NL8801323A

NL8801323A - Artificial respirator equipment for hospital patient - incorporates simulators which allow staff to experiment on computer models of the patient and equipment

Info

Publication number: NL8801323A
Application number: NL8801323A
Authority: NL
Original assignee: Ppg Hellige Bv
Priority date: 1988-05-20
Filing date: 1988-05-20
Publication date: 1989-12-18

Abstract

The momentary changes in pressure, timing and gas content of the respirator (2) output are controlled via a switching unit (4) by a data processing unit (5), eg a microprocessor. Data (11) relating to the actual operation of the respirator and to monitored patient signals are fed to a visual display (1) and also to a simulator unit (7). The respirator control signals from the processor are also fed to a simulator unit (6). data from the two simulator units are exchanged and processed to produce simulated values (10) which are then displayed on another visual display (8). The simulated display can be accelerated to observe trends and to observe the effects of experimental changes without endangering the patient.

Description

"Γ Ν.0* 35203 1 *"Γ Ν.0 * 35203 1 *

Werkwijze en inrichting voor het sturen van een beademingsapparaat,Method and device for controlling a ventilator,

De uitvinding heeft betrekking op een werkwijze voor het sturen van een beademingsapparaat, waarbij een volgens patiëntgegevens gekozen in-5 stelling na afloop van een inwerktijd ter optimalisatie kan worden veranderd.The invention relates to a method for controlling a ventilator, in which an setting selected according to patient data can be changed for optimization after an exposure time has elapsed.

Bij het instellen van beademingsapparaten, in het bijzonder bij intensieve verpleging van patiënten, worden in eerste instantie sommige instelwaarden volgens het momentane ziektebeeld van een patiënt inge-10 steld, waarna wordt geobserveerd of bij een beademing met deze waarden een verbeterde algemene fysiologische situatie respectievelijk stabilisatie van het ademhalingsstelsel kan worden bereikt. Omdat de eerste instelling in vele gevallen achteraf moet worden veranderd, en omdat een dergelijke verandering vaak tot niet te voorziene en zelfs gedeeltelijk 15 gevaarlijke reacties van de patiënt kan leiden, bestaat de wens de invloed van een nieuwe instelling tenminste bij benadering te kennen, voordat een overeenkomstige verandering in de basisinstelling van het beademingsapparaat wordt uitgevoerd.When setting up ventilators, in particular during intensive nursing of patients, some setting values are initially set according to the patient's current clinical picture, after which it is observed whether an improvement in general physiological situation or stabilization is performed during ventilation with these values. of the respiratory system. Because in many cases the first setting has to be changed afterwards, and because such a change can often lead to unforeseeable and even partially dangerous reactions of the patient, there is a desire to at least approximately know the influence of a new setting before a corresponding change in the ventilator's basic setting is made.

Tot de stand van de techniek behoort een narcosesimulator, zoals 20 beschreven in de literatuurplaats "Abbott-Narcosesimulator”, door Helmut Schwillen (Deutsche Abbott GmbH, december 1986). Hierin wordt met behulp van een rekeninrichting de mogelijke verdamperinstelling van het nareo-se-apparaat met de parameters van het beademingsstelsel en bepaalde fysiologische grootheden van de patiënt verknoopt. Na instelling van de, 25 voor de narcose van belang zijnde gegevens van de patiënt en het narco-se-apparaat, wordt het te inhaleren anaestheticum gekozen en de dosering hiervan vastgelegd. Een dergelijke simulatie maakt een op de patiënt afgestemde keuze van het narcosemiddel, het vastleggen van de hiervoor noodzakelijke dosering alsmede de bijbehorende beademingsgrootheden mo-30 gelijk. Verder kan met de simulatie een aanwijzing van een tijdgebonden profiel voor het te verwachten narcoseverloop worden verkregen. Deze simulatie wordt echter niet tijdens het narcoseverloop uitgevoerd, maar zij dient uitsluitend voor het bepalen van de in het latere narcosepro-ces te kiezen instelgrootheden en voor het doelmatig kiezen van het nar-35 cosemiddel.The prior art includes a anesthesia simulator, as described in the literature reference "Abbott Narcosis Simulator", by Helmut Schwillen (Deutsche Abbott GmbH, December 1986). Here, the possible evaporator setting of the nareo sensation is determined using a calculator. device with the parameters of the respiratory system and certain physiological parameters of the patient cross-linked After setting the patient's data for anesthesia and the anesthetic device, the anesthetic to be inhaled is selected and the dose thereof Such a simulation enables a patient-specific choice of anesthetic agent, the determination of the dose required for this as well as the corresponding ventilation quantities, and an indication of a time-related profile for the expected anesthetic course can be obtained with the simulation. However, this simulation is not performed during the anesthetic course, but it serves solely for determining the control values to be selected in the subsequent anesthesia process and for effectively selecting the anesthetic agent.

