DE3306607A1 - Beatmungsgeraet - Google Patents

Description

-δι Hewlett-Packard Company

Int. Az.: Case 1588 23. Februar 1983

R BEATMUNGSGERÄT

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Gerät zur Beatmung von Patienten.

Wenn sich die normale Atmung eines Patienten verschlechtert, entweder infolge von pathologischen Veränderungen der Lungen des Patienten, beispielsweise infolge eines hohen Luftwege-Widerstands oder einer Lungenversteifung, oder infolge anderer, extrapulmonaler physiologischer Ursachen, wie beispielsweise einer Lähmung infolge von Poliomyelitis, von Kopfverletzungen und dgl., die den Patienten daran hindern, die Atmung in der richtigen Weise aufrechtzuerhalten, ist im allgemeinen ein mechanisches System erforderlich, das den Patienten beim Atmen unterstützt. Ein Beatmungs- oder Belüftungsgerät, das einem Patienten ein Atemgas zuführt und/oder dieses von ihm abzieht, ist ein derartiges System. Um in der richtigen Weise das Gas zuzuführen, erfordert ein Beatmungsgerät im allgemeinen eine Betriebsvorschrift, die die Beatmung an den jeweiligen Patienten anpaßt. Diese Betriebsvorschrift wird von einem Kliniker geliefert.

Für die Erstellung der Betriebsvorschrift des Beatmungsgeräts durch den Kliniker ist es erforderlich, u.a. ein Anfangs-Atem-Volumen, eine Durchflußgeschwindigkeit (und damit eine Inspirations- oder Einatmungszeit, eine Zeit für eine Atmungspause und eine Ausatem- oder Exspirationszeit zu wählen. Nach dieser anfänglichen Wahl der Größen

werden Feineinstellungen dieser Größen vorgenommen, und zwar im wesentlichen auf der Basis von anschließenden Blutgas-Messungen. Die Atemgeschwindigkeit und die Minutenventilation können aus diesen Parametern errechnet werden. Wenn diese Einstellungen in der richtigen Weise durchgeführt werden, ist eine gewisse Beeinflussung des Beatmungsgeräts durch den Patienten möglich. Beispielsweise gestattet die richtige Einstellung der Ansprechempfindlichkeit (Trigger- Auslösung) und des oberen Grenzwerts für den Druck dem Patienten eine gewisse Kontrolle über den Betrieb des Beatmungsgeräts. Eine derartige Abstimmung auf den Patienten ist außerordentlich wünschenswert, obwohl sie bei einem Beatmungsgerät schwierig zu erreichen ist, ganz besonders wenn es sich um eines der bisher übliehen Beatmungsgeräte handelt.

Bei den bisher bekannten Lösungen auf dem Gebiet der Beatmung stechnik erfolgt die Zufuhr der Beatmung im Grunde nur unter der Steuerung durch eine zeitabhängige Funktion.

Derartige übliche Beatmungsgeräte erzeugen entweder einen Durchfluß, und damit ein Volumen, oder einen Druck als eine konstante oder zeitabhängige Kennlinie während des Einatmens. Daher können diese Beatmungsgeräte entweder in die Klasse der Volumen-Beatmungsgeräte oder die Klasse der Druck-Beatmungsgeräte eingeteilt werden.

Ein Druck-Beatmungsgerät ist dabei dadurch gekennzeichnet, daß es ein System enthält, das die Beatmung beendet, wenn ein vorausgewählter Grenzwert für den Druck erreicht ist.

Im Gegensatz dazu ist ein Volumen-Beatmungsgerät durch ein System gekennzeichnet, das die Beatmung beendet, wenn ein vorausbestimmtes Volumen erreicht ist, wobei das Volumen ein Durchfluß in einem begrenzten Zeitraum ist. Es gibt ferner zeitlich periodisch arbeitende Beatmungsgeräte, die im allgemeinen funktionsmäßig einem der beiden obenerwähnten Typen von Beatmungsgeräten äquivalent sind.

-ιοί Allen diesen bekannten Beatmungsgeräten ist gemeinsam, daß sie Mechanismen für die Förderung von Luft aufweisen. Die positive Förderung von Luft, oder die Zufuhr von Luft, wird im allgemeinen von einem Mechanismus bewirkt, der einem der folgenden beiden Typen zugeordnet werden kann: Einem Druck-Vorratsbehälter oder einer positiven Verdräng ungs pumpe. In Abhängigkeit von seiner Auslegung kann jeder der beiden Mechanismen Luft mit einer vorausbestimmten Durchflußgeschwindigkeit oder mit einer solchen Durchflußgeschwindigkeit zuführen, die durch den Druck an der Öffnung des Luftwegs festgelegt ist.

Ein weiteres Merkmal, das den meisten Beatmungsgeräten gemeinsam ist, besteht in einem Mechanismus in der periodischen Logik, der als Trigger-Auslösung bekannt ist. Am Ende des Ausatmens wird ein Luftdruck im Tubus, der unterhalb eines normalen Mindestwerts liegt, festgestellt. Diese Feststellung wiederum bewirkt eine frühe Auslösung des nächsten Beatmungszyklus. Diese Trigger-Auslösung ist einstellbar, um sie weniger empfindlich gegenüber Druckartefakten zu machen.

Für jedes beliebige Beatmungsgerät ist dabei die Anpassung an die Bemühungen des Patienten von besonderer Wichtigkeit. Die Anpassung an die Bemühungen des Patienten oder die Steuerung durch den Patienten wird primär als Synchronisation der Einatmungs- und Ausatmungsphasen des Beatmungsgeräts mit den Phasen der Atembemühungen des Patienten definiert. In zweiter Linie wird darunter verstanden, daß Luft in einer solchen Geschwindigkeit bzw. Menge zugeführt werden kann, wie sie von dem Patienten gewünscht wird. Ein Beatmungsgerät mit einer Anpassung an die Bemühungen des Patienten gestattet in anderen Worten dem Patienten eine gewisse Steuerung des Betriebs des Beatmungsgeräts. Eine derartige Anpassung an die Bemühungen des Patienten wird jedoch bei den bekannten Be-

atmungsgeräten, wenn überhaupt, nur unter großen Schwierigkeiten erreicht. Wie weiter unten genauer erläutert wird, gestattet die vorliegende Erfindung eine Anpassung an die Bemühungen des Patienten, die der bei den bekannten Beatmungsgeräten nicht nur überlegen ist, sondern auch leichter ist. Bei einem Beatmungsgerät gemäß der vorliegenden Erfindung wird das dadurch erreicht, daß man ein neues Druck-Volumen-Steuerungsgesetz anwendet. Ein vorteilhaftes Ergebnis der Anpassung an die Bemühungen des Patienten ist dabei darin zu sehen, daß der häufig traumatische Prozeß des Einsetzens der mechanischen Beatmung gemildert wird. Beispielsweise kann durch eine Verstärkung der Bemühungen des Patienten und eine allmähliche Steigerung der zugeführten Volumina unter Verminderung der Geschwindigkeit auf die, die für das Beatmungsgerät festgesetzt ist, der Patient dazu gebracht werden, zu entspannen und sein Ventilationsmuster dem des Beatmungsgeräts synchron anzugleichen.

Wenn ein Steuerungsgesetz für ein Beatmungsgerät die Versuche des Patienten, das Atmen zu steuern, völlig ignoriert, wie es bei den bekannten Beatmungsgeräten der Fall ist, die keine Anpassung an die Bemühungen des Patienten aufweisen, kommt es zu einer gegeneinander ankämpfenden Beatmung. Ein derartiges Ankämpfen gegen die Beatmung wird leider häufig im Sinne eines Notbehelfs dadurch abgestellt, daß man einfach den Antrieb des Patienten selbst zu atmen vermindert, in dem man ihn beispielsweise stark beruhigt bzw. dämpft. Ein derartiger Behelf macht es jedoch andererseits erforderlich, den beatmeten Patienten intensiv zu überwachen, um sicherzustellen, daß die gesteuerte Beatmung in geeigneter Weise aufrechterhalten wird. Sowohl das Ankämpfen als auch die Mittel zur Steuerung dieses Ankämpfens sind bei den Geräten des Standes

3g der Technik üblicherweise unbefriedigend und weisen unerwünschte Nebenwirkungen auf, die die Genesung des Pa-

tienten verschlechtern. Das erfindungsgemäße Beatmungsgerät, das unter Anwendung eines Druck-Volumen-Steuerungsgesetzes arbeitet, überwindet diese unerwünschten Nebenwirkungen.

Die Beatmungsgeräte des Standes der Technik weisen zusätzlich zu dem Fehlen einer befriedigenden Steuerung des Ankämpfens weitere charakteristische Züge auf, die ebenfalls zu ihrem unbefriedigenden Verhalten beitragen.

IQ Von großem Einfluß sind dabei die Geber, die zur Messung des Stromes des Beatmungsgases zu dem Patienten und von diesem weg verwendet werden. Es ist erforderlich, diese Strömung zu überwachen, um den Luftwegwiderstand und die Dehnbarkeit der Lungen festzustellen und den Luftstrom

IQ zu dem Patienten oder vom Patienten weg über eine Servosteuerung zu steuern. Bei den bekannten Beatmungsgeräten werden häufig Durchflußmeßgeräte verwendet, die diese Überwachung des Durchflusses übernehmen. Bei derartigen Systemen ist es für eine genaue Messung erforderlich, den Strömungsmesser möglichst nahe am Luftweg des Patienten anzuordnen; dabei wird jedoch beobachtet, daß Wasserdampf oder ein Auswurf im Luftweg des Patienten die Vorrichtung verstopft oder in anderer Weise die Genauigkeit der Durchflußmessungen beeinträchtigt. Strömungsmesser sind daher sehr fehlerempfindlich. Das angesprochene Problem ist besonders für den Teil des Kreises wichtig, der die negative Förderung bzw. das Ausatmen übernimmt.

