DE69729498T2

DE69729498T2 - Kontrolle für ein Adaptersystem für ein Beatmungsgerät

Info

Publication number: DE69729498T2
Application number: DE69729498T
Authority: DE
Inventors: L. Ronald Sun Prairie Tobia
Original assignee: Datex Ohmeda Inc
Current assignee: Datex Ohmeda Inc
Priority date: 1996-03-29
Filing date: 1997-03-03
Publication date: 2005-06-23
Anticipated expiration: 2017-03-04
Also published as: JPH105337A; EP0798005A3; DE69729498D1; ATE269120T1; US5735267A; EP0798005A2; CA2199100A1; EP0798005B1; CA2199100C

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf medizinische Beatmungsgeräte und entsprechende Steuersysteme. Insbesondere bezieht sich die vorliegende Erfindung auf eine Vorrichtung zur adaptiven Steuerung der Strömung und des Drucks von Gasen in einem medizinischen Beatmungsgerät.
Medizinische Beatmungsgeräte unterstützen einen Patienten beim Atmen und liefern an ihn die Narkose, während er medizinisch behandelt wird. Die Hauptfunktion des Beatmungsgeräts ist die Aufrechterhaltung eines geeigneten Drucks und einer Strömung von Gasen, die vom Patienten ein- und ausgeatmet werden. Beatmungsgeräte werden in vielen verschiedenen Beatmungssteuerungsbetriebsarten betrieben, von denen jeder vom Patientenzustand und von der Beurteilung des Arztes und des Anästhesisten abhängt. Jede Betriebsartanwendung hat an die dynamischen Kenngrößen des Beatmungsgeräts andere Anforderungen. Für viele Anwendungen, wie zum Beispiel auf der Intensivstation und in Anästhesiegeräten, ist es wichtig, dass das Beatmungsgerät rechtzeitig auf schnelle Veränderungen der Zielatemmuster reagiert. Damit dieser Grad der Reaktionsfähigkeit für viele unterschiedliche Patientenfälle bereitgestellt werden kann, müssen die Beatmungssysteme auf Veränderungen der Patienten- und Beatmungsgerätdynamik eingehen können, die während eines einzigen Atemzugs auftreten. Beatmungsgerätsteuersysteme müssen daher einen großen Einstellbereich aufweisen, damit sie in ihren unterschiedlichen Betriebsarten und während der Veränderungen der Systemdynamik, die während des Atmens eines Patienten auftreten, eine entsprechende Reaktionsfähigkeit bereitstellen.
In der Vergangenheit wurden mechanische Vorrichtungen zur Steuerung der Strömung und des Druckes von Gasen verwendet, die an den Patienten geliefert werden. Eine solche pneumatische Hardware verwendende Beatmungsgeräte hatten nur eingeschränkte Betriebsarten und erforderten häufig viele unabhängig gesteuerte Ventile und pneumatische Kreisläufe. Anstrengungen zum Erhöhen der Anpassbarkeit des Beatmungsgerätes an mehr Betriebsarten oder zum Erhöhen der Reaktionsfähigkeit des Beatmungsgerätsteuersystems führten zu einer Erhöhung der Kosten und des Aufwands. Es besteht daher ein Bedarf nach der Schaffung relativ einfacher und billiger Steuerungssysteme, die eine entsprechende Reaktionsfähigkeit auf schnelle Veränderungen bei Patientenatemmustern bereitstellen.
Im US-Patent Nr. 5,315,989 ist ein medizinisches Beatmungsgerät mit einem Einzelventil-Steuerungssystem für die Strömung und den Druck von Einatmungs- und Ausatmungsgasen während des gesamten Atemzyklus offenbart. Das Einzelventil-Steuerungssystem ist dahingehend vorteilhaft, dass es die Komplexität und die Kosten des Beatmungsgeräts verringert. Das Ventil wird über einen Mikroprozessor gesteuert, um durch eine Regelung den Fehler zwischen einem erfassten Parameter, d. h. der Strömung oder des Drucks, und einem vorbestimmten Referenzsignal, das von einem Wellenformgenerator geliefert wird, zu minimieren. Der erfasste Parameter folgt dadurch der gewünschten Wellenform, die gemäß Atmungsmustern und dem Zustand des Patienten ausgewählt wird.
Bekannte Systeme des Typs, der im US-Patent Nr. 5,315,989 beschrieben ist, funktionieren gut, wenn sie in Beatmungsumgebungen eingesetzt werden, die aus einer Zwei-Zustands-Ventilsteuerung bestehen. Zum Beispiel wird bei der Durchführung einer Volumenbeatmung das Strömungsventil des Systems des Standes der Technik für den Einatmungszeitraum zu einem bestimmten Niveau aufgedreht und dann geschlossen, um eine Ausatmung geschehen zu lassen. In Beatmungsbetriebsarten jedoch, wie zum Beispiel einer Steuerung mit Druck und positivem Endausatmungsdruck, bei der eine Modulation des Strömungsventils erforderlich ist, kann es sein, dass die Reaktionsfähigkeit des Systems zum Erzielen der Reaktionsanforderungen moderner Intensivstations- und Anästhesie-Beatmungsgeräte unzureichend ist. In diesen Anwendungen sind die erforderlichen Reaktionszeiten zur Erzielung einer 63%igen Ausgangsleistung typischerweise kleiner als 150 ms. Ohne dieses Niveau einer Steuerreaktionsfähigkeit wird es dem Beatmungsgerät unmöglich sein, steile Druckwellenformen zu erzeugen, und kann sogar spontan atmenden Patienten zusätzliche Atemarbeit auferlegen.