Aan de uitvinding ligt de opgave ten grondslag een zodanige werkwijze voor het sturen van een beademingsapparaat aan te geven, dat tijdens het uitvoeren van de beademing voorafgaand aan een verandering van de momentane instelling, bij wijze van proef een fictieve verandering 40 kan worden uitgevoerd welke een benadering van de, als gevolg van de < 8801323 * 2 veranderde instelling te verwachten veranderde patiëntgegevens mögelijk maakt.The object of the invention is to indicate such a method for controlling a ventilator that during the execution of the ventilation prior to a change of the current setting, a fictitious change 40 can be carried out on an experimental basis, which approximation of the expected patient data that can be expected as a result of the <8801323 * 2 changed setting.

Volgens de uitvinding wordt dit daardoor bereikt, dat een de eigenschappen van het beademingsapparaat simulerende eerste simulatie-eenheid 5 (model van het beademingsapparaat) en een uit de patiëntgegevens de pa— tiëntparameters simulerende tweede simulatie-eenheid (patiëntmodel) zodanig met het beademingsapparaat zijn verbonden, dat de bepaalde nieuwe instelling bij onveranderde instelling van het beademingsapparaat in eerste instantie door de eerste simulatie-eenheid wordt uitgevoerd, dat 10 de resulterende uitvoerwaarden van de eerste simulatie-eenheid zodanig met de patiëntgegevens van de tweede simulatie-eenheid worden verknoopt, dat de invloed van de veranderde instelling op de patiënt uit gesimuleerde nieuwe patiëntgegevens kan worden afgeleid, en dat door een stuurcommando omschakeling van het beademingsapparaat op de nieuwe in-15 stelling kan plaatsvinden.According to the invention this is achieved in that a simulating the properties of the ventilator first simulation unit 5 (model of the ventilator) and a second simulation unit (patient model) simulating the patient parameters from the patient data are connected to the ventilator in such a way. that the determined new setting is initially performed by the first simulation unit with the ventilator unchanged, that the resulting output values of the first simulation unit are cross-linked with the patient data of the second simulation unit so that the The influence of the changed setting on the patient can be deduced from simulated new patient data, and that a control command can be used to switch the ventilator to the new setting.

Een dergelijke werkwijze, waarbij het beademingsapparaat en de patiënt volgens de uitvinding onder andere in een enkele geschikte micro-processoreenheid als model kunnen worden gesimuleerd, maakt een benadering van de als gevolg van de nieuwe instelling resulterende nieuwe pa-20 tiëntgegevens mögelijk, zonder dat daarmee een beïnvloeding van de, met de oorspronkelijk ingestelde waarden verder beademde patiënt kan plaatsvinden. Wanneer de nieuwe instelling doelmatig blijkt te zijn, dat wil zeggen wanneer ten opzichte van de oorspronkelijke instelling meer optimale patiëntgegevens als verwachtingswaarden worden bereikt, kan met be-25 hulp van een stuurcommando, bijvoorbeeld via een handbediende schakelaar, de omschakeling van het beademingsapparaat op de nieuwe instelling plaatsvinden. Het blijft voorts mogelijk om, bijvoorbeeld na de simulatie van de nieuwe instelling, het beademingsapparaat met de hand op de nieuwe of zelf te kiezen beademingsgegevens in te stellen.Such a method, in which the ventilator and the patient according to the invention can be simulated in a single suitable micro-processor unit, among others, as a model, enables an approximation of the new patient data resulting from the new setting, without this the patient who is ventilated with the originally set values can be influenced. If the new setting proves to be effective, ie when more optimal patient data as expectation values are achieved compared to the original setting, the ventilator can be switched over to the ventilator with the aid of a control command, for example via a manually operated switch. new setting. It is also still possible, for example after the simulation of the new setting, to manually set the ventilator to the new or chosen ventilation data.