Bei den bekannten Beatmungsgeräten war die Regelung des OQ Ausatmens ebenfalls unbefriedigend. Derartige Beatmungsgeräte regeln das Ausatmen nur dadurch, daß sie einen wählbaren variierbaren End-Ausatmungs-Druck oder eine mechanische Verzögerung vorsehen. Ein zweiphasiges Drucksteuerverfahren zur Regelung des Ausatmens ist in der US-PS gg 3 961 627 mit dem Titel "Automatische Regelung von Beatmungsgeräten" (Ernst et al.) beschrieben. Bei diesem

Verfahren wird der Druck jedoch als Funktion der Zeit gesteuert, so daß in einem Falle, wenn die Durchflußgeschwindigkeit variiert, der optimale Gegendruck nicht erreicht wird. Beispielsweise hängen die optimalen Gegendrucke für bestimmte Krankheiten wie Emphyseme vom Lungenvolumen ab. Daher ist in solchen Fällen eine Regelung mit der Zeit als der unabhängigen Variablen außerordentlich wenig wünschenswert.

Ein weiterer Bereich, in dem sich die bekannten Beatmungsgeräte unbefriedigend verhalten, betrifft die Behandlung eines Hustens. Wenn ein Patient hustet, kommt es zu einer sofortigen Veränderung der Atmungsanforderungen. Da ein Husten ein komplexer Vorgang mit einem hohen Maße an Koordination ist, die zu einem schnellen Ausstoßen von alveolärem Gas mit einer sehr hohen Geschwindigkeit führt, ist für einen Husten eine spontane Reaktion des Beatmungsgerätes erforderlich, um das zu berücksichtigen. Obwohl der Husten nützlich ist, indem er den Luftweg von reizenden Gasen, Staub, Rauch, überschüssigem Schleim, von ZeIltrümmern oder Eiter freimacht, kann er problematisch sein. Beispielsweise entwickelt der Patient während eines Hustens hohe intrathorakale und intrapulmonale Drücke, bei einer gleichzeitig verstärkten Ausatmungsbemühung gegen die geschlossene Glottis (Stimmritze). Die Glottis öffnet sich dann plötzlich, so daß zwischen dem alveol Druck und dem oberen Trachealdruck eine große Druckdifferenz besteht. Das führt bei einem Husten zu einer sehr hohen Durchflußgeschwindigkeit. Die Kompression der intrathorakalen Luftwege infolge der hohen intrathorakalen Drücke steigert die Gasgeschwindigkeit ebenfalls. Beatmungsgeräte der bekannten Art stören typischerweise jedoch diesen Hustenvorgang. Da der Tubus ein Zusammenziehen der Glottis während eines Hustens verhindert, ist ein intubierter Patient an einem bekannten Beatmungsgerät nicht in der Lage, wirksam zu husten. Daher muß ein

manuelles Absaugen des Luftweges unter Verwendung eines Katheters an dem Patienten durchgeführt werden. Ein Absaugen ist jedoch im allgemeinen nur in einem begrenzten Bereich der Luftwege wirksam; ferner ist es für die Schleimhäute des Luftweges traumatisch. Während des Absaugens können eine Atelactase und schwere akute Störungen des Kreislaufs auftreten, da der Katheter das Innere der Luftröhre mit der Wandabsaugung verbindet. Außerdem kann der Katheter auch den Trachealtubus verschließen, durch den er geführt ist. Eine nachhaltige Hypoxie, eine Reizung des Vagus, eine akute rechtsseitige Anspannung des Herzens und eine linksseitige Belastung des Herzens können die sehr niedrigen Lungenvolumina und intrathorakalen Drücke begleiten, die Folge des Absaugens sind. All das kann gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung vermieden werden, die einen künstlichen Husten vorsieht.

Ein weiterer Nachteil der bekannten Beatmungsgeräte liegt i-ⁿ der Schwierigkeit, den Patienten von einem Beatmungsgerät zu entwöhnen bzw. zu trennen. Bei normalem Verlauf der Dinge müssen alle Patienten schließlich den Übergang von der Unterstützung durch das Beatmungsgerät zum spontanen Atmen schaffen. Während dieses Übergangs- - oder Entwöhnungszeitraums kommt es üblicherweise zu Konflikten zwischen dem Steuersystem des Patienten und dem des Beatmungsgerätes. Der Patient kann vorübergehende oder irreguläre Bemühungen unternehmen, wie beispielsweise Seufzen oder Husten, oder er kann einen dauerhaften Versuch unternehmen, das Atemvolumen und/oder die Atemgeschwindigkeit zu steigern. Der Kliniker beurteilt diese Anstrengungen zur Übernahme der Steuerung der Atmung für die meisten Patienten als wünschenswert. Konflikte treten auf, weil bei den meisten Patienten die Fähigkeit, die Steuerung des Atmens wieder aufzunehmen, der Wiedergewinnung der Fähigkeit, die Atmungsarbeit zu

leisten, vorausgeht. Es ist noch eine Stärkung der Atemmuskulatur erforderlich, jedoch das unflexible, zeitabhängige Steuerungssystem der Beatmungsgeräte des Standes der Technik ist nicht in der Lage, dem Patienten die Steuerung seines Atemmusters zu gestatten.

Auf dem Gebiet der Technik der Beatmung wird eine variable Unterstützung, die durch das Beatmungsgerät vorgesehen ist, durch Anwendung einer intermittierenden Zwangsbeatmung (intermittent mandatory ventilation-IMV) gesteuert. Dabei ist eine Gasquelle für das spontane Atmen des Patienten vorgesehen, und das Beatmungsgerät erzeugt periodisch gesteuerte Atemzüge. Die Größen für die gesteuerten Atemzüge und das Atemvolumen sind variierbar, und zwar üblicherweise in Form einer wählbaren Einstellung. Bei manchen Systemen können die Zwangsatemzüge vom Patienten initiiert werden. Derartige Systeme werden als synchrone IMV oder SIMV bezeichnet. Die vom Patienten initiierten Atemzüge sind ihrem Wesen nach nicht unbedingt physiologischer oder für den Patienten angenehmer, da es erforderlich ist, beträchtliche negative Drücke ohne Umkehrung des Luftstroms zu entwickeln, um sie auszulösen. Außerdem hat die intermittierende Zwangsbeatmung gemäß dem Stand der Technik ganz allgemein den Nachteil, daß unerwartet eine gelegentliche erzwungene Atemunterstützung einsetzt.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Beatmungsgerät zu schaffen, das unter Meidung der beschriebenen Nachteile des Standes der Technik in der Lage ist, auf wechselnde Bedürfnisse oder wechselnde Bedingungen beim Patienten zu reagieren, und das den Beatmungsdruck und das Beatmungsvolumen in optimaler Anpassung an die Bedürfnisse des Patienten steuert. Weitere durch das zu schaffende Beatmungsgerät zu lösende Aufgaben ergeben sich für den Fachmann aus der einleiten-

den Schilderung der Nachteile des Standes der Technik bzw. aus der nachfolgenden Schilderung der Vorteile und Möglichkeiten eines erfindungsgemäßen Beatmungsgeräts.

Die genannte Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Beatmungsgerät gemäß Patentanspruch 1 sowie durch bevorzugte Ausführungsformen dieses Beatmungsgeräts gemäß den Unteransprüchen gelöst.

Di^e vorliegende Erfindung beruht somit wesentlich darauf, daß ein neues Verfahren zur Regelung der Beatmung eines Patienten geschaffen wird, das von Parameter-Steuergesetzen zur Regelung des Drucks als einer Funktion des Volumens für das Einatmen und das Ausatmen Gebrauch macht. Darin unterscheidet sich das erfindungsgemäße Beatmungsgerät grundsätzlich von denen des Standes der Technik, bei denen die Steuerung des Drucks oder des Durchflusses als Funktion der Zeit erfolgt. Der neue Typ der Steuerung macht eine leichte Wechselwirkung d^es Patienten mit dem Beatmungsgerät während eines Atemzugs möglich; ferner wird sichergestellt, daß die Luftwegdrücke im wesentlichen zu jedem Zeitpunkt für die Aktivität des Patienten geeignet sind. Wenn beispielsweise der Patient während des Einatmens hustet, ändert sich der geregelte Druck nur gemäß dem Druck-Volumen-Steuergesetz für die Einatmung, es sei denn, es kommt zu einem vom Patienten ausgelösten Umschalten von Einatmung auf Ausatmung. Ab diesem Zeitpunkt folgen die Drucke einem Steuergesetz für das Ausatmen. Wenn somit der Patient gegen die Zufuhr von Luft Widerstand leistet und verhindert, daß vorgewählte Mengen zugeführt werden, hat der Patient gleichzeitig verhindert, daß der maximale Zuführungsdruck angewandt wird. Unnötig hohe Drücke werden durch dieses neue grundlegende Steuerverfahren verhindert, und nicht durch eine hilfsweise Druck-Feststellung und anschließende Druckentspannung durch

Öffnung eines Ventils zur Senkung des Druckes. Zur weiteren Erläuterung der Erfindung wird auf die Figuren
Bezug genommen. Es zeigen:

Fig. 1 ein Diagramm, dem die durch das erfindungsgemäße Beatmungsgerät mögliche verbesserte Anpassung an die Atmung des Patienten entnommen werden kann;

Fig. 2 und 3 Diagramme, die die Aktualisierung des

Sollwertdruckes zum Zwecke einer Anpassung an die sich verändernden Bedürfnisse der Beatmung eines Patienten darstellen;

Fig. 4 ein vereinfachtes Blockdiagramm der bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Beatmungsgerätes ;

Fig. 5 die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung;

Fig. 6 eine typische Druck-Volumen-Kennlinie des im

erfindungsgemäßen Beatmungsgerät angewandten
Steuergesetzes;

Fig. 7 die Druck-Volumen-Kennlinie eines Steuergesetzes, das einen optimalen positiven Gegendruck liefert ;

Fig. 8 die Druck-Volumen-Kennlinie des Steuergesetzes, das einen künstlichen Husten erzeugt;

Fig. 9 ein detailliertes Blockschaltbild der bevorzugten Ausführungsform, die eine Druck-Servoeinrichtung aufweist, um einen zusätzlichen künstliehen Widerstand zu erzeugen;

Fig. 1OA und 10B Kennlinien für ein Druck-Volumen-

Steuergesetz bzw. für das Volumen, das sich über die Zeit ändert (für eine teilweise Unterstützung); 5

Fig. 11A bis 11 C jeweils Kennlinien für ein Druck-Volumen-Steuerungsgesetz, eine zeitabhängige Volumenänderung bzw. eine zeitabhängige Druckänderung (für eine teilweise unterstützte SIMV);

und

Fig. 12A bis 12C verschiedene alternative Druck-Volumen-Steuerungsgesetze für eine teilweise Unterstützung.

