DE4038871A1

DE4038871A1 - Steuerung fuer ein beatmungsgeraet

Info

Publication number: DE4038871A1
Application number: DE4038871A
Authority: DE
Inventors: Peter Dr Sc Techn Schaller; Andreas Dr Schulze
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1990-12-03
Filing date: 1990-12-03
Publication date: 1992-06-04

Description

Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Medizin, insbeson dere die Beatmungstechnik.

Bei Patienten mit respiratorischen Störungen ist die kontrollier te maschinelle Beatmung (CMV) häufig das einzige Mittel zur Auf rechterhaltung der physiologischen Blutgaswerte.

Dabei sind die respiratorischen Störungen unterschiedlicher Gene se. So sind frühgeborene Kinder infolge ihrer mangelnden Lungen reife, der schwach ausgebildeten Atemmuskulatur oder einer noch nicht vollständig ausgereiften nervalen Steuerung in vielen Fäl len auf eine Beatmung angewiesen.

Begrenzende Faktoren seitens der Atemmechanik für eine Langzeit- Eigenatmung dieser Kinder sind stark erhöhte Atemwegswiderstände (Resistance) bzw. eine verminderte Lungendehnbarkeit (Compliance).

Insbesondere bei frühgeborenen Kindern ist meist nicht eine er höhte Resistance sondern die verminderte Compliance der dominie rend krankhaft veränderte Parameter. Die inspiratorische Dehnung der steifen Lungen kann eine solch hohe Muskelkraft erfordern, daß auf Grund einer rasch einsetzenden Ermüdung der Atemmuskula tur eine maschinelle Beatmung notwendig wird.

Ziel einer Ventilatortherapie ist es in jedem Fall, die Patienten wegen der Nebenwirkungen der Beatmung nur so lange kontrolliert maschinell zu beatmen, bis sie auf Grund ihres gebesserten Zu standes vom Ventilator entwöhnt werden können. Gelingt dies nicht, so entsteht eine Ventilator- Abhängigkeit, die oft eine lang andauernde maschinelle Beatmung zur Folge hat und einhergeht mit Läsionen im Trachealbereich, der Herausbildung einer broncho pulmonalen Dysplasie, einer Atrophie der Atemmuskulatur und ins besondere bei frühgeborenen Kindern der fehlenden Möglichkeit des "Erlernens" einer physiologischen Atmung.

Ein Ansatzpunkt für die Verkürzung der CMV-Dauer und die mög lichst frühzeitige Einleitung der Entwöhnungsphase ist die Über nahme eines Teiles der Atemarbeit des spontan atmenden Patienten durch den Ventilator. Es kommt dabei darauf an, sowohl die resi stive als auch die elastische Atemarbeit zu senken, ohne den Patienten dadurch in seiner Eigenatmung zu stören.

Es sind unterschiedliche Verfahren für die Senkung der Atemarbeit bei Spontanatmung vorgeschlagen worden. So wird bei der pressure support Atemhilfe (Servoventilator 900 C, Siemens-Elema, Schwe den) nach einer Inspirationsanstrengung des Patienten über einen Atemtrigger eine maschinelle Inspiration mit einem bestimmten einzustellenden Druck ausgelöst. Nach Inspiration eines vorgege benen Volumens geht der Inspirationsdruck auf Null zurück. Dieser Drucksprung zu Beginn der Inspiration führt zu einem hohen inspi ratorischen Spitzen-Volumenstrom, der dem natürlichen Verlauf eines Spontanatemzuges nur teilweise entspricht und so ein nicht biologisches Muster der Spontanatmung erzeugt.

In DD A61/M16/00 2 12 186 wird eine sogenannte negative Ventilator resistance vorgeschlagen, mittels derer die Strömungswiderstände von Atemwegen und Tubus teilweise kompensiert werden können. Dieses Verfahren ist auch schon tierexperimentell eingesetzt worden (Pediatric Research 28 : 79-82,1990). Es sieht jedoch le diglich eine lineare negative Resistance und keine weiteren Mög lichkeiten zur Begrenzung exzessiver Druck- und Volumenstromwerte vor.