30 Een belangrijke verbetering kan zonodig daardoor worden bereikt, dat de patiëntgegevens voortdurend aan de tweede simulatie-eenheid worden toegevoerd, en dat uit deze patiëntgegevens de parameters voor het patiëntmodel en bijgevolg de simulatie worden verbeterd. Hiermee kan het reactieverloop van de patiënt in zekere zin in het bijbehorende patiën-35 tenmodel worden ingebracht, waarbij door voortgezette verbetering ook de afschatting van invloeden bij een gesimuleerde nieuwe instelling van het beademingsapparaat meer betrouwbaar wordt.If necessary, an important improvement can be achieved by the fact that the patient data is continuously supplied to the second simulation unit, and that from this patient data the parameters for the patient model and consequently the simulation are improved. In this way, the response of the patient can be introduced in a certain way into the corresponding patient model, whereby, through continuous improvement, the estimation of influences during a simulated new setting of the ventilator becomes more reliable.

Aan de onderconclusies kunnen verdere uitvoeringsvormen van de • werkwijze volgens de uitvinidng worden ontnomen, waarmee met voordeel 40 aan de hand van de door een beademingsapparaat zelf verschafte patiënt- „8801323 . « 3 * gegevens de voor het optimalisren van het patiëntmodel beoogde parameters kunnen worden berekend.Further embodiments of the method according to the invention can be taken from the subclaims, whereby advantageously 40 is based on the patient 8801323 provided by a ventilator itself. «3 * data the parameters intended for optimizing the patient model can be calculated.

De uitvinding heeft verder betrekking op een schakelingsinrichting voor het uitvoeren van de, in het voorgaande beschreven werkwijze, daar-5 door gekenmerkt, dat de uitgangen van patiëntgegevenssensoren met een eerste aanwijseenheid en met de tweede simulatie-eenheid (patiëntmodel) zijn verbonden, dat een insteleenheid is verschaft, welke via een stuur-schakelorgaan met het beademingsapparaat en met de eerste simulatie-eenheid (model van het beademingsapparaat) is verbonden, dat de uitgang van 10 de eerste simulatie-eenheid met de ingang van de tweede simulatie-eenheid is verbonden, en dat de uitgang van de tweede simulatie-eenheid met een tweede aanwijseenheid is verbonden.The invention further relates to a circuit arrangement for carrying out the method described above, characterized in that the outputs of patient data sensors are connected to a first indicating unit and to the second simulation unit (patient model). setting unit is provided, which is connected via a control switch to the ventilator and to the first simulation unit (model of the ventilator), that the output of the first simulation unit is connected to the input of the second simulation unit , and that the output of the second simulation unit is connected to a second indicating unit.

De uitvinding wordt in het navolgende aan de hand van de tekening ander beschreven, waaruit tevens verdere kenmerken van de uitvinding 15 blijken. Hierbij toont:The invention will be described in greater detail below with reference to the drawing, from which further features of the invention are also apparent. Hereby shows:

Fig. 1 schematisch een schakelingsinrichting voor het uitvoeren van de werkwijze volgens de uitvinding, enFig. 1 schematically shows a circuit device for carrying out the method according to the invention, and

Fig. 2 grafisch een model van de ademdruk/tijdkromme van een ademhal ingscyclus van een op een beademingsapparaat aangesloten patiënt.Fig. 2 graphically a model of the breath pressure / time curve of a breath cycle of a patient connected to a ventilator.

20 Voor het uitvoeren van de werkwijze kan een reeks van op zich be kende beademingsapparaten worden toegepast. Het beademingsapparaat 2 beademt via een slangenstelsel 13 een patiënt 12, waarbij de via patiënt-sensoren 3 verkregen meetwaarden als momentane patiëntgegevens 11 via een eerste aanwijseenheid 1 worden getoond, De patiëntsensoren 3 kunnen 25 zowel afzonderlijke, met de patiënt gekoppelde sensoren zijn, maar ook in het beademingsapparaat 2 zelf zijn opgenomen. De aan de patiënt ontnomen meetwaarden zijn bijvoorbeeld ademdrukwaarden, ademflow, maar zonodig ook waarden van de adem- of bloedgassamenstelling.A series of respirators known per se can be used to carry out the method. The ventilator 2 ventilates a patient 12 via a hose system 13, whereby the measured values obtained via patient sensors 3 are shown as current patient data 11 via a first indicating unit 1. The patient sensors 3 can be separate sensors coupled to the patient, but also are included in the ventilator 2 itself. The measurements taken from the patient are, for example, breath pressure values, breath flow, but if necessary also values of the breath or blood gas composition.