Wie in den Ansprüchen zum Ausdruck kommt, beruht die vorliegende Erfindung wesentlich darauf, daß ein neues Verfahren zur Regelung der Beatmung eines Patienten geschaffen wird, das von Parameter-Steuergesetzen zur Regelung des Drucks als einer Funktion des Volumens für das Einatmen und für das Ausatmen Gebrauch macht. Darin unterscheidet sich das erfindungsgemäße Beatmungsgerät grundsätzlich von den Geräten des Standes der Technik, bei denen die Steuerung des Drucks und/oder des Durchflusses als Funktion der Zeit erfolgt. Der neue Typ der Steuerung ermöglicht eine leichte und einfache Wechselwirkung des Patienten mit dem Beatmungsgerät während eines Atemzugs. Er ermöglicht ferner, daß der Luftwegdruck im wesentliehen zu jedem beliebigen Zeitpunkt für eine Aktivität des Patienten geeignet ist. Wenn der Patient beispielsweise während des Einatmens hustet, ändert sich der geregelte Druck nur im Einklang mit dem Druck-Volumen-Steuerungsgesetz für das Einatmen, es sei denn, es kommt zu einem vom Patienten ausgelösten Umschalten von Einatmen auf Ausatmen. Von diesem Zeitpunkt an folgen die

Drücke einem Steuerungsgesetz für das Ausatmen. Wenn somit der Patient einer Zufuhr von Luft Widersteand entgegengesetzt und verhindert, daß im voraus festgelegte Mengen zugeführt werden, hat der Patient gleichzeitig verhindert, daß die maximalen Zufuhrdrücke angewandt werden. Unnötig hohe Drücke werden nach diesem neuen fundamentalen Steuerverhalten verhindert und nicht durch eine hilfsweise Druck-Feststellung und eine anschließende Druckentspannung durch Öffnung eines Druckentspannungs-Ventils. Fig. 1 zeigt ein solches Verhalten des erfindungsgemäßen Beatmungsgeräts in einer graphischen Darstellung. In dieser Art der Steuerung liegt ein wesentlicher grundlegender Vorteil der vorliegenden Erfindung. Ein weiterer Vorteil ist darin zu sehen, daß dann, wenn Veränderungen der Dehnbarkeit der Lunge oder des Luftwege-Widerstands festgestellt werden, das Steuerungsgesetz automatisch angepaßt wird, so daß die korrekten Drücke geliefert werden, um das erforderliche Atemvolumen zu erreichen. Die Fig. 2 und 3 zeigen diese Anpassung.

Die bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein elektrisch betriebenes und gesteuertes Beatmungsgerät, daß das Beatmungsgas über einen einzigen Kreis mittels eines linear angetriebenen Kolbens mit einer Rollbalgen-Membran zuführt. Die Kolbenstellung, die direkt die Information über das Volumen zum gegebenen Zeitpunkt liefert, wird kontinuierlich überwacht. Die auf diese Weise erhaltene Information wird zusammen mit den Systemdrucken sowie möglicherweise auch den Tempe-

gO raturen verwendet, um des weiteren den Gasstrom im Luftweg zu ermitteln. Auf diese Weise wird ein Strömungsmesser oder Geber für den Durchfluß überflüssig, der die weiter oben beschriebenen inhärenten Nachteile aufweist.

Eine zweite bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist zusätzlich zu dem Einatmungs-Kolben einen Ausatmungs-Kolben auf. Die Stellung des Ausatmungs-Kolbens / und damit auch das Gasvolumen, sowie der Gasdruck, werden ebenfalls kontinuierlich überwacht. Das ermöglicht eine größere Genauigkeit der volumetrischen Überwachung als im Falle der Verfahren des Standes der Technik, bei denen die Verwendung von Strömungsmessern erforderlich war. Außerdem kann diese Ausatmungs-Information gewünschtenfalls visuell in Form von Wellenformen angezeigt und genau überwacht oder gesteuert werden.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird der Luftwege-Druck während des Ausatmens gesteuert. Das ermöglicht es, das Gefühl des Atmens gegen den Luftwege-Widerstand des Tubus zu mildern. Wie im Falle des Steuerungsgesetzes für das Einatmen regelt das Steuerungsgesetz für das Ausatmen ebenfalls den Druck als eine Funktion des Volumens. Das macht eine empirische Festlegung der Parameter des Steuerungsgesetzes als eine Funktion des Lungenvolumens möglich, was zu den kürzesten Ausatmungszeiten beim Vorliegen bestimmter Krankheiten wie einem Emphysem führt. Das gestattet eine genauere und kontinuierliche Anpassung an die Bedürfnisse der Atmung des Patienten.

Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung liegt darin, daß die Erzeugung eines künstlichen Hustens möglich ist. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird das durch manuelle Steuerung unter Eindrücken eines Knopfes ausgelöst, und dieser dadurch erzeugte künstliche Husten stellt eine Alternative zum Absaugen mit einem Katheter dar. Normalerweise geht dem künstlichen Husten ein Seufzer voraus, der ein länger als normaler Atemzug ist. Zum Zeitpunkt der Ausatmung wird ein negatives Druck-Volumen-Steuerungsgesetz angewandt, um den Ausatmungsstrom zu verstärken, bis das vorher zugeführte

-21-Volumen wieder entfernt ist.

Eine weitere bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beinhaltet eine neuartige Maßnahme zur Sicherung einer Sollwert- oder Ziel-Beatmung, wenn ein Patient der Zufuhr von Gas aus dem Beatmungsgerät aktiven Widerstand entgegensetzt. Das entsprechende Verfahren
beinhaltet die Feststellung dieser Aktivität des Patienten durch Feststellung eines frühen Umschaltens von Einatmen auf Ausatmen oder von großen Variationen während des Atmens beim Einatmungs-Strom. Das Druck-Volumen-Steuerungsgesetz wird für Atemzüge mit einer beträchtlichen Patientenaktivität durch den Adapter nicht modifiziert. Für diejenigen Atemzüge, bei denen die Aktivität des Patienten zur Folge hat, daß das zugeführte Volumen unter dem Zielwert liegt, wird das Steuerungsgesetz für den nächsten Atemzug auf die folgende Weise modifiziert. Und zwar wird dem Einatmungs-Steuerungsgesetz ein variabel gesteuerter Widerstand hinzuaddiert, indem der Druck als eine Funktion sowohl des Durchflusses als auch des Volumens geregelt wird. Diese neue Steuerung eines zusätzlichen künstlichen Widerstandes kann das Widerstandsgefühl verstärken oder vermindern, das mit dem Tubus zwischen dem Beatmungsgerät und dem Patienten verbunden ist.

Der Druck, der für ein aktives Umschalten vom Einatmen auf das Ausatmen erforderlich ist, wird proportional zu dem zusätzlichen künstlichen Widerstand ebenfalls gesteigert. Das fügt der bevorzugten Ausführungsform noch eine weitere Dimension hinzu, indem es dem Patienten

. immer weiter erschwert wird, mit der aktiven Modifizierung der Zufuhr an Ventilation nach nieder-volumigen, vom Patienten behinderten Atemzügen fortzufahren.

Die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung erschließt ferner ein neues Verfahren zur Schaffung einer teilweisen Unterstützung oder Mitwirkung, die als Art einer

Therapie oder zum Entwöhnen des Patienten von einem Beatmungsgerät verwendet werden kann. Diese Unterstützung erfolgt am Ende eines jeden Atemzugs, der von dem Patienten begonnen wurde. Die Menge der Unterstützung wird entweder durch den Kliniker festgelegt oder automatisch durch das Beatmungsgerät optimiert; diese Menge bestimmt den Bruchteil des von dem Beatmungsgerät zuzuführenden Atemvolumens, nachdem das komplimentäre Restvolumen vom Patienten durch aktives Einatmen aufgenommen wurde. Eine Kennlinie Volumen-gegen-Zeit und ein Druck-Volumen-Steuergesetz für diese Art einer teilweise unterstützten Beatmung sind in den Fig. 10A und 10B gezeigt.

Eine weitere Variation dieser neuartigen Art und Weise der Beatmung besteht darin, daß teilweise die Zwangsatemzüge bei einer synchronisierten intermittierenden Zwangsbeatmung (SIMV) unterstützt werden. Spontane Atemzüge werden durch ein Steuerungsgesetz ermöglicht, das den Luft-Zufuhrdruck für alle Volumina auf dem Umgebungs-Atmosphärendruck hält. Ein Lauf-Mittelwert der spontanen Atemvolumina wird eingehalten, um den Punkt des Zwangsatemzugs festzulegen, an dem die positiven Druck-Steuerungsgesetze wirksam werden. Die Zwangs-Atemzüge werden in einer Weise ähnlich den teilweise unterstützten Atemzügen gesteuert, wie es weiter oben beschrieben wurde, wobei jedoch der Grad der Unterstützung durch das mittlere spontane Atemvolumen festgelegt wird, an Stelle der prozentualen Einstellung der Unterstützung durch einen Kliniker. Eine graphische Darstellung eines solchen Vorgehens ist in den Fig. 11A bis 11C gezeigt.