Eine der Schwierigkeiten bei der Konstruktion eines Steuerungssystems für Beatmungsgeräte des im US-Patent Nr. 5,315,989 beschriebenen Typs liegt in der angemessenen Einstellung des Steuerungssystems auf die extrem unterschiedlichen dynamischen Kenngrößen des Beatmungsgerätes, während es wiederholt von Einatmungs- zu Ausatmungsphasen eines normalen Atmungszyklus hin- und herschaltet. Während der Einatmungsphase eines Patientenatemzugs werden Patientenparameter, wie zum Beispiel der Patientenlungenwiderstand und die Patientenlungennachgiebigkeit, zu einem bedeutsamen Teil des Patientenbeatmungssystems und wirken sich in beträchtlicher Weise auf die Reaktion des Beatmungsgeräts aus. Während der Ausatmungsphase eines Patientenatems wirken sich dagegen Patientenparameter nicht merklich auf die Beatmungsgerätdynamik aus, die dann zum Großteil von den Komponenten des Beatmungsgeräts selbst abhängt.
Steuerungssysteme, die zum Erzeugen einer annehmbaren Reaktionsfähigkeit während der Einatmungsphase des Beatmungsgerätsbetriebs ausgelegt sind, wozu üblicherweise eine hohe Verstärkung benötigt wird, können instabil werden, wenn sie zur Steuerung einer Beatmungsgerätdynamik während der Ausatmungsphase des Beatmungsgerätebetriebs verwendet werden. Andererseits sind Steuerungssysteme, die für die Ausatmungsphase des Beatmungsgerätebetriebs gut geeignet sind, zu träge und es fehlt ihnen die entsprechende Reaktionsfähigkeit zur angemessenen Steuerung während der Einatmungsphase des Betriebs. Bisherige Versuche zur Lösung dieser Probleme waren auf die unabhängige mechanische Funktionsweise zur Steuerung der Einatmungs- und der Ausatmungsphase des Betriebs gerichtet. Solche Modifikationen erhöhen die Kosten und die Komplexität des Beatmungsgerätes und sind nicht unbedingt für den Einsatz im Zusammenhang eines Einzelventil-Steuerungssystems geeignet.
Ein weiterer Nachteil bekannter Beatmungsgerät-Steuerungssysteme, wie derjenigen, die im US-Patent Nr. 5,315,989 beschrieben sind, besteht darin, dass diese Systeme Veränderungen der Beatmungsgerät-Patient-Systemdynamik, die während eines einzigen Atemzugs auftreten können, nicht erkennen oder nicht darauf eingehen. Zum Beispiel hat in Drucksteuerungsbetriebsarten am Ende der Einatmungsphase eines Patientenatems die Patientenlunge schon den Zieldruck des Beatmungsgerätes erreicht. Also strömt kein Gas in die Patientenlunge. Unter diesen Umständen ist dann die dynamische Antwort des Beatmungsgeräts gleich der dynamischen Antwort während der Ausatmungsbetriebsphase, auch wenn sich der Patient immer noch in der Einatmungsphase befindet. Beatmungsgerätsteuerungssysteme, die eine Steuerung auf der Grundlage bestimmter Einatmungs- und Ausatmungszeiträume und nicht nach dem tatsächlichen dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts liefern, nehmen fehlerhafterweise ein Einatmungsphasen-Steuerungsmodell an und liefern unter diesen Zuständen eine unangemessene Überempfindlichkeit. Während die auf Patientenparametern basierenden Steuerungssysteme des Standes der Technik normalerweise während der Lungenfüllungsstadien der Einatmung eine akzeptable Leistung bieten, können sie während der späteren Stadien des Einatmungszeitraums, während derer die Lunge vollständig gefüllt ist, instabil werden.
Eine nähere Betrachtung des geschilderten Steuerungsproblems ergibt, dass ein ideales Steuerungssystem für ein Beatmungsgerät, wie es zum Beispiel im US-Patent Nr. 5,315,989 beschrieben ist, Variationen im dynamischen Betrieb in Abhängigkeit vom Betriebsmodus des Beatmungsgeräts adaptiv bestimmt und sich danach einrichten muss, d. h. ob das Beatmungsgerät in einem "Flusseinleit"- oder einem "Flussausleit"-Betriebszustand befindet. Wie zuvor angemerkt, fallen diese Betriebszustände nicht notwendigerweise mit den Einatmungs- und Ausatmungsphasen des Patienten zusammen. Dies ist besonders augenfällig, wenn das Beatmungsgerät in einer Anästhesieanwendung eingesetzt wird, bei der während des gesamten Einatmungszeitraums eine ständige Menge einer Frischgasströmung in den Atmungskreislauf eingebracht wird. In dieser Anwendung muss das Beatmungsgerät während der letzten Stufen der Einatmung in den Flussausleitzustand übergehen, um zu verhindern, dass die Frischgasströmung den Druck der vollen Lunge über ihr klinisch festgelegtes Zielniveau anhebt. Umgekehrt kann das Beatmungsgerät einen dynamischen "Flussausleit"-Zustand während der Ausatmungsphase eines Atemzugs erreichen, wenn frisches Gas an den Atmungskreislauf geliefert werden muss, um ein Leck im Beatmungsgerät-Patienten-System oder eine spontane Atmung auszugleichen.
