DE60224964T2 - Beatmungsgerät zur Verwendung in der Untersuchung der Atmungsmechanik eines respiratorischen Systems - Google Patents

Beatmungsgerät zur Verwendung in der Untersuchung der Atmungsmechanik eines respiratorischen Systems Download PDF

Info

Publication number
DE60224964T2
DE60224964T2 DE60224964T DE60224964T DE60224964T2 DE 60224964 T2 DE60224964 T2 DE 60224964T2 DE 60224964 T DE60224964 T DE 60224964T DE 60224964 T DE60224964 T DE 60224964T DE 60224964 T2 DE60224964 T2 DE 60224964T2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
pressure
respiratory
expiratory
flow
inspiratory
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
DE60224964T
Other languages
English (en)
Other versions
DE60224964D1 (de
Inventor
Björn Jonson
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Maquet Critical Care AB
Original Assignee
Maquet Critical Care AB
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Maquet Critical Care AB filed Critical Maquet Critical Care AB
Application granted granted Critical
Publication of DE60224964D1 publication Critical patent/DE60224964D1/de
Publication of DE60224964T2 publication Critical patent/DE60224964T2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M16/0006—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with means for creating vibrations in patients' airways
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/085—Measuring impedance of respiratory organs or lung elasticity
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0051—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes with alarm devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
    • A61M16/026—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor specially adapted for predicting, e.g. for determining an information representative of a flow limitation during a ventilation cycle by using a root square technique or a regression analysis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0015—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors
    • A61M2016/0018—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical
    • A61M2016/0021—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical with a proportional output signal, e.g. from a thermistor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
    • A61M2016/0036—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the breathing tube and used in both inspiratory and expiratory phase
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
    • A61M2016/0039—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the inspiratory circuit
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
    • A61M2016/0042—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the expiratory circuit