Die teilweise Unterstützung eines jeden Atemzugs hat den Vorteil, daß es dem Patienten möglich ist, allmählich die Atemarbeit in einer physiologie-gerechteren Art und Weise zu übernehmen, als im Falle der intermittierenden Zwangsbeatmung, da es nicht erforderlich ist, gelegentliche,

unerwartete große Atemzüge zu tun. Ein weiterer Vorteil dieser neuen Art der teilweisen Unterstützung liegt darin, daß kein separater Atemkreis erforderlich ist; der Kreis für die teilweise Unterstützung ist der gleiche wie der Kreis für die volle Unterstützung. Die parametrische Steuerung wird geändert, um eine teilweise Unterstützung zu schaffen. Außerdem beginnt die neue Art der teilweisen Unterstützung gemäß der vorliegenden Erfindung jeden Atemzug mit negativen intrathorakalen Drücken. Beim Atmen mit negativen intrathorakalem Druck strömt die Luft spontan in die Lungen ein. Es wurde festgestellt, daß das Atmen mit negativem Druck die Verteilung der Gase in den Lungen gegenüber einem Atmen mit positivem Druck oder einer gesteuerten Beatmung verbessert. Die Verbesserung ist Folge

χ5 einer besseren Anpassung der Beatmung an die Durchspülung. Auf diese Weise wird durch die neue Art der teilweisen Unterstützung des Atmens mit dem Beginn eines jeden Atemzugs mit negativen intrathorakalen Drucken eine weitere vorteilhafte Dimension zur teilweisen unterstützten Beatmung hinzugefügt.

Nunmehr bezugnehmend auf Fig. 4 weist die vereinfachte Ausführungsform des Beatmungsgerätes eine Quelle 2 für das Beatmungsgas auf, die von einer Regeleinrichtung 4 gesteuert wird. Die Regeleinrichtung 4 bildet einen geschlossenen Regelkreis. Sie weist u.a. einen Zieldruckoder Drucksollwert-Generator 12, einen Druckvergleicher 26 und eine Elektronik 6 für eine Servokompensation und den Antrieb auf. Die Regeleinrichtung 4 liefert ausgangsseitig einen Steuerstrom 31, der einen Kolbenmotor 8 antreibt und die von der Quelle 2 bereitgestellte Menge des Beatmungsgases für die Beatmung eines Patienten, insbesondere einen Beatmungsluft-Zufuhrmechanismus bzw. eine Beatmungspumpe 22, die einen Teil der Quelle 2 bildet, steuert. Die Elektronik 6 arbeitet in Abhängigkeit von einem Vergleich des jeweiligen Beatmungsdrucks in

der Beatmungspumpe 22. Ein Druckvergleicher 26 führt zu diesem Zweck einen Vergleich der von einem Druckgeber 10 gelieferten Daten mit dem idealisierten Druck durch, der von einem Druck-Volumen-Steuer-Generator 12 geliefert wird.

Dieser Steuer-Generator 12 folgt einem neuen Druck-Volumen-Steuergesetz, das nachfolgend noch näher beschrieben wird.

Unter Berücksichtigung des momentanen Volumens des Beatmungsgases, das dem Patienten zugeführt wird, und unter Berücksichtigung der gewünschten Volumen-Kennlinie, die von einem Kliniker vorgegeben ist, kann eine korrekte Druck-Volumen-Kennlinie 90 für das einem Patienten zugeführte Beatmungsgas von einem Adapter 14 festgelegt und dem Steuergenerator 12 zugeführt werden. Der Steuergenerator 12 benutzt diese Druck-Volumen-Kennlinie und ermittelt daraus und aus dem Signal 9 für die Lage des Kolbens einen Zieldruck 18. Die Adaptereinheit 14 hat die Aufgabe, ständig eine korrekte Druck-Volumen-Kennlinie für den Patienten zu errechnen, und zwar in Abhängigkeit von den aktuellen Parametern, die im Monitor 16 enthalten sind und von dem Kliniker über die Schalttafel 13 bzw. Eingabestation 13 eingegeben werden. Diese ständig angepaßte Druck-Volumen-Kennlinie ermöglicht es dem Steuergenerator 12, an die variierenden Beatmungserfordernisse des Patienten angepaßte Sollwerte zu liefern.

Die Fig. 5 und 9 stellen das erfindungsgemäße Beatmungsgerät detaillierter dar. Und zwar ist in diesen Figuren ein vollständiges Beatmungsgerät dargestellt, das sowohl Einrichtungen zum Versorgen mit Beatmungsgas durch Zufuhr an einen Patienten als auch für das Abziehen von Atmungsgas vom Patienten aufweist. Systeme, die nur Einrichtungen für die Zuführung von Atmungsgas aufweisen, wie in Fig. dargestellt, oder die nur Einrichtung für den Abzug von Atmungsgas aufweisen, sind alternative Ausführungsformen der Erfindung. In Fig. 5 weist die Quelle 2 für das Be-

V VV VV

• * '■ ·■ 9 * c

-25-

atmungsgas einen Kolben 22 für die Gaszufuhr beim Einatmen sowie einen Kolben 23 für den Abzug eines derartigen Atmungsgases auf. Im letztgenannten Fall, wenn das Gas abgezogen wird, kann die Quelle 2 als Negativ-Quelle betrachtet werden. Durch die Bestimmung der genauen Lage der Kolben 22, 23 ist das darin enthaltene Volumen bekannt. Diese Information wird über eine Leitung 9 in einem Monitor 16 gesammelt und ebenfalls der Regeleinrichtung 4 zugeführt. Ein Kliniker gibt bestimmte Zielwerte für das Beatmungsgerät vor, die von der physischen Verfassung des Patienten abhängen. Diese Zielwerte werden an der Schalttafel 13 eingegeben, von der sie zu einer periodisch arbeitenden Logikschaltung 35 und einem Adapter 14 übertragen werden. Der Adapter 14 erzeugt die geeignete Druck-Volumen-Kennlinie in Übereinstimmung mit dem neuen Druck-Volumen-Steuergesetz, und die Regeleinrichtung 4 arbeitet unter Benutzung dieser Kennlinie, wenn sie die Quelle 2 für das Beatmungsgas steuert. Die periodische Logikschaltung 35 steuert einen Satz von Magnetventilen 25 über einen Ventil-Steuermechanismus

20. Zu den geeigneten Zeitpunkten für den Übergang - vom Einatmen zum Ausatmen und umgekehrt - betätigt die Logikschaltung 35 die entsprechenden richtigen Ventile 25, um die Leitung für die Zufuhr des Beatmungsgases bzw. für den Abzug des Atmungsgases freizugeben.

Da die Daten über den jeweiligen aktuellen Zustand des Patienten gesammelt und über den Monitor 16 dem Adapter zugeführt werden, kann der Adapter 14 unter Anwendung des neuen Druck-Volumen-Steuergesetzes eine ständige Aktualisierung der Druck-Volumen-Kennlinie vornehmen, die die Bedürfnisse des Patienten in richtiger Weise wiedergibt. Das wird nachfolgend anhand einer theoretischen Betrachtung des Druck-Volumen-Steuergesetzes näher erläutert.

Im in Fig. 9 dargestellten Ausführungsbeispiel ist das von Parametern abhängige Steuergesetz ein Druck-Volumen-Steuergesetz (PV; wie üblich wird der Druck mit P und das Volumen mit V abgekürzt), das den Druck im Beatmungsgerät als eine Punktion des Volumens der zugeführten Luft steuert. Eine Form dieses Gesetzes, das speziell dafür ausgelegt ist, eine konstante Durchflußgeschwindigkeit für die Luft während der Einatmungsphase zu gewährleisten; ist:

Druck = A χ Volumen + B. (1)

Der Ausdruck A χ Volumen drückt einen Druck aus, der mit dem zugeführten Volumen anwächst, um die elastische Gegenkraft der Lunge und des Brustkorbs auszugleichen. B ist eine Konstante, die den Strömungswiderstand der Luftwege ausgleicht, um eine konstante Durchflußgeschwindigkeit der Luft in die Lungen zu erhalten.

Indem man den Druck als Funktion des Volumens erzeugt, erhält der Patient eine merkliche Kontrolle über den Strömungsverlauf während eines jeden Atemzugs. Der Ausdruck A χ Volumen in Gleichung (1) gleicht die elastische Gegenkraft ohne Rücksicht auf die verstrichene Zeit oder die Durchflußgeschwindigkeit der Luft aus. Die Durchflußgeschwindigkeit ergibt sich dann aus der Summe des Wertes B und der Atembemühungen, die der Patient anstellt.

Das führt zu einem konstanten Verhältnis zwischen dem Grad der Anstrengung des Patienten und der erhaltenen Veränderung der Durchflußgeschwindigkeit. Wenn die Bemühungen des Patienten aufhören, kehrt die Durchflußgeschwindigkeit auf ihren vorherigen Wert zurück.

Wenn der Patient einen Ausatmungsversuch unternimmt, der groß genug ist, um die Luftzufuhr aufzuhalten, verhindert ein Rückschlagventil in der Leitung für die Luftzufuhr einen Rückstrom, der das Luftversorgungs-System des Beatmungsgerätes verschmutzen würde. Die Gleichung (1) garantiert, daß der Luftdruck vor dem Ventil aufhört zu steigen. Der Patient kann bewirken, daß das Beatmungsgerät auf die Ausatmungsphase umschaltet, wenn er den Luftdruck über einen einstellbaren Schwellenwert über dem Druck im Beatmungsgerät ansteigen läßt. Der Grad der Bemühungen des Patienten, der erforderlich ist, um ein Umschalten zu bewirken, ist konstant, ohne Rücksicht auf die verstrichene Zeit oder das zugeführte Volumen.