Adaptive Steuerverfahren für medizinische Beatmungsgeräte wurden zwar im Stand der Technik offenbart, bisher ist aber keines davon für den Einsatz in eine Einzelventilsteuerung einsetzenden Beatmungsgeräten geeignet. Außerdem steuern die Systeme des Standes der Technik keine Adaptation auf der Grundlage von Veränderungen des dynamischen Zustands des Beatmungsgerätes. Zum Beispiel beschreibt das US-Patent Nr. 5,303,698 ein adaptives Steuerungssystem für ein medizinisches Beatmungsgerät. Das Beatmungsgerät verwendet eine unabhängige Steuerung für den Einatmungs- und den Ausatmungszweig des Beatmungsgeräts zum Erreichen einer Hochgeschwindigkeitssteuerung des Drucks im Mund eines Patienten gemäß einer ausgewählten Wellenform. Das System ruft getrennte Einatmungs- und Ausatmungs-Steuervorgänge auf der Grundlage beim Patienten gemessener Parameter auf. Daher liefern die Systeme des Standes der Technik keine adaptive Steuerung, die auf dem dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts beruht. Außerdem können solche Systeme zwar an Einzelventilbeatmungsgeräte angepasst werden, doch lösen sie nicht das Steuerungsproblem der Bewältigung sich verändernder dynamischer Kenngrößen von "Flusseinleit"- und "Flussausleit"-Betriebszuständen.
Es besteht daher ein Bedarf nach einem Steuerungssystem für ein medizinisches Beatmungsgerät, das an Beatmungsgeräte angepasst werden kann, die eine Einzelventilsteuerung der Einatmungs- und der Ausatmungsströmung und des entsprechenden Drucks vorsehen und die eine adaptive Steuerung vorsehen, die von den gemessenen Patientenparametern unabhängig ist. Außerdem wird ein Beatmungsgerätsteuerungssystem gewünscht, das den dynamischen Zustand des Einzelventil-Beatmungsgeräts erfassen und seine Steuerparameter entsprechend anpassen kann, um so Beatmungsreaktionskenngrößen in allen Betriebsarten vorzusehen, die diejenigen der typischen modernen Anästhesie- und Intensivstations-Beatmungsgeräte einhalten oder übertreffen.
Erfindungsgemäß ist ein medizinisches Beatmungsgerät nach den beiliegenden Ansprüchen vorgesehen.
Die vorliegende Erfindung löst die Probleme des Standes der Technik durch Vorsehen eines adaptiven Steuerungssystems, das eine Flusseinleitsteuerungsfunktion oder eine Flussausleitsteuerungsfunktion je nach dem dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts auswählt. Die Auswahl basiert auf einem erfassten Betriebsparameter, wie zum Beispiel das Verhältnis von Gasdruck zu Gasströmung im Atmungskreislauf. Es ist eine Schaltungslogik mit Hysterese-Routing vorgesehen, um ein "Flattern" zwischen der Flusseinleit- und der Flussausleit-Steuerungsfunktion zu verhindern. Eine Auswahl des entsprechenden Steuerungssystems erfolgt daher in Abhängigkeit vom erfassten dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts ohne Abhängigkeit von gemessenen Patientenparametern. Das System kann ganz einfach an ein Beatmungsgerät angepasst werden, das eine Einzelventilsteuerung verwendet.
Eine Ausführungsform der Erfindung wird nun als Beispiel anhand der Zeichnungen der beiliegenden Diagramme beschrieben. Es zeigt:
1 eine schematische Darstellung, die ein Beatmungsgerät veranschaulicht, das zur praktischen Umsetzung einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung geeignet ist;
3 ein Fließdiagramm, das die Schaltungslogik einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung darstellt;
4 ein Blockdiagramm, das ein Flusseinleitsteuerungssystem gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung veranschaulicht;
5 ein Blockdiagramm eines Flussausleitsteuerungssystems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; und
6 Strömungs- und Druck-Antwortkurven, die erfindungsgemäß erreicht wurden, sowie diejenigen des Standes der Technik.
1 zeigt schematisch ein medizinisches Beatmungsgerät, das zur praktischen Umsetzung einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung geeignet ist. Die mechanischen Aspekte des Beatmungsgeräts sind ähnlich denjenigen, die im US-Patent Nr. 5,315,989 offenbart sind. Es wird jedoch darauf hingewiesen, dass die mechanische Ausführungsform von 1 sich von derjenigen in 4 des US-Patents Nr. 5,315,989 dahingehend unterscheidet, dass zum Beispiel gemäß den Vorteilen der vorliegenden Erfindung die zuvor durch ein Sicherheitsventil zum Regeln des an das Ausatmungsventil angelegten Drucks zuvor vorgesehene Sicherheitsfunktion nun einfach durch Einsatz eines (nicht gezeigten) Ein/Aus-Soleonidventils erreicht wird, das dem Steuerungsventil vorgeschaltet ist und durch den Mikroprozessor gesteuert wird. Andere Unterschiede werden aus der folgenden Beschreibung deutlich.
Das Beatmungsgerät 8 weist eine Gasquelle 10 auf, die typischerweise mit 50 psi unter Druck gesetztes Gas liefert, und steht über einen primären Regler 12 mit einer Quellleitung 14 in Verbindung, die ein Stromventil 16 mit Atmungsgas bei ungefähr 26 psi beliefert. Das Stromventil 16 ist vorzugsweise ein proportionales Solenoidventil und steuert die Menge des Gasflusses in die Leitung 18. Die Leitung 20 steht mit der Leitung 18 in Verbindung und bildet für die Beatmungsgerätverbindung 22 einen Einatmungsstromzweig. Ein Ausatmungsstromzweig ist durch die Leitung 24 gegeben, die zum Liefern von Gas von der Beatmungsgerätverbindung 22 zum Auslassventil 26 fungiert. Ein Rückstossventil 27 ist in der Leitung 20 vorgesehen, um während des Ausatmens von Gas aus der Patientenverbindung 22 einen Fluss von den Leitungen 24 und 20 in die Leitung 18 zu verhindern.