Description

  • Die vorliegende Erfindung betrifft ein Beatmungsgerät gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1.
  • Ein Ventilator ist ein Gerät zum Ventilieren oder Unterstützen der Spontanventilation der Lungen eines Menschen oder Tiers, die nachstehend als "Patient" bezeichnet werden. Die Vorgehensweise, die im Allgemeinen angewandt wird, um die Arbeitsweise eines Ventilators auf die im Patienten vorherrschenden physiologischen Zustände zuzuschneiden, liegt für das verantwortliche Pflegepersonal darin, sich so viele Informationen über den Patienten wie möglich zu verschaffen, insbesondere Informationen über die Atemorgane. Häufig kann man diese Art von Informationen erhalten, wenn der Ventilator mit Sensoren für den Atemwegsdruck, den Fluss oder das Volumen, der bzw. das den Atemorganen zugeführt oder aus denselben entfernt wird, ausgerüstet ist. Messsysteme bestehen jedoch häufig aus einer oder mehreren Vorrichtungen, die vom Ventilator unabhängig sind. Die Messsysteme können mit Systemen zur Analyse der Lungenfunktion verknüpft werden. Die Messsignale für den Druck, das Volumen und den Fluss können somit verwendet werden, um Informationen über die Elastizität der Atemorgane, die nachstehend als Compliance bezeichnet wird, oder über den Widerstand gegenüber dem Fluss in den Atemwegen zu erzeugen. Ventilatoren können Computer, die die Signale aus den Sensoren auslesen und analysieren, enthalten und/oder an diese angeschlossen sein. Im Respirator enthaltene Computer oder elektrische Schaltkreise, nachstehend als "der Computer" bezeichnet, wirken auf die Funktionsmodi des Ventilators ein und veranlassen den Ventilator dazu, Testatemzüge durchzuführen, die vermehrte Informationen über die Lungenfunktion erzeugen. Testatemzüge dieser Art können bedeuten, dass der Com puter zum Erhalt der gewünschten physiologischen Informationen sowohl die Inspiration als auch die Exspiration steuert.
  • Ein Beispiel einer solchen Steuerung ist in dem schwedischen Patent Nr. 506521 offenbart. Es beschreibt eine Steuerung, in der die Exspiration derart beeinflusst wird, dass ihre Dauer verlängert und ein konstanter Zielatemwegsdruck aufrechterhalten wird. Auf diese Exspiration folgt eine Inspiration, während der der Fluss moduliert wird, z. B. mit einer sinusförmigen Wellenform. Die Veränderung des Flusses während der Inspiration führt zu entsprechenden Veränderungen des Atemwegdrucks. Die Beziehung zwischen den Veränderungen des Drucks und des Flusses spiegelt den Widerstand im Atemsystem wieder. Dieser Widerstand kann berechnet werden. Gleichzeitig kann der elastische Reaktionsdruck (engl.: rebound Pressure) des respiratorischen Systems in Relation zu dem eingeblasenen Volumen berechnet werden. Dies erzeugt folglich die elastischer Druck/Volumen-Kurve des respiratorischen Systems, d. h. die PelI/V-Kurve. Man glaubte, dass die PelI/V-Kurve Informationen über den positiven endexspiratorischen Druck (PEEP) liefert, der erforderlich ist, um die Lungen eines Patienten mit einem akuten Atemnotsyndrom (ARDS) offen zu halten. Dies wird jedoch in Frage gestellt, da die Morphologie der PelI/V-Kurve von komplexen Phänomenen beeinflusst wird und von daher schwer zu interpretieren ist. Mehrfache PelI/V-Kurven, die auf verschiedenen Niveaus des PEEP aufgezeichnet werden, können detailliertere Informationen liefern, aber die Aufzeichnung dieser Kurven ist schwierig und zeitaufwendig.
  • Eine Zeit lang war es bekannt, dass das Aufzeichnen sowohl der Inspirationsals auch der Exspirations-Druck-Volumen-Kurven, woraus sich eine Druck-Volumen-Schleife ergab, Informationen über die Kräfte liefert, die zum Öffnen einer kollabierten Lunge erforderlich sind. Ein großer Unterschied zwi schen der Inspirationskurve und der Exspirationskurve verleiht der Schleife eine große Fläche, die als große Hysterese bezeichnet wird. Je größer die Hysterese, desto größer ist die Tendenz der Lunge zu kollabieren und sich einer Wiederausdehnung, dem so genannten Recruitment ("Eröffnen" der Lunge) zu widersetzen. Dies bedeutet, dass interne Kräfte in der Lunge während des Recruitments besonders stark sind, und dies stellt die große Gefahr einer durch den Respirator induzierten Lungenschädigung (RILS) dar.
  • Die elastischer Druck/Volumen-Kurven für die Inspiration und die Exspiration, zusammen mit den genannten Pel/V-Schleifen, wurden früher während der Respiratorbehandlung mit Hilfe einer "Jumbo"-Spritze aufgezeichnet. Dies ist beispielsweise in der US-4 844 085 offenbart. Die Aufzeichnung dauert sehr lange. Dies bedeutet, dass der Gasaustausch in Form einer Gasaufnahme zu Artefakten führt, die eine genaue Bestimmung der Hysterese unmöglich machen.
  • Pel/V-Schleifen können auch mit der Fluss-Okklusionsmethode bestimmt werden. Diese Bestimmung dauert einige Minuten, während denen sich der Zustand des Patienten ändern kann, wodurch eine genaue Bestimmung der Hysterese in klinischen Umgebungen unmöglich wird. Es stehen keine Verfahren für eine genaue automatische Messung der Druck-Volumen-Schleifen in der klinischen Praxis zur Verfügung.
  • Ein Ziel der vorliegenden Erfindung ist, ein Beatmungsgerätsystem zur Verwendung bei der Untersuchung der Lungenmechanik und bei der Behandlung des respiratorischen Systems (bei Menschen und Tieren) zu erreichen. Das System muss bei Untersuchungen der Lungenmechanik in klinischen Umgebungen leicht zu verwenden sein, ohne dabei eine laufende Behandlung des respiratorischen Systems zu beeinflussen.
  • Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist, ein Beatmungsgerätsystem zur automatischen Regulierung der respiratorischen Parameter auf der Basis des mechanischen Zustandes des respiratorischen Systems zu erreichen.
  • Eine Vorrichtung, die dieses Ziel erreicht, wird durch ein Beatmungsgerät gemäß dem kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 erzielt.
  • Vorteilhafte Weiterbildungen des Beatmungsgeräts gemäß der Erfindung gehen aus den dem Anspruch 1 untergeordneten Ansprüchen hervor.
  • Die elastischen Eigenschaften des respiratorischen Systems können während der Exspiration auf einfachere Weise nachgewiesen werden, indem man den Fluss des Gases, das aus dem respiratorischen System strömt, moduliert. Das Volumen und der Druck werden während der Exspiration in Relation zur Zeit bestimmt und können dann zur Bestimmung einer exspiratorischen Druck-Volumen-Beziehung herangezogen werden. Die erhaltene Beziehung bezieht sich vorteilhafterweise auf den elastischen Teil des Verhältnisses, d. h. die Widerstandskomponenten sind abgezogen worden.
  • Die Modulation kann sinusförmig, dreieckig oder quadratisch sein oder eine andere regelmäßige Form haben. Eine abnehmende oder zunehmende Modulation mit einer regelmäßigen Grundform oder sogar eine vollkommen unregelmäßige Modulation können verwendet werden. Der Druck kann im Inneren des respiratorischen Systems, z. B. den Atemwegen, gemessen werden, oder an einer anderen Stelle im Gaspfad aus dem respiratorischen System. Wenn der Druck nicht im respiratorischen System selbst gemessen wird, kann der entsprechende Druck aus dem gemessenen Druck durch Ausgleichen des Druckabfalls in dem Schlauchsystem usw. berechnet werden. Durch ein Messen des Flusses sowie ein Integrieren desselben lässt sich das Volumen auf einfachste Weise bestimmen. Es sind jedoch auch andere Wege zum Bestimmen des Volumens möglich.
  • Die exspiratorische Druck-Volumen-Beziehung (die durch eine Kurve in einem Koordinatensystem dargestellt werden kann) kann in entsprechender Weise dadurch bestimmt werden, dass man den Fluss während der Inspiration moduliert. Ein Vergleich liefert ein Maß für die Hysterese. Die Hysterese kann dann für Berechnungen bekannter Art verwendet werden.
  • Ein Wiederholen des Verfahrens über eine Vielzahl von Atemzügen hinweg wäre vorteilhaft. Eine Anzahl von normalen Atemzügen sollte dann zwischen diesen Testatemzügen zugelassen werden. Insbesondere dann, wenn die Druck-Volumen-Beziehung für die Inspiration nach einer vorhergehenden Exspiration mit einer verlängerten Dauer bestimmt wird.
  • Ein Beatmungsgerätsystem, das dieses Ziel erfüllt, wird erfindungsgemäß dadurch erreicht, wenn das Beatmungsgerätsystem so ausgebildet ist, wie dies aus dem kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 hervorgeht.
  • Vorteilhafte Weiterbildungen und Ausführungsbeispiele gehen aus den vom Anspruch 1 abhängigen Ansprüchen hervor.