Wenn der Patient keine Atembemühungen unternimmt, endet die Einatmungsphase, wenn die vorgegebene Zeitgrenze, für das Einatmen erreicht ist. Wenn das zugeführte Volumen den vorbestimmten Wert, auch Zielvolumen V , erreicht, bevor der Grenzwert für die Zeit erreicht ist, wird das Druck-Gesetz in folgender Weise modifiziert:

Druck = A χ V (2).

Dieser Wert reicht zwar aus, um die elastische Gegenkraft der Lungen bei Erreichung des Zielvolumens auszugleichen, führt jedoch zu keinem zusätzlichen Luftstrom. Wenn der Patient Einatmungsbemühungen unternimmt, die über dieses Zielvolumen hinausgehen, erhält er zusätzliche Luft, während der Druck auf dem durch Gleichung (2) festgelegten Niveau konstant gehalten wird. Die Bedingungen für die Zufuhr werden dadurch aufrechterhalten, daß man die Koeffizienten A und B in den Gleichungen (1) und (2) an die elastische Gegenkraft oder den Luftweg-Widerstand des Patienten angleicht. Atmungsbemühungen

des Patienten können ebenfalls die scheinbaren Werte für diese Parameter verändern. Der Koeffizient A wird nachgestellt, bis die Durchflußgeschwindigkeit während des Atmens weder zunimmt noch abnimmt, d.h. in einem statistischen Sinne konstant ist. Der Koeffizient B wird eingestellt, bis der Durchschnittswert für die Durchflußgeschwindigkeit korrekt ist. Auf diese Weise wird eine Anpassung an den Patienten im kurzen Gleichungsausdruck (B) erreicht, während die Zielwerte für die Zuführung vom längeren Gleichungsausdruck erfaßt werden.

Bei der dargestellten Ausführungsform ermöglicht das Beatmungsgerät gemäß den angeführten Prinzipien eine Anpassung einer vorausbestimmten Größe an die Anstrengungen des Patienten, und zwar unabhängig vom zugeführten Luftvolumen, und es ist dem Patienten 1 möglich, von der Einatmungsphase auf die Ausatmungsphase umzuschalten, bevor der normalerweise dafür vorgesehene Zeitpunkt erreicht ist. Das Beatmungsgerät hat ein Rückschlagventil 32, um einen Rückstrom von Luft aus dem Patienten 1 in den Zufuhrmechanismus 22 (Beatmungspumpe 22) zu verhindern. Das wird durch einen Druckgeber 33 im Luftweg erreicht, der ein Signal 34 für den Luftwegedruck erzeugt, das in eine periodische Logikschaltung 35 eingegeben wird, die das Drucksignal 34 mit dem Signal 18 für den Druck-Sollwert vergleicht. Die periodische oder zyklische Logikschaltung 35 erzeugt bei diesem Vergleich eine Druckdifferenz. Diese Differenz wird wiederum mit einer ausgewählten Schwellen-Druckdifferenz 36 verglichen, die über die Eingabestation 13 eingegeben wurde; wenn dieser Schwellenwert überschritten wird, wird ein Phasensignal 38 erzeugt, das einen erzwungenen Phasenübergang bewirkt, d.h. die Einatmungsphase wird auf die Ausatmungsphase umgeschaltet. Die periodische Logikschaltung 35 schickt das Phasensignal 38, wenn ein solches erzeugt wird, an den Zieldruck-Generator 12, um die Einatmungs-

VV VV

phase der Zieldruck-Erzeugung zu beenden. Gleichzeitig sendet die periodische Logikschaltung 35 Steuersignale zu der Ventilsteuerung 20, die wiederum geeignete Ventil-Steuersignale 21 an die Luftventile 25 weiterschickt, um die Beatmungspumpe 22 für die Beatmungsluft vom Patienten 1 zu trennen und die für den Abzug der ausgeatmeten Luft vorgesehene Einrichtung 23 mit dem Patienten 1 zu verbinden.

Aus den obigen Überlegungen folgt, daß die Gleichung in die folgende Form umgeschrieben werden kann:

Druck = V/Ch + Rh χ Fd (3)

dabei ist V das Volumen, Ch die angenommene Dehnbarkeit der Lunge, wobei Ch = 1/A; Rh ist der angenommene Luftwegewiderstand und Fd die gewünschte Durchflußgeschwindigkeit, wobei Rh χ Fd = B.

Die Gleichung, die das Verhältnis zwischen der Luft-Durchflußgeschwindigkeit, den Lungenparametern und dem Arbeitsdruck beschreibt, ist:

Druck = V/C +Rx dV/dt + Pmus(t) (4) 25

Dabei ist C die Dehnbarkeit der Lunge, R der Luftwegewiderstand, dV/dt die Strömungsgeschwindigkeit der Luft, P

die Muskelleistung des Patienten, angegeben in Druckeinheiten.
30

Durch Gleichsetzung der beiden rechten Seiten der Gleichungen 3 und 4 erhält man für den Fall V kleiner als V,, ^undPmus^(t) = ^0;

V=Hx Rh/R x Fd(1 - exp(-t/H)),

dV/dt = Rh/R χ Fd x exp(-t/H) (5)

-30-wobei gilt H = R/(1/C-1/Ch).

Wenn dieses Modell das Verhalten des Systems richtig erfaßt, würde man durch Angleichung von Rh = R und Ch = C zu Zuführverhältnissen mit einer konstanten Durchflußgeschwindigkeit der Größe Fd gelangen. Das aktuelle Verhalten weicht davon jedoch aus verschiedenen Gründen ab, zu denen die Atemaktivität des Patienten, Abweichungen vom Modell der Gleichung 4 und Fehler im Zufuhrservo für den Luftwegedruck gehören. Die Funktion der Adaptereinheit 14 muß modifiziert werden, um eine gewisse Mittelung über den Verlauf des Atmens zu erhalten, damit der gewünschte Strömungsverlauf erreicht werden kann.

Gleichung 5 kann umgeschrieben werden, so daß dV/dt eine Funktion von V ist:

dV/dt = -V/H + Fd χ Rh/R. (6)

Durch die Messung von dV/dt für mehrere Werte von V während des Einatmens kann nach dem Verfahren der kleinsten Fehlerquadrate eine Gerade ermittelt werden, die diese Werte wiedergibt:

dV/dt = m χ V + b (7)

wobei m der angenommene Wert von -1/H = (1/Ch - 1/C)/R ist, und b entspricht Fd χ Rh/R.

Im ersten Schritt stellt der Adapter den Wert Ch ein, bis m = 0 erreicht ist. Dies wird durch Verwendung eines angenommenen Werts für C als Wert für Ch beim nächsten Atemzug erreicht. Gleichung 7 kann wie folgt nach C aufgelöst werden.

C = 1/(1/Ch - m χ Fd χ Rh/b) . (8)

In der zweiten Stufe wird Rh eingestellt, bis b gleich der gewünschten Durchflußgeschwindigkeit Fd ist.

Wenn der neue Wert für Rh zum angenommenen Wert R gemacht wird, so ergibt sich:

R = Fd x Rh/b (9)

Es ist dabei darauf hinzuweisen, daß der Mittelwert für dV/dt nicht gleich b wird, es sei denn m = 0. Da die Einatmungszeit feststeht, beeinflussen sowohl Rh und Ch das zugeführte Volumen.

Die Werte für die Koeffizienten A und B werden durch den Adapter proportional zu den Veränderungen von Rh und 1/Ch geändert. Wenn das obenbeschriebene Vorgehen auf rauschfreie Messungen einer Lunge mit perfekt linearem Verhalten angewandt wird, ist die Anpassung innerhalb eines einzigen Atemzuges perfekt. Um jedoch angesichts von Störungen wie vorübergehenden Bemühungen des Patienten, Rauschen oder einem nichtlinearen Verhalten der Lunge eine Stabilität zu erreichen, werden die vorgeschriebenen Veränderungen von A und B um einen Faktor Adgain zwischen 0 und 1 vermindert.

Indem man den Wert für C aus Gleichung 8 mit Gleichung kombiniert, liefert die neue Abschätzung von A unter Berücksichtigung der Einstellung, die mit dem Faktor Adgain multipliziert ist, den folgenden Ausdruck:

A(neu) = A + (1/C - 1/Ch) χ Adgain. (10)

Wenn man den ermittelten Wert für R aus der Gleichung 9 mit Gleichung 3 kombiniert, erhält man einen neuen Wert für B, mit einer mit dem Faktor Adgain multiplizierten Korrektur:

-32-B(neu) = B + Fd x (R-Rh) χ Adgain (11)

Weitere Randbedingungen werden für die Veränderungen von A und B vorgegeben, um ein gutes Verhalten beim Auftreten von großen vorübergehenden Bemühungen des Patienten zu sichern. Die Größe der Veränderung eines jeden Ausdrucks wird auf einen Bruchteil seines gegenwärtigen Werts begrenzt. Diese Randbedingungen werden den Veränderungen auferlegt, bevor man mit dem Faktor Adgain multipliziert. Beide Ausdrücke für den Druck werden auf minimale, nichttriviale Werte begrenzt. Die Summe von AxV und B wird

nach oben durch einen Maximaldruck begrenzt, der durch den Klinker festgelegt wird. Diese Grenzwerte garantieren, daß die Druckwerte in dem System festgehalten werden, ungeachtet des Verhaltens des Patienten.

Nachfolgend werden einige besonders herausragende Phasen der Beatmung gemäß bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung beschrieben. Dabei wird auf die Fig. 5, 6 und 9 Bezug genommen.