De bekende beademingseenheden worden nu zodanig veranderd, dat een 30 van het beademingsapparaat 2 gescheiden insteleenheid 5 wordt verschaft, welke het mogelijk maakt om het beademingsapparaat 2 met betrekking tot zijn instelwaarden 9, waaronder het ademvolume, ademfrequentie en dergelijke te veranderen respectievelijk in te stellen. De insteleenheid 5, welk deel uit kan maken van een centrale gegevensverwerkingseenheid, is 35 met behulp van een stuurschakelorgaan 4 van het beademingsapparaat 2 gescheiden, welk stuurschakelorgaan 4 door middel van een stuurcommando zorg draagt voor het vanuit de insteleenheid 5 in het beademingsapparaat 2 overnemen van de instelwaarden. Bij een niet-geleidend schakelorgaan 4 komen de gewenste of door de gebruiker gekozen instelwaarden 9 in eerste 40 instantie niet op het beademingsapparaat 2, maar op een de eigenschappen c 8801323 ' 4 van het beademingsapparaat simulerende eerste simulatie-eenheid 6 terecht.The known ventilation units are now being changed to provide an adjustment unit 5 separated from the ventilator 2, which makes it possible to change or adjust the ventilator 2 with respect to its adjustment values 9, including the tidal volume, tidal frequency and the like. The setting unit 5, which can form part of a central data processing unit, is separated from the ventilator 2 by means of a control switch 4, which control switch 4 takes care of transferring from the setting unit 5 to the ventilator 2 by means of a control command. the setting values. In the case of a non-conducting switching element 4, the desired or user-selected setting values 9 initially do not end up on the ventilator 2, but on a first simulation unit 6 simulating the properties c 8801323 '4 of the ventilator.

Deze eerste simulatie-eenheid 6 wekt een fictief uitgangssignaal op dat vervolgens op een de patiënt simulerende tweede simulatie-eenheid 7 5 inwerkt. Deze tweede simulatie-eenheid 7 kan bijvoorbeeld een model van de longen zijn met de parameters weerstand en compliantie, waarbij de fictieve uitgangsgrootheden in dit geval druk en flow zijn. Het patiënt-model, dat in het navolgende nog nader zal worden besproken, levert dan als uitgangsgrootheden gesimuleerde meetwaarden 10, welke via een tweede 10 aanwijseenheid 8 als gesimuleerde gevolgswaarden aan de gebruiker worden getoond.This first simulation unit 6 generates a fictitious output signal which subsequently acts on a second simulation unit 75 simulating the patient. This second simulation unit 7 can, for example, be a model of the lungs with the parameters resistance and compliance, the fictitious output variables in this case being pressure and flow. The patient model, which will be discussed in more detail below, then provides simulated measured values 10 as output variables, which are shown to the user as simulated follow-up values via a second display unit 8.

De gebruiker kan nu, wanneer het stuurschakelorgaan 4 niet geleidend is, de instelling van de insteleenheid 5 willekeurig veranderen, zonder dat dit invloed heeft op de momentane beademing van de patiënt. 15 Er kan een gewenste fictieve patiëntwaarde worden ingesteld, welke aan het therapiedoel beantwoordt, en er kan realistisch worden getest om het gedrag van de gesimuleerde patiënt alsmede het gesimuleerde beademingsapparaat te bestuderen. Het voordeel hiervan ligt bijvoorbeeld daarin, dat de verblijftijd van de patiënt in bijvoorbeeld de intensieve zorg-20 ruimte door een zo optimaal mogelijke bediening duidelijk kan worden gereduceerd, en dat foutinstellingen niet pas dan worden herkend wanneer zij reeds een schadelijke invloed op de patiënt hebben, maar reeds vooraf zonder reactie van de patiënt uit het gesimuleerde gedrag.When the control switch 4 is not conducting, the user can now change the setting of the setting unit 5 arbitrarily, without affecting the patient's current ventilation. A desired fictitious patient value can be set that meets the therapy goal and realistic testing can be performed to study the behavior of the simulated patient as well as the simulated ventilator. The advantage of this lies, for example, in that the residence time of the patient in, for example, the intensive care space can be clearly reduced by the best possible operation, and that error settings are only recognized when they already have a harmful effect on the patient. , but already without the patient's response from the simulated behavior.

