DE2454330A1

DE2454330A1 - Verfahren zur steuerung des druckverlaufs des einem patienten mit einem beatmungsgeraet zugefuehrten beatmungsgases und beatmungsgeraet zur durchfuehrung des verfahrens

Info

Publication number: DE2454330A1
Application number: DE19742454330
Authority: DE
Inventors: Konrad Dr Hammacher
Original assignee: F Hoffmann La Roche AG
Current assignee: Hammacher Konrad Prof Dr 6344 Meierskappel D
Priority date: 1973-11-21
Filing date: 1974-11-15
Publication date: 1975-05-22
Also published as: FR2251340B1; JPS5830059B2; FR2251340A1; CH571868A5; NL175702C; JPS5085195A; NL7412720A; GB1466620A; US3923055A; NL175702B; DE2454330C2

Description

Verfahren zur Steuerung des Druckverlaufs des einem Patienten mit einem Beatmungsgerät zugeführten Beatmungsgases und Beatmungsgerät zur Durchführung des Verfahrens.

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung des Druckverlaufs des einem Patienten mit einem Beatmungsgerät zugeführten Beatmungsgases und Beatmungsgerät zur Durchführung des Verfahrens · "

Die Funktion der meisten bisher verfügbaren Beatmungsgeräte beruht darauf, dass der Lunge des Patienten periodisch mit einer in der Größenordnung der natürlichen Atemfrequenz liegenden Frequenz, Ätmungsgas zugeführt wird, wobei im wesentlichen zwei Steuerungsarten angewendet werden: Bei den sogenannten druckgesteuerten Systemen wird in jedem Atemzyklus in der Lunge des Patienten ein vorgegebener Maximaldruck aufgebaut und anschliessend wieder abgelassen. Bei den sogenannten volumengesteuerten Systemen wird dem Patienten in jedem Atemzyklus eine volumenmässig abgemessene Menge des Atemgases zugeführt. Daneben sind auch Systeme .bekannt, bei denen während jedes Atemzyklus¹ oder beim Vorliegen bestimmter Kriterien von einer Steuerungsart auf die andere umgeschaltet

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Gemeinsames Merkmal der druck- und volumengesteuerten Systeme 1st der Umstand, dass während eines erheblichen Teils des Atemzyklus¹ kontinuierlich ein relativ hoher Druck in der Lunge des Patienten besteht. Dies bringt den Nachteil mit sich, dass während der Phase hohen Drucks die Ausbreitung der Pulswelle in. den alveolären Blutgefassen beeinträchtigt ist. Dieser Nachteil ist besonders schwerwiegend bei Patienten mit schwachem Kreislauf, also beispielsweise bei Neu- und Frühgeburten oder beim Vorliegen von Kreislauferkrankungen.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, diesen Nachteil zu beseitigen und eine Steuerung für ein Beatmungsgerät anzugeben, mit dem eine verbesserte künstliche Beatmung ermöglicht wird, insbesondere im Fall von kreislaufschwachen Patienten.

Erfindungsgemäss wird dies gelöst durch ein Steuerungsverfahren, bei dem der Druck des Atmungsgases mit Hilfe eines pulssynchronen Signals jeweils während der Ausbreitungszeit der Pulswelle in der alveolären Strombahn kurzzeitig herabgesetzt und unmittelbar anschliessend wieder erhöht wird.

Zur Durchführung dieses Verfahrens eignet sich ein Gerät mit einem auf ein pulssynchrones Signal ansprechenden Zeitgeber und einem an die Patientenleitung angeschlossenen und durch einen Ausgangsimpuls des Zeitgebers angesteuerten Ventil zur Verringerung des Drucks in der Patientenleitung.