  • Im Prinzip ist die Steuereinheit in dem Beatmungsgerätsystem so ausgebildet, dass sie eine Steuerung der Testatemzüge gemäß dem beschriebenen Verfahren ermöglicht.
  • Die Steuereinheit kann auch so ausgebildet sein, dass sie automatische Änderungen an bestimmten Parametern auf der Basis von Ergebnissen vornimmt, die für die Hysterese erhalten wurden. Insbesondere der PEEP, das Tidalvolumen und die Beatmungsfrequenz können Parameter für eine automatische Steuerung sein.
  • Das Verfahren zum Untersuchen der Lungenmechanik ebenso wie das erfindungsgemäße Beatmungsgerätsystem werden nachstehend unter Bezugnahme auf die Figuren näher beschrieben.
  • In den Figuren zeigen:
  • 1 eine schematische Übersicht eines Beatmungsgerätsystems gemäß der Erfindung,
  • 2 ein Diagramm, das die Modulation des Flusses während der Inspiration und der Exspiration zeigt,
  • 3 ein Diagramm, das inspiratorische und exspiratorische Druck-Volumen-Beziehungen zeigt, und
  • 4 eine mögliche Berechnung der Hysterese aus dem Diagramm der 3.
  • Die 1 zeigt ein Beatmungsgerätsystem 2, das an einen Patienten 4 angeschlossen ist. Das System ist nur schematisch dargestellt, da die Konfigurationsmöglichkeiten, die mit moderner Technologie zur Verfügung stehen, praktisch unbegrenzt sind.
  • Das System 2 umfasst eine pneumatische Einheit 6. Die pneumatische Einheit 6 enthält die Komponenten, die notwendig sind, um den Fluss und den Druck eines Atemgases, das dem Patienten 4 zugeführt oder aus demselben entfernt wird, zu regulieren. So umfasst die pneumatische Einheit 6 einen Inspirationsabschnitt 8 und einen Exspirationsabschnitt 10. Der Inspirationsabschnitt 8 kann aus Ventilen zum Regulieren einer Vielzahl von Druckgasen bestehen, die über Gasanschlüsse 12A, 12B angeschlossen sind. Alternativ dazu kann der Inspirationsabschnitt aus einer druckerzeugenden/flusserzeugenden Komponente, wie z. B. ein Kompressor, eine Pumpe, ein Gebläse usw. bestehen. Der Exspirationsabschnitt 10 kann aus einem Ventil bestehen.
  • Das System 2 umfasst ferner ein Schlauchsystem zum Befördern des Gases hin zu bzw. aus dem Patienten 4. Das Schlauchsystem umfasst für gewöhnlich einen Inspirationsschlauch 14, einen Patientenanschluss 16 (z. B. eine Gesichtsmaske oder einen Trachealtubus) und einen Exspirationsschlauch 18.
  • Ein System aus Messsensoren wird zum Messen des Flusses und des Druckes des Atemgases verwendet. Das System kann aus einem oder einer Vielzahl von Durchflussmessern 22A–E und einem oder einer Vielzahl von Druckmessern 24A–F bestehen. Beispielsweise kann ein Durchflussmesser 22A in dem Inspirationsabschnitt 8, ein Durchflussmesser 22B in dem Inspirationsschlauch 14, ein Durchflussmesser 22C in dem Patientenanschluss 16, ein Durchflussmesser 22D in dem Exspirationsschlauch 18 und ein Durchflussmesser 22E in dem Exspirationsabschnitt 10 angeordnet werden. Nur einer der ersten drei Durchflussmesser 22A–22C ist erforderlich, um die inspiratorischen Flüsse und Volumina zu bestimmen, und nur einer der letzten Durchflussmesser 22C–22E ist erforderlich, um die exspiratorischen Flüsse und Volumina zu bestimmen. Somit kann einer einziger Durchflussmesser 22C in dem Patientenanschluss 16 sowohl zum Bestimmen des inspiratorischen als auch des exspiratorischen Flusses verwendet werden.
  • Entsprechend dazu kann ein Druckmesser 24A in dem Inspirationsabschnitt 8, ein Druckmesser 24B in dem Inspirationsschlauch 14, ein Druckmesser 24C in dem Patientenanschluss 16, ein Druckmesser 24D in dem Patienten 4, ein Druckmesser 24E in dem Exspirationsschlauch 18 und ein Druckmesser 24F in dem Exspirationsabschnitt 10 angeordnet werden. Im Prinzip kann ein einziger Druckmesser (jeder beliebige aus 24A–24F) dazu verwendet werden, den Druck in allen Teilen des Systems 2 und des respiratorischen Systems des Patienten 4 zu bestimmen. Ein Ausgleich für den durch Widerstände usw. verursachten Druckabfall wäre dann erforderlich.
  • Eine Steuereinheit 26 steuert die pneumatische Einheit 6 durch Übertragung (verdrahtet oder drahtlos) eines Signals 28. Die Steuereinheit 26 kann Messsignale aus dem Messsensorsystem über einen Signaleingang 30 (verdrahtet oder drahtlos) empfangen. Die Steuereinheit 26 enthält Hardware und Software, um die Funktionen, die sie steuern und überwachen soll, auszuführen. Ferner enthält sie die Hardware und die Software, die erforderlich sind, um Berechnungen gemäß dem hier gelehrten Verfahren durchzuführen.
  • Die Steuereinheit 26 kann mit einer Benutzerschnittstelle 32 durch Übertragung (verdrahtet oder drahtlos) eines Signals 24 kommunizieren. Die Benutzerschnittstelle 32 umfasst geeigneterweise einen Bildschirm oder eine Anzeige 36 und einen Eingabeabschnitt 38. Die Anzeige 36 kann auch Eingabeeinrichtungen, die Taststeuerungen verwenden, enthalten.
  • Alle erforderlichen Teile können in eine einzige Vorrichtung integriert oder funktional auf verschiedene Vorrichtungen verteilt werden. So könnte die letztgenannte Option bedeuten, dass z. B. der Inspirationsabschnitt 8 und ein Teil der Kontrollfunktionen in der Steuereinheit 26 physisch in einer Vorrichtung (z. B. dem Ventilator) untergebracht sind, während z. B. die Berech nungsfunktionen in der Steuereinheit 26 physisch in einer anderen Vorrichtung (z. B. einem PC) untergebracht sind.
  • Die 2, 3 und 4 sind Diagramme von Kurven, die in Experimenten aufgezeichnet wurden, in denen das Verfahren zum Untersuchen der Lungenmechanik angewandt wurde. In bestimmten Aspekten ist der Aufbau mit einem Aufbau identisch, wie er im Detail in dem oben genannten schwedischen Patent Nr. 506521 beschrieben ist. Die nachstehende Beschreibung bezieht sich daher gleichzeitig auf alle drei Figuren.
  • Ein elektrisch gesteuerter Ventilator, wie z. B. der Servo Ventilator 900C (Siemens-Elema, Solna, Schweden), wird mit einer elektronischen Einheit, bezeichnet als Ventilator/Computer-Schnittstelle (VCI), und einem PC verwendet.
  • Wenn der Computer durch die VCI ein analoges Signal an einen der Steuereingänge des Ventilators sendet, übernimmt der Computer die Steuerung der betreffenden Funktion. Er übernimmt die Steuerung des Wertes für die Funktion, die an dem Bedienfeld des Ventilators eingestellt ist.
  • Der Computer hat ein Transistor-/Transistorlogik-Ausgangssignal, das durch die VCI hindurchgeht und zu dem Eingang des Ventilators zur externen Steuerung gesandt wird (Slave Start Insp). Ein durch diese Leitung gesandtes Signal veranlasst den Ventilator, eine neue Inspiration zu starten, ungeachtet dessen, welche respiratorische Phase zum Zeitpunkt des Sendens des Signals gerade abläuft.
  • Die VCI enthält eine Vielzahl von Funktionen, die eine unbeabsichtigte Computersteuerung des Ventilators verhindern sollen. So erkennt die VCI den re gelmäßigen Wechsel zwischen den Inspirationsphasen und den Exspirationsphasen des Ventilators. Wenn die Wechsel nicht in vorgegebenen Intervallen, die der langsamsten Atemfrequenz entsprechen, stattfinden, wird ein Signal abgegeben, das die Signale beendet, die über die VCI zum Zwecke der Computersteuerung des Ventilators gesendet werden. Zwei in Reihe geschaltete Relais werden dazu verwendet, Sicherheit zu gewährleisten.
  • Während der Messung der Mechanik arbeitet die Vorrichtung, die den Ventilator, die VCI und den Computer umfasst, wie folgt mit der Computersoftware. Sobald die Ausrüstung aktiviert ist, werden die Signale für Fluss und Druck kontinuierlich nach einer Analog-Digital-Umwandlung bei einer Frequenz von 50 Hz auf dem Computerbildschirm angezeigt. Die Identität des Patienten wird in einem ersten Schritt in einem Computer/Bedienperson-Dialog bestimmt. Die Art des Schlauchanschlusses, die zwischen dem Patienten und dem Ventilator verwendet wird, einschließlich eines Trachealtubus und eines Befeuchtungsfilters, wird zum Zwecke einer leichteren Korrektur des resistiven Druckabfalls über das System bestimmt.
  • Dann wird die geplante Studie festgelegt. Gemäß bekannten Verfahren kann der Ventilator sowohl eine volumengesteuerte als auch eine druckgesteuerte Ventilation durchführen. Nachdem die gewünschten Ventilatoreinstellungen vorgenommen wurden, stellt der Computer deshalb spezielle Anfragen, ob die Ventilation druck- oder volumengesteuert sein soll, sowie Anfragen zur Dauer der Inspiration und der Pause als prozentualem Anteil des Atemzyklus.