De betrouwbaarheid van de simulatie hangt uiteraard van de kwali-25 teit van de modellen af, dat wil' zeggen het model van het beademingsapparaat en het patiëntmodel. Omdat de eerste simulatie-eenheid 6 een technisch apparaat simuleert, kan deze simulatie gemakkelijk worden gerealiseerd. Een flexibel systeem wordt daardoor verkregen, door de eerste simulatie-eenheid 6 zodanig uit te voeren dat de voor een bepaald 30 beademingsapparaat kenmerkende grootheden naar behoeven kunnen worden ingevoerd of door de eerste simulatie-eenheid 6 voorafgaand aan de eerste simulatie zelf worden opgevraagd.The reliability of the simulation, of course, depends on the quality of the models, ie the ventilator model and the patient model. Since the first simulation unit 6 simulates a technical device, this simulation can be easily realized. A flexible system is thereby obtained by designing the first simulation unit 6 in such a way that the quantities characteristic for a particular ventilator can be entered as required or can be requested by the first simulation unit 6 prior to the first simulation itself.

Er dient echter rekening te worden gehouden met het feit dat de tweede simulatie-eenheid 7, dat wil zeggen het patiëntmodel, ook een te-35 rugkoppelende invloed op de eerste simulatie-eenheid 6 (model van het beademingsapparaat) kan hebben. Bij toediening van bijvoorbeeld een bepaald ingesteld tidalvolume kan afhankelijk van de eigenschappen van de longen een drukbegrenzing plaatsvinden welke het bereiken van het gewenste tidalvolume verhindert. In het algemeen kunnen dergelijke eigen-40 schappen uit de technische beschrijvingen van de beademingsapparatuur .0801323 5 worden gevonden, zodat een actieve verbinding tussen het beademingsapparaat 2 en de eerste simulatie-eenheid 6 niet persé noodzakelijk is.However, it should be borne in mind that the second simulation unit 7, ie the patient model, can also have a feedback effect on the first simulation unit 6 (ventilator model). When, for example, a certain set tidal volume is administered, depending on the properties of the lungs, a pressure limitation can occur which prevents the desired tidal volume from being reached. In general, such properties can be found from the technical descriptions of the ventilator 0801323 5, so that an active connection between the ventilator 2 and the first simulation unit 6 is not necessarily necessary.

De tweede simulatie-eenheid 7 voor het patiëntgedrag heeft daarentegen een geheel andere structuur. Hierbij is het mogelijk om uit de pa-5 tiëntgegevens, welke als meetwaarden 11 beschikbaar zijn, het werkelijke patiëntgedrag te beschrijven. Door een geschikt identificatieproces kunnen parameters voor het patiëntmodel worden verkregen of zijn zij respectievelijk qua grootte of qua trend af te schatten. Zo kunnen bijvoorbeeld aan de hand van het verloop van de druk en flow van het ademgas de 10 longeigenschappen weerstand en compliantie worden bepaald, waarmee een deels lineair fysisch longmodel voor de tweede simulatie-eenheid 7 kan worden toegepast.The second patient behavior simulation unit 7, on the other hand, has a completely different structure. It is hereby possible to describe the actual patient behavior from the patient data, which are available as measured values 11. Through an appropriate identification process, parameters for the patient model can be obtained or estimated in size or trend, respectively. For example, on the basis of the course of the pressure and flow of the breathing gas, the lung properties of resistance and compliance can be determined, with which a partly linear physical lung model can be applied for the second simulation unit 7.

Fig. 2 toont met een ononderbroken lijn het verloop van een gesimuleerde ademdruk/tijdkromme van een patiënt. Langs de verticale as is de 15 ademdruk P en langs de horizontale as is de tijd t uitgezet. Omdat de getoonde kromme in het licht van de beschrijving slechts illustratieve waarde heeft, zijn geen eenheden of getalswaarden voor P en t aangegeven.Fig. 2 shows in a continuous line the course of a simulated breath pressure / time curve of a patient. The respiratory pressure P is along the vertical axis and the time t is plotted along the horizontal axis. Since the curve shown has only illustrative value in light of the description, no units or number values for P and t are indicated.

De druk/tijdkromme kan globaal in vijf deelgebieden worden ver-20 deeld: 1. een gedeelte waarin de helling van de druktoename door de weerstand en flow van het stelsel wordt bepaald, dat is het gebied lopende van t = 0 tot t = ti;The pressure / time curve can be roughly divided into five partial areas: 1. a part in which the slope of the pressure increase is determined by the resistance and flow of the system, that is the range ranging from t = 0 to t = ti;

2. een gedeelte waarbij de helling van de druktoename door de coro-25 pliantie en de flow in het stelsel wordt bepaald, dat is het gebied lopende van t = tj tot t = t2J2. a part in which the slope of the pressure increase is determined by the coro-pliance and the flow in the system, that is the range ranging from t = tj to t = t2J

3. een drukdaling in de opgebouwde druk tussen t = t£ en t = 4. de zogeheten plateaufase, welke zich van t = f3 tot t = 30 uitstrekt, en 5. de uitademfase lopende vanaf t = f4 tot de cyclustijd T.3. a pressure drop in the built-up pressure between t = t £ and t = 4. the so-called plateau phase, which extends from t = f3 to t = 30, and 5. the exhalation phase, running from t = f4 to the cycle time T.