Die Erzeugung des Ziel- oder Sollwert-Drucks läßt sich wie folgt beschreiben: Wenn die Adaptereinheit 14 eine Soll- oder ideale PV- Kennlinie 90 errechnet, die die Beatmungsbedürfnisse des Patienten beschreibt, wird diese PV- Kennlinie 90 dazu verwendet, die aktuellen Drücke und Volumina in der Regeleinrichtung 4 zu vergleichen. Das Volumen wird überwacht und gemessen. Ein Zieldruck, der diesem Volumen entspricht, wird unter Benutzung der PV-Kennlinie 90 ermittelt. Dieser Zieldruck wird mit dem aktuellen Druck, der überwacht und gemessen wird, verglichen, und jede Abweichung dieses Drucks vom Zieldruck wird durch die Elektronik 6 eines Servosteuerungs-Systems in der Regeleinrichtung 4 korrigiert.

Die überwachung des Patienten wird wie folgt beschrieben:

Während die Adaptereinheit 14 die richtige Druck-Volumen-Kennlinie 90 für den Patienten auf der Basis der Eingabe des Klinikers und der überwachten Daten in den Leitungen 7 und 9 errechnet, wird der Atmungszustand des Patienten kontinuierlich überwacht. Mit anderen Worten, es werden die aktuellen Drucke und Volumina bestimmt, und die Werte für die Beatmung wie beispielsweise der Durchfluß werden aus diesen Werten errechnet. Indem man außerdem die Größe der Veränderung des Druckes und des Volumens mißt, werden ferner der Luftwegewiderstand und die Dehnbarkeit der Lunge des Patienten errechnet. Diese errechnete Information macht es dem Beatmungsgerät möglich, einen vom Patienten unternommenen Einatmungs- oder Ausatmungs-Zyklus zu erkennen und entsprechend darauf zu reagieren. Diese Information gestattet es ferner, einen Index für die Patientenaktivität zu errechnen.

Die überwachten Daten und die daraus durch Berechnung erhaltenen Daten ermöglichen es dem Beatmungsgerät darüber hinaus, Leckstellen und Blockierungen der Luftwege des Patienten zu erkennen und einen Alarm auszulösen, um den für den Patienten verantwortlichen Kliniker zu warnen. Die überwachten und errechneten Daten werden dann dazu verwendet, die PV-Kennlinie 90 für den Patienten anzupassen.

Auf dem Hintergrund der oben diskutierten Prinzipien kann nunmehr die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung, die im einzelnen in Fig. 9 dargestellt ist, beschrieben werden.

Es ist dabei darauf hinzuweisen, daß im folgenden aus Gründen der Vereinfachung nur die positive Förderung bzw. Gaszufuhr diskutiert wird, obwohl die dargestellte Ausführungsform in der Lage ist, ein Beatmungsgas sowohl negativ als auch positiv zu fördern. . Die folgende Diskussion kann in gleicher Weise auf negative Förderungen, d.h. das Ausatmen oder den Gasabzug, übertragen werden.

Während des Verlaufs eines Atemzugs ist das zugeführte Volumen im Einklang mit dem geregelten Druck, und damit dem PV-Steuerungsgesetz. Eine Beatmungspumpe 22 für die Zufuhr von Beatmungsluft wird mit dem Patienten 1 verbunden. Die Beatmungspumpe 22 wird wiederum von einem Motor 8 angetrieben, der den gewünschten Druck in einem Tubus oder einer Rohrleitung 19 erzeugt und auf den Patienten 1 überträgt. Ein Druckgeber 10, der mit der Beatmungspumpe 22 verbunden ist, erzeugt ein elektrisches Signal 7, das den Druck anzeigt und ein mit der Welle verbundener Geber oder Drehgeber 24, der ebenfalls mit der Beatmungspumpe verbunden ist, erzeugt ein Signal 9, das der Kolbenstellung proportional ist. Das Signal 9 für die Kolbenstellung zeigt das Volumen des aus der Beatmungspumpe 22 zugeführten Beatmungsgases an.

Ein Zieldruck-Generator 12 erzeugt ein Zieldruck-Signal 18 als Funktion des Luftvolumens, das dem Patienten 1 zugeführt wird, und zwar gemäß dem PV-Steuerungsgesetz. Ein Druckvergleicher 26 vergleicht das Zieldruck-Signal mit einem Druck-Rückkehrsignal 29. Dieses Rückkehrsignal 29 ist im wesentlichen der tatsächlich in dem Zufuhrmechanismus oder Zylinder der Beatmungspumpe 22 herrschende Druck, wie er von dem Zylinder-Druckgeber 10 festgestellt und als Zylinder-Drucksignal 7 übermittelt wird, wenn kein zusätzlicher künstlicher Widerstand aus einem Servo-Widerstandsgenerator 27 erforderlich ist oder vorliegt, wie es der Fall ist, wenn der Widerstandsgenerator 27 außer Betrieb ist. Das vom Zieldruck-Generator 12 ausgangsseitig gelieferte Signal und das Druck-Rückkehrsignal 29 werden miteinander kombiniert, wobei ein Fehlersignal 30 erzeugt wird, das durch die Antriebselektronik 6 in einen elektrischen Steuerstrom 31 für den Motor verwandelt wird, um diesen Motor 8 anzutreiben. Das Servo-System arbeitet wie beschrieben nach dem PV-Gesetz, um dem Patienten in gut geregelter Weise Beatmungsgas zuzuführen.

Im folgenden wird die Erzeugung eines optimalen positiven Gegendrucks beschrieben: Bei bestimmten Krankheitsbedingungen, beispielsweise bei einem Emphysem, dauert die Ausatmung sehr viel länger als im Falle von Personen mit gesunden Lungen. Der Druck in der Brusthöhle, die die Luftwege umgibt, ist höher als der Druck innerhalb der Luftwege. Infolge der erkrankten Lungen können bei einem solchen Zustand die Wände der Luftwege leichter zusammen- - fallen, wodurch die maximale Durchflußgeschwindigkeit auf einen anormal niedrigen Wert begrenzt wird. Paradoxerweise kann dabei der maximale Wert für die Durchflußgeschwindigkeit dann erreicht werden, wenn man an der Öffnung des Luftweges einen gewissen positiven Druck anlegt. Im Falle bekannter Beatmungsgeräte wird das dadurch bewirkt, daß man einen ausgewählten feststehenden Widerstand in dem Tubus 19 für die Ausatmung anwendet. Das hat jedoch verschiedene Nachteile, da der Gegendruck von der Strömungsgeschwindigkeit beim Ausatmen abhängt. Der optimale Gegendruck hängt vom Druck in dem Brustraum ab, da das der Druck ist, der quer zu den Wänden der Luftwege wirkt und begrenzt werden muß. Der Druck in der Brusthöhle wiederum hängt vom Grad der Lungenaufblähung ab, da er Folge des elastischen Widerstands der Brustwand ist. Der optimale Gegendruck ist daher eine Funktion des Lungenvolumens.

Bei der bevorzugten Ausführungsform wird auf den Ausatmungs-Zylinder 23 eine Druck-Volumen-Servosteuerung angewandt, und zwar in der gleichen Weise, wie sie für den Zylinder der Beatmungspumpe 22 angewandt wird, um diesen optimalen Gegendruck zu erreichen. Ein Verfahren zur Erzeugung dieser Gegendrucksteuerung ist in Fig. 7 gezeigt. Der Luftwegedruck während des Ausatmens verändert sich in gleicher Weise mit dem Volumen wie während des Einatmens. Er ist um einen gewissen feststehenden Wert niedriger als gemäß dem Einatmungs-Gesetz, abgesehen davon, daß er einen Mindestwert, von null aufweist. Der feststehende Wert, um den er niedriger ist, kann über einen

Knopf am Schaltpult (Eingabestation) 13 des Beatmungsgeräts gesteuert werden. Alternative Verfahren zur Erzeugung einer Gegendruckfunktion betreffen eine unabhängige Steuerung der Neigung der Geraden als einer Funktion des Volumens. Andere Verfahren umfassen die Erzeugung von Druck-Volumen-Gesetzen auf nichtlineare oder nur stückweise lineare Weise. Noch ein anderes Verfahren zur Einstellung des Gegendrucks zum Zwecke der Erreichung einer maximalen Ausatmungs-Durchflußgeschwindigkeit im Steüerteil des Beatmungsgerätes besteht darin, das auf automatische Weise zu tun.

Erzeugung eines negativen Gegendrucks: Die Möglichkeit, sowohl einen negativen als auch einen positiven Gegendruck anzulegen, macht es möglich, einen künstlichen Husten zu erzeugen. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird der negative Druck als Funktion des entfernten Volumens servo-gesteuert, wie in Fig. 8 dargestellt ist. Bei diesem Verfahren ist das Luftvolumen, das entfernt werden kann, durch die Möglichkeiten einer Bewegung der Luft durch die Hardware des Beatmungsgerätes begrenzt. Diese Technik verhindert das Anlegen eines negativen Drucks an die Lunge, der zu einem in gefährlicher Weise niedrigen Volumen der Lunge führen könnte.

Bei der bevorzugten Ausführungsform ist ein zusätzlicher künstlicher Widerstand möglich. Drücke, die an den Patienten angelegt werden, werden durch den Widerstands-Generator 27 entsprechend der Eingabe 17 eines Strömungssignals und der Eingabe 15 einer Widerstandssteuerung, die von der Adaptereinheit 14 geliefert wird, modifiziert. Die Drücke werden ferner durch die Adaptereinheit 14 in Abhängigkeit von dem Signal 45 modifiziert, das aus dem Detektor 4 3 für die Feststellung der Aktivität des Patienten stammt. Der erhaltene Zieldruck kann wie folgt ausgedrückt werden.