  • Daraufhin wird eine Sequenz definiert, die den Messvorgang (2), bestehend aus einem normalen Atemzug, darstellt. Die Figur zeigt den Fluss F in dem oberen Graphen mit Inspiration 40A und Exspiration 42A und den Druck P in dem unteren Graphen mit Inspiration 40B und Exspiration 42B an.
  • Ein Dialog zwischen dem Benutzer und dem Computer, in dem der Messvorgang definiert wird, geht der Messung der Druck-Volumen-Schleifen voraus. So wählt der Benutzer die Sequenz aus, während der die Druck-Volumen-Schleifen gemessen werden sollen. Nach einem Dialog kann ein bestimmter Messvorgang gespeichert werden, um in einer darauffolgenden Messung desselben oder eines anderen Patienten als Grundeinstellung verwendet zu werden. Ein als Grundeinstellung gespeicherter Messvorgang kann vor nachfolgenden Messungen in einem oder mehreren Punkten modifiziert werden. Die Definition eines Messvorgangs umfasst die Anzahl der zu untersuchenden Schleifen, sowie Start- und Stoppwerte für die Drücke, die jede einzelne Schleife umfassen soll. Die Stoppwerte können alternativ dazu das Volumen umfassen, das die Inspirationszweige einer Schleife abdecken sollen. Dieses Volumen kann in ml oder als das vorherrschende Tidalvolumen Vt angegeben werden. Die Dauer der Exspiration, die jeder Schleife vorausgeht, wird ebenfalls bestimmt. Ebenso wird die Form der Modulation der Inspiration bzw. der Exspiration bestimmt. Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden die Inspirations- und Exspirationsflüsse einer sinusförmigen Modulation unterzogen. Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel hat die Modulation die Form von Dreieckswellen mit einer konstanten Zu- und Abnahmerate für den Fluss in jeder Welle.
  • Andere Wellenformen können aus technischen Gründen bevorzugt werden. Um die Flussmodulation zu charakterisieren, wird die Wellenzyklusdauer oder die Wellentiefe, die gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel von der Bedienperson auf Werte zwischen dem Nullfluss und dem zweifachen mittleren Fluss während einer normalen Inspiration festgelegt werden können, eingestellt. Vorab gewählte Zeitpunkte für die Durchführung des Messvorgangs oder eine bloße Ausführung auf einen manuellen Befehl der Bedienperson hin werden ebenfalls in dem Dialog festgelegt.
  • Nach dem Dialog, in dem der Messvorgang definiert wird, zeigt der Computer den Vorgang gemäß dem folgenden Beispiel an und fragt, ob die Antworten korrekt sind. Wenn die Bedienperson "nein" antwortet, können die folgenden Korrekturen vorgenommen werden:
  • Beispiel:
    • Anzahl der Schleifen: = 5
    • Startwerte für den Druck: = 20, Schritt: –5 cmH2O
    • Anzahl normaler Atemzüge zwischen jeder Schleife: 6
    • Dauer der vorherigen Exspiration: 6 s
    • Endwerte für den Druck, nicht ausgewählt, Sicherheitsnivenau: 50 cmH2O
    • Volumenbereich für Schleifen: 1400 ml
    • Insufflationsdauer: 6 s
    • Exsufflationsdauer: 6 s
    • Sinusförmige Modulation: 1.66 Hz Modulationstiefe: 100%
    • Messzeitpunkt: auf manuellen Befehl hin
    • Sind die oben gemachten Angaben korrekt, Ja/Nein? Ja
  • Die Antworten, die von der Bedienperson während des Dialogs in dem oben genannten Beispiel eingegebenen werden, sind kursiv dargestellt.
  • Die Messsequenz startet zu einem vorab gewählten Zeitpunkt oder auf einen manuellen Befehl hin. Gemäß dem obigen Dialog umfasst die Sequenz fünf Schleifen, wobei die erste bei einem Druck von 20 cmH2O und nachfolgende Schleifen bei sukzessive niedrigeren Drücken starten.
  • Die Messsequenz startet, wenn der Computer analoge Signale an den Respirator zur Steuerung der Frequenz und des endexspiratorischen Druckes (PEEP) des Respirators sendet. Die Signale, die die Frequenz und den PEEP steuern, haben solche Höhen, wie sie erforderlich sind, damit die nachfolgende Gasinsufflation die Dauer sowie den Startwert für den Druck hat, die von der Bedienperson gemäß dem oben genannten ausgewählt wurden. Die Insufflation, die einer sinusförmigen Modulation unterzogen wird, setzt dann ein. Während dieses Vorgangs sendet der Computer ein analoges Signal an den Respirator zur Steuerung der Frequenz auf eine solche Weise, dass die Insufflation die von der Bedienperson gewählte Dauer hat. Der Computer berechnet den mittleren Fluss während der Insufflation auf eine solche Weise, dass der Volumenbereich bzw. der Endwert für den Druck während der Insufflation erreicht wird. Die Steuerung des Flusses erfolgt gemäß Prinzipien, die sich für eine volumengesteuerte und eine druckgesteuerte Ventilation entsprechend unterscheiden.
  • Bei einer volumengesteuerten Ventilation (2) steuert der Respirator hauptsächlich den Fluss während der Inspiration. Der Computer sendet ein analoges Signal aus, das dem zu jedem Zeitpunkt während der Insufflation gewünschten Fluss entspricht. Dieser Fluss ist ursprünglich gleich Null und steigt sinusförmig bis zu einem Peak an, das von dem Computer aus dem Bereich, der für das Volumen der Schleifen festgelegt wurde, der Dauer der Insufflation und der Modulationstiefe berechnet wird. Der Respirator stellt durch sein eingebautes System für negative Rückführung sicher, dass der Fluss während der Insufflation dem gewollten sinusförmig modifizierten Fluss genau folgt.
  • Bei der druckgesteuerten Ventilation steuert der Respirator hauptsächlich den Druck in den Atemwegen während der Insufflation. Der Computer berechnet die Art, in der der Druck reguliert werden muss, um den Fluss so zu steuern, dass dieser genau mit dem gewünschten sinusförmigen Fluss übereinstimmt. Durch eine Analyse des vorhergehenden Atemzugs oder einer vorhergehenden sinusförmigen Insufflation berechnet der Computer den Widerstand in dem respiratorischen System des Patienten während der Inspiration, den RI, sowie einen Wert für die Compliance. Dies kann auf zahlreiche bekannte Arten erfolgen. Eine Insufflation beginnt, während der Computer ein analoges Signal an den Respirator aussendet, das den Inspirationsdruck, PI, reguliert. Zunächst wird ein Signal niedriger Spannung ausgesandt. Der Fluss, der von dem Inspirationsflusssensor gemessen wird, wird einer Analog/Digital-Umwandlung im Computer unterzogen und mit dem zu jedem Zeitpunkt geplanten Fluss verglichen. Die Differenz stellt ein Fehlersignal, Ffel, dar. Im nächsten Schritt berechnet der Computer den Fehler des Inspirationsdrucks, Pfel, der den Fehler im Fluss, Ffel, verursacht. Pfel = –Ffel·RI
  • Das Signal, das den Inspirationsdruck steuert, wird um einen dem Pfel entsprechenden Wert korrigiert. Der für Pfel berechnete Wert wird traditionell in ein digitales System für PID-artige negative Rückführung eingegeben, wie es in den die Ventilation steuernden Computer programmiert ist. Das Signal, das in den Ventilator eingegeben wurde, um den Inspirationsdruck zu steuern, wird um einen Wert korrigiert, der dem Ausgangssignal aus dem inspiratorischen PID-System entspricht. Da man davon ausgeht, dass der Inspirationsdruck im Respirator mit der Zeit proportional zum Fluss und umgekehrt proportional zur Compliance zunimmt, wird der integrativen Komponente im PID-System ein Startwert zugewiesen, der proportional zum Fluss geteilt durch die Compliance ist. Der Grad an Verstärkung im PID-System wird so gewählt, dass er ein optimales Dampfen erzeugt, um eine Eigenschwingung zu verhindern, während gleichzeitig die schnellste und korrekteste Steuerung des PI, die möglich sind, bereitgestellt wird, und demzufolge auch des Flusses während der Insufflation. Die Insufflation mit einem sinusförmigen Fluss setzt sich fort, bis einer der Werte für Dauer, Volumenbereich, gewählter Enddruck oder Sicherheitsgrenze erreicht ist.
  • Eine flussmodulierte Exspiration folgt auf eine flussmodulierte Insufflation.