Das Ausatmungsventil 26 steuert den Druck und den Strom durch die Leitung 24. Das Ausatmungsventil 26 ist vorzugsweise ein Membran- oder Ballonventil, das den Druck in der Leitung 24 gemäß einem Referenzdruck steuern kann. Der Referenzsteuerdruck wird über eine Drucksteuerleitung 28 an das Ausatmungsventil 26 geliefert. Ein Flussbeschränker 29 ist an der Auslassleitung 27 vorgesehen, um einen Steuerauslass aus der Drucksteuerleitung 28 vorzusehen. Wenn der Druck in der Ausatmungsleitung 24 den Referenzdruck in der Leitung 28 übersteigt, wird Gas aus der Ausatmungsleitung 24 in die Atmosphäre entlassen. Auf diese Weise wird der Druck in der Ausatmungsleitung 24 durch den Referenzdruck in der Drucksteuerleitung 28 gesteuert, der seinerseits durch das Stromventil 16 gesteuert wird.
Die Beatmungsgerätverbindung 22 kann auch eine Blasebalganordnung 23 enthalten, wie in 1 veranschaulicht, bei der die Leitung 20 mit der äußeren Kammer 26 des Blasebalgs zur Betätigung des Balgs 25 in Verbindung steht. In dieser Anwendung ist der Atemtrakt des Patienten in Verbindung mit dem Inneren des Balgs 25 und daher vom Gas im Beatmungsgerät isoliert. Alternativ dazu wird in einer Intensivstationsanwendung die Blasebalganordnung 23 weggelassen und steht die Beatmungsgerätverbindung 22 direkt mit dem Atmungstrakt des Patienten in Verbindung. Auf diese Weise liefert in einer Intensivstationsanwendung das Beatmungsgerät 8 Atmungsgas direkt an den Patienten.
Der Drucksensor 30 ist mit dem Inneren der Leitung 18 in Verbindung und liefert ein Signal, das den Druck in der Leitung 18 angibt, an den Prozessor 32 über die Signalleitung 33. Der Druck in der Leitung 18 wird hiernach als Verteilerdruck oder P_man bezeichnet. Der Prozessor 32 enthält einen Mikroprozessor, der über einen elektronischen Bus mit dem Festspeicher (Read Only Memory/ROM) und dem Speicher mit wahlfreiem Zugriff (Random Access Memory/RAM) in einer bekannten digitalen Computerkonfiguration verbunden ist. Der Wellenformgenerator 34 liefert eine gewünschte Druckwellenform an den Prozessor 32. Das Stromventilsolenoid 16 wird durch den Prozessor 32 über die Steuersignalleitung 5 zum Verfolgen der gewünschten Druckwellenform gesteuert, wie unten noch beschrieben wird. Ein proximaler Luftwegdrucksensor 35, der an einem Punkt angeordnet ist, dessen Druck den Druck des Atemwegs des Patienten repräsentiert, liefert über die Signalleitung 37 ebenfalls Signale an den Prozessor 32.
Die Leitungen 18, 20 und 24 definieren einen Beatmungsgerätkreislauf, der mit der Beatmungsgerätverbindung 22 in Verbindung steht. Während eines Großteils der Einatmungsphase eines Patientenatemzugs wird das Beatmungsgerät in einem Flusseinleitmodus betrieben, bei dem der Fluss von der Gasquelle 10 durch das Stromventil 16 an die Leitungen 18 und 20 und schließlich an die Patientenverbindung 22 geliefert wird. Während eines Großteils der Ausatmungsphase eines Patientenatemzugs verhindert das Rückschlagventil 27 einen Strom von der Leitung 20 zur Leitung 18, und es fließt Gas über die Leitung 24 zum Ausatmungsventil 26, wo es in die Atmosphäre entlassen wird. Das Beatmungsgerät arbeitet so in einem Flussausleitmodus.
Es sollte jedoch beachtet werden, dass die Betriebsmodi des Beatmungsgeräts nicht notwendigerweise mit den verschiedenen Phasen eines Patientenatemzugs zusammenfallen. Das Beatmungsgerät kann während der letzten Stadien der Einatmungsphase eines Patientenatemzugs in einem Flussausleitmodus betrieben werden, weil es sein kann, dass die Patientenlungenflügel schon mit Atemgas gefüllt sind. Der Rest des in die Leitung 20 gelieferten Gases wird daher durch die Leitung 24 gelangen und durch das Ausatemventil 26 entlassen. Das Beatmungsgerät kann jedoch auch während der Ausatemphase eines Patientenatemzugs in einem Flusseinleitmodus betrieben werden, wo das Einleiten eines Flusses zum Ausgleich eines Lecks im Beatmungsgerät-Patientensystem oder eines spontanen Atemversuchs des Patienten notwendig ist.
2 stellt die Komponenten eines Steuersystems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar. Ein Sensor 30 liefert ein Signal auf einer Leitung 33, das den Wert des Drucks in der Leitung 18 (1) repräsentiert. Der Druckwert wird in die Schaltungslogik, die durch Block 300 repräsentiert wird, eingegeben, die eine Einrichtung zum adaptiven Auswählen entweder des Flusseinleitsteueralgorithmus 100 oder des Flussauslasssteueralgorithmus 200 liefert. Die Auswahl wird auf der Grundlage eines Betriebsparameters getroffen, der die Betriebsart des Beatmungsgeräts anzeigt. Vorzugsweise ist der Betriebsparameter das Verhältnis des Drucks des Gasflusses in der Leitung 18. Der Gasfluss in der Leitung 18 wird mittels des Befehlssignals, das aktuell an das Stromventilsolenoid 16 ausgegeben wird, an die Schaltlogik 300 geliefert. Wie durch die gestrichelte Linie angegeben, sind die Schaltungslogik 300, der Flusseinleitsteuerungsalgorithmus 100 und der Flussauslasssteuerungsalgorithmus 200 unter der Verwendung von Softwarebefehlen an die Prozessoreinheit 32 implementiert.