Das pulssynchrone Signal, das zur Drucksteuerung herangezogen wird, kann auf verschiedene V/eise gewonnen werden. Eine Möglichkeit besteht beispielsweise darin, den sogenannten EKG-Trigger impuls eines EKG-Gerätes, der die R-Zacke des

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Elektrokardiogramms angibt, zu verwenden. Andere Möglichkeiten bestehen darin, das Steuersignal einem Plethysmographen oder Vorrichtungen zur rheographisehen Bestimmung des Herzschlagvolumens oder zur Erfassung des Blutflusses mittels Ultraschallverfahren zu entnehmen. Allgemein eignet sich zur Gewinnung des Steuersignals jede Messung von Ak-tionsströmen bzw. -spannungen des Herzens, sowie blutige und unblutige Messungen von Druck, Fluss, Strömungsgeschwindigkeit, Beschleunigung etc. des Blutes· mittels Druckwandler, auch solchen in Kathetern, optischen Fühlern, Ultraschallgeräten, akustischen Wandlern und dergleichen. Die so erhaltenen Impulse müssen um die Zeit zwischen dem Messzeitpunkt und der Ankunft der Pulswelle bei den Alveolen verzögert werden. Diese Zeitspanne hängt beispielsweise bei Verwendung eines von einem Plethysmographen abgeleiteten oder eines durch eine rheographische, Messung gewonnenen Signals von der Messstelle ab und wird im übrigen von physiologischen Gegebenheiten beeinflusst, sodass sie von Patient zu Patient unterschiedlich lang sein kann.

Der verzögerte Impuls wird nach geeigneter Formung dem Beatmungssystem zugeführt, um dort die Herabsetzung des Beatmungsdruckes zu bewirken. Zu diesem Zweck können am pneumatischen System des Beatmungsgerätes ebenfalls verschiedene Möglichkeiten, wie Ventile, Pumpen, etc. vorgesehen werden, von denen einige nachstehend beschrieben werden.

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Nach dem Durchgang der Pulswelle durch die alveolären Strombahnen wird der Beatmungsdruck wieder erhöht, wobei bei entsprechender Auslegung der Druckkurve dem zum linken Herzen zurückfliessenden Blut ein zusätzlicher Beschleunigungsimpuls erteilt wird und somit die Wirkung einer Lungenkreislauf-Hilfspumpe erzielt wird.

Im folgenden werden an Hand der beiliegenden Zeichnungen 'Ausführungsbeispiele der Erfindung beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform der erfindungsgemässen Vorrichtung in Zusammenwirkung mit der Patientenleitung eines Respirators;

Fig..2 ein Impulsdiagramm, das die Funktion an verschiedenen Punkten der Vorrichtung und ihren Einfluss auf den Beatmungsdruck zeigt,

Fig. J> ein Impulsdiagramm für eine andere Betriebsweise,

Fig. 4 eine schematische Darstellung einer anderen Ausführ.ungsform der Erfindung,

Fig. 5 eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform der Erfindung.

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Wie in Fig. 1 gezeigt, wird ein Patient 1 mit einem Respirator 2, der mit-dem Patienten über eine Leitung 3 verbunden ist, beatmet. Der Patient 1 kann ein nieu- oder frühgeborenes Kind oder auch ein Erwachsener sein. Je nach der Art des Patienten wird ein unterschiedlicher Respirator 2 eingesetzt werden, wobei jedoch die Steuerung des Respirators unerheblich ist. Die erfindungsgemässe Vorrichtung ist für volumenges teuer'te, druckgesteuerte oder gemischte Systeme gleich gut verwendbar.

In die Patientenleitung 3 ist ein Ventil 4 eingeschaltet, das je nach Stellung den Patienten mit dem Respirator oder mit der Umgebungsluft verbindet. Die beiden Stellungen des Ventils sind in vergrössertem Massstab in schematischer Form bei I und II gezeigt. Bei dem Ventil 4 handelt es sich in der vorliegenden Ausführungsform um ein Elektromagnetventil, in dem durch einen elektrischen Impuls eine Umschaltung bewirkt wird. Der zur Umschaltung benötigte elektrische Impuls gelangt Über die elektrische Leitung 5 zum Ventil 4.