  • Der elastische Reaktionsdruck, Pel, der sich in den Lungen und im Thorax während der vorhergehenden Insufflation aus dem Respirator aufbaut, liefert die Antriebskraft während der Exspiration und nimmt zu jedem Zeitpunkt während der Exspiration in Folge der laufenden Abnahme des Volumens ab. Die Flussrate während der flussmodulierten Exspiration hängt von dem Widerstand im respiratorischen System des Patienten ab, zusätzlich zum Pel, sowie dem Druck im Exspirationskreis des Respirators, dem PE. Die Regulierung des letztgenannten Drucks ermöglicht, dass der Computer/Respirator die geplante Flussmodulation während der Exspiration gemäß dem Dialog zwischen der Bedienperson und dem Computer erreicht. Der Widerstand gegenüber dem Fluss im respiratorischen System des Patienten, der RE, wird während der Exspiration durch eine Analyse von Atemzügen, die der flussmodulierten Exspiration vorausgehen oder einer früheren flussmodulierten Exspiration berechnet. Der Exspirationsfluss wird während der flussmodulierten Exspiration unter Verwendung des A/D-Wandlers des Computers gelesen. Der gemessene Wert wird mit dem Referenzwert verglichen, der dem Sollwert für den modulierten Fluss zu demselben Zeitpunkt entspricht. Die Differenz stellt einen Fehlerwert für den Fluss, Ffel, dar. Ffel wird bei der Berechnung der Höhe des Druckfehlers in dem Exspirationskreis des Respirators verwendet, um den Fluss wieder auf den Referenzwert, Pfel, zu bringen. Der zuvor genannte berechnete Wert für RE wird für diesen Zweck verwendet. Wenn der exspiratori sche Fluss größer als der Referenzwert ist, ist Ffel positiv, da der PE zu niedrig ist. Pfel ist dann negativ und sollte um (–Rpat·Ffel) erhöht werden. Pfel = –RE·Ffel
  • Der für Pfel brerechnete Wert wird auf traditionelle Weise in ein digitales System für eine PID-artige negative Rückführung eingegeben, das in den die Ventilation steuernden Computer programmiert ist. Das in den Computer eingegebene Signal zum Steuern des PEEP wird um einem Wert korrigiert, der dem Ausgangssignal aus dem PID-System entspricht. Der Grad an Verstärkung des Systems wird so gewählt, dass er ein optimales Dämpfen erzeugt, um eine Eigenschwingung zu verhindern, während gleichzeitig die schnellste und korrekteste Steuerung von PE und demzufolge des Exspirationsflusses ermöglicht wird, die möglich ist.
  • Nachdem die erste Druck-Volumen-Schleife aufgezeichnet wurde, leitet der Respirator die Anzahl an Atemzügen ein, die zwischen aufeinanderfolgenden Druck-Volumen-Schleifen gewählt wurde. Daraufhin wird die gewählte Anzahl an Druck-Volumen-Schleifen auf die gleiche Art durchgeführt, wie dies oben mit den für den PEEP ausgewählten Startwerten erfolgte. Die 2 zeigt ein Beispiel für Fluss- und Drucksignale, die während der letzten Schleife nach einem dem obigen Beispiel folgenden Dialog aufgezeichnet wurden. Wie zuvor erwähnt, geht der Schleife eine verlängerte Exspiration 50A, 50B voraus.
  • Die Daten werden automatisch analysiert, nachdem alle Schleifen aufgezeichnet worden sind (3). Alle Daten für den Fluss und den Druck aus einer oder mehreren aufgezeichneten Druck-Volumen-Schleifen werden in der Berechnungsphase verwendet. Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden die Parameter, die die resistiven und elastischen Eigenschaften des respiratorischen Systems beschreiben, in einem Prozess berechnet, der auf einem iterativen numerischen Verfahren basiert. Gemäß einem alternativen Ausführungsbeispiel wird die Berechung gemäß anderen bekannten analytischen Verfahren durchgeführt, die besonders für Messungen in kleineren Druck- oder Volumenbereichen geeignet sind, in denen eine Nichtlinearität mit Formeln zur analytischen Berechnung von Parametern beschrieben werden kann.
  • Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird der Druck in der Trachea, Ptr, dadurch berechnet, dass man den Druckabfall über das Schlauchsystem von dem Druck abzieht, der in den Atemwegen gemessen wird. Der Druckgradient wird gemäß bekannten Prinzipien unter Verwendung der Gleichung von Rohrer gemessen. Diese Gleichung beschreibt den Druckgradienten in einem System mit turbulentem Fluss. Der Ptr überwindet die Ohmsche Impedanz und die elastische Impedanz des respiratorischen Systems. Der Fluss in den Atemwegen des Patienten, Flv, wird dadurch berechnet, dass man den Fluss, der der Kompression der Luft in dem Schlauch und der Schlauchdehnung entspricht, während der Inspiration abzieht, und umgekehrt während der Exspiration. Die Werte für Ptr und Flv, die während jeder Insufflation mit der nachfolgenden Exspiration aufgezeichnet werden, werden analysiert, um die Parameter zu bestimmen, die den Widerstand steuern, sowie Gleichungen, die die Art beschreiben, in der sich Pel während jeder Inspiration und Exspiration ändert. Zusammen beschreiben sie die aufgezeichneten Druck-Volumen-Schleifen. Die Ergebnisse sind gemäß den Pel/V-Schleifen der Figur graphisch aufgezeigt. Die 3 zeigt ein Beispiel, das einen Fall mit einem Patienten mit einem akuten Atemnotsyndrom (ARDS) darstellt. Schleifen wurden gemäß dem zuvor genannten Dialog von 20, 15, 10, 5 bis Null cm H2O aufgezeichnet. Die exspiratorischen Druck-Volumen-Beziehungen 52 für die verschiedenen Schleifen fallen beinahe exakt zusammen, wodurch es unmög lich wird, sie in der Figur einzeln darzustellen. Die inspiratorischen Druck-Volumen-Beziehungen unterscheiden sich zunehmend voneinander, so dass die Schleifen zunehmend weiter werden, wenn der PEEP abnimmt. In der Figur erkennt man eine erste Druck-Volumen-Beziehung 54A für 20 cm H2O für PEEP, eine zweite Druck-Volumen-Beziehung 54B für 15 cm H2O für PEEP, eine dritte Druck-Volumen-Beziehung 54C für 10 cm H2O für PEEP, eine vierte Druck-Volumen-Beziehung 54D für 5 cm H2O für PEEP und eine fünfte Druck-Volumen-Beziehung 54E für 0 cm H2O für PEEP. Die Zunahme der Breite der Schleifen, d. h. die zunehmende Hysterese, stellt die wichtigste Information dar, die gemäß der Erfindung erhalten wird. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die Information weiter verarbeitet, indem die Breite der Volumenphase jeder Schleife über ihren gesamten Bereich entlang der X-Achse gemessen wird, wobei diese Achse den elastischen Druck darstellt. Das Ergebnis ist graphisch in dem Beispiel der 4 dargestellt. Die Figur zeigt deutlich eine erste Breitenkurve 56A, die der Breite bei 20 cm H2O für PEEP entspricht, eine zweite Breitenkurve 56B, die der Breite von 15 cm H2O für PEEP entspricht, eine dritte Breitenkurve 56C, die der Breite bei 10 cm H2O für PEEP entspricht, eine vierte Breitenkurve 56D, die der Breite von 5 cm H2O für PEEP entspricht, und eine fünfte Breitenkurve 56E, die der Breite bei 0 cm H2O für PEEP entspricht.
  • Die Bedienperson wertet die Ergebnisse wie in dem Beispiel gezeigt aus. Eine zunehmende Hysterese, wenn die Schleife, die einen Atemzug darstellt, bei einem niedrigen Wert für PEEP beginnt, spiegelt einen zunehmenden Kollaps und eine Wiederausdehnung der Lunge während jedes Atemzugs wieder. Dies führt zu einer Lungenschädigung. Es ist immer eine gewisse Hysterese aus anderen Gründen vorhanden, wie z. B. die viskoelastischen Eigenschaften der Atemorgane. Wenn die Bedienperson der Ansicht ist, dass eine Hysterese von 100 ml, jedoch nicht von 150 ml akzeptabel ist, kann sie/er einen Wert für PEEP von 15 cm H2O gemäß dem Beispiel wählen.
  • Die oben gemachten Anmerkungen zur sinusförmigen Modulation von Insufflationen und Exspirationen gelten auch, wenn eine andere Art von Flussmodulation gemäß alternativen Ausführungsbeispielen gewählt wird. Wenn die Modulationstiefe flach oder gleich Null ist, bedeutet dies, dass der Widerstand während der Inspiration und der Exspiration, die jeweils von der Schleife abgedeckt werden, nicht genau oder überhaupt nicht bestimmt werden kann. Gemäß alternativen Ausführungsbeispielen kann der Widerstand stattdessen mit anderen Verfahren gemessen werden, die jedoch als weniger genau angesehen werden. Dadurch, dass man den Fluss während der Inspiration und der Exspiration auf einem niedrigen Niveau hält, kann die verringerte Genauigkeit bei der Widerstandsmessung ausgeglichen werden.
  • Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist eine Untersuchung von Schleifen, die bei einem Druck unter dem niedrigsten Wert starten, der vernünftigerweise für PEEP verwendet werden kann, um eine VILI (Ventilator induzierte Lungenschädigung) in dem einzelnen Patienten zu verhindern, nicht erforderlich oder wünschenswert. Auch eine Untersuchung von Schleifen aus einer Vielzahl von Atemzügen ist nicht immer erforderlich. Gemäß einem alternativen Ausführungsbeispiel ist der Computer so programmiert, dass Messsequenzen, die eine oder zwei Schleifen umfassen, automatisch mit Startwerten für den Druck sowie Intervallen, die von der Bedienperson festgelegt werden, durchlaufen werden. Die Ergebnisse der Hysteresemessung bei jeder Gelegenheit werden mit den wünschenswerten oder akzeptablen Grenzwerten verglichen, die von der Bedienperson festgelegt werden. Ein Alarm wird ausgelöst, wenn die Hysterese übermäßig hoch ist. Die Höhe des PEEP oder des Tidalvolumens kann mit Grenzwerten, die von der Bedienperson festgesetzt werden, ebenfalls automatisch eingestellt werden.

