DE2851490C2

DE2851490C2 - Gerät zur künstlichen Beatmung

Info

Publication number: DE2851490C2
Application number: DE2851490A
Authority: DE
Inventors: Christer Lidingö Berndtsson
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1977-11-29
Filing date: 1978-11-28
Publication date: 1982-09-09
Also published as: DE2851490A1; SE7713464L; SE409175B; US4241732A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zum künstlichen Beatmen mit vom atmosphärischen Druck abweichendem Gasdruck, bei dem in Verbindung mit einer zu einem zu beatmenden Patienten führenden Atemgasleitung ein Druckfühler vorgesehen ist, an den eine Recheneinheit angeschlossen ist, die das dem Patienten zugeführte Atemgasvoiumen auf einen vorgegebenen Normaldruck umrechnet.

Bei der künstlichen Beatmung von Patienten mittels eines Atemgerätes ist es sehr wichtig, ein genaues Maß für die dem zu beatmenden Patienten jeweils pro Zeiteinheit zugeführte Gasmenge zu gewinnen, da sich nur so beurteilen läßt, ob die künstliche Beatmung zufriedenstellend verläuft. Zu diesem Zwecke ist es übliche Technik, die pro Zeiteinheit zugeführte Gasmenge auf einen gegebenen Normaldruck zu beziehen. Dies geschieht bei der üblichen Einstellung des Beatmungsvorganges unter Veränderung des Gasdrukkes zweckmäßig mit Hilfe einer entsprechenden

ίο Recheneinheit

Zur Erzielung befriedigender Ergebnisse bedarf es dabei einer Korrektur von durch eine reine Volumenerfassung erhaltenen Werten für die einem Patienten zugeführte Atemgasmenge anhand des Druckes dieses Gases, um zu einer Volumenabgabe unter einem vorgegebenen Normaldruck zu gelangen. Aus der DE-OS 26 41 289 ist in diesem Zusammenhang ein Atmungsmeßgerät bekannt, bei dem über einen Druckmeßwertgeber der maximale und der minimale Druck bestimmt und unter getrennter Verarbeitung dieser Werte ein ihrer Differenz proportionales Signa! gewonnen wird, das dann für die Angabe der dem Patienten zugeführten Atemgasvolumina herangezogen wird, um diese zu korrigieren.

Der Erfindung liegt demgegenüber die Aufgabe zugrunde, ein Atemgerät der eingangs ermähnten Art so auszugestalten, daß weder hohe Druckwerte noch hohe Frequenzen für die Atemzugfolge zu einer Beeinträchtigung der Genauigkeit für die Bestimmung des dem Patienten zugeführten Atemgasvolumens führen können.

Die gestellte Aufgabe wird gemäß der Erfindung gelöst durch eine Ausbildung des Atemgerätes, wie sie im Patentanspruch 1 gekennzeichnet ist. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Bei dem erfindungsgemäß ausgebildeten Atemgerät ist eine unmittelbare Anzeige der einem Patienten zugeführten Gasmenge pro Zeiteh.;Ht. bezogen auf einen vorgegebenen Normaldruck, möglich. Dabei kann mit einem konstanten Überdruck für die Atemgasmischung bis zu 1,5 bar gearbeitet und eine Atemfolgefrequenz von 60 Atemzügen/min eingehalten werden. Die einzelnen Teilvolumina für das dem Patienten zugeführte Atemgas fallen sehr klein aus. und vor allem wird die für den Patienten wirksame Drucksteigerung sehr klein. Sie liegt bei ungefähr 5 cm Wassersäule. Die erfindungsgemäße Ausbildung macht das Atemgerät in besonderem Maße geeignet für eine Beatmung von Patienten über Trachealröhrchen. wie sie beispielsweise bei Halsoperationen Verwendung finden. Dabei kommt es au^r möglichst kleine Abmessungen für diese Röhrchen an. um die Nebenbelastung des Patienten während der Operation zu mindern.

In der Zeichnung ist die Erfindung beispielsweise veranschaulicht; es zeigt

F ig 1 die Gasführung in einem Atemgerät anhand eines Blockschemas;

F ι g. 2 die für den Betrieb eines solchen Atemgerätes

6Q vorgesehenen elektrischen Bauelemente in einem ^Blockschaltbildi

F i g. 3 den zeitlichen Verlauf von an Verschiedenen Stellen in der Schaltung von Fig,2 auftretenden elektrischen impulsserien,

In dem in F i g« 1 dargestellten Blockscherria werden einem Gasmischer 1 Über Leitungen 2 und 3 Gase zugeführt, wobei als Beispiele für solche Gase in dem dargestellten Falle Sauerstoff Und Lachgas gewählt sind.