In het eerste deelgebied neemt de druk vanaf een aanvangswaarde Pg toe tot aan de waarde Pj, welke de weerstandsdruk wordt genoemd. Er geldt Pj = R.F waarin: 35 R = weerstand, en F = flow.In the first sub-region, the pressure increases from an initial value Pg to the value Pj, which is called the resistance pressure. Pj = R.F where: 35 R = resistance, and F = flow.

De duur van deze fase wordt bepaald door de flow en de zogeheten dode ruimte (lege ruimte) van het slangenstelsel van het beademingsapparaat en de tragee van de patiënt, dat wil zeggen T]^ = DS/F, waarin DS 40 = dode ruimte. De helling van de kromme gedurende deze fase is een func- .8801323 % 6 tie van de weerstand, omdat tijdens het vullen van de dode ruimte de weerstand zal toenemen. In werkelijkheid is dit een zeer gecompliceerde functie omdat verschillende parallelwegen van verschillende lengte naar de alviolaren leiden. Ten behoeve van de simulatie wordt een lineaire 5 toename van de weerstand verondersteld. Gezien de relatief korte duur van dit gedeelte van de ademhalingscyclus, kan de door deze aanname veroorzaakte onnauwkeurigheid worden verwaarloosd. De helling dP/dt van de kromme is in deze fase dan: (dP/dt)Xl = R.F2/DS.The duration of this phase is determined by the flow and the so-called dead space (void space) of the ventilator's tubing and the patient's inertia, i.e. T] ^ = DS / F, where DS 40 = dead space. The slope of the curve during this phase is a function of the resistance, because during the filling of the dead space the resistance will increase. In reality, this is a very complicated function because different parallel paths of different length lead to the violet strings. For the purpose of the simulation, a linear increase in resistance is assumed. Given the relatively short duration of this portion of the respiratory cycle, the inaccuracy caused by this assumption can be neglected. The slope dP / dt of the curve in this phase is then: (dP / dt) X1 = R.F2 / DS.

10 Volgens de uitvinding kan nu door het meten van de druktoename ge durende een gedeelte van deze eerste fase, het meten van de flow en aan de hand van het volume van de dode ruimte, bijvoorbeeld bepaald uit de 02“ en C02~concentraties in de adem, bijgevolg de weerstand R in de gegeven situatie worden bepaald. De dode ruimte DS kan zonodig vooraf 15 vast worden gekozen, waarbij normale waarden voor een volwassene in de ordegrootte van 150-200 cm2 liggen en voor het slangenstelsel ca. 100 cm2 bedragen. De tijdsduur T]^ van deze fase kan zoals boven aangegeven uit de dode ruimte DS en de flow F worden berekend.According to the invention, by measuring the pressure increase during a part of this first phase, measuring the flow and on the basis of the volume of the dead space, for instance determined from the 02 "and CO2" concentrations in the breath, therefore the resistance R in the given situation can be determined. The dead space DS can be pre-selected if necessary, normal values for an adult being in the order of 150-200 cm2 and for the hose system about 100 cm2. The duration T] of this phase can be calculated as indicated above from the dead space DS and the flow F.

Het tweede gedeelte van de kromme, waarin de druktoename wordt be-20 paald door de compliantie en de flow is qua tijdsduur gelijk aan het in-ademvolume (tidalvolume) gedeeld door de flow minus de duur van de eerste periode, dus T2 - (VT - DS)/F.The second part of the curve, in which the pressure increase is determined by the compliance and the flow is equal in time duration to the inspiratory volume (tidal volume) divided by the flow minus the duration of the first period, so T2 - (VT - DS) / F.

De helling dP/dt van de kromme is in dit gedeelte gelijk aan: 25 (dP/dt)T2 = F/C, waarin C = compliantie.The slope dP / dt of the curve in this section is equal to: 25 (dP / dt) T2 = F / C, where C = compliance.