Gemäß 3 enthält die adaptive Auswahl der entsprechenden Steuerfunktion durch die Schaltlogik 300 eine Hystereseroutine zum Verhindern eines Flatterns zwischen den beiden Steuerfunktionen. Bei Block 310 wird der Betriebsparameter, d. h. das Druck-Fluss-Verhältnis, unter der Verwendung des Signals vom Sensor 33 (1) bestimmt und das Flussbefehlssignal an das Stromventilsolenoid ausgegeben. Bei 312 stellt die Logik fest, ob der Betriebsparameter innerhalb einer ersten Toleranz, vorzugsweise weniger als +5% eines Wertes ist, der dem Steuerentlüftungswert des Parameters entspricht. Der Steuerentlüftungswert ist vorbestimmt und entspricht dem Betriebsparameterwert, d. h. dem Druck-Fluss-Verhältnis, das auftritt, wenn der gesamte Flussausgang des Stromventils durch den Beschränker 29 aus dem Beatmungsgerät austritt. Wenn der Betriebsparameter innerhalb dieser Toleranz der Steuerbelüftungswerte lieft, wird bei Block 314 die Flussausleitsteuerungsfunktion aufgerufen. Es kann sein, dass das Beatmungsgerät schon im Flussausleitmodus betrieben wird, wobei in diesem Fall die Beatmungsgerät-Steuerfunktion unverändert bleibt.
Wenn der Betriebsparameter außerhalb des 5%-Bereichs des Steuerentlüftungswerts fällt, verzögert die Schaltlogik die Auswahl der Flusseinleitsteuerfunktion. Der Entscheidungsblock 318 veranlasst, dass die Schaltungslogik zum Beginn der Routine zurückkehrt, die durch Knoten "A" repräsentiert wird, bis der Betriebsparameter außerhalb einer zweiten Toleranz fällt, die vorzugsweise größer als +7% des Steuerentlüftungswertes ist, wie bei Block 318 dargestellt.
Die beiden Toleranzen repräsentieren daher ein "Totband", in dem die Schaltlogik die Auswahl der Flusseinleitsteuerfunktion verzögert, bis der Betriebsparameter außerhalb dieses Totbandes fällt. Dies verhindert ein "Flattern" oder einen schnellen zyklischen Wechsel zwischen der Einatmungs- und der Flussausleitsteuerfunktion, die während geringer Einatmungsströme oder während Übergängen im dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts vorkommen können. Das Flattern kann zum Beispiel auftreten, wenn das Schaltmodul die Auswahl des Flussausleitsteuerungssystems auslöst und sofort veranlasst, dass die Betriebsparameter außerhalb der Toleranz fallen. Die in 3 dargestellte Steuerlogik arbeitet in einer kontinuierlichen Schleife, wie das durch die Verbindungsknoten "A" angegeben ist. Typischerweise kann die Schleife durch einen digitalen Computer innerhalb von 4 ms ausgeführt werden, was während eines einzigen Patientenatemszugs viele Iterationen vorsieht.
Es ist vorzuziehen, die Auswahl des Flussausleitsteuermodus unter der Verwendung der +5%-Toleranz beim Druck-Fluss-Verhältnis, wie oben erörtert, zu steuern. Die Auswahl des Flusseinleitsteuermodus ist jedoch vorzugsweise auf der Grundlage des durch den Sensor 35 erfassten proximalen Luftdrucks. Es versteht sich, dass auch andere Formen der Hysterese bzw. von "Totbändern" anstelle der oben Beschriebenen implementiert werden können. Zum Beispiel kann eine zeitbasierte Hysterese vorgesehen werden, bei der ein Zurückschalten auf den vorhergehenden Steuermodus während einer bestimmten Zeit, wie zum Beispiel 300 ms, gesperrt ist.
Die 4 und 5 stellen in Blockdiagrammform Modelle des Flusseinleit- und Flussausleit-Steuerungssystems im Zusammenhang mit den Reaktionskenngrößen des Beatmungsgeräts dar. Beide Steuerungssysteme enthalten negative Rückkopplungsschleifen zum Minimieren des Fehlers zwischen einem Zieldrucksignal P_in vom Druckwellenformgenerator 34 und einem einem Luftwegdruck P_aw entsprechenden Rückkopplungssignal. 4 repräsentiert eine bevorzugte Ausführungsform eines Flusseinleit-Steuerungssystems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung. Gemäß 4 liefert ein Wellenformgenerator 34 ein Eingangs-Drucksignal P_in an den Summierungsblock 110, bei dem das Rückkopplungssignal P_m abgezogen wird, um ein Druckfehlersignal P_err an das Flusseinleitsteuerfilter 112 zu liefern. Das Flusseinleitsteuerfilter 112 implementiert die s-Domänen-Flusseinleit-Steuerfunktion wie folgt:
Hier ist K die Steuerverstärkung, die nominell auf den Wert 5 gesetzt wird, T₁ ist eine Steuervorlaufkonstante und T₂ ist eine Steuerverzögerungskonstante.
Die Blöcke 114 und 116 repräsentieren die Antwort des Stromventils und des Beatmungsgerätesystems. Die Anmelder haben herausgefunden, dass eine zufriedenstellende Steuerung durch die Verwendung eines generischen Modells der zusammengeführten Flusseinleitsystem-Parameterantwort 116 durch die folgende Gleichung erzielt wird:
wobei R_b der Entlüftungswiderstand durch den Widerstand 29; R_p der Patientluftwegwiderstand; C_c die gesamte Beatmungsgerätkreislaufnachgiebigkeit, einschließlich des Balgs 25; C_p die Patientenlungennachgiebigkeit; Q_v der Ventilfluss und P_aw der Luftwegdruck ist.