Das-Umsehaltsignal für das Ventil wird bei der vorliegenden Ausführungsform aus dem EKG des Patienten gewonnen. Zu diesem Zweck trägt der Patient die üblichen EKG-Elektroden 6, die über Leitungen 7 mit den Eingängen eines Elektrokardiographen 8 verbunden sind. Im Elektrokardiographen wird aus der R-Zacke des EKG's der sogenannte EKG-Trigger impuls gewonnen. Bei der Patientenüberwachung steht dieser EKG-Triggerimpuls in der Regel ohnehin zur Verfugung, sodass die EKG-Einheit, nicht in der Vorrichtung gemäss der Erfindung enthalten sein

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Das EKG-Triggärsignal wird einer .Zeitgeberschaltung zugeführt. Die Zeitgebersehaltung 9 dient dazu, mit einer gewissen Verzögerung gegenüber dem EKG-Triggsrsignal ein Reehtecksignal abzugeben. Zu diesem Zweck enthält die Zeitgeberschaltung beispielsweise zwei in üblicher Weise hintereinander geschaltete monostabile Kippschaltungen, von denen die erste einen Impuls abgibt, dessen Länge die Zeitverzögerung des Ausgangsimpulses der Zeitgeberschaltung gegenüber dem EKG-Trigger signal bestimmt und mit seiner abfallenden Flanke die zweite Kippschaltung ansteuert. Solche Zeitgeberschaltungen sind im Handel als integrierte Bausteine erhältlich. Als Beispiel kann der Baustein XR-255Ö der Firma Exar-Integrated Systems Inc. genannt werden, der zwei Zeitgeber-Stufen enthält, mit denen durch geeignete Schaltung die Funktion des im vorliegenden Ausführungsbeispiel enthaltenen Zeitgebers verwirklicht werden kann.

Da sowohl der Abstand des Steüerungsimpulses für das Magnetventil vom EKG-Trägerimpuls als auch die Dauer des Steuerungsimpulses einstellbar sein sollten, sind in der Zeitgeberschaltung zwei Potentiometer enthalten, mit denen die Impulslängen der monostabilen Kippschaltungen variiert werden können. Das Ausgangssignal des Zeitgebers 9 wird in einem Verstärker 10 soweit verstärkt, dass es zur Schaltung des Magnetventils 4 geeignet ist.

Die Funktion der in Fig. l· gezeigten Anordnung ist wie folgt:

Der Patient 1 wird durch den Respirator 2 mit einer fest eingestellten Frequenz beatmet, d.h. es wird in konstanten Abständen eine bestimmte Menge Atmungsgas in die Lunge des Patienten hineingepumpt und jeweils anschliessend wieder abgelassen oder abgesaugt; Gleichzeitig wird das EKG des Patienten

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gemessen, und zwar mit einem Messgerät, das einen die R-Zacke angebenden Impuls abgibt. Mit diesem sogenannten EKG-Triigerimpuls wird 'im Zeitgeber der Steuerungsimpuls für das Ventil 4 erzeugt. Während der Dauer dieses Steuerungsimpulses schaltet das Ventil von der bei I gezeigten Stellung in die bei II gezeigte Stellung um, in der die Atemgaszuleitung vom Respirator zum Patienten gesperrt ist und eine Verbindung zwischen Patient und Umgebungsluft besteht. Da der Druck in der Lunge des Patienten praktisch während eines gesamten Beatmungszyklus' über dem Atmosphärendruck liegt, tritt im Moment, in dem das Ventil eine Verbindung zwischen der Patientenlunge und der Umgebungsluft herstellt, ein plötzlicher' Druckabfall in der Lunge ein.

Am Ende des Steuersignals wird das Ventil wieder in die Stellung I umgeschaltet, der Patient somit wieder an den Respirator angeschlossen, wodurch der Druck in seiner Lunge wieder auf den Beatmungsdruck ansteigt.

Es ist aus dem Vorstehenden leicht ersichtlich, dass der zeitliche Abstand zwischen dem EKG-Trigger signal und dem Beginn des Steuerimpulses für das Ventil 4 im wesentlichen der Zeitspanne zwischen dem Auftreten eines QRS-Komplexes bzw. genauer der R-Zacke und der Ankunft der zugehörigen oder, möglicherweise einer folgenden Pulswelle im alveolären Gefässsystem entsprechen sollte,um eine optimale Entlastung der alveolären Zirkulation zu erreichen. Andererseits muss die Dauer des Steuerungsimpulses der Zeit entsprechen, die die Pulswelle zum Passieren des alveolären Gefässystems braucht, um anschliessend den Druck sehr schnell wieder erhöhen zu können und damit die erwünschte Wirkung eines Rückfluss-Beschleunigungsimpulses zu erreichen.