Der Gasmischer 1 steht über eine Leitung 4 mit einem Druckregler 5 in Verbindung. Außerdem ist an die Leitung 4 ein Manometer 6 angeschlossen. Vom Druckregler 5 wird das Gas über eine Leitung 7 einem FJuidschalter, einem sogenannten Fluidistor 8, zugeführt. Dieser Fluidistor 8 ist in bekannter Weise derart selbstschwingend ausgebildet, daß das seinem Einlaß zugeführte Gas alternierend zwischen zwei Auslassen umgeschaltet wird. An diese Auslässe ist in Fig. ! eine gemeinsame Auslaßleitung 9 angeschlossen.

Das dem Fluidistor 8 zugeführte Gas wird darin in Teilvoluniina von untereinander gleicher Größe unterteilt, und jedes dieser Teilvolumina wird der Ausgangsleitung 9 zugeführt Bei einer bestimmten Ausführungsform können die so erhaltenen Teilvolumina an Gas einen Wert von 20 ml erreichen. Um die Anzahl der durch den Fluidistor 8 hindurchgehenden Teilvolumina zählen zu können, ist in einem seiner Auslässe ein als temperaturabhängiger Widerstand 10 ausgebildeter Strömungsdetektor angeordnet, der beispielsweise die

10

15 eingeleitet, während der Behälter 18 über die Leitungen 7, 9 und 14 in den Zeitintervallen Gas abgibt, in denen dem Patienten Luft injiziert wird. Diese Injektion von Luft in den Patienten erfolgt in Zeitintervallen, die erheblich kürzer sind als die oben erwähnten Zwischenzeitintervalle.

Wie oben erwähnt, wird der Fluß des Gases durch die Leitungen 7 und 9 mit Hilfe des Fluidistors 8 in Teilvolumina von untereinander gleicher Größe unterteilt. Somit läßt sich die dem Patienten zugeführte Gasmenge anhand der Anzahl der während eines vorgegebenen Zeitintervalls erhaltenen Teilvolumina bestimmen. Da nun aber der Gasdruck verändert werden kann, um die gewünschte Beatmung für einen Patienten zu erzielen, muß die Möglichkeit bestehen, die so bestimmte Gasmenge auf eine äquivalente Gasmenge von vorgegebenem Druck zurückzuführen, wobei dieser vorgegebene Druck beispielsweise der atmosphärische Druck sein kann. Zu diesem Zwecke ist in F i g. 1 an die Leitung 7 ein Druckwand' / 19 von solcher

Form eines nut elektrischem Strom beheizten Platinfa- Bauart angeschlossen, daß an einem dan.ίί "crbundcncn

dens aufweisen kann. Die Spannung an diesem Widerstand 10 v/ird über eine elektrische Leitung 11 abgenommen und einem Anschluß Szugeführt.

Das den Fluidistor 8 über die Leitung 9 verlassende Gas geht aufeinanderfolgend durch zwei Ventile 12 und

13 hindurch, worauf es dann über eine weitere Leitung

14 einem Verbraucher wie beispielsweise einem mit einem Patienten verbundenen Trachealröhrchen zugeführt werden kann.

Die Ventile 12 und 13 werden zum Teil durch die Kraft von in der Zeichnung dargestellten Federn und zum Teil durch Elektromagnete betätigt, wobei das Ventil 12, das als Warnungs- und Sicherheitsventil wirkt, dann offen ist, wenn sein Elektromagnet dadurch erregt wird, daß an einem Anschluß L eine elektrische Spannung angelegt wird. In unten noch näher beschriebener Weise wird dem Elektromagnet für das Ventil 13 über einen Anschluß V eine elektrische Steuerspannunfc zugeführt derart, daß dieses Ventil 13 während eines vorgegebenen Zeltintervalls öffnet, um ein Einblasen oder Injizieren von Atemgas in einen Patienten zu ermöglichen, und während der dazwischenliegenden Zeitintervalle geschlossen ist. um dem betreffenden Patienten das Ausatmen zu erlauben.

