signal (54) intermittierend von einer Signal-Torschaltung (216) derart überschrieben wird, daß ein einem künstlichen Seufzer entsprechendes Volumen vom Atemgasbehälter abgegeben wird, und daß ein Signalgeber (210) für die zeitliche Abhängigkeit des Seufzervolumens vorgesehen ist, der unabhängig von dem Soll-Signalgeber (46) arbeitet.