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In ihrem zeitlichen Ablauf ist die Punktion der erfindungsgemassen Vorrichtung besonders gut an Hand des in Fig. 2 gezeigten Impulsdiagramms ersichtlich. Die Kurve e dieser Figur zeigt das Elektrokardiogramm. Von den R-Zacken 10 desselben wird der EKG-Triggerimpuls abgeleitet, der in der Kurve a gezeigt ist. Der EKG-Triggerimpuls wird der Zeitgeberschaltung 9 eingegeben, in der die in der Kurve b gezeigten Impulse 11 durch die erste monostabile Kippschaltung und die in der Kurve c gezeigten Impulse 12 durch die zweite Kippschaltung erzeugt werden, wobei die Impulse 12 die Steuerimpulse für das Magnetventil darstellen. Die Kurve c der Fig. 2 zeigt die Ausgangsimpulse 12 des Zeitgebers 9. Während der Dauer der Impulse 12 ist das Ventil 4 in seine Stellung II geschaltet, in der die Verbindung vom Respirator 2 zum Patienten gesperrt ist und der DruGk aus der Lunge des Patienten entweichen kann. Am Ende der Impulse 12 wird das Ventil wieder in die Stellung I zurückgeschaltet und die Verbindung zwischen Respirator 2 und der ■Lunge des Patienten wieder hergestellt.-

Die Kurve d zeigt den Verlauf des Beatmungsdruckes. Die gestrichelte Linie 13 gibt den Beatmungsdruck an, wie er vom Respirator ohne die erfindungsgemässe Vorrichtung geliefert wird. Im Punkt 14 schaltet das Ventil in die Stellung II, wodurch nach einer kurzen, von der Compliance der Lunge abhängigen Verzögerung der Druck abfällt. Der Punkt 15 entspricht dem Ende eines Impulses 12 und damit der Umschaltung des Ventils 4 in die Stellung I. Im Punkt 15 geht daher die Kurve mit einer kurzen Verzögerung in einen erneuten Druckanstieg über. Im Punkt ΐβ wird erneut das Ventil umgeschaltet, wodurch wiederum der Druck abfällt. Im Punkt erfolgt die Rückschaltung des Ventils in die Stellung I, was einen erneuten Druckanstieg

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zur Folge hat. Der gleiche Vorgang wiederholt sich mehrere Male, während jedes Atemzyklus', wobei die Zahl der Umschaltungen pro Atemzyklus vom Verhältnis der Atemfrequenz zur Herzfrequenz abhängt.

Um eine schnellere Druckentlastung der Patientenlunge bei Ankunft der Pulswelle zu erreichen, kann der Patient während der Dauer der Impulse 12 anstatt an Atmosphärendruck an einen verringerten Druck angeschlossen werden. Dies ist in Fig. 1 in gestrichelten Linien durch die Verbindung des Ventils 4 mit einer Unterdruckkammer 18 gezeigt. Die Kammer wird durch eine Pumpe 19 ständig unter verringertem Druck gehalten. Eine andere Möglichkeit besteht darin, das Ventil 4 direkt an die Pumpe 19 anzuschliessen.

Fig. J5 ist ein Impulsdiagramm,das die Anwendung des erfindungsgemässen Verfahrens auf eine Beatmungsmethode zeigt, die zur Zeit verschiedentlich für die Beatmung von Neugeborenen eingesetzt wird. Bei dieser Methode wird die Lunge des Patienten kontinuierlich auf dem positiven endexspiratorischen Druck gehalten über dem der Patient spontan atmet. Auch bei dieser Methode lässt sich durch pulssynchrone Modulation des Druckes eine wesentlich verbesserte .Perfusion und vor allem auch die Wirkung der Rückfluss-Hilfspumpe erzielen. Im gezeigten Diagramm entsprechen die elektrischen Impulse denen der Fig. 2.