Vor einer Betäubung eines Patienten in solchem Ausmaß, daß ein Trachealröhrchen eingeführt werden kann, ist es vielfach wünschenswert, den Patienten mit Hilfe einer Atemmaske zu beatmen. Zu diesem Zwecke zweigt in F i g. 1 von der Leitung 9 eine weitere Leitung

15 ab, in die ein durch einen Elektromagneten gesteuertes Ventil 16 eingefügt ist. In einer elektrischen Steuerleitung für den Elektromagneten des Ventils 16 ist ein Schalter 17 vorgesehen, dessen Schließen das Ventil

16 öffnen läßt, so daß dann eine kontinuierliche Gaszufuhr zu einer an die Leitung 15 angeschlossenen Atemmaske möglich wird.

Wenn das Ventil 13 für die Zufuhr von Atemgas zum Patienten geöffnet ist, können die durch die Leitungen 7, 9 und 14 strömenden Gasmengen eine solche Größe erreichen, daß ihre Lieferung aus dem Gasmischer 1 über den Druckregler 5 nicht möglich ist. Aus diesem Grunde ist in F i g. 1 an die Leitung 7 ein Behälter 18 von größerem Volumen angeschlossen, der bei dem beschriebenen Ausfürirungsbeispiel ein Volumen Von fünf I Gas aufnehmen kann. In diesen Behälter 18 wird während der oben efwähiUen Zwischenzeitintefvälle über den Druckregler 5 kontinuierlich Atemgas

40

45

50

■55 elektrischen Anschluß P eine elektrische Spannung auftritt, die dem Gasdruck in der Leitung 7 proportional ist. Der Druckwandler 19 kann in bekannter Weise einen Piezowiderstand enthalten.

Wie die Darstellung in F i g. 2 zeigt, ist der in den in Fig.2 in gestrichelten Linien dargestellten Fluidistor 8 eingebaute tempei.. rabhängige Widerstand 10 zwischen einem Anschluß S und Erde eingefügt. Der Widerstand 10 wire durch einen ihm über einen Regelwiderstand 20 von einer positiven Spannungsquelle her zugeführten elektrischen Strom aufgeheizt. Wenn aus der Leitung 7 Gas durch den Fluidistor 8 zur Leitung 9 strömt, so kommt es in dem den temperaturabhängigen Widerstand 10 enthaltenden Auslaß des Fluidistors 8 zu einem pulsierenden Gasfluß.

Als Folge hiervon ändert sich der Widerstandswert des Widerstandes 10 periodisch, und am Anschluß S ergibt sich eine variierende elektrische Spannung. Diese Spannung wird einer Verstärkerkette zugeführt, die in dem Ichaltbild von Fig. 2 symbolisch durch einen Operationsverstärker 21 angedeutet ist. In einer an den Ausgang des Operationsverstärkers 21 angeschlossenen Leitung 22 ergibt sich als Folge davon ir. der in F i g. 2 angedeuteten Weise eine Folge von Rechteckwel'en. Diese Rechteckwellen werden in F i g. 2 einer Impulsformerstufe 23 zugeführt, an deren Ausgang auf einer Leitung 24 eine Impulsfolge erscheint, in der jeder Impuls einer Änderung in der Rechleckwelle entspricht. Die Anzahl der in der Leitung 24 während eines vorgegebenen Zeitintervall laufenden Impulse ist dann ein Maß für die durch den Fluidistor 8 in dem gleichen Zeitintervall hindurchgegangene Gasmenge.

Die Frequenz, mit der dem Patienten Luft zugeführt wird, und das Verhälrwis zwischen der Luftzufi'hrungszeit und der Ausatmungszeit innerhalb einer bestimmten Periode lassen sich willkürlich wählen. So kann in Fig. 1 dem Elektromagnet im Ventil 13 Betriebsstrom mit einer solchen Frequenz zugeführt werden, daß sich etwa zwanzig Lufteinspeisungsvorgänge pro min erhalten lassen. Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist jedoch angenommen, daß mit Hilfe des Ventils 13 sechzig Lufteinspeisungsvorgänge pro min erhalten werden, wobei das Verhältnis zwischen def Lufteinspeisungszeit und der Ausaimungszeit so gewählt ist, daß dem Patienten während einer Zeitdauer von 0,22 see Luft zugeführt wird, während die Ausatmung in einem zwischenzeitlichen Intervall von ö,78 see erfolgt.