Eine dem zeitlichen Verlauf der Spontanatmung angepaßte Unter stützung der Dehnung sehr steifer Lungen, d. h. eine Senkung der elastischen Atemarbeit, ist bisher nicht möglich.

Der Erfindung liegt das Problem zugrunde, technische Möglichkei ten für eine solche Form der Atemunterstützung zu schaffen, die es einem Patienten mit vermindertem Vermögen zur Eigenatmung gestatten, diese trotz reduzierter eigener Atemarbeit über einen langen Zeitraum aufrechtzuerhalten, wobei die mit einer kon trollierten maschinellen Beatmung verbundenen Nachteile vermieden werden.

Das Problem wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß bei Spontan atmung in der Betriebsart CPAP (kontinuierlicher positiver Atem wegsdruck) oder in der Spontanatemphase von IMV (intermittierende mandatorische Ventilation) der Beatmungsdruck P des Ventilators in Abhängigkeit entweder vom Volumen und/oder vom Volumenstrom der Atmung des Patienten in der Weise gesteuert wird, daß die inspiratorische Atemanstrengung des Patienten, die für die Venti lation eines bestimmten Atemzugvolumens erforderlich ist, redu ziert wird.

Zu diesem Zweck wird entweder der Volumenstrom der Atmung oder das Atemvolumen gemessen und erfindungsgemäß dem Beatmungsdruck, z. B. dem CPAP ein weiterer Druck (Steuerdruck Ps) überlagert, der sich aus zwei Komponenten zusammensetzt: einer vom Atemvolu men abhängigen Komponente PV und einer vom Volumenstrom abhängi gen Komponente PV′.

Damit wird

P=CPAP+Ps (1)

mit

Ps=PV+PV′=fc(V)+fr(V′) (2)

Im einfachsten Fall sind PV und PV′ linear abhängig von V und V′, so daß aus Gl. 2 folgt

Ps=Kc1*V+Kr1*V′ (3)

mit Kc1 und Kr1 als Proportionalitätsfaktoren.

Die theoretische Begründung der Wirkungsweise der Beatmungsdruck- Steuerung gem. der Gln. 1 bis 3 soll an Hand eines einfachen Lungenmodells (Fig. 2) für die Inspirationsphase erläutert wer den:

Unter Berücksichtigung der in Fig. 2 gegebenen Vorzeichenfestle gung (V′insp < 0) ist der für die Spontanatmung erforderliche Druck der Atemmuskulatur Pm gleich

Pm=Pr+Pc-P=R*V′+V/C-P. (4)

Dabei ist Pr = R* V′ der für die Überwindung des Strömungswider standes R und Pc = V/C der für die Inspiration des Volumens V durch die Lunge mit der Compliance C erforderliche Druck. Je höher Pr und Pc, um so höher ist auch die resistive und elasti sche Atemarbeit.

Einsetzen von Gl. 3 in Gl. 4 liefert

Pm=-CPAP+(1/C-Kc1)*V+(R-Kr1)*V′ (5)

Kc1 hat die Dimension einer inversen Compliance und Kr1 die einer Resistance.

Ersetzen der Klammerausdrücke liefert:

Pm=-CPAP+1/Cg*V+Rg*V′ (6)

mit der Gesamtcompliance

Cg=C/(1-Kc1*C) (7)

und der Gesamtresistance

Rg=R-Kr1 (8)

Die Gleichungen 7 und 8 zeigen, daß in Abhängigkeit von Kr1 und Kc1 sowohl die Gesamtresistance Rg gegenüber der Patientenresi stance R verkleinert als auch die Gesamtcompliance Cg gegenüber der Patientencompliance C vergrößert werden kann.

Die Atemmuskulatur wirkt auf das kombinierte System Patient - Ventilator mit einer verringerten Gesamtresistance und einer erhöhten Compliance (scheinbar weichere Lunge). Dadurch sinkt die für die Ventilation eines vorgegebenen Atemminutenvolumens erfor derliche Muskelkraft und damit auch die vom Patienten aufzubrin gende Atemarbeit. Der Differenzbetrag wird vom Ventilator aufge bracht, ohne aber das Atemmuster des Patienten wesentlich zu beeinträchtigen, wie dies bei CMV erfolgen würde.