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In Fig. 4 ist eine Alternative gezeigt, in der anstelle 'des Ventils 4 eine Pumpe. 20 vorgesehen ist, die während der Dauer der Impulse 12 der Leitung vom Respirator 2 zum Patienten 1 Beatmungsgas entnimmt und dieses am Ende der Impulse. 12 wieder zuführt. Durch geeignete Auslegung der Pumpe kann ein schneller Druckabfall und insbesondere auch ein schneller Druckanstieg am Ende der Impulse 12 erreicht werden. Dies ist für die zusätzliche Wirkung der erfindungsgemässen Vorrichtung als Rückfluss- Hilfspumpe besonders günstig.

Die bisher beschriebenen Ausführungsformen der erfindungsgemässen Vorrichtung dienen als Zusatzgeräte für bestehende Respiratoren. Die Druckentlastungsfunktion der erfindungsgemässen Vorrichtung wird den Druckkurven der Respiratoren überlagert. Als weitere Ausbildung der Erfindung lässt sich die gesamte Steuerung eines Respirators pulssynchron durchführen. Ein entsprechendes Ausführungsbeispiel ist in Bⁿig. 4 gezeigt. In diesem Fall wird die Atemfrequenz nicht unabhängig vorgegeben, sondern sie ist ein Vielfaches der Herzfrequenz. Ebenso sind die Inspirations- und Exspirationsphasen Vielfache des Herzzyklus¹.

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- · Ein solcher Respirator (vgl. Rig. 5) besteht aus eimr Atemgasquelle 21, in der Atemgas unter einem erhöhten Druck zur Verfügung steht, einem Regelventil 22 zur Regelung des Flusses des Atmungsgases und zur Umschaltung zwischen Inspiration und Exspiration und einer pneumatischen V/eiche 25,die das exspirierte Gas aus der Patientenleitung ableitet. Ein solches Beatmungsgerät ist beispielsweise in der deutschen Offenlegungssehrift Ho. 2.314.356 beschrieben. Die Patientenleitung 3 führt· durch einen Messkopf 2β zur Messung des Flusses und des Druckes des Atmungsgases direkt beim Trachealtubus,der der Intubation des Patienten dient. Im Messkopf 26 werden elektrische Signale erzeugt, die den Fluss- und/oder Druckverlauf des Atmungsgases wiedergeben. Eine elektrische Leitung 27 dient zur Ueberführung der gewonnenen Signale zu einer elektronischen Regeleinrichtung 28« Der Regeleinrichtung 28 werden ausserdem über die Leitungen 29 und J>0 Sollsignale für Druck und/oder Fluss des Atmungsgases -und über die Leitung 31 das aus dem EKG-Trigger gewonnene verzögerte ZeitSteuersignal für die Synchronsteuerung der Atemzyklen mit dem EKG eingegeben. Mit Hilfe dieser eingegebenen Parameter wird ein dem in Fig. 2 gezeigten Druckverlauf ähnlicher Atemzyklus erzeugt., wobei nunmehr jedoch die Atemzyklen mit Vielfachen der Herzfrequenz synchron ablaufen. Der Druck in der Patientenlunge wird in einer Reihe von Stufen mit vorgegebenem Druckverlauf aufgebaut, wobei durch die Rückkopplung über den Messkopf 2β Druck und/oder .Fluss gemäss den eingegebenen Parametern geregelt wird.

Obwohl sich ein vollständig mit Hilfe eines Ventils geregeltes Beatmungsgerät," wie das vorstehend beschriebene, besonders gut für die Kombination mit der erfindungsgemässen Beatmungsmethode eignet, lassen sich auch auf anderen Prinzipien beruhende Beatmungsgeräte an den

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Betrieb mit der pulssynchronen Steuerung anpassen. Bei einem mit einer Pumpe betriebenen Beatmungsgerät müsste daher die Druckcharakteristik der Pumpe mit dem Herzschlag synchronisiert werden. Dies lässt sich je nach Pumpe auf relativ einfache Weise entweder mechanisch oder auch elektronisch durchführen.