Claims (5)

  1. Beatmungsgerät (2) zur Untersuchung der Lungenmechanik eines respiratorischen Systems eines Patienten (4), der an das Beatmungsgerät angeschlossen ist, während eine gesteuerte Ventilation des Patienten durchgeführt wird, wobei das Beatmungsgerät (2) eine pneumatische Einheit (6) mit einem Inspirationsabschnitt (8) bzw. einem Exspirationsabschnitt (10) zum Regulieren des Flusses und des Druckes von Gasen, ein Messsensorsystem (22A–22E, 24A–24F) zum Messen von Druck und Fluss, eine Steuereinheit (26), die mit der pneumatischen Einheit (6) verbunden ist, um diese zu steuern, sowie mit dem Messsensorsystem (22A–22E, 24A–24F), um aus demselben Messsignale zu empfangen, und ein Schlauchsystem (14, 16, 18) umfasst, das mit der pneumatischen Einheit (6) verbunden ist und mit dem respiratorischen System (4) verbunden werden kann, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (26) dazu geeignet ist, den Exspirationsabschnitt (10) während der Exspiration so zu steuern, dass der Exspirationsabschnitt (10) einen Gasfluss aus dem respiratorischen System (4) moduliert, und die Steuereinheit (26) dazu geeignet ist, ein Verhältnis von Exspirationsdruck zu Exspirationsvolumen anhand von Messsignalen aus dem Messsensorsystem (22A–22E, 24A–24F) zu bestimmen.
  2. Beatmungsgerät-System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (26) dazu geeignet ist, den Inspirationsabschnitt (8) während der Inspiration so zu steuern, dass der Inspirationsabschnitt (8) einen Gasfluss, der in Richtung des respiratorischen Systems (4) fließt, moduliert, und die Steuereinheit (26) dazu geeignet ist, ein Verhältnis von Inspirationsdruck zu Inspirationsvolumen anhand von Messsignalen aus dem Messsensorsystem (22A–22E, 24A–24F) zu bestimmen.
  3. Beatmungsgerät-System nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (26) dazu geeignet ist, das Verhältnis von Inspirationsdruck zu Inspirationsvolumen mit dem Verhältnis von Exspirationsdruck zu Exspirationsvolumen zu vergleichen und die Hysterese zwischen den Verhältnissen zu bestimmen.
  4. Beatmungsgerät-System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (26) für eine automatische Einwirkung auf mindestens den positiven endexspiratorischen Druck (PEEP) oder das Atemvolumen geeignet ist, in Abhängigkeit von der Hysterese.
  5. Beatmungsgerät-System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Benutzerschnittstelle (32) zur Anzeige von Informationen und zur Eingabe von Parametern.
DE60224964T 2001-09-25 2002-08-05 Beatmungsgerät zur Verwendung in der Untersuchung der Atmungsmechanik eines respiratorischen Systems Expired - Lifetime DE60224964T2 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SE0103182 2001-09-25
SE0103182A SE0103182D0 (sv) 2001-09-25 2001-09-25 Förfarande för lungmekanisk undersökning och andningsapparatsystem