De druk stijgt gedurende deze periode tot P2, welke waarde afhankelijk kan zijn van een ingestelde flowbegrenzing. Het einde van deze tweede periode wordt gemarkeerd door een scherpe drukdaling op het tijd-30 stip t2·During this period, the pressure rises to P2, which value may depend on a set flow limit. The end of this second period is marked by a sharp drop in pressure at the time -30 dot t2

Aan de hand van de, in de vorige fase bepaalde waarde van T^ en door meting van t2 aan de hand van de drukdaling, kan het tidalvolume VT worden bepaald. De compliantie C kan vervolgens door bepaling van de druktoename gedurende een gedeelte van deze tweede periode en door me-35 ting van de flow F worden bepaald. Door het berekenen van Pj en T2The tidal volume VT can be determined on the basis of the value of T ^ determined in the previous phase and by measuring t2 on the basis of the pressure drop. The compliance C can then be determined by determining the pressure increase during part of this second period and by measuring the flow F. By calculating Pj and T2

zoals voornoemd, kan uit het meten van de hoogste druk P2 en de flow Fas aforementioned, from measuring the highest pressure P2 and the flow F

eveneens de compliantie C worden bepaald.also compliance C is determined.

De duur en helling van de derde fase, waarin de druk tot de zogeheten plateaudruk P3 daalt zijn onbekend. Deze fase kan echter worden 40 benaderd als het omgekeerde van de eerste fase, dat wil zeggen de druk .8801323 7 neemt met eenzelfde helling af als waarmee deze in de eerste fase stijgt.The duration and slope of the third phase, in which the pressure drops to the so-called plateau pressure P3, are unknown. However, this phase can be approximated as the inverse of the first phase, i.e. the pressure. 8801323 7 decreases with the same slope as it rises in the first phase.

De duur van het vierde gedeelte van de kromme, de plateaufase, is gelijk aan de totale inademingsduur minus de duur van de eerste drie fa-5 sen. Gedurende deze fase blijft de druk constant. De waarde van de pla-teaudruk is gelijk aan VT/C welke waarden in de tweede fase zijn berekend.The duration of the fourth part of the curve, the plateau phase, is equal to the total inspiratory time minus the duration of the first three phases. During this phase, the pressure remains constant. The plate pressure value is equal to VT / C which values are calculated in the second stage.

De laatste fase betreft het uitademen, en kan worden beschreven in termen van een dalende exponentiële functie met tijdconstante *C= R.C. 10 Aan de hand van de op voornoemde wijze berekende parameters R en CThe last stage involves exhalation, and can be described in terms of a descending exponential function with time constant * C = R.C. 10 Using the parameters R and C calculated in the above manner

alsmede de respectieve tijdsduren van de verschillende fasen, kan de getoonde ademdruk/tijdkromme voor een bepaald ademhalingsapparaat en/of bepaalde patiënt met behulp van de tweede simulatie-eenheid 7 worden gesimuleerd.as well as the respective durations of the different phases, the respiratory pressure / time curve shown for a particular respirator and / or patient can be simulated using the second simulation unit 7.

15 Zo kan bijvoorbeeld bepaald worden welke hoogste druk P2 wordt bereikt bij een nieuw ingestelde flow. Hoewel het patiëntmodel relatief eenvoudig van opbouw is, is in de praktijk gebleken dat de hiermee bereikte resultaten voldoende nauwkeurig zijn. Een mogelijke variant van de in fig. 2 getoonde kromme is de benadering van de drukdaling en de 20 plateaufase met behulp van een doorlopende dalende exponentiële curve, met een tijdconstante welke aan de tijd Tj is gerelateerd, zoals in fig. 2 weergegeven met de streep-punt-lijn.For example, it can be determined which highest pressure P2 is reached at a newly set flow. Although the patient model is relatively simple in structure, it has been found in practice that the results achieved with this are sufficiently accurate. A possible variant of the curve shown in Fig. 2 is the approximation of the pressure drop and the plateau phase using a continuous descending exponential curve, with a time constant related to time Tj, as indicated by the dash in Fig. 2. -point-line.

Wanneer de gebruiker met de, door de simulatie-eenheden opgewekte fictieve gevolgswaarden instemt, kan hij door het geleidend maken van 25 het stuurschakelorgaan 4 de nieuwe instelwaarden aan het beademingsapparaat 2 doorgeven en het werkelijke resultaat van de instelling op de patiënt via de eerste aanwijseenheid 1 waarnemen. Wanneer de beide aanwijzingen 1 en 8 gelijktijdig zichtbaar zijn, bijvoorbeeld door een gelijktijdige weergave op een enkel beeldscherm, kan de gebruiker direct ge-30 volgtrekkingen ten aanzien van de kwaliteit van de simulatie maken.When the user agrees to the fictitious consequence values generated by the simulation units, by making the control switch 4 conductive, he can transmit the new setting values to the ventilator 2 and the actual result of the adjustment to the patient via the first indicating unit 1 perceive. When the two indications 1 and 8 are visible simultaneously, for example, by a simultaneous display on a single screen, the user can draw direct conclusions regarding the quality of the simulation.