Das Steuersignal für das Ventil 13 wird gemäß F i g. 2 ausgehend von der üblichen Netzfrequenz von 50 Hz erhalten, die in der Schaltung von F i g. 2 an Anschlüssen 25 anliegt und nach Gleichrichtung und Frequenzteilung in einem Netzwerk 26 bekannter Bauart an deren Ausgang auf einer Leitung 27 eine Impulsfolge mit einer Folgefrequenz von 1 Hz entstehen läßt, wie dies in Fi g. 3 in Form des Kurvenzuges A veranschaulicht ist. Diese Impulsfrequenz wird in Fig.2 einefn Monoflop 28 zugeführt, der so ausgelegt ist, daß an seinem Ausgang auf einer Leitung 29 eine Rechteckwelle erscheint, wie sie in Fig.3 durch den Kurvenzug B wiedergegeben ist. Diese Rechteckwelle besitzt während einer Periode von 0,22 see eine erste Amplitude und während einer Periode von 0,78 see eine zweite Amplitude. In der Schaltung von Fig.2 wird diese Rechteckwelle auf der Leitung 29 über einen Inverter 30 dem Anschluß Vzugeführt, und sie gelangt von dort zu dem Ventil 13. das dementsprechend periodisch 0.22 see öffnet und 0,78 see lang geschlossen ist.

Die Impulsfrequenz von 1 Hz auf der Leitung 27 wird außerdem einem weiteren Monoflop 31 zugeführt, der so ausgelegt ist, daß an seinem Ausgang auf einer Leitung 32 eine Rechteckwelle erscheint, wie sie in F i g. 3 in Form des Kurvenzuges C gezeigt ist, wobei diese Rechteckwelle zwei verschiedene Amplituden von 0,25 bzw. 0,75 see Dauer aufweist. Diese Rechteckwelle gelangt in Fig.2 über die Leitung 32 zu einer Torschaltung 33, die zwischen die Impulsformerstufe 23 und einen Binärzähler 34 eingefügt ist. Die beiden Monoflops 28 und 31 sind so relativ zueinander synchronisiert, daß die Torschaltung 33 zur gleichen Zeit 0,25 see lang für einen Durchgang der Impulse auf der Leitung 24 zum Zähler 34 offen ist, in der das Ventil 13 für die Zuführung von Gas zum Patienten geöffnet ist.

Der Binärzähler 34 setzt die ihm zuj;eführlen Impulse in ein Binärwort mit acht Parallelbits um. das seinerseits über eine entsprechende Anzahl vor Verbindungsleitungen .55 einem Register 36 mit acht Stufen oder Flipflops zugeführt wird. Dabei wird c'ieses 8-bit-Binärwort unter der Einwirkung eines übe- eine Leitung 37 zugeführten Steuerimpulses jede zweite see übertragen. Der Steuerimpuls auf der Leitung 37 wird mit Hilfe eines Flipflops 38 und zweier Monoflops 39 und 40 erzeugt, die in Serie zueinander geschaltet sind, wobei die Flipflops 39 und 40 an die von dem Monoflop 31 kommende Leitung 32 angeschlossen sind und gemeinsam eine Frequenzhalbierung bewirken. Das Ausgangssignal aus dem Flipflop 38 ist in F' i g. 3 durch den Kurvenzug D wiedergegeben, während der Kurvenzug Ein Fig.3 das Ausgangssignal aus dem Monoflop 39 von F i g. 2 zeigt. Dementsprechend führt die Leitung 37 in F i g. 2 jede zweite see einen Impuls, wie dies in Fig. 3 durch den Kurvenzüg F veranschaulicht ist, und dieser Impuls wird dem Binärzähler 34 zugeführt, um ihn auf Null zurückzustellen, so daß ein neuer Meßzyklus beginnen kann. Die Verbindung zwischen dem Ausgang des Monoflops 39 Und dem Eingang des Monoflops 40 ίο verläuft über eine Leitung 41, von der eine Steuerleitung

42 zum Register 36 abzweigt, die ebenfalls die durch den Kurvenzug fin Fi g. 3 veranschaulichte Impulsfolge mit einer Frequenz von 0,5 Hz führt, die das Einlesen in das Register 36 steuert.

Die Steuersignale aus dem Register 36 werden in F i g. 2 einem Digital/Analog-Wandler 43 zugeführt, an dessen Ausgang über eine Verstärkerkette, die in F i g. 2 schematisch durch einen Operationsverstärker 45 angedeutet ist, ein Anzeigeinstrument 44 angeschlossen ist.