ν/ w w ν w ν

P=Ax Volumen +B+P,, +P., (12) ζ add wid

wobei gilt:

^Padd ^{= R}add ^{x zi}

^Pwid = -^Radd ^{x dV/dt}

^Radd ^{= N x R}inc ⁽¹⁵⁾

N ist die Anzahl von aufeinanderfolgenden niedervolumigen Atemzügen infolge der Aktivität des Patienten, und

R. ist die zusätzliche Widerstandsmenge, die sich aus

^ Xl w

dem zusätzlichen Widerstand R ,-, ergibt. Der Zielstrom ist der gewünschte Strom oder Durchfluß , der vom Kliniker über die Eingabestation 13 eingegeben wird. P ist der Unterschied zwischen dem Signal, das über die Leitung aus dem Zieldruck-Generator 12 zugeführt wird und dem Signal, das aus dem Widerstands-Generator 27 über die Leitung 42 der in Fig. 9 gezeigten Ausführungsform stammt.

In Fig. 9 sammelt die Monitor-Einheit 16 Volumensignale 9, Drucksignale 7 und Strömungs- oder Durchflußsignale 17. Aus diesen Signalen erzeugt die Monitoreinheit 16 Daten, die über eine Leitung 44 den Detektor 4 3 für die Patientenaktivität zugeführt werden. Dieser Detektor 43 für die Patientenaktivität legt ein Maß für die Aktivität fest und übermittelt dieses Maß als ein Signal 45 an die Adaptereinheit 14. Bei der geschilderten Ausführungsform ist dieses Maß = N, d.h. die Anzahl der aufeinanderfolgenden niedervolumigen Atemzüge infolge einer Aktivität des Patienten. Als Antwort auf das Maß-Signal 45 fügt die Adaptereinheit 14 zu dem ausgangsseitigen Signal in der Ausgangsleitung 18 einen Druck P ,, hinzu:

add add

-38-^x Zielstrom (16)

Zusätzlich übermittelt die Adaptereinheit 14 ein Steuer signal für den Widerstand über eine Leitung 15 an den Servo-Widerstandsgenerator 27 zur Erzeugung eines Teils des Zieldrucks P ..:

wid.

^Pwid = -

Somit steigt der an dem Patienten angelegte Druck bei Atemzügen mit einem zusätzlichen Widerstand, wenn die Bemühungen des Patienten dazu führen, daß die tatsächliche Durchflußgeschwindigkeit dV/dt niedriger ist als die vorgeschriebene Geschwindigkeit, der Zielstrom. Ähnliches ist der Fall, wenn das Verhalten des Patienten dazu führt, daß die tatsächliche Durchflußgeschwindigkeit den Zielstrom überschreitet, wobei in einem solchen Falle die angelegten Drücke vermindert werden. Wenn die Bemühungen des Patienten oder das Ausbleiben . von Bemühungen dazu führen, daß dV/dt dem Zielstrom gleich ist, sind die angelegten Drücke diejenigen, die sich aus der vorgegebenen Druck-Volumen-Kennlinie ergeben.

Für Atemzüge mit einem zusätzlichen Widerstand infolge eines Steuerungs-Gesetzes für das Einatmen wird der Druck, der erforderlich ist, um aktiv vom Einatmen auf das Ausatmen umzuschalten, wie folgt modifiziert:

^Psch = ^{N x P}inc ^{+ P}sch ⁽¹⁸⁾

wobei wiederum N die Anzahl aufeinanderfolgender niedervolumiger Atemzüge infolge der Aktivität des Patienten ist, und P , der niedrigste Druck ist, bei dem es zu einem aktiven Umschalten kommt. Der neue Umschaltdruck muß dabei ausreichen, den zusätzlichen Widerstand auszugleichen und die erforderlichen Bemühungen zu steigern,

die zum Umschalten vom Einatmen auf das Ausatmen erforderlich sind.

Mit diesem zusätzlichen Widerstand und dem zusätzlichen erforderlichen Umschaltdruck ist es möglich, die Drücke anzulegen, die erforderlich sind, um die Zielwerte für die Beatmung in Fällen zu erreichen, wenn die Bemühungen des Patienten wiederholt dazu führen, daß ungeeignete Volumina zugeführt werden. Dieses Verfahren vermeidet es ferner, daß die Koeffizienten A und B des Druck-Volumen-Steuerungsgesetzes modifiziert werden.

Im Gegensatz dazu können in anderen Fällen, wenn beispielsweise die Bemühungen des Patienten wiederholt dazu führen, daß übermäßig große Volumina zugeführt werden, der zusätzliche künstliche Widerstand und die zusätzliche Druckmenge, die oben behandelt wurden, zu negativen Größen werden. Zusätzliche negative Druckwerte vermindern in wirksamer Weise das Gefühl des Widerstands des Atmens durch den Tubus bzw. die Zuführungsleitung.

Nachfolgend wird die teilweise Unterstützung eines spontanen Atmens beschrieben: Die Art der Beatmung, die als teilweise Unterstützung bezeichnet wird, gestattet es dem KIiniker, einen bestimmten Prozentsatz des erforderlichen Atemvolumens vorzuschreiben, der durch das Beatmungsgerät zuzuführen ist. Der komplementäre restliche Bruchteil des angestrebten Atemvolumens wird zuerst durch den Patienten tief eingeatmet. Das führt dazu, daß der Patient den Atemzug beginnen kann und die Unterstützung durch das Beatmungsgerät einsetzt, nachdem ein vorausgewählter prozentualer Anteil des motorisch eingeatmeten Ziel-Atemvolumens, beispielsweise 90%, eingeatmet ist. Zwischen diesem ausgewählten Prozentsatz, den angegebenen 90% im vorliegenden Falle, und 100% des motorisch eingeatmeten Ziel-Atemvolumens, erfolgt ein sanfter übergang zu einer zusätzlichen Beatmung

gemäß der positiven Druck-Volumen-Kennlinie, die von der Adaptereinheit 14 geliefert wird. Die nachfolgenden Gleichungen beschreiben das Steuerungs-Gesetz für diese Art der teilweisen Unterstützung, bei der der Luftdruck eine Funktion des Volumens ist, und zwar für Volumina im Bereich von null bis zum vollständigen Ziel-Atemvolumen V:

Druck = 0 wenn 0 <- Volumen < 0 , 9V (19)

Druck = (A + B/V )(10 Volumen - 9V )

ΙΠ 2 ill Z

wenn 0,9V _z <. Volumen < V (20 und

Druck = A χ Volumen + B,

wenn V ^ Volumen^. V„_ (21) mz za

In den obigen Gleichungen bedeuten:

A= den Steigungskoeffizienten aus Gleichung 1,

die vom Ausgang der Adaptereinheit 14 erhalten wird,

B = der Ausgleichskoeffizient aus Gleichung 1, die am Ausgang der Adaptereinheit 14 erhalten wird;

V = das motorische oder willkürliche Atemvomz

lumen, das vom Patienten aktiv eingeatmet wird und definiert i %UnterStützung)/100;

wird und definiert ist als V χ (100 -

za

V _za = das von dem Kliniker vorgegebene Ziel-

Atemvolumen, und

%Unterstützung = die prozentuale Unterstützung, wie sie vom Kliniker vorgegeben wird.

Eine intermittierende teilweise unterstützte Beatmung (IPAV) ähnelt der bekannten Beatmung nach den IMV- und

-4-1 _

SIMV-Verfahren, wie sie eingangs charakterisiert wurden.

Der Unterschied liegt darin, daß die intermittierenden Zwangsatemzüge teilweise wie oben beschrieben unterstützt werden, wobei das motorische Ziel-Atemvolumen nun mit einem Laufmittel der spontanen Atemvolumina gleich ist.

Das Steuerungs-Gesetz für IPAV ist wie folgt definiert:

Für spontane Atemzüge:

Druck = 0 für alle Volumina (22) 10

Für intermittierende teilweise unterstützte Atemzüge:

Druck = 0 wenn 0 <. Volumen< 0,9V (23)

sa

Druck = (A + B/V )(10 Volumen - 9VJ

wenn 0,9V < Volumen < V _ιοά,

und

Druck = A χ Volumen + B,

wenn V _a < Volumen <V__ (25)

s a zd

wobei in diesen Gleichungen A, B und V„_, wie oben definiert sind und V

Atemvolumina ist.

niert sind und V ein Laufmittelwert für die spontanen

Es wird angenommen, daß die obenbeschriebene variable teilweise Unterstützung ein Verfahren darstellt, mit dem die Beatmung bzw. Belüftung eines Patienten in einer Weise unterstützt werden kann, die stärker auf den Pa-^ÖW tienten Rücksicht nimmt und für diesen angenehmer ist, die ferner dem normalen Atmen ähnlicher ist und die außerdem in der Lage ist, eine bessere Abstimmung der Beatmung mit der Durchlüftung zu erreichen, als bei den üblichen

bekannten Beatmungsgeräten.
35

Ein etwas allgemeineres Verfahren zur Schaffung einer

teilweisen Unterstützung gemäß den oben diskutierten Prinzipien besteht darin, daß die Adaptereinheit 14 die Eingaben in den Zieldruck-Generator so modifiziert, daß die Fläche unter der PV-Kennlinie des Steuerungs-Gesetzes proportional zu den Eingaben von der Bedienungsstation ( Schaltpult 13) vermindert wird. Die Fläche unter der PV-Kennlinie des Steuerungs-Gesetzes kann dadurch vermindert werden, daß man entweder den Wert von A oder B in der nachfolgenden Gleichung für das Steuerungs-Gesetz proportional vermindert:

Druck = A χ Volumen +B (26)

Das vermindert in wirksamer Weise die Unterstützung durch das Beatmungsgerät während des Atmens. Beispiele für Steuerungsgesetze dieses Typs für die teilweise Unterstützung sind in den Fig. 12A-12C gezeigt. Alternativ dazu kann das PV-Steuerungsgesetz für die teilweise Unterstützung das gleiche wie oben beschrieben sein, wobei die Drucksteuerung bei 0 mbar für den ersten Teil der Atmung beginnt und dann in ein Steuerungsgesetz für positiven Druck übergeht, wobei jedoch das Umschalten zwischen diesen beiden Phasen durch die Zeit oder den Durchfluß bestimmt ist. Wiederum ist eine teilweise Unterstützung für alle Atemzüge oder für bestimmte ausgewählte möglich.