Die Grenzwerte für Kc1 und Kr1 liegen bei Kc1 ⇐ 1/C und bei Kr1 ⇐ R, für die die Gesamtresistance Null bzw. die Gesamtcom pliance unendlich wird.

Wählt man für Kc1 und Kr1 negative Vorzeichen, wird die Gesamt compliance kleiner, d. h. die Lunge wird steifer und die Gesamt resistance Rg nimmt zu. Dies ist ein Effekt, der ggf. für be stimmte physiologische Untersuchungen von Interesse ist, norma lerweise aber nicht für die Ventilatortherapie.

Da der Grenzwert für Kc1 vom Wert der Patientencompliance abhän gig ist, werden nach der Erfindung zusätzliche Begrenzungen ein geführt: ein Begrenzungsvolumen Vgrenz und/oder ein Begrenzungs druck Pgrenz.

Damit nimmt die Volumenkomponente PV von Gl. 2 während der Inspi ration die Form an

Die Grenzwerte Vgrenz bzw. Pgrenz werden in Abhängigkeit von der Patientensituation vorgegeben und sind einstellbar.

Nach der Erfindung wird die während der Inspiration aufgebaute Druckkomponente PV während der Exspiration sehr schnell abgebaut, so daß die Exspiration nicht behindert ist.

Dies geschieht dadurch, daß schon durch ein kleines exspiriertes Volumen (höchstens 1/2 des inspirierten Volumens) die Druckkom ponente PV volumenproportional bis auf Null abgebaut wird.

In einer anderen Ausgestaltung der Erfindung erfolgt der Abbau von PV während der Exspiration nach einer e-Funktion. PV hat nach höchstens der halben Exspirationszeit den Wert Null erreicht.

Das Problem eines Leck-Volumenstromes infolge eines an der Tra chealwand nicht abdichtenden Tubus′ oder undichter Mund/Nasen maske wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß der Leck-Volumen strom V′l bestimmt und von dem von dem Volumenstromsensor gemes senen Wert V′m subtrahiert wird. In einer Ausgestaltung der Er findung erfolgt dies automatisch, in einer weiteren Ausgestaltung wird der Leckvolumenstrom als Parameter von Hand eingestellt.

Die resistive Entlastung des Patienten gem. Gl. 2 erfolgt gemäß der Erfindung vorzugsweise nach der Funktion

Damit kann die Nichtlinearität der Atemwege, insbesondere aber des Endotracheal (ET)-Tubus besser kompensiert werden. Die resi stive bzw. volumenstromabhängige Druckkomponente PV′ wirkt vor zugsweise sowohl während der Inspiration als auch während der Exspiration. Der Wert von Kr1 ist einstellbar, das Verhältnis Kr2/Kr1 ist vorzugsweise konstant zu halten.

Die Erfindung sieht zum Zwecke der Vermeidung von zu großen Drücken der resistiven Druckkomponente gem. Gl.10 ebenfalls deren Begrenzung auf einen Grenzdruck Pgrenz vor.

In einer besonders günstigen Variante der Erfindung wird die Summe aus elastischer und resistiver Druckkomponente, d. h. der Druck Ps=PV+PV′ auf den Grenzdruck Pgrenz begrenzt.

Die technische Umsetzung der Gleichungen 1,2, 8 . . . 10 erfolgt in einer Signalverarbeitungseinheit, die in analoger, digitaler oder einer programmtechnischen Version realisiert werden kann. Zu diesem Zweck wird der Eingang der Signalverarbeitungseinheit mit dem Ausgang des Sensors zur Messung des Volumenstromes oder des Volumens der Atmung des Patienten verbunden und deren Ausgang mit einem weiteren Steuereingang für den Beatmungsdruck des Ventila tors. Der andere Beatmungsdruck-Steuereingang wird normalerweise mit dem Sollwert für den CPAP beaufschlagt. Die Signalverarbei tungseinheit erhält über weitere Eingänge Informationen bezüglich der Grenzwerte Pgrenz, Vgrenz und der Parameter Kc1, Kr1 und Kr2.