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE60224964D1 DE60224964D1 (de) 2008-03-27
DE60224964T2 true DE60224964T2 (de) 2009-02-12

Family

ID=20285434

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE60224964T Expired - Lifetime DE60224964T2 (de) 2001-09-25 2002-08-05 Beatmungsgerät zur Verwendung in der Untersuchung der Atmungsmechanik eines respiratorischen Systems

Country Status (5)

Country Link
US (1) US6709405B2 (de)
EP (1) EP1295620B1 (de)
JP (1) JP4307811B2 (de)
DE (1) DE60224964T2 (de)
SE (1) SE0103182D0 (de)

Families Citing this family (59)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5915380A (en) 1997-03-14 1999-06-29 Nellcor Puritan Bennett Incorporated System and method for controlling the start up of a patient ventilator
SE522908C2 (sv) * 1999-05-10 2004-03-16 Aneo Ab Arrangemang för att kunna tilldela en levande varelse ett anestesialt tillstånd
SE0202831D0 (sv) 2002-09-25 2002-09-25 Siemens Elema Ab Apparat för bestämning av rekryterbar volym i en lunga
US7432508B2 (en) * 2003-02-21 2008-10-07 Ric Investments, Llc Gas measurement system
US7501630B2 (en) * 2003-02-21 2009-03-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Gas measurement system
US6954702B2 (en) * 2003-02-21 2005-10-11 Ric Investments, Inc. Gas monitoring system and sidestream gas measurement system adapted to communicate with a mainstream gas measurement system
US8088333B2 (en) * 2003-04-28 2012-01-03 Invoy Technology, LLC Thermoelectric sensor for analytes in a gas
WO2004097373A2 (en) * 2003-04-28 2004-11-11 Univ Arizona Thermoelectric biosensor for analytes in a gas
US20080053194A1 (en) * 2003-04-28 2008-03-06 Ahmad Lubna M Thermoelectric sensor for analytes in a gas and related method
SE0301226D0 (sv) * 2003-04-28 2003-04-28 Siemens Elema Ab Acoustic Determination of Moisture Content of a Gas Mixture
US8722417B2 (en) 2003-04-28 2014-05-13 Invoy Technologies, L.L.C. Thermoelectric sensor for analytes in a fluid and related method
US20080053193A1 (en) * 2003-04-28 2008-03-06 Ahmad Lubna M Thermoelectric sensor for analytes in a gas and related method
CA2443510C (en) * 2003-09-30 2010-09-14 Scott Technologies, Inc. Automatic transfer regulator for hose-line respirator
DE102004019122A1 (de) * 2004-04-16 2005-11-10 Universitätsklinikum Freiburg Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes und Anlage hierfür
US7530353B2 (en) * 2005-09-21 2009-05-12 The General Electric Company Apparatus and method for determining and displaying functional residual capacity data and related parameters of ventilated patients
US20070062533A1 (en) * 2005-09-21 2007-03-22 Choncholas Gary J Apparatus and method for identifying FRC and PEEP characteristics
US8551009B2 (en) 2006-01-19 2013-10-08 Maquet Critical Care Ab Method and system for determining dynamically respiratory features in spontaneously breathing patients receiving mechanical ventilatory assist
US8021310B2 (en) 2006-04-21 2011-09-20 Nellcor Puritan Bennett Llc Work of breathing display for a ventilation system
WO2007124108A2 (en) * 2006-04-21 2007-11-01 Cardinal Health 205, Inc. Self-contained respiratory therapy apparatus for enhanced patient compliance and therapeutic efficacy
US7784461B2 (en) 2006-09-26 2010-08-31 Nellcor Puritan Bennett Llc Three-dimensional waveform display for a breathing assistance system
ATE487419T1 (de) * 2006-11-16 2010-11-15 Hamilton Medical Ag Verfahren und vorrichtung zur bestimmung des peep bei der beatmung eines patienten
US8202226B2 (en) * 2007-01-23 2012-06-19 Kci Licensing, Inc. Providing automated or manual guidance on dynamic patient positioning based on measured variables for ventilation control
WO2009000328A1 (en) * 2007-06-28 2008-12-31 Maquet Critical Care Ab A patient ventilation system with gas identification means
US8640699B2 (en) * 2008-03-27 2014-02-04 Covidien Lp Breathing assistance systems with lung recruitment maneuvers
US20090241956A1 (en) * 2008-03-27 2009-10-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Method for controlling delivery of breathing gas to a patient using multiple ventilation parameters
US20090308393A1 (en) * 2008-06-17 2009-12-17 Luceros Wilfredo P Medical diagnostic cart and method of use
US8517017B2 (en) * 2009-01-08 2013-08-27 Hancock Medical, Inc. Self-contained, intermittent positive airway pressure systems and methods for treating sleep apnea, snoring, and other respiratory disorders
US20110023881A1 (en) * 2009-07-31 2011-02-03 Nellcor Puritan Bennett Llc Method And System For Generating A Pressure Volume Loop Of A Low Flow Recruitment Maneuver
US8335992B2 (en) 2009-12-04 2012-12-18 Nellcor Puritan Bennett Llc Visual indication of settings changes on a ventilator graphical user interface
US9119925B2 (en) 2009-12-04 2015-09-01 Covidien Lp Quick initiation of respiratory support via a ventilator user interface
US8924878B2 (en) 2009-12-04 2014-12-30 Covidien Lp Display and access to settings on a ventilator graphical user interface
US8499252B2 (en) 2009-12-18 2013-07-30 Covidien Lp Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface
US9262588B2 (en) 2009-12-18 2016-02-16 Covidien Lp Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface
US8638200B2 (en) 2010-05-07 2014-01-28 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding Auto-PEEP detection during volume ventilation of non-triggering patient
EP2397074B1 (de) * 2010-06-19 2012-10-24 M Stenqvist AB System und computerlesbares Medium zur Speicherung eines Programmes zur Bestimmung des transpulmonalen Drucks in einem Patienten, der an einem Beatmungsgerät angeschlossen ist
US8607788B2 (en) 2010-06-30 2013-12-17 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding auto-PEEP detection during volume ventilation of triggering patient exhibiting obstructive component
US8607789B2 (en) 2010-06-30 2013-12-17 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding auto-PEEP detection during volume ventilation of non-triggering patient exhibiting obstructive component
US8607791B2 (en) 2010-06-30 2013-12-17 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding auto-PEEP detection during pressure ventilation
US8607790B2 (en) 2010-06-30 2013-12-17 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding auto-PEEP detection during pressure ventilation of patient exhibiting obstructive component
US8757153B2 (en) 2010-11-29 2014-06-24 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding detection of double triggering during ventilation
US8595639B2 (en) 2010-11-29 2013-11-26 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding detection of fluctuations in resistance
US8757152B2 (en) 2010-11-29 2014-06-24 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding detection of double triggering during a volume-control breath type
US8327846B2 (en) 2011-02-08 2012-12-11 Hancock Medical, Inc. Positive airway pressure system with head position control
US9038633B2 (en) 2011-03-02 2015-05-26 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt regarding high delivered tidal volume
US10362967B2 (en) 2012-07-09 2019-07-30 Covidien Lp Systems and methods for missed breath detection and indication
US9027552B2 (en) 2012-07-31 2015-05-12 Covidien Lp Ventilator-initiated prompt or setting regarding detection of asynchrony during ventilation
US10314989B2 (en) 2013-01-28 2019-06-11 Hancock Medical, Inc. Position control devices and methods for use with positive airway pressure systems
JP5861665B2 (ja) * 2013-05-24 2016-02-16 株式会社デンソー 呼吸機能検査装置及びプログラム並びに記録媒体
US10881829B2 (en) 2014-08-18 2021-01-05 Resmed Inc. Portable pap device with humidification
US9950129B2 (en) 2014-10-27 2018-04-24 Covidien Lp Ventilation triggering using change-point detection
USD776802S1 (en) 2015-03-06 2017-01-17 Hancock Medical, Inc. Positive airway pressure system console
CN109310348B (zh) 2016-05-19 2022-01-25 汉考克医药公司 姿势阻塞性睡眠呼吸暂停检测系统
DE102017101645A1 (de) * 2017-01-27 2018-08-02 Ventinova Technologies B.V. Vorrichtungen und Verfahren zur Beatmung eines Patienten
EP3585465B1 (de) 2017-02-22 2023-07-05 Koninklijke Philips N.V. Automatische peep-auswahl für mechanische beatmung
US11446454B2 (en) * 2017-11-03 2022-09-20 Loewenstein Medical Technology S.A. Device for respiratory therapy
US11478594B2 (en) 2018-05-14 2022-10-25 Covidien Lp Systems and methods for respiratory effort detection utilizing signal distortion
US11752287B2 (en) 2018-10-03 2023-09-12 Covidien Lp Systems and methods for automatic cycling or cycling detection
WO2021109001A1 (zh) * 2019-12-03 2021-06-10 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种患者通气监测装置及其通气监测方法
US11672934B2 (en) 2020-05-12 2023-06-13 Covidien Lp Remote ventilator adjustment