Claims (10)

Hewlett-Packard Company Int. Az.: Case 1588 23. Februar 1983 Beatmungsgerät Patentan sprüche

1. Beatmungsgerät mit einer Regelung für das von

einer Quelle bereitgestellte Beatmungsgas zur Beatmung eines Patienten, dadurch gekennzeichnet , daß es umfaßt:

eine Quelle (22) für die Förderung von Beatmungsgas, die von einem Regelsignal (31) gesteuert wird;

Meßeinrichtungen (10,24), die zur Messung des Drucks und des Volumens des Beatmungsgases, das durch die Quelle (22)

3306ÖÜ7

gefördert wird, mit dieser Quelle (22) verbunden sind und ein Drucksignal (7) sowie ein Volumensignal (9) erzeugen, die diese Werte wiedergeben; und

eine Regeleinrichtung (4), die mit den Meßeinrichtungen (10,24) und der Quelle (22) verbunden ist und durch Vergleich des Volumensignals (9) mit einem vorgegebenen Druck-Volumen-Steuergesetz (3) einen Zieldruck (18) liefert, dann diesen Zieldruck (18) mit dem gemessenen Drucksignal (7) vergleicht und dann ein Regelsignal (31) erzeugt, das in Abhängigkeit von dem Vergleich mit dem Zieldruck (18) den Druck des Beatmungsgases auf den von dem Druck-Volumen-Steuergesetz vorgegebenen Druck einstellt.

2. Beatmungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Regeleinrichtung (4) umfaßt:

einen Zieldruck-Generator (12), der mit der Quelle (22) verbunden ist und in Abhängigkeit von dem Volumen der geförderten Luft einen Zieldruck (18) festlegt;

einen Druckvergleicher (2 6) der mit dem Zieldruck-Generator (12) verbunden ist und den gemessenen Druck (7) mit dem Zieldruck (18) vergleicht und ein Fehlersignal (30) erzeugt; sowie

eine Elektronik (6), die mit dem Druckvergleicher (26) verbunden ist und das Regelsignal (31) in Abhängigkeit vom Fehlersignal (30) erzeugt.

3. Beatmungsgerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß es außerdem enthält:

einen im Luftweg zwischen der Quelle (2;22,23) und dem Patienten angeordneten Druckgeber zur Messung des Drucks

des Atemgases in diesem Luftweg und zur Erzeugung eines Signals (34) , das den Druck im Luftweg wiedergibt; und

eine zyklische Logikschaltung (35), die mit der Regeleinrichtung (4) und dem Druckgeber (33) gekoppelt ist und in Abhängigkeit von einem Vergleich des Zieldrucks mit dem den Luftwegdruck wiedergebenden Signal (34) ein Phasensignal (38) erzeugt, das eine Umkehrung der Förderungsrichtung des Beatmungsgases bewirkt.

4. Beatmungsgerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle (2;22,23) Luftventile (25) aufweist und das Beatmungsgerät außerdem eine Ventilsteuereinrichtung (20) aufweist die zwischen der zyklischen Logikschaltung (35) und den Luftventilen (25) angeordnet ist und die Ventile (25) in Abhängigkeit von dem Phasensignal (38) umschaltet, und damit die Umkehrung der Förderungsrichtung des Beatmungscases bewirkt.

5. Beatmungsgerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß es außerdem umfaßt:

eine Eingabestelle (13) für die Eingabe der vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen;

eine Monitoreinheit (16), die mit den Meßeinrichtungen (10,24) verbunden ist und die Informationen über das Volumen während der Förderung des Beatmungsgases speichert; und

eine Adaptereinheit (14), die mit der Eingabestelle (13), der Monitoreinheit (16) und dem Zieldruck-Generator (12) verbunden ist und die vom Kliniker vorgegebenen Zielwerte mit der gespeicherten Information vergleicht und ein Einstellsignal (3) erzeugt, das ein modifiziertes Druck-Volumen--Steuerungsgesetzt repräsentiert; und

daß das Einstellsignal (3) den Zieldruck-Generator (12) bei den nachfolgenden Atemzügen modifiziert.

6. Beatmungsgerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß es außerdem umfaßt:

eine Eingabestelle (13) für die Eingabe der vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen;

eine Monitoreinheit (16), die mit den Meßeinrichtungen (10, 24) gekoppelt ist und die Informationen über das erhaltene Volumen und den erhaltenen Druck während der Förderung des Beatmungsgases speichert;

eine Adaptereinheit (14), die mit der Eingabestelle (13), der Monitoreinheit (16) und der Regeleinrichtung (4) verbunden ist und ein Widerstands-Steuersignal (15) und ein Einstellsignal (3) in Abhängigkeit von der gespeicherten Information und den vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen erzeugt; und

eine differenzierende Einheit (41), die mit der Meßeinrichtung (24) gekoppelt ist und ein Signal für die Kolbengeschwindigkeit (17) erzeugt;

wobei das Einstellsignal (3) mit dem Zieldruck-Generator (12) verbunden ist, und wobei die Regeleinrichtung (4) außerdem umfaßt:

einen Widerstandsgenerator (27) , in den das Widerstands-Steuersignal (15) und das Signal (17) für die Kolbengeschwindigkeit eingegeben werden und der ein Signal (42) für einen künstlichen zusätzlichen Druck erzeugt; und

Kombinationseinrichtungen (40,26), in die das Signal (42) für den künstlichen zusätzlichen Druck sowie der Zieldruck

(18) eingegeben werden und die das Signal (42) für den künstlichen zusätzlichen Druck mit dem Zieldruck (18) kombinieren und das Fehlersignal (30) in modifizierter Form erzeugen.

7. Beatmungsgerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß es außerdem umfaßt:

eine Eingabestelle (13) für die Eingabe der vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen;

eine Monitoreinheit (16), die mit den Meßeinrichtungen (10,24) verbunden sind und die Information über das erhaltene Volumen und den Druck während der Förderung des Beatmungsgases speichert;

einen Detektor (43), der mit der Monitoreinheit (16) verbunden ist und den Grad der Aktivität des Patienten bestimmt; und

eine Adaptereinheit (14), die mit dem Detektor (43) und der Eingabestelle (13) verbunden ist und ein Widerstands-Steuersignal (15) und ein Einstellsignal (13) in Abhängigkeit von dem ermittelten Grad der Patienten-Aktivität erzeugt;

wobei das Einstellsignal (3) den Zieldruck-Generator (12) bei den nachfolgenden Atemzügen modifiziert; und

wobei die Regeleinrichtung (4) außerdem umfaßt:

einen Widerstands-Generator (27), in den das Widerstands-Steuersignal (15) eingegeben wird und der ein Signal (42) für einen künstlichen zusätzlichen Druck erzeugt; sowie

Kombinationseinrichtungen (40,26), in die das Signal (42) für den künstlichen zusätzlichen Druck sowie der Zieldruck (18) eingegeben werden und die das Signal (42) und den Zieldruck (18) kombinieren und das Fehlersignal (30) erzeugen.

8. Beatmungsgerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß es außerdem umfaßt:

eine Eingabestelle (13) für die Eingabe der vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen;

eine Monitoreinheit (16) die mit den Meßeinrichtungen (10, 24) verbunden ist und die Information über das beobachtete Volumen während der Förderung von Beatmungsgas speichert; und

eine Adaptereinheit (14), die mit der Eingabestelle (13), der Monitoreinheit (16) sowie dem Zieldruck-Generator (12) verbunden ist und ein Einstellsignal erzeugt, das in Abhängigkeit von den vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen die Fläche unter einer Kurve vermindert, die das Druck-Volumen-Steuerungsgesetz repräsentiert, und dadurch eine Beatmung mit teilweiser Unterstützung bewirkt.

9. Beatmungsgerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß es außerdem umfaßt:

eine Eingabestelle (13) für die Eingabe der vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen:

eine Monitoreinheit (16), die mit den Meßeinrichtungen (10, 24) verbunden ist und die Information über das beobachtete Volumen während der Förderung von Beatmungsgas speichert;

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ein Monitorsignal (5), das am Ausgang der Monitqrein-heit (16) erhalten wird und eine Funktion der vom Beatmungsgerät geförderten vorausgehenden spontanen Atemvolumina ist; und

eine Adaptereinheit (14), die mit der Eingabestelle (13) verbunden ist und in die das Signal (5) aus dem Monitor eingegeben wird und die ein Einstellsignal (3) erzeugt, das bei einem Atemzug einen vorausbestimmten

3.0 prozentualen Anteil des Atemzugs auf einen konstanten IiUftwegedruck einregelt , wobei dieser prozentuale Anteil von den vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen und dem Monitorsignal (5) abhängt, und die ferner im Endpunkt des vorgewählten prozentualen Bruchteils eines Atemzugs ein weiteres Einstellsignal (3) erzeugt, das eine Regelung in Übereinstimmung mit dem Drück-Volumen-*Steüersignal bewirkt .

10. Beatmungsgerät nach Anspruch €, dadurch gekenn-'zeichnet, daß das Einstellsignal (3) dazu dient, für alle Voiumina einen konstanten Druck aufrechtzuerhalten;

bei dem das Signal (42) für den künstlichen zusätzlichen 25. Druck einen voräusgewählten Wert eines drucks repräsentiert.