Das Steuerfilter 112 erzeugt ein Ventilbefehlssignal auf der Grundlage des Fehlersignals P_err. Ein Rückkopplungssignal wird durch den Luftwegdruckwandler 118 und ein analoges Anti-Aliasingfilter 120 geliefert, welche durch die in 4 gezeigten Transferfunktionen repräsentiert sind.
5 repräsentiert eine bevorzugte Ausführungsform des Flussausleit-Steuerungssystems gemäß der vorliegenden Erfindung. Es ist wichtig festzustellen, dass der durch 5 dargestellte dynamische Betriebszustand nicht immer mit der Ausatemphase eines Patientenatemzugs zusammenfällt. Während des Einatmens erreicht die Patientenlunge einen Zustand, bei dem sie vollständig mit Atmungsgasen gefüllt ist. Der Fluss von Gasen vom Atemkreislaufzufuhrsystem zum Patienten ist null. Bei einer Anästhesieanwendung wird jedoch immer noch frisches Gas an das System geliefert und muss ausgelassen werden, um den Luftwegdruck aufrecht zu erhalten. Wie vom Anmelder erkannt, kann die Verwendung des Flusseinleit-Steuerungssystems, das für eine optimale Beatmungsgerätantwort während der Einatmungsphase konstruiert ist, wie es in 4 dargestellt ist, während dieses Null-Fluss-Einatmungszeitraums aufgrund der höheren Verstärkungskenngrößen der Systemantwort unpassend sein. Dies heißt, dass eine sehr kleine Veränderung der Steuerventilausgabe, d. h. des Flusses, eine relativ große Veränderung des Druckes im Patientenluftweg nach sich zieht.
Es versteht sich, dass die 4 und 5 Steuersysteme zeigen, die zur Verwendung in einer mit einem Blasebalg ausgerüsteten Anästhesieanwendung optimiert sind. Andere Steuerungsmodelle gelten für Intensivstationsanwendungen. Das Flusseinleit-Steuerungssystem 200 umfasst eine innere Regelschleife 217, die auf das Verteilerdrucksignal P_man wirkt, und eine äußere Regelschleife 219, die auf den Luftwegdruck P_aw wirkt. Die innere Regelschleife 217 umfasst das Flussausleit-Steuerfilter 212, die Stromventilantwort 214, die Verteilersystemantwort 216, den Verteilerdruckwandler 218 und die Antialiasingfilterung 220. Der Summierungsblock 222 kombiniert das Verteilerdruck-Rückkopplungssignal und Zieldrucksignale P_m1 und P_in zusammen mit dem Verteilerdruck-Korrektursignal P_corr.
Die äußere Regelschleife 219 ist zum Kompensieren der Ausatmungsventildynamik notwendig. Die äußere Regelschleife umfasst die innere Regelschleife 217, ein Antialiasingfilter 294 und einen Luftwegdruckwandler 210. Die äußere Regelschleife 219 enthält eine Proportionalsteuerstufe, die eine Proportionalverstärkung 282 und eine Luftweg/Verteiler-Versatz-Korrektur 284 umfasst, die in integraler Art über mehrere Atemzüge hinweg eingestellt wird. Die äußere Regelschleife speist eine Korrektur für den Verteilerdruck an den Steuerzieldruck der inneren Schleife auf der Grundlage einer Luftwegdruckinformation. Eine Ausatmungsventil/Atemkreislauf-RC-Antwort, die durch Block 290 repräsentiert wird, ist ebenfalls in der äußeren Regelschleife des Systemmodells enthalten. Ein Summierungsblock 292 wird mit einem Rückkopplungssignal versorgt, das aus der Umwandlung des Luftwegdrucks durch den Luftwegdruckwandler 210 und das Antialiasingfilter 294 resultiert.
Das Flussausleitsteuerfilter 212 ist durch die folgende Gleichung repräsentiert:
wobei K die Verstärkung, nominell 0,033, und T₁ der Steuervorlauf (0,120) ist.
Die Verteilersystemantwort 216 wird durch die folgende Gleichung repräsentiert:
wobei C_m die pneumatische Verteilernachgiebigkeit (dem Antriebsgas-Rückschlagventil vorgeschaltet); R_b der Entlüftungswiderstand; Q_v der Ventilfluss und P_m der Luftwegdruck ist.
Die Ausleitkreislaufdynamik während des Entlassens von Gas aus dem Beatmungsgerät im Flussausleitmodus wird durch den Block 290 und die folgende Gleichung repräsentiert:
wobei r von der Beatmungsgerätkreislaufnachgiebigkeit, dem Atemvolumen, Patientenparametern und dem Ausatemventilwiderstand abhängig ist und empirisch bestimmt wird.
6 repräsentiert den Strom und die Druckantwort, die durch eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung erreicht werden. Es versteht sich, dass der Druck kontinuierlich auf dem gewünschten Niveau gehalten wird. Die Linie 310 repräsentiert eine Flussantwort und die durchgezogene Linie repräsentiert die Druckantwort, die mit einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erreicht wird.