Een verdere werkwijze volgens de uitvinding heeft het kenmerk, dat de druk aan het einde van een ademhalingscyclus wordt vergeleken met een gewenste ingestelde einddruk (in de Engelstalige vakliteratuur aangeduid met PEEP), om te controleren of er volledige uitademing plaatsvindt.A further method according to the invention is characterized in that the pressure at the end of a breathing cycle is compared with a desired set end pressure (referred to as PEEP in the English specialist literature), to check whether complete exhalation takes place.

35 In tegenstelling tot bekende simulatoren, zoals bijvoorbeeld vluchtsimulatoren, kan de gebruiker met de werkwijze volgens de uitvinding direct bij een in de praktijk aan de gang zijnd beademingsproces mogelijke invloeden van instellingsveranderingen testen, zonder dat deze in eerste instantie enige uitwerking op de patiënt hebben.In contrast to known simulators, such as, for example, flight simulators, the method according to the invention allows the user to test possible influences of changes in settings directly in a ventilation process that is in practice, without these having any initial effect on the patient.

40 . 880 132340. 880 1323

Claims

Method for controlling a ventilator, in which a setting selected according to patient data can be changed at the end of an exposure time for optimization, characterized in that a first simulation simulating the properties of the ventilator (2). unit (6) (ventilator model) and a second simulation unit (patient model) simulating the patient parameters from the patient data are connected to the ventilator (2) in such a way that the determined new setting with unchanged settings of the ventilator (2) is initially output by the first simulation unit (6) such that the resulting output values of the first simulation unit (6) are cross-linked with the patient data of the second simulation unit (7) such that the influence of the changed setting on the patient can be deduced from simulated new patient data, and that a changeover of the ventilator (2) can take place at the new setting.

Method according to claim 1, characterized in that the patient data is continuously supplied to the second simulation unit (7), and that from this patient data the parameters for the patient model and consequently the simulation are improved.

Method according to claim 2, characterized in that by measuring the flow (F) and the pressure increase ((dP / dt) · ^) during the initial phase of inspiration, using the dead space (DS) of the ventilator and the patient resistance (R) of the system is calculated from: R = DS. (dP / dt) ^ / F ^ where the duration (T ^) of the straight-line simulated first portion of inspiration is: T! = DS / F.

The method according to claim 3, characterized in that the dead space (DS) is determined by measuring the 02 and CO2 concentration of the breathing gas during inhalation and exhalation.

Method according to claim 3, characterized in that by measuring the flow (F) and the pressure increase ((dP / dt) -p2) after reaching the resistance pressure (P ^), the dead space with gas is filled, the patient's compliance ie (C) is calculated from: C = (dP / dt) T2 / F where the duration (T2) of this second part of the inhalation simulated with a further straight line is determined by of the time-40 dot (t2) at which a pressure drop begins minus the calculated time 8801323 * (Ij) of the first part, and where the tidal volume (VT) is calculated from: VT = F.T2 + DS.

A method according to claim 2, characterized in that the tidal volume (VT) or compliance (C) from the constant plateau pressure (P3) before exhalation is calculated according to: P3 = VT.C.

Method according to claim 2, characterized in that the pressure (Po) at the end of the exhalation simulated according to a decreasing exponential function with 10 time constant R.C. is compared with the actual pressure at the beginning of the inhalation of a subsequent cycle.

Method according to claim 1, characterized in that the pressure at the end of a respiration cycle is compared with a desired set end pressure (PEEP), to check whether complete exhalation takes place.

Circuit arrangement for carrying out the method according to claim 1, characterized in that the outputs of patient data sensors (3) are with a first indicating unit (1) and with the second simulation unit (7) (patient model) that an adjustment unit (5) 20 is provided, which is connected via a control switch (4) to the ventilator (2) and to the first simulation unit (6) (model of the ventilator), which is the output of the first simulation unit (6) is connected to the input of the second simulation unit (7), and that the output of the second simulation unit (7) is connected to a second indicating unit (8).

Circuit arrangement according to claim 9, characterized in that the first simulation unit (6) and the second simulation unit (7) are formed by a single processor. 30 35 40 .8801323