DE102008009066A1

DE102008009066A1 - Mobiles medizinisches Beatmungsgerät

Info

Publication number: DE102008009066A1
Application number: DE102008009066A
Authority: DE
Inventors: Phillip J. Fond du Lac Kollmeyer; Stefan I. Kutko; Robert Q. Middleton Tham; Norman Mt. Horeb Rick; Jonathan L. Madison Woods
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2007-02-16
Filing date: 2008-02-13
Publication date: 2008-08-21
Also published as: CN101244307A; US8960193B2; US20080196720A1; CN101244307B

Abstract

Es wird ein Beatmungssystem (110) zur Erzeugung einer Atmungsunterstützung für einen Patienten ohne die Notwendigkeit einer externen Quelle von unter Druck stehendem Antriebsgas bereitgestellt. Das Beatmungssystem (110) weist eine Antriebspumpe (160) und eine Steuerung (120) dergestalt auf, dass die Antriebspumpe (160) Umgebungsluft sammelt und diese auf einen durch die Steuerung (120) bestimmten Druck erhöhen kann. Die Steuerung (120) kann die Antriebspumpe (160) steuern, dass sie die gesammelte Luft auf einen ersten Druck zur Zuführung einer Atmungsunterstützung zu einem Patienten und auf einen zweiten Druck zur Bereitstellung einer PEEP-Unterstützung für einen Patienten erhöht. Die Steuerung (120) kann die Antriebspumpe (160) steuern, dass sie einen Soll-Durchfluss und/oder -Volumen von gesammelter Luft an den Balgen (140) liefert, um eine volumetrische Atmungsunterstützung während der Einatmung und eine PEEP-Unterstützung während der Ausatmung bereitzustellen.

Description

DER ERFINDUNG
Die Offenbarung ist auf mechanische Beatmungsgeräte gerichtet, um einem Patienten eine die Zuführung von Anästhesiemitteln sowie Atmungsunterstützung umfassende Atmungsunterstützung zu geben. Insbesondere ist die Offenbarung auf ein mechanisches Beatmungsgerät mit erhöhter Mobilität gerichtet.
HINTERGRUND DER OFFENBARUNG
Patienten, welche Atmungsschwierigkeiten haben, müssen oft an ein mechanisches Beatmungsgerät angeschlossen werden. Diese Atmungsschwierigkeiten können pathologischer Art sein, oder auf dem Umstand beruhen, dass der Patient zu schwach oder zu sediert ist, um selbständig die Atmungsfunktionen auszuführen. Oft kann der Patient versuchen, spontan zu atmen, ist aber nicht in der Lage, einen vollen Atmungszyklus durchzuführen. In diesen Fällen wird eine mechanisch unterstützte Beatmung bereitgestellt. In einigen mechanisch unterstützten Beatmungsplattformen detektiert eine Kombination von Druck- und/oder Durchflusssensoren den Atemzugversuch eines Patienten. Die Detektion des Atemzugversuches löst die mechanische Zuführung eines Atemzugs aus. Der Atemzug wird durch die Zuführung von medizinischen Gasen unter einem Druck erzeugt, der ausreicht, um den Systemwiderstand und den Luftwegwiderstand des Patienten zu überwinden, um die Lunge in einer Einatmungsphase zu füllen. Wenn der Druck des medizini schen Gases reduziert wird, drückt die natürliche Elastizität der Brustwand des Patienten den zugeführten Atemzug aus dem Patienten in einer Ausatmungsphase heraus.
Die dem Patienten zugeführten medizinischen Gase können Luft, Sauerstoff, Helium, Stickoxid, Anästhesiemittel, Medikamentenaerosol oder irgendein anderes von dem Patienten eingeatmetes Gas aufweisen. Luft wird als das Antriebsgas für das Beatmungssystem bezeichnet und alle anderen medizinischen Gase werden als Zusatzgase für die Luft bezeichnet.
Die Gesundheitsbranche steht der Herausforderung gegenüber, eine Versorgung höherer Qualität zu liefern, während gleichzeitig die Kosten für die Bereitstellung dieser Versorgung reduziert werden. Ein Aspekt der Herausforderung der Kostenreduzierung besteht in der Reduzierung der Grundkosten, in Verbindung mit der Bereitstellung von Gesundheitsversorgung. Grundkosten sind die Kosten in Verbindung mit der Infrastruktur, die erforderlich ist, um Patienten medizinisch zu versorgen, wie beispielsweise die Kosten von medizinischem Gas, das zur Erzeugung einer Atmungsunterstützung verwendet wird. Zusätzlich besteht ein Bedarf nach verbesserter Versorgungsqualität an abgelegenen Orten, wie z. B. in militärischen Feldhospitalen, Ländern der dritten Welt und in Rettungs- oder Notsituationen. Ein üblicher Aspekt, um diesen Herausforderungen Rechnung zu tragen, besteht in der Bereitstellung eines Gerätes, das mobil ist. Die Mobilität eines Teils einer Apparatur beinhaltet die Verringerung des Bedarfs der Apparatur an externen Komponenten, wie z. B. Behältern für medizinisches Gas oder einer externen Zufuhr von medizinischem Gas. Die erhöhte Mobilität eines Teils einer Apparatur ermöglicht es, dieses in einem Krankenhaus in den Bereich zu verbringen, wo es derzeitig benötigt wird, und ermöglicht es, dass ein Teil der Apparatur an eine abgelegene Stelle transportiert wird, wo andere weniger tragbare Apparatur nicht zur Verfügung steht.
Es steht derzeit eine breite Vielfalt von Systemen zur Verfügung, um eine Beatmungsunterstützung für einen Patienten bereitzustellen, oder einer Anästhesiemittelzuführung zu einem Patienten bereitzustellen. Es gibt Systeme, welche diese beiden Funktionalitäten kombinieren, wie es