Die Signalverarbeitungseinheit kann entweder im Ventilator inte griert oder mit und ohne Volumenstrom/Volumensensor als externes Gerät realisiert sein.

Letzterer Fall bezieht sich auf die Nachrüstung bereits existie render Ventilatoren.

Die Erfindung bezieht sich ebenfalls auf Ventilatoren, bei denen extrathorakal die maschinelle Inspiration durch Erzeugung eines Unterdruckes auf den Thorax bewirkt wird. Hierfür sind die Glei chungen 1 . . . 10 sinngemäß so zu modifizieren, daß der thorakale Beatmungs-Unterdruck entweder durch den naso-oral oder extratho rakal gemessenen Volumenstrom oder das Volumen gesteuert wird.

Die mit der Erfindung erzielten Vorteile bestehen darin, daß normalerweise noch kontrolliert zu beatmende Patienten vorzeitig entwöhnt werden können und dadurch die Vorzüge einer Eigenatmung des Patienten erhalten bleiben. Da der Patient das Atemzugvolumen durch die körpereigene Regelung weiterhin selbst steuert, wird nur der minimal erforderliche zusätzliche Druck auf das Lungenpa renchym verabfolgt und damit im Vergleich zu allen anderen bisher bekannten Formen der kontrollierten Beatmung eine Reduzierung des Barotraumas erreicht. Darüber hinaus bleibt die nervale Steuerung der Atmung in Funktion. Die Atemmuskulatur wird trotz verschlech terter Lungenmechanik nahezu so beansprucht, wie es der physiolo gischen Situation entspricht. Damit ist eine Verkürzung der Gesamtbeatmungsdauer zu erwarten und damit einhergehend eine Verminderung von Spätschäden nach Langzeitbeatmung.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in der Zeichnung darge stellt und wird im folgenden näher beschrieben.

Es zeigen

Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel,

Fig. 2 ein Schema des kombinierten Systems Atemtrakt-Ventilator.

Das Ausführungsbeispiel zeigt in Fig. 1 eine analoge Realisierung der Signalverarbeitungseinheit.

Der Volumenstrom zum Patienten wird mittels eines Volumenstrom- Sensors 11 gemessen.

Das Volumenstromsignal UV′ gelangt auf den Integrator 1, der in der Rückführung eine Begrenzerschaltung 2 aufweist, die von dem Signal UVgrenz für das Begrenzungsvolumen Vgrenz gesteuert wird. Der Ausgang des Integrators 1 ist über das Potentiometer 9 mit dem Eingang des Verstärkers 10 verbunden. Die Stellung von Poten tiometer 9 ist proportional dem Wert Kc1.

Wenn die Spannung UV′ bei Exspiration negativ wird, gelangt UV′ über die Diode 3 zu einem weiteren Eingang des Integrators 1, der im Ausführungsbeispiel eine um den Faktor 3 höhere Verstärkung aufweist.

Das Signal UVgrenz wird von dem Potentiometer 15 bereitgestellt.

Das Volumenstromsignal UV′ gelangt weiterhin auf einen Eingang des Multiplizierers 6 sowie den Eingang des Doppelweg- Gleich richters 4. Von dessen Ausgang geht es über ein Widerstandsnetz werk 5 zu dem anderen Eingang des Multiplizierers 6. Der Ausgang des Multiplizierers 6 geht über den Verstärker 7 auf das Poten tiometer 8, dessen Ausgang mit dem zweiten Eingang des Verstär kers 10 verbunden ist. Mittels des Potentiometers 8 wird ein zu Kr1 proportionaler Wert eingestellt.

Der Ausgang des Verstärkers 10 ist mit dem einen Eingang einer Begrenzerschaltung 12 verbunden, an deren Ausgang das Signal UPs für den Steuerdruck- Eingang 13 des Ventilators 14 bereitgestellt wird. Auf den zweiten Eingang des Begrenzers 12 ist das Signal UPgrenz zur Begrenzung des Druckes UPs geführt. Es wird vom Po tentiometer 16 bereitgestellt.