Die Anzeige am Instrument 44 ist proportional der Anzahl der Impulse, die im Register 36 während jeder Meßperiode gespeichert sind. Somit entspricht eine größere Anzahl von im Register 36 gespeicherten Impulsen einer größeren Anzeige am Anzeigeinstrument 44. Da wiederum jeder Impuls im Register 36 einer durch den Fluidistor 8 hindurchgegangenen Gasmenge entspricht, wie dies oben erwähnt ist, kann das Instrument 44 unmittelbar eine Anzeigeskala für Volumina und beispielsweise für 1 pro min erhalten.

Wie bereits oben erwähnt, ist es erwünscht, die Gasmenge bei vorgegebenem Druck, beispielsweise bei atmosphärischem Druck, bestimmen zu können, die der dem Patienten zugeführten Gasmenge entspricht. Zu diesem Zwecke ist in F i g. 1 der Druckwandler 19 an die Leitung 7 angeschlossen, und es erscheint an dem Anschluß P eine elektrische Spannung, die dem Gasdruck in der Leitung 7 proportional ist Diese elektrische Spannung wird gemäß der Schaltung von F i g. 2 vom Anschluß P über einen Eichwiderstand 46 einem Sleuereingang des Digital/Analog-Wandlers 43 zugeführt. Als Ergebnis hiervon entspricht der elektrische Strom am Ausgang des Digital/Analog-Wandlers

43 dem Produkt aus der Spannung am Anschluß P einerseits und dem aus dem Register 36 zugeführten Signal andererseits. Das Anzeigeinstrument 44 kann dementsprechend eine Skalenteilung für eine Anzeige in äquivalenten Gasmengen für einen vorgegebenen Druck wie beispielsweise den atmosphärischen Druck so erhalten.

Hierzu 2 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Gerät zum künstlichen Beatmen mit vom atmosphärischen Druck abweichendem Gasdruck, bei dem in Verbindung mit einer zu einem zu beatmenden Patienten führenden Atemgasleitung ein Druckfühler vorgesehen ist, an den eine Recheneinheit angeschlossen ist, die das dem Patienten zugeführte Atemgasvolumen auf einen vorgegebenen Normaldruck umrechnet, dadurch gekennzeichnet, daß in den Zug der Atemgasleitung (7, 9, 14) ein Volumenteiler (8) zum Unterteilen eines kontinuierlichen Atemgasstromes während einer Einatemperiode in eine Folge von Teilvolumina von vorgebbarer Größe eingefügt ist, der einen Strömungsdetektor (Widerstand 10) für die Erfassung der Atemgasabgabe enthält, an den unter Steuerung durch eine den Betriebszustand eines Ein-/Aus-Atmungs-Umsteuerventils (13) in der Atemgasleiturtg (7, 9, 14) bestimmende Steuerschaltung (26) em Binärzähier (34) angeschlossen ist, dessen der Anzahl der dem Patienten über das Ventil (13) in der Atemgasleitung (7, 9, 14) zugeführten Teilvolumina an Atemgas entsprechender Stand wiederum unter Steuerung durch die Steuerschaltung (26) einem Digital/Analog Wandler (43) zugeführt wird, dem an einem weiteren Eingang (P) ein vom Druckfühler (19) abgeleitetes und dem jeweiligen Momentandruck in der Atemgasleitung entsprechendes Korrektursignal zugeführt wird und der ausgangsseitig, line Anzeigeeinrichtung (44) für eine Anzeige der dem Patienten p^ro Zeiteinheit zugeführten Atemgasmenge bei Normaldruck speist.

2. Gerät nach Anspruch !, dachrch gekennzeichnet, daß in die Verbindung zwischen dem einen Piezowiderstand aufweisenden Druckfühler (19) und dem Digital/Analog-Wandler (43) ein Eichwiderstand (46) eingefügt ist.

3. Gerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Volumenteiler (13) einen selbstschwingenden Fluidistor (8) mit zwei Ausgängen aufweist, von denen einer einen temperaturabhängigen Widerstand (10) wie einen durch einen elektrischen Strom aufgeheizten Platinfaden enthält, an den eine Verstärker- und Impulsformerschaltung (21, 23) zum Erzeugen der dem Binärzähler (34) zugeführten elektrischen Impulse angeschlossen ist.

4. Gerät nach Anspruch 3. dadurch gekennzeichnet, daß die Verstärker- und Impulsformerschaltung (21, 23) für jeden Wechsel in der Rechteckimpulsspannung am temperaturabhängigen Widerstand (10) einen elektrischen Impuls erzeugt, der einem durch den Fluidistor (8) hindurchgegangenen Teilvolumen an Atemgas für den Patienten entspricht.