Der Punkt A repräsentiert einen Übergang der Beatmungsgerät-Steuerdynamik vom Flussausleitmodus zum Flusseinleitmodus. In dieser Darstellung fällt der Übergang mit dem Einsetzen der Patienteneinatmung zusammen, die durch ein schnelles Ansteigen des Luftstroms repräsentiert wird. Der Luftstrom wächst steil an und nimmt dann ab, während die Lungenflügel gefüllt werden. Der Punkt B repräsentiert den Punkt, an dem die Patientenlunge gefüllt ist. Hier geht die Beatmungsgerätsteuerung vom Flusseinleitmodus in den Flussausleitmodus über. Der konstante Luftstrom nach dem Punkt B ist der Steuerentlüftungsluftstrom, der dazu dient, die Lunge in einem gefüllten Zustand zu halten. Der Steuerentlüftungsluftstrom bleibt fast konstant, bis bei Punkt C die Patientenausatmung beginnt.
Die Luftstromantwortkennlinie bekannter Steuerungssysteme ist durch die gestrichelte Linie 314 dargestellt. Es lässt sich sehen, dass die Luftstromantwort des Standes der Technik viel langsamer als diejenige ist, die durch die vorliegende Erfindung erzielt wird. Dies liegt daran, dass die Steuerungssysteme des Standes der Technik eine relativ langsame Steuerungsfunktion benötigten, um die Stabilität aufrecht zu erhalten, wenn im Flussausleitmodus gearbeitet wurde. Die Auswirkung dieser Einschränkung lässt sich in der Druckantwort 316 des Standes der Technik ersehen, die zum Anheben des Zieldrucks während der Einatmung des Patienten eine beträchtliche Zeit benötigt. Im Gegensatz dazu verfolgt die Druckantwort 312, die durch die vorliegende Erfindung erzielt wird, sehr eng den erwünschten Zieldruck mit einer Rechteckwellenform.
Während Ausatmungszeiträumen des Patienten sind die Druckantwort und die Luftstromantwort des Standes der Technik und der vorliegenden Erfindung gleich. Dies liegt daran, dass die Steuerverfahren der vorliegenden Erfindung während der Ausatmungszeiträume ähnlich denjenigen des Standes der Technik sind, die während des Ausatmens eine angemessene Antwortkennlinie liefern. Erfindungsgemäß beruht der Übergang zu diesen Verfahren jedoch auf der Grundlage des dynamischen Zustands des Beatmungsgeräts anstelle der Atmungsperioden des Patienten.

Claims

Medizinisches Beatmungsgerät (8) zum Liefern von Gas an einen Beatmungsgeräteanschluss (22), mit: (a) einer Einrichtung zum Anschließen des Beatmungsgeräts an eine Gasquelle (10); (b) einem Beatmungsgerätekreislauf (18, 20, 24), der mit der Gasquellenanschlusseinrichtung (10) in Verbindung steht, zum Leiten von Gas zum Beatmungsgeräteanschluss (22) und von diesem weg; (c) einer Ventileinrichtung (16) zum Steuern des Gasflusses im Beatmungsgerätekreislauf (18, 20, 24); (d) einer Einrichtung (30) zum Erfassen eines Betriebsparameters; und (e) einer Prozessoreinrichtung (32) zum Steuern der Ventileinrichtung, dadurch gekennzeichnet, dass (1) die Einrichtung (30) zum Erfassen eines Betriebsparameters einen Betriebsmodus des Beatmungsgeräts anzeigt, wobei das Beatmungsgerät in einem Flusseinleitmodus oder einem Flussausleitmodus arbeitet; (2) die Prozessoreinrichtung (32) mit der Einrichtung (30) zum Erfassen wirksam verbunden ist, um die Ventileinrichtung gemäß einem Signal von der Einrichtung zum Erfassen zu steuern, das den Betriebsparameter repräsentiert, wobei die Prozessoreinrichtung umfasst: (i) eine Flusseinleitsteuereinrichtung (100) zum Steuern der Ventileinrichtung (16) gemäß einem Flusseinleitalgorithmus, wenn das Beatmungsgerät (8) im Flusseinleitmodus ist; (ii) eine Flussausleitsteuereinrichtung (200) zum Steuern der Ventileinrichtung (16) gemäß einem Flussausleitalgorithmus, wenn das Beatmungsgerät (8) im Flussausleitmodus ist; (iii) eine Einrichtung (300) zum adaptiven Auswählen entweder der Flusseinleitsteuereinrichtung oder der Flussausleitsteuereinrichtung auf der Grundlage des Signals von der Einrichtung (30) zum Erfassen; wobei der Flusseinleitalgorithmus und der Flussausleitalgorithmus unterschiedlich sind; wodurch das Beatmungsgerät (8) je nach dem Betriebsmodus des Beatmungsgeräts innerhalb eines einzigen Atemzugs eines Patienten zum adaptiven Schalten zwischen der Flusseinleit- und der Flussausleitsteuereinrichtung fähig ist.
Beatmungsgerät nach Anspruch 1, bei dem die Einrichtung zum Erfassen einen Drucksensor (30) umfasst, der im Beatmungsgerätekreislauf (18, 20, 24) angeordnet ist und bei dem der Betriebsparameter auf dem Druck des Gases im Beatmungsgerätekreislauf basiert.
Beatmungsgerät nach Anspruch 2, bei dem die Prozessoreinrichtung (32) eine Einrichtung zum Bestimmen des Flusses durch die Ventileinrichtung (16) auf der Grundlage eines Befehlssignals von der Prozessoreinrichtung (32) an die Ventileinrichtung (16) enthält und wobei der Betriebsparameter das Verhältnis des Flusses durch die Ventileinrichtung (16) zum Druck im Beatmungsgerätekreislauf (18, 20, 24) ist.
Beatmungsgerät nach Anspruch 1, bei dem die Prozessoreinrichtung einen digitalen Rechner umfasst.