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3741208A (en) * 1971-02-23 1973-06-26 B Jonsson Lung ventilator
IT1185906B (it) 1985-09-13 1987-11-18 Luciano Gattinoni Sistema ed apparecchio biomedicale per la misurazione con precisione dei valori di variazione di pressione e volume nei polmoni di un paziente
US5429123A (en) * 1993-12-15 1995-07-04 Temple University - Of The Commonwealth System Of Higher Education Process control and apparatus for ventilation procedures with helium and oxygen mixtures
SE9400487L (sv) * 1994-02-14 1995-03-13 Siemens Elema Ab Ventilator/Respirator
US5884622A (en) 1996-12-20 1999-03-23 University Of Manitoba Automatic determination of passive elastic and resistive properties of the respiratory system during assisted mechanical ventilation
US6142952A (en) * 1997-10-29 2000-11-07 The Board Of Regents, The University Of Texas System Method and apparatus for detection and diagnosis of airway obstruction degree
US5937854A (en) * 1998-01-06 1999-08-17 Sensormedics Corporation Ventilator pressure optimization method and apparatus
WO2001068162A2 (en) 2000-03-16 2001-09-20 Biovar Life Support Inc. Control of life support systems

Also Published As

Publication number Publication date
EP1295620A1 (de) 2003-03-26
DE60224964D1 (de) 2008-03-27
EP1295620B1 (de) 2008-02-13
US20030078512A1 (en) 2003-04-24
JP2003102838A (ja) 2003-04-08
SE0103182D0 (sv) 2001-09-25
JP4307811B2 (ja) 2009-08-05
US6709405B2 (en) 2004-03-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE60224964T2 (de) Beatmungsgerät zur Verwendung in der Untersuchung der Atmungsmechanik eines respiratorischen Systems
DE102004006396B4 (de) Vorrichtung zur Beatmung sowie Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes
DE69736808T2 (de) Determination einer leckluftströmung
EP0756502B1 (de) Beatmungsgerät, insbesondere zur behandlung von ateminsuffizienzen, sowie verfahren zu dessen betrieb
DE60037636T2 (de) Verfahren zur Beurteilung von pulmonarem Stress und eine Atmungsvorrichtung
DE69936170T2 (de) Beatmungsgerät
DE19961253C1 (de) Beatmungsgerät für unterschiedliche Beatmungsformen
EP3247437B1 (de) Beatmungsgerät mit verbesserter synchronität beim übergang von exspiratorischem zu inspiratorischem betrieb
DE102004014619A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Erkennung von Leckagen bei Einrichtungen zum Zuführen von Atemgasen
DE19808543A1 (de) Verfahren zur Bestimmung der mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems eines Patienten und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
EP3270993B1 (de) Beatmungsgeräte
WO2015007373A1 (de) Medizinische messvorrichtung, beatmungsvorrichtung und verfahren zum betrieb einer medizinischen messvorrichtung oder zum betrieb einer beatmungsvorrichtung
EP1735036A1 (de) Beatmungseinrichtung sowie damit durchführbares verfahren zur beatmung eines patienten
DE19717106A1 (de) Vorrichtung und Verfahren zur automatisierten Beatmung in der CPAP-Therapie
EP3725222A1 (de) System, beatmungsgerät und verfahren zur echtzeit-bestimmung einer lokalen beanspruchung einer lunge während der künstlichen beatmung
DE102016013140A1 (de) Beatmungsvorrichtung und Betriebsverfahren für eine Beatmungsvorrichtung mit einer Bestimmung von Hustenattacken
DE2744327A1 (de) Verfahren zum steuern und regeln eines beatmungsgeraetes
EP3698713B1 (de) System zur erfassung von atemanstrengungen eines patienten
DE102021000313A1 (de) Verfahren zum Betreiben eines Beatmungsgeräts zur künstlichen Beatmung eines Patienten sowie ein solches Beatmungsgerät
EP3115075B1 (de) Vorrichtung zur veränderung des atemgas-druckes in abhängigkeit von einem mass der herzleistung
DE102020123138B3 (de) Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Festlegung der Sollfrequenz eines Beatmungsgeräts
DE102007054390A1 (de) Verfahren zur Erfassung eines rückgeatmeten Ausatemgasvolumens in einem Beatmungssystem
DE102020114209B3 (de) Beatmungsvorrichtung und Verfahren zur Bestimmung zumindest der gewebsrelatierten Resistance im Atemweg
LU102031B1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Festlegung der Sollfrequenz eines Beatmungsgeräts
EP4238601A1 (de) Vorrichtung und verfahren zur regelung eines gasflusses

Legal Events

Date Code Title Description
8364 No opposition during term of opposition