Liste der verwendeten Bezugszeichen

1 Integrator
2 Begrenzerschaltung
3 Diode
4 Doppelweg-Gleichrichter
5 Widerstandsnetzwerk
6 Multiplizierer
7 Verstärker
8 Potentiometer
9 Potentiometer
10 Verstärker
11 Volumenstrom-Sensor
12 Begrenzer
13 Steuerdruck-Eingang
14 Ventilator
15 Potentiometer
16 Potentiometer

Claims

Steuerung für ein Beatmungsgerät basierend auf einem Beatmungsge rät mit folgenden Merkmalen: es enthält entweder integriert oder extern
- 1. einen Eingang für den Steuer-Beatmungsdruck Ps, mittels dessen der Beatmungsdruck P zusätzlich zu den internen Steuergrößen (z. B. CPAP) beeinflußt werden kann,
- 2. einen Sensor zur Messung des Volumenstromes V′m der Atmung oder des Atemvolumens,
- 3. bei intubierten, oder über Mund/Nasen-Masken atmenden Patienten Möglichkeiten zur Messung oder Abschätzung des Leckvolumenstromes V′l,
- 4. Möglichkeiten für eine intermittierende mandatorische Ventilation (IMV) oder für Spontanatmung bei kontinuierlichem positivem Atemwegsdruck (CPAP),
- 5. Möglichkeiten zur Einstellung
  - 5.1. der Parameter Kr1, Kr2, Kc1, ggf. des Leck-Volumenstromes V′l sowie
  - 5.2. der Grenzwerte Pgrenz und Vgrenz,
- 6. eine analoge oder digitale Signalverarbeitungseinheit, deren
  - 6.1. Eingänge mit den Ausgängen
    
    6.1.1. des Volumenstromsensors oder des Volumensensors sowie
    
    6.2.2. mit den Ausgängen der in Pkt 5 genannten Größen verbunden sind und deren
  - 6.2. Ausgang mit dem Eingang für den Steuer-Beatmungsdruck Ps verbunden ist,
gekennzeichnet dadurch, daß
- 7. die Signalverarbeitungseinheit bei Spontanatmung unter IMV oder CPAP einen Steuer-Beatmungsdruck Ps bereitstellt, der gleich der Summe aus einer
  - 7.1. volumenabhängigen Druckkomponente PV und einer vom
  - 7.2. Volumenstrom abhängigen Druckkomponente PV′ ist, gemäß der Funktion
  - 7.3. Ps=PV+PV′=fc(V)+fr(V′), wobei
- 8. die volumenabhängige Druckkomponente PV=fc(V) vorzugsweise
  - 8.1. während der Inspiration die Funktion aufweist
    
    8.1.1. PV=Kc*V für V<Vgrenz und
    
    8.1.2. PV=Kc*Vgrenz für V< Vgrenz, wobei PV in beiden Fällen jedoch nie den Wert
    
    8.1.3. PV=Pgrenz überschreitet, und
    
    8.1.4. Pgrenz und Vgrenz einstellbar sind, und das Volumen V
    
    8.1.5. vorzugsweise durch Integration von V′ gewonnen wird;
  - 8.2. während der Exspiration
    
    8.2.1. nach höchstens der halben Exspirationszeit wieder auf den Wert Null abgefallen ist, oder
    
    8.2.2. nach Exspiration von maximal 1/2 des Inspirationsvolumens wieder auf den Wert Null abgefallen ist; wobei weiterhin
- 9. die volumenstromabhängige Druckkomponente PV′=f(V′) die Funktion PV′=Kr1*V′+sign(V′)*Kr2*V′*V′ aufweist, oder eine dieser Beziehung mathematisch gleichwertige, wobei
  - 9.1. das Verhältnis Kr2/Kr1 im allgemeinen konstant ist und
  - 9.2. der Wert von Kr1 einstellbar ist, wobei jedoch
  - 9.3. PV′ nie den Wert Pgrenz überschreitet, sowie auch
- 10. PS=PV+PV′ auf den Wert Pgrenz begrenzt wird; wo weiterhin
- 11. bei Vorliegen eines bekannten Leck-Volumenstromes V′l der in den Punkten 7 bis 9 benannte Volumenstrom V′ vorzugsweise aus dem gemessenen Volumenstrom V′m und V′l gemäß V′=V′m-V′l berechnet wird.