Beatmungsgerät nach Anspruch 1, bei dem die Einrichtung zum adaptiven Auswählen eine Einrichtung zum Verzögern der Auswahl des Flussausleitsteuersystems umfasst, bis der Betriebsparameter außerhalb einer vorbestimmten Toleranz eines Werts fällt, die dem Flussausleit-Betriebsmodus entspricht, wodurch ein Unempfindlichkeitsbereich vorgesehen wird, um eine Steuerungsüberempfindlichkeit zwischen den Steuerungssystemen zu verhindern.
Beatmungsgerät nach Anspruch 1, bei dem die Einrichtung zum adaptiven Auswählen eine Einrichtung zum Verzögern einer Auswahl des Flussausleitsystems umfasst, bis eine vorbestimmte Zeit verstrichen ist.
Beatmungsgerät nach Anspruch 1, 2 oder 3, bei dem der Beatmungsgeräteanschluss (22) direkt mit dem Atemweg eines Patienten in Verbindung steht und bei dem das Beatmungsgerät als ein Intensivstationsbeatmungsgerät fungiert.
Beatmungsgerät nach Anspruch 1, 2 oder 3, bei dem der Beatmungsgeräteanschluss (22) mit einer Balganordnung (23) zum Liefern von Atemgas an einen Patienten in Verbindung steht und bei dem das Beatmungsgerät als ein Narkosebeatmungsgerät betrieben wird.
Medizinisches Beatmungsgerät (8) nach Anspruch 1, bei dem der Beatmungsgerätekreislauf umfasst: (i) einen ersten Inspirationsflusszweig (18), der mit der Gasquelle (10) in Verbindung steht, zum Leiten von Gas an einen Beatmungsgeräteanschluss (22); (ii) einen zweiten Inspirationsflusszweig (20), der mit dem ersten Inspirationsflusszweig (18) in Verbindung steht, so dass Gas vom ersten Inspirationsflusszweig (18) in den zweiten Inspirationsflusszweig (20) fließt; und (iii) einen Exspirationsflusszweig (24), der mit dem Beatmungsgeräteanschluss (22) in Verbindung steht, so dass ein Exspirationsgasfluss vom Beatmungsgeräteanschluss (22) in den Exspirationsflusszweig (24) gelangt.
Medizinisches Beatmungsgerät (8) nach Anspruch 1, das eine Einrichtung (27) zum Verhindern eines Flusses aus dem Exspirationsflusszweig (24) in den ersten Inspirationsflusszweig (18) aufweist.
Medizinisches Beatmungsgerät (8) nach Anspruch 1, das eine Drucksteuereinrichtung aufweist, die veranlasst, dass der Druck des den Exspirationsfluss umfassenden Gases mit Variationen des Drucks des Gases in der ersten Inspirationsleitung (18) einhergehend variiert.
Beatmungsgerät nach Anspruch 1, bei dem die Erfassungseinrichtung eine Einrichtung (30) zum Erfassen eines Drucks im Beatmungsgerätekreislauf (18, 20, 24) umfasst.
Beatmungsgerät nach Anspruch 1, bei dem die Prozessoreinrichtung (32) eine Einrichtung zum Bestimmen des Flusses durch die Ventileinrichtung (16) auf der Grundlage eines Befehlssignals von der Prozessoreinrichtung an die Ventileinrichtung aufweist.
Medizinisches Beatmungsgerät (8) nach Anspruch 1, bei dem: eine Steuereinrichtung zum Steuern der Ventileinrichtung (16) vorgesehen ist, umfassend: (i) eine Einrichtung (30) zum Erfassen eines Betriebsparameters im Beatmungsgerätekreislauf (18, 20, 24), der den dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts (8) anzeigt; (ii) ein erstes Steuersystem zum Steuern der Ventileinrichtung (16), wenn der erfasste Betriebsparameter unter einem vorbestimmten Wert ist; (iii) ein zweites Steuersystem zum Steuern der Ventileinrichtung (16), wenn der erfasste Betriebsparameter über dem vorbestimmten Wert ist; (iv) eine Einrichtung zum adaptiven Auswählen entweder des ersten Steuersystems oder des zweiten Steuersystems je nach dem erfassten Betriebsparameter; wodurch das Beatmungsgerät (8) je nach dem dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts (8) und unabhängig von Patientenparametern innerhalb eines einzigen Patientenatemzugs zum adaptiven Schalten zwischen den Steuersystemen fähig ist.
Medizinisches Beatmungsgerät (8) nach Anspruch 1, bei dem eine Einrichtung (30) zum Erfassen eines Betriebsparameters vorgesehen ist, der den dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts (8) anzeigt; und eine Prozessoreinrichtung (32) aufweist, die mit der Einrichtung (30) zum Erfassen wirksam verbunden ist, zum Steuern der Ventileinrichtung (16) gemäß einem Signal von der Einrichtung zum Erfassen, das den Betriebsparameter repräsentiert, wobei die Prozessoreinrichtung (32) aufweist: (i) ein erstes Steuersystem zum Steuern der Ventileinrichtung (16), wenn das Beatmungsgerät in einem ersten dynamischen Zustand ist; (ii) ein zweites Steuersystem zum Steuern der Ventileinrichtung (16), wenn das Beatmungsgerät in einem zweiten dynamischen Zustand ist; (iii) eine Einrichtung zum adaptiven Auswählen entweder des ersten Steuersystems oder des zweiten Steuersystems auf der Grundlage des Signals von der Einrichtung (30) zum Erfassen; wodurch das Beatmungsgerät (8) je nach dem dynamischen Zustand des Beatmungsgeräts (8) innerhalb eines einzigen Atemzugs eines Patienten zum adaptiven Schalten zwischen dem ersten und dem zweiten Steuersystem fähig ist.