Die bereits erwähnte Verzögerung zwischen den gemessenen Parametern der Blutzirkulation, inklusive EKG, und dem Steuerungsimpuls für die Druckverminderung kann auch in Abhängigkeit von der Pulsfrequenz automatisch geregelt werden. Da die Verzögerungszeiten bei Bradykardie und bei Tachykardie unterschiedlich gross sein müssen, wird mit Vorteil eine nichtlineare Regelcharakteristik gewählt, beispielsweise die Punktion t = — , wobei t die Verzögerungszeit und f die Herzfrequenz ist. -

Zur Gewinnung des Steuerungssignals eignen sich,wie bereits erwähnt, auch rheographisehe Verfahren zur Messung der Durchblutung. Eine Einrichtung für ein solches Verfahren könnte direkt am Trachealtubus angeordnet sein, was den Vorteil hat, dass das Signal in unmittelbarer Nähe des alveolären Gefässystems gewonnen wird und Fehler durch Schwankungen der Laufzeit der Pulswelle ausgeschaltet werden können. Zum Zweck dieser Messung wird beispielsweise der Trachealtubus an seinen beiden Enden mit Elektroden versehen, die an eine geeignete Mess-Schaltung angeschlossen werden. Die zweite Elektrode könnte alternativ auch aussen am Thorax angelegt werden.

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Claims

Patentansprüche

1. Verfahren zur Steuerung des Druckverlaufs des einem Patienten mit einem Beatmungsgerät zugeführten Beatmungsgases, dadurch gekennzeichent, daß der Druck des Atmungsgases mit Hilfe eines pulssynchronen Signals jeweils während der Ausbreitungszeit der Pulswelle in der alveolären Strombahn kurzzeitig herabgesetzt und unmittelbar anschließend wieder erhöht wird.

2. Verfahren nach Anspruch.1, dadurch gekennzeichnet, dass das pulssynchrone Signal aus dem EKG gewonnen wird.

J5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das pulssynchrone Signal aus einem Blutdrucksignal gewonnen wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, dass die pulssynchronen Signale verzögert und zu einem der Dauer des Durchgangs der Pulswelle durch die alveolären Strombahnen entsprechenden Impuls umgeformt werden.

5· Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das aus dem pulssynchronen Signal gewonnene Steuersignal mit Hilfe eines in die Beatmungsleitung geschalteten Ventils dem Druckverlauf eines Beatmungsgerätes Überlagert wird.

6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das aus dem pulssynchronen Signal gewonnene Steuersignal zur Steuerung des zeitlichen Ablaufs eines Respirators verwendet wird. ■ .'

7· -Verfahren nach Anspruch 5* dadurch gekennzeichnet, dass die Patientenleitung mit Hilfe des Ventils während der Dauer des Steuerungsimpulses mit verringertem Druck verbunden

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8. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der der Herabsetzung des Druckes folgende Druckanstieg durch zusätzliche pneumatische Massnahmen verkürzt wird.

@ Beatmungsgerät zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch einen auf ein pulssynchrones Signal ansprechenden Zeitgeber und eine in der Leitung von der Atmungsgasquelle zum Patienten enthaltene Einrichtung zur Verringerung des Drucks der Patientenleitung.

10. Vorrichtung nach Anspruch 9> dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zur Verringerung des Drucks ein Ventil ist, mit dem in einer Stellung die Atmungsgasquelle mit dem Patienten und in dessen anderer Stellung der Patient mit der Aussenluft in Verbindung steht.

11. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zur Verringerung des Druckes aus einer Pumpe besteht.

12. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zur Verringerung des Druckes aus dem Steuerungsventil eines ventilgesteuerten Beatmungsgerätes besteht.

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Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Ventil in seiner zweiten Sehaltstellung mit einer
Kammer verringerten Drucks verbunden ist.

l4. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Ventil in seiner zweiten Schaltstellung die Patientenleitung mit einer Saugpumpe verbindet.

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