DE3306607C2

DE3306607C2 - Beatmungsgerät

Info

Publication number: DE3306607C2
Application number: DE3306607A
Authority: DE
Inventors: Frederick A Stawitcke; Holly B Jimison; Allen K Ream; William J Mordan; Robert Piziali
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: HP Inc
Priority date: 1982-03-05
Filing date: 1983-02-25
Publication date: 1996-07-18
Anticipated expiration: 2003-02-26
Also published as: JPS58159762A; DE3306607A1; GB2121292A; GB8302348D0; JPS6358590B2; US4448192A; GB2121292B

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Beatmungsgerät mit Regelung des von einer Quelle geförderten Beatmungsgases zur Beatmung eines Patienten der eingangs des Anspruches 1 genannten Art.

Wenn sich die normale Atmung eines Patienten verschlech tert, 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 Wei se aufrechtzuerhalten, ist im allgemeinen ein mechanisches System erforderlich, das den Patienten beim Atmen unter stützt. 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 Betriebsvor schrift wird von einem Kliniker geliefert.

Für die Erstellung der Betriebsvorschrift des Beatmungs geräts 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 Exspirations zeit 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 Minuten ventilation können aus diesen Parametern errechnet werden. Wenn diese Einstellungen in der richtigen Weise durchge führt werden, ist eine gewisse Beeinflussung des Beatmungs geräts durch den Patienten möglich. Beispielsweise ge stattet die richtige Einstellung der Ansprechempfindlich keit (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, ob wohl sie bei einem Beatmungsgerät schwierig zu erreichen ist, ganz besonders wenn es sich um eines der bisher üb lichen Beatmungsgeräte handelt.

Bei den bisher bekannten Lösungen auf dem Gebiet der Be atmungstechnik 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 Vo lumen ein Durchfluß in einem begrenzten Zeitraum ist. Es gibt ferner zeitlich periodisch arbeitende Beatmungsgeräte, die im allgemeinen funktionsmäßig einem der beiden oben erwähnten Typen von Beatmungsgeräten äquivalent sind.

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 Ver drängungspumpe. In Abhängigkeit von seiner Auslegung kann jeder der beiden Mechanismen Luft mit einer vorausbestimm ten Durchflußgeschwindigkeit oder mit einer solchen Durch flußgeschwindigkeit 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 perio dischen Logik, der als Trigger-Auslösung bekannt ist. Am Ende des Ausatmens wird ein Luftdruck im Tubus, der unter halb 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 Druck artefakten zu machen.

Für jedes beliebige Beatmungsgerät ist dabei die Anpassung an die Bemühungen des Patienten von besonderer Wichtig keit. 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 Pa tienten definiert. In zweiter Linie wird darunter ver standen, 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 Be mühungen des Patienten wird jedoch bei den bekannten Be atmungsgeräten, wenn überhaupt, nur unter großen Schwie rigkeiten erreicht. Wie weiter unten genauer erläutert wird, gestattet die vorliegende Erfindung eine Anpassung an die Bemühungen des Patienten, die der bei den bekann ten Beatmungsgeräten nicht nur überlegen ist, sondern auch leichter ist. Bei einem Beatmungsgerät gemäß der vorlie genden Erfindung wird das dadurch erreicht, daß man ein neues Druck-Volumen-Steuerungsgesetz anwendet. Ein vor teilhaftes Ergebnis der Anpassung an die Bemühungen des Patienten ist dabei darin zu sehen, daß der häufig trauma tische Prozeß des Einsetzens der mechanischen Beatmung gemildert wird. Beispielsweise kann durch eine Verstärkung der Bemühungen des Patienten und eine allmähliche Steige rung der zugeführten Volumina unter Verminderung der Ge schwindigkeit auf die, die für das Beatmungsgerät fest gesetzt ist, der Patient dazu gebracht werden, zu ent spannen und sein Ventilationsmuster dem des Beatmungsge räts synchron anzugleichen.

Wenn ein Steuerungsgesetz für ein Beatmungsgerät die Ver suche 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 aufwei sen, kommt es zu einer gegeneinander ankämpfenden Be atmung. Ein derartiges Ankämpfen gegen die Beatmung wird leider häufig im Sinne eines Notbehelfs dadurch ab gestellt, 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 je doch andererseits erforderlich, den beatmeten Patienten intensiv zu überwachen, um sicherzustellen, daß die ge steuerte Beatmung in geeigneter Weise aufrechterhalten wird. Sowohl das Ankämpfen als auch die Mittel zur Steue rung dieses Ankämpfens sind bei den Geräten des Standes der Technik üblicherweise unbefriedigend und weisen un erwünschte Nebenwirkungen auf, die die Genesung des Pa tienten verschlechtern. Das erfindungsgemäße Beatmungs gerät, das unter Anwendung eines Druck-Volumen-Steuerungs gesetzes arbeitet, überwindet diese unerwünschten Neben wirkungen.

Die Beatmungsgeräte des Standes der Technik weisen zu sätzlich zu dem Fehlen einer befriedigenden Steuerung des Ankämpfens weitere charakteristische Züge auf, die ebenfalls zu ihrem unbefriedigenden Verhalten beitragen. 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 zu dem Patienten oder vom Patienten weg über eine Servo steuerung zu steuern. Bei den bekannten Beatmungsgeräten werden häufig Durchflußmeßgeräte verwendet, die diese Über wachung des Durchflusses übernehmen. Bei derartigen Syste men ist es für eine genaue Messung erforderlich, den Strömungsmesser möglichst nahe am Luftweg des Patienten anzuordnen; dabei wird jedoch beobachtet, daß Wasser dampf oder ein Auswurf im Luftweg des Patienten die Vor richtung verstopft oder in anderer Weise die Genauig keit der Durchflußmessungen beeinträchtigt. Strömungsmes ser 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 Ausatmens ebenfalls unbefriedigend. Derartige Beatmungs geräte regeln das Ausatmen nur dadurch, daß sie einen wähl baren variierbaren End-Ausatmungs-Druck oder eine mecha nische Verzögerung vorsehen. Ein zweiphasiges Drucksteuer verfahren zur Regelung des Ausatmens ist in der US-PS 3 961 627 mit dem Titel "Automatische Regelung von Be atmungsgeräten" (Ernst et al.) beschrieben. Bei diesem Verfahren wird der Druck jedoch als Funktion der Zeit gesteuert, so daß in einem Falle, wenn die Durchflußge schwindigkeit variiert, der optimale Gegendruck nicht erreicht wird. Beispielsweise hängen die optimalen Gegen drucke für bestimmte Krankheiten wie Emphyseme vom Lun genvolumen ab. Daher ist in solchen Fällen eine Regelung mit der Zeit als der unabhängigen Variablen außerordent lich wenig wünschenswert.

In der DE-A-23 21 574 ist ein Beatmungsgerät beschrieben, wel ches einen Soll-Signalgeber und eine Regeleinrichtung auf weist. Der Soll-Signalgeber ist an ein Antriebsaggregat ange schlossen und erzeugt zu dessen Steuerung ein Soll-Signal, dessen Kurvenform der zeitlichen Veränderung der für eine ge wünschte zeitabhängige Atemgasvolumenabgabe notwendigen Be triebsstellung eines Atemgasbehälters entspricht. Ferner ist ein Gasdruckfühler vorgesehen, der den Druck des von dem Atem gasbehälter abgegebenen Gases abfühlt. Ein Ist-Druckgeber de finiert einen für den Patienten während des Einatmens maximal zulässigen zeitlichen Druckverlauf. Der Betrieb des Beatmungs gerätes gemäß dieser Druckschrift ist insgesamt zeitabhängig.

Ferner wurde von Charles Drebes et al. in "Interval Estimation of Respiratory Parameters Using Least-Squares Techniques", Computers and Biomedical Research 12, 1979, Seiten 149 ff. ein Beatmungsgerät beschrieben, welches den Druck in Beziehung zum Volumen setzt, und zwar gemäß der Gleichung

P = R + (1/C)V + P₀,

wobei P der Lungendruck, V das Atemvolumen, die Volumen durchflußänderungsgeschwindigkeit, R ein Lungenwiderstand und 1/C die Dehnbarkeit der Lunge ist. Eine praktische Ausfüh rungsform wird in dieser Schrift nicht angegeben.

Ein weiterer Bereich, in dem sich die bekannten Beatmungs geräte 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 Beatmungs gerätes erforderlich, um das zu berücksichtigen. Obwohl der Husten nützlich ist, indem er den Luftweg von reizen den Gasen, Staub, Rauch, überschüssigem Schleim, von Zell trümmern 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 Druckdiffe renz besteht. Das führt bei einem Husten zu einer sehr ho hen Durchflußgeschwindigkeit. Die Kompression der intra thorakalen Luftwege infolge der hohen intrathorakalen Drücke steigert die Gasgeschwindigkeit ebenfalls. Beat mungsgeräte der bekannten Art stören typischerweise je doch 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 Ab saugen ist jedoch im allgemeinen nur in einem begrenzten Bereich der Luftwege wirksam; ferner ist es für die Schleim häute des Luftweges traumatisch. Während des Absaugens können eine Atelactase und schwere akute Störungen des Kreislaufs auftreten, da der Katheter das Innere der Luft röhre 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 Her zens 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 vorliegen den Erfindung vermieden werden, die einen künstlichen Husten vorsieht.

Ein weiterer Nachteil der bekannten Beatmungsgeräte liegt in der Schwierigkeit, den Patienten von einem Beatmungs gerät zu entwöhnen bzw. zu trennen. Bei normalem Ver lauf 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 beispiels weise Seufzen oder Husten, oder er kann einen dauerhaf ten 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. Kon flikte 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 va riable Unterstützung, die durch das Beatmungsgerät vor gesehen ist, durch Anwendung einer intermittierenden Zwangs beatmung (intermittent mandatory ventilation-IMV) ge steuert. 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 wähl baren Einstellung. Bei manchen Systemen können die Zwangs atemzüge vom Patienten initiiert werden. Derartige Syste me 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 nega tive 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, ein 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 Beat mungsdruck und das Beatmungsvolumen in optimaler An passung an die Bedürfnisse des Patienten steuert.

Die genannte Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Beatmungs gerät nach Patentanspruch 1 gelöst. Bevorzugte Ausführungsfor men dieses Beatmungsgeräts sind in den Unteransprüchen angege ben.

Die vorliegende Erfindung beruht somit wesentlich darauf, daß ein neues Verfahren zur Regelung der Beatmung eines Patienten geschaffen wird, das von einer zeitunabhängigen Beziehung: Druck = A × Volumen + B, zur Regelung des Drucks als einer Funktion des Volumens für das Einatmen und das Ausatmen Gebrauch macht. Darin unterscheidet sich das erfindungsgemäße Be atmungsgerät 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 des 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 bei spielsweise der Patient während des Einatmens hustet, ändert sich der geregelte Druck nur gemäß dem Druck- Volumen-Steuergesetz (Druck-Volumen-Beziehung) für die Einatmung, es sei denn, es kommt zu einem vom Patienten ausgelösten Umschalten von Einatmung auf Ausatmung. Ab diesem Zeitpunkt folgen die Drücke 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 maxi male Zuführungsdruck angewandt wird. Unnötig hohe Drücke werden durch dieses neue grundlegende Steuerverfahren verhindert, und nicht durch eine hilfsweise Druck-Fest stellung 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 erfindungsge mäße Beatmungsgerät mögliche verbesserte An passung 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 bevorzug ten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Be atmungsgerätes;

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 lie fert;

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

Fig. 9 ein detailliertes Blockschaltbild der bevorzug ten Ausführungsform, die eine Druck-Servoein richtung aufweist, um einen zusätzlichen künst lichen Widerstand zu erzeugen;

Fig. 10A und 10B Kennlinien für ein Druck-Volumen- Steuergesetz bzw. für das Volumen, das sich über die Zeit ändert (für eine teilweise Unterstützung);

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

Fig. 12A bis 12C verschiedene alternative Druck-Volu men-Steuerungsgesetze für eine teil weise Unterstützung.

Wie in den Ansprüchen zum Ausdruck kommt, beruht die vor liegende Erfindung wesentlich darauf, daß ein neues Ver fahren zur Regelung der Beatmung eines Patienten geschaf fen wird, das von Parameter-Steuergesetzen zur Regelung des Drucks als einer Funktion des Volumens für das Ein atmen und für das Ausatmen Gebrauch macht. Darin unter scheidet sich das erfindungsgemäße Beatmungsgerät grund sätzlich 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 Druck im Luftweg (Luftwegdruck) im wesent lichen zu jedem beliebigen Zeitpunkt für eine Aktivität des Patienten geeignet ist. Wenn der Patient beispiels weise während des Einatmens hustet, ändert sich der ge regelte Druck nur im Einklang mit dem Druck-Volumen- Steuerungsgesetz für das Einatmen, es sei denn, es kommt zu einem vom Patienten ausgelösten Umschalten von Ein atmen auf Ausatmen. Von diesem Zeitpunkt an folgen die Drücke einem Steuerungsgesetz für das Ausatmen. Wenn somit der Patient einer Zufuhr von Luft Widerstand ent gegengesetzt und verhindert, daß im voraus festgelegte Mengen zugeführt werden, hat der Patient gleichzeitig ver hindert, daß die maximalen Zufuhrdrücke angewandt werden. Unnötig hohe Drücke werden nach diesem neuen fundamentalen Steuerverhalten verhindert und nicht durch eine hilfs weise Druck-Feststellung und eine anschließende Druck entspannung durch Öffnung eines Druckentspannungs-Ven tils. Fig. 1 zeigt ein solches Verhalten des erfindungs gemäßen Beatmungsgeräts in einer graphischen Darstellung. In dieser Art der Steuerung liegt ein wesentlicher grund legender Vorteil der vorliegenden Erfindung. Ein wei terer Vorteil ist darin zu sehen, daß dann, wenn Ver änderungen 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 Beatmungs gerät, 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 raturen verwendet, um des weiteren den Gasstrom im Luft weg zu ermitteln. Auf diese Weise wird ein Strömungsmes ser oder Geber für den Durchfluß überflüssig, der die weiter oben beschriebenen inhärenten Nachteile auf weist.

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 Gas druck, 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 er forderlich 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 Steue rungsgesetzes als eine Funktion des Lungenvolumens mög lich, was zu den kürzesten Ausatmungszeiten beim Vor liegen 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 mög lich 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 Aus atmungsstrom zu verstärken, bis das vorher zugeführte Volumen wieder entfernt ist.

Eine weitere bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beinhaltet eine neuartige Maßnahme zur Siche rung einer Sollwert- oder Ziel-Beatmung, wenn ein Pa tient der Zufuhr von Gas aus dem Beatmungsgerät aktiven Widerstand entgegensetzt. Das entsprechende Verfahren beinhaltet die Feststellung dieser Aktivität des Pa tienten 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 beträcht lichen Patientenaktivität durch den Adapter nicht modi fiziert. 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 Vo lumens geregelt wird. Diese neue Steuerung eines zusätz lichen künstlichen Widerstandes kann das Widerstandsge fühl verstärken oder vermindern, das mit dem Tubus zwi schen 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 ge steigert. Das fügt der bevorzugten Ausführungsform noch eine weitere Dimension hinzu, indem es dem Patienten immer weiter erschwert wird, mit der aktiven Modifi zierung 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 teil weisen 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 Pa tienten 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-Steuer gesetz für diese Art einer teilweise unterstützten Be atmung sind in den Fig. 10A und 10B gezeigt.

Eine weitere Variation dieser neuartigen Art und Weise der Beatmung besteht darin, daß teilweise die Zwangsatem züge bei einer synchronisierten intermittierenden Zwangs beatmung (SIMV) unterstützt werden. Spontane Atemzüge werden durch ein Steuerungsgesetz ermöglicht, das den Luft- Zufuhrdruck für alle Volumina auf dem Umgebungs-Atmos phärendruck hält. Ein Lauf-Mittelwert der spontanen Atem volumina wird eingehalten, um den Punkt des Zwangsatem zugs festzulegen, an dem die positiven Druck-Steuerungs gesetze wirksam werden. Die Zwangs-Atemzüge werden in einer Weise ähnlich den teilweise unterstützten Atem zügen gesteuert, wie es weiter oben beschrieben wurde, wobei jedoch der Grad der Unterstützung durch das mittlere spontane Atemvolumen festgelegt wird, an Stelle der pro zentualen Einstellung der Unterstützung durch einen Kliniker. Eine graphische Darstellung eines solchen Vor gehens ist in den Fig. 11A bis 11C gezeigt.

Die teilweise Unterstützung eines jeden Atemzugs hat den Vorteil, daß es dem Patienten möglich ist, allmäh lich 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 Atem zug 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 ge steuerten Beatmung verbessert. Die Verbesserung ist Folge 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 Atem zugs mit negativen intrathorakalen Drucken eine weitere vorteilhafte Dimension zur teilweisen unterstützten Be atmung 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 ge schlossenen Regelkreis. Sie weist u. a. einen Zieldruck- oder Drucksollwert-Generator 12, einen Druckvergleicher 26 und eine Antriebselektronik 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 Be atmungsgases für die Beatmung eines Patienten, insbe sondere 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 Be atmungsgases, 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 zuge führte Beatmungsgas von einem Adapter 14 festgelegt und dem Steuergenerator 12 zugeführt werden. Der Steuergene rator 12 benutzt diese Druck-Volumen-Kennlinie und er mittelt daraus und aus dem Signal 9 für die Lage des Kol bens einen Zieldruck 18. Die Adaptereinheit 14 hat die Auf gabe, ständig eine korrekte Druck-Volumen-Kennlinie für den Patienten zu errechnen, und zwar in Abhängigkeit von den aktuellen Parametern, die im Monitor 16 ent halten 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 Beatmungser fordernisse des Patienten angepaßte Sollwerte zu liefern.

Die Fig. 5 und 9 stellen das erfindungsgemäße Beatmungs gerät 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 Atmungs gas vom Patienten aufweist. Systeme, die nur Einrichtungen für die Zuführung von Atmungsgas aufweisen, wie in Fig. 4 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 atmungsgas einen Kolben 22 für die Gaszufuhr beim Ein atmen sowie einen Kolben 23 für den Abzug eines derartigen Atmungsgases auf. Im letztgenannten Fall, wenn das Gas ab gezogen wird, kann die Quelle 2 als Negativ-Quelle be trachtet werden. Durch die Bestimmung der genauen Lage der Kolben 22, 23 ist das darin enthaltene Volumen be kannt. Diese Information wird über eine Leitung 9 in einem Monitor 16 gesammelt und ebenfalls der Regelein richtung 4 zugeführt. Ein Kliniker gibt bestimmte Ziel werte für das Beatmungsgerät vor, die von der physischen Verfassung des Patienten abhängen. Diese Zielwerte wer den 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 Regel einrichtung 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 Logik schaltung 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 14 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 theore tischen 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 Funktion 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 × Volumen + B (1)

Der Ausdruck A × 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 Durchflußge schwindigkeit 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 Aus druck A × Volumen in Gleichung (1) gleicht die elastische Gegenkraft ohne Rücksicht auf die verstrichene Zeit oder die Durchflußgeschwindigkeit der Luft aus. Die Durchflußge schwindigkeit 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 Be mühungen des Patienten aufhören, kehrt die Durchflußge schwindigkeit 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 Beatmungs gerät 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 Rück sicht auf die verstrichene Zeit oder das zugeführte Vo lumen.

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

Druck = A × Vz (2)

Dieser Wert reicht zwar aus, um die elastische Gegen kraft der Lungen bei Erreichung des Zielvolumens aus zugleichen, führt jedoch zu keinem zusätzlichen Luft strom. Wenn der Patient Einatmungsbemühungen unternimmt, die über dieses Zielvolumen hinausgehen, erhält er zu sätzliche Luft, während der Druck auf dem durch Gleichung (2) festgelegten Niveau konstant gehalten wird. Die Be dingungen 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 nach gestellt, bis die Durchflußgeschwindigkeit während des Atmens weder zunimmt noch abnimmt, d. h. in einem sta tistischen Sinne konstant ist. Der Koeffizient B wird eingestellt, bis der Durchschnittswert für die Durchfluß geschwindigkeit 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 Anstrengun gen 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 er reicht ist. Das Beatmungsgerät hat ein Rückschlagventil 32, um einen Rückstrom von Luft aus dem Patienten 1 in den Zufuhrmechanismus 22 (Beatmungspumpe 22) zu verhin dern. 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 (Zieldruck) vergleicht. Die periodische oder zyklische Lo gikschaltung 35 erzeugt bei diesem Vergleich eine Druck differenz. Diese Differenz wird wiederum mit einer aus gewählten 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 be wirkt, d. h. die Einatmungsphase wird auf die Ausatmungs phase umgeschaltet. Die periodische Logikschaltung 35 schickt das Phasensignal 38, wenn ein solches erzeugt wird, an den Zieldruck-Generator 12, um die Einatmungs phase der Zieldruck-Erzeugung zu beenden. Gleichzeitig sendet die periodische Logikschaltung 35 Steuersignale 39 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 ver binden.

Aus den obigen Überlegungen folgt, daß die Gleichung 1 in die folgende Form umgeschrieben werden kann:

Druck = V/Ch + Rh × Fd (3)

dabei ist V das Volumen, Ch die angenommene Dehnbarkeit der Lunge, wobei Ch = 1/A; Rh ist der angenommene Luft wegewiderstand und Fd die gewünschte Durchflußgeschwindig keit, wobei Rh × Fd = B.

Die Gleichung, die das Verhältnis zwischen der Luft-Durch flußgeschwindigkeit, den Lungenparametern und dem Ar beitsdruck beschreibt, ist:

Druck = V/C + R × dV/dt + Pmus(t) (4)

Dabei ist C die Dehnbarkeit der Lunge, R der Luftwegewider stand, dV/dt die Strömungsgeschwindigkeit der Luft, P_mus die Muskelleistung des Patienten, angegeben in Druck einheiten.

Durch Gleichsetzung der beiden rechten Seiten der Glei chungen 3 und 4 erhält man für den Fall V kleiner als V_lim und P_mus (t) = 0:

V = H × Rh/R × Fd(1 - exp(-t/H)), dV/dt = Rh/R × Fd × exp(-t/H) (5)

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 Durchflußgeschwin digkeit 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 Luft wegedruck 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 × Rh/R. (6)

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

dV/dt = m × V + b (7)

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

Im ersten Schritt stellt der Adapter den Wert Ch ein, bis m = 0 erreicht ist. Dies wird durch Verwendung eines ange nommenen 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 × Fd × 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 × 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 rausch freie 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 3 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) × 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:

B(neu) = B + Fd × (R - Rh) × 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 be grenzt. Diese Randbedingungen werden den Veränderungen auf erlegt, bevor man mit dem Faktor Adgain multipliziert. Beide Ausdrücke für den Druck werden auf minimale, nicht triviale Werte begrenzt. Die Summe von A × V_z 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, ungeach tet des Verhaltens des Patienten.

Nachfolgend werden einige besonders herausragende Phasen der Beatmung gemäß bevorzugten Ausführungsformen der Erfin dung 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 Be atmungsbedürfnisse 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, ver glichen, 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 Dehn barkeit 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 Pa tientenaktivität zu errechnen.

Die überwachten Daten und die daraus durch Berechnung er haltenen 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 anzu passen.

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 Dis kussion kann in gleicher Weise auf negative Förderungen, d. h. das Ausatmen oder den Gasabzug, übertragen werden.

Während des Verlaufs eines Atemzugs ist das zugeführte Vo lumen 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 angetrie ben, 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 an zeigt und ein mit der Welle verbundener Geber oder Drehge ber 24, der ebenfalls mit der Beatmungspumpe verbunden ist, erzeugt ein Signal 9, das der Kolbenstellung propor tional ist. Das Signal 9 für die Kolbenstellung zeigt das Volumen des aus der Beatmungspumpe 22 zugeführten Be atmungsgases an.

Ein Zieldruck-Generator 12 erzeugt ein Zieldruck-Signal 18 als Funktion des Luftvolumens, das dem Patienten 1 zuge führt 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 zusätz licher künstlicher Widerstand aus einem Servo-Widerstands generator 27 erforderlich ist oder vorliegt, wie es der Fall ist, wenn der Widerstandsgenerator 27 außer Betrieb ist. Das vom Zieldruck-Generator 12 ausgangsseitig ge lieferte Signal und das Druck-Rückkehrsignal 29 werden miteinander kombiniert, wobei ein Fehlersignal 30 erzeugt wird, das durch die Antriebselektronik 6 in einen elek trischen 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 Krankheitsbedin gungen, 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 Durchflußgeschwindig keit 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 ver schiedene Nachteile, da der Gegendruck von der Strömungs geschwindigkeit beim Ausatmen abhängt. Der optimale Gegen druck 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 Aus atmungs-Zylinder 23 eine Druck-Volumen-Servosteuerung ange wandt, 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 Er zeugung dieser Gegendrucksteuerung ist in Fig. 7 gezeigt. Der Luftwegedruck während des Ausatmens verändert sich in gleicher Weise mit dem Volumen wie während des Einat mens. Er ist um einen gewissen feststehenden Wert nie driger als gemäß dem Einatmungs-Gesetz, abgesehen davon, daß er einen Mindestwert von null aufweist. Der fest stehende Wert, um den er niedriger ist, kann über einen Knopf am Schaltpult (Eingabestation) 13 des Beatmungs geräts gesteuert werden. Alternative Verfahren zur Erzeu gung 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 Steuerteil 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 die sem 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 niedri gen Volumen der Lunge führen könnte.

Bei der bevorzugten Ausführungsform ist ein zusätzlicher künstlicher Widerstand möglich. Drücke, die an den Pa tienten angelegt werden, werden durch den Widerstands- Generator 27 entsprechend der Eingabe 17 eines Strömungs signals 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 43 für die Feststellung der Aktivität des Patienten stammt. Der erhaltene Zieldruck kann wie folgt ausgedrückt werden.

P_z = A × Volumen + B + P_add + P_wid (12)

wobei gilt:

P_add = R_add × Zielstrom (13)
P_wid = R_add × dV/dt (14)
R_add = N × R_inc (15)

N ist die Anzahl von aufeinanderfolgenden niedervolumigen Atemzügen infolge der Aktivität des Patienten, und R_inc ist die zusätzliche Widerstandsmenge, die sich aus dem zusätzlichen Widerstand R_add ergibt. Der Zielstrom ist der gewünschte Strom oder Durchfluß, der vom Klini ker über die Eingabestation 13 eingegeben wird. P_z 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 Lei tung 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 43 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 aufeinanderfol genden 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_add hinzu:

P_add = R_add × 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:

P_wid = R_add × dV/dt (17)

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 Ziel strom 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 ange legten 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:

P_sch = N × P_inc + P_sch (18)

wobei wiederum N die Anzahl aufeinanderfolgender nieder volumiger Atemzüge infolge der Aktivität des Patienten ist, und P_sch der niedrigste Druck ist, bei dem es zu einem aktiven Umschalten kommt. Der neue Umschaltdruck muß dabei ausreichen, den zusätzlichen Widerstand auszu gleichen und die erforderlichen Bemühungen zu steigern, die zum Umschalten vom Einatmen auf das Ausatmen erforder lich 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-Volu men-Steuerungsgesetzes modifiziert werden.

Im Gegensatz dazu können in anderen Fällen, wenn bei spielsweise 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 sponta nen Atmens beschrieben: Die Art der Beatmung, die als teil weise Unterstützung bezeichnet wird, gestattet es dem Kli niker, 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 Atem zug beginnen kann und die Unterstützung durch das Beatmungs gerät einsetzt, nachdem ein vorausgewählter prozentualer Anteil des motorisch eingeatmeten Ziel-Atemvolumens, bei spielsweise 90%, eingeatmet ist. Zwischen diesem ausge wählten 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 Be reich von Null bis zum vollständigen Ziel-Atemvolumen V_za:

Druck = 0, wenn 0 < Volumen < 0,9 V_mz (19)

Druck = (A + B/V_mz) (10 Volumen - 9 V_mz), wenn 0,9 V_mz < Volumen < V_mz (20)

und

Druck = A × Volumen + B, wenn V_mz < Volumen < V_za (21)

In den obigen Gleichungen bedeuten:

A = den Steigungskoeffizienten aus Gleichung 1, die vom Ausgang der Adaptereinheit 14 erhal ten wird,
B = der Ausgleichskoeffizient aus Gleichung 1, die am Ausgang der Adaptereinheit 14 er halten wird;
V_mz = das motorische oder willkürliche Atemvo lumen, das vom Patienten aktiv eingeatmet wird und definiert ist als V_za × (100% Unterstützung)/100;
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 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)

Für intermittierende teilweise unterstützte Atemzüge:

Druck = 0, wenn 0 < Volumen < 0,9 V_sa (23)

Druck = (A + B/V_sa) (10 Volumen - 9 V_sa), wenn 0,9 V_sa < (Volumen < V_sa (24)

und

Druck = A × Volumen + B, wenn V_sa < (Volumen < V_za (25)

wobei in diesen Gleichungen A, B und V_za, wie oben defi niert sind und V_sa ein Laufmittelwert für die spontanen Atemvolumina ist.

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 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.

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 Bedienungs station (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 × Volumen + B (26)

Das vermindert in wirksamer Weise die Unterstützung durch das Beatmungsgerät während des Atmens. Beispiele für Steuerungsgesetze dieses Typs für die teilweise Un terstützung 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

1. Beatmungsgerät mit Regelung des von einer Quelle (2) geförderten Beatmungsgases zur Beatmung eines Patienten, mit

a) Meßfühlern (10, 24) zur Messung des Drucks und des Volumens des von der Quelle (2) geförderten Beat mungsgases und zur Erzeugung eines Drucksignals (7) sowie eines Volumensignals (9);
b) einer Regeleinrichtung (4), die aufweist
- - einen Zieldruck-Generator (12), der mit der Quelle (2) verbunden ist und durch Verglei chen eines gemessenen Volumensignals (9) des geförderten Luftvolumens mit einem nach ei ner zeit-unabhängigen Beziehung Druck = A × Volumen + B,worin A von der angenommenen Dehnbarkeit der Lunge abhängt und B eine den Strömungswider stand der Luftwege ausgleichende Konstante bedeutet, bestimmten Vorgabesignal (3) einen Zieldruck (18) bereitstellt, wobei die ge nannte Beziehung kontinuierlich den Druck des Beatmungsgases ausschließlich in Abhän gigkeit vom geförderten und momentan gemes senen Volumen (oder umgekehrt) angibt;
- - einen Druckvergleicher (26), der mit dem Zieldruck-Generator (12) verbunden ist und ein durch das gemessene Drucksignal (7) be stimmtes Signal mit dem Zieldruck (18) ver gleicht und ein Regelabweichungssignal (30) erzeugt, sowie
- - eine Antriebselektronik (6), die mit dem Druckvergleicher (26) zur Übertragung des Regelabweichungssignals (30) verbunden ist und ein Stellsignal (31) erzeugt welches auf eine Vorrichtung (8) zum Erzeugen des Zieldruckes an der Quelle (2) einwirkt;
c) einem im Luftweg zwischen der Quelle (2, 22, 23) und dem Patienten angeordneten Druckgeber (33) zur Messung des Drucks des Atemgases in diesem Luftweg und zur Erzeugung eines Signals (34), das den Druck im Luftweg wiedergibt; und
d) einer zyklischen Logikschaltung (35), die mit der Regeleinrichtung (4) und dem Druckgeber (33) ge koppelt ist und in Abhängigkeit von einem Ver gleich des Zieldrucks mit dem den Druck im Luft weg wiedergebenden Signal (34) ein Phasensignal (38) erzeugt, das auf den Zieldruckgenerator (12) einwirkt und eine Umkehrung der Förderrichtung des Beatmungsgases bewirkt.

2. Beatmungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, 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 Luftventi len (25) angeordnet ist, und die Ventile (25) in Ab hängigkeit von dem Phasensignal (38) umschaltet, und damit die Umkehrung der Förderungsrichtung des Beat nungsgases bewirkt.

3. Beatmungsgerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch ge kennzeichnet, daß

- eine Eingabestelle (13) für die Eingabe der vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen;
- eine Monitoreinheit (16), die mit den Meßrichtun gen (10, 24) verbunden ist und die Informationen über das Volumen während des Förderung des Beat mungsgases speichert; und
- eine Adaptereinheit (14), die mit der Eingabe stelle (13), der Monitoreinheit (16) und dem Zieldruck-Generator (12) verbunden ist und die vom Kliniker vorgegebenen Zielwert mit der ge speicherten Information vergleicht und ein Ein stellsignal (3) erzeugt, das eine modifizierte Druck-Volumen-Beziehung repräsentiert, vorgesehen sind.

4. Beatmungsgerät nach Anspruch 3, dadurch gekenn zeichnet, daß eine differenzierende Einheit (14) vorgesehen ist, die mit der Meßeinrichtung (24) gekoppelt ist und ein Signal für die Kolbengeschwin digkeit (17) erzeugt.

5. Beatmungsgerät nach Anspruch 4, dadurch gekenn zeichnet, daß das Einstellsignal (3) mit dem Zieldruck-Generator (12) verbunden ist, und daß die Regeleinrichtung (4)

- einen Widerstandsgenerator (27), in den das Wi derstands-Steuersignal (15) und das Signal (17) für die Kolbengeschwindigkeit eingegeben werden und der ein Signal (42) für einen künstlichen zu sätzlichen Druck erzeugt und
- Kombinationseinrichtungen (40, 26) umfaßt, in die das Signal (42) für den künstlichen zusätzlichen Druck sowie der Zieldruck (18) eingegeben werden und die das Signal (42) für den künstlichen zu sätzlichen Druck mit dem Zieldruck (18) kombinie ren und das Fehlersignal (30) in modifizierter Form erzeugen (Fig. 9).

6. Beatmungsgerät nach Anspruch 5, dadurch gekenn zeichnet, daß ein Detektor (43) zum Ermitteln der Aktivität des Patienten mit der Monitoreinheit (16) verbunden ist; und die Adaptereinheit (14) mit dem Detektor (43) und der Eingabestelle (13) verbunden ist und das Widerstands-Steuersignal (15) und das Ein stellsignal (13) in Abhängigkeit von dem ermittelten Grad der Patienten-Aktivität erzeugt.

7. Beatmungsgerät nach einem der Ansprüche 3 bis 6, da durch gekennzeichnet, daß das von der Adaptereinheit (14) erzeugte Einstellsignal (3) in Abhängigkeit von den vom Kliniker vorgegebenen Ziel größen die Fläche unter eine Kurve vermindert, die die Druck-Volumen-Beziehung repräsentiert.

8. Beatmungsgerät nach Anspruch 3, 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, daß das Monitorsignal (5), welches am Ausgang der Monitoreinheit (16) erhal ten wird, eine Funktion der vom Beatmungsgerät geför derten vorausgehenden spontanen Atemvolumina ist; daß das von der Adaptereinheit (14) erzeugte Einstell signal (3) bei einem Atemzug einen vorausbestimmten prozentualen Anteil des Atemzugs auf einen konstanten Luftwegedruck einregelt, wobei dieser prozentuale An teil von den vom Kliniker vorgegebenen Zielgrößen und dem Monitorsignal (5) abhängt und daß die Adapterein heit (14) ferner im Endpunkt des vorgewählten prozen tualen Bruchteils eines Atemzugs ein weiteres Ein stellsignal (3) erzeugt, das eine Regelung in Überein stimmung mit dem Druck-Volumen-Steuersignal bewirkt.

9. Beatmungsgerät nach Anspruch 5, dadurch gekenn zeichnet, daß das Einstellsignal (3) dazu dient, für alle Volumina einen konstanten Druck auf rechtzuerhalten; und das Signal (42) für den künstli chen zusätzlichen Druck einen vorausgewählten Wert eines zusätzlichen Teildrucks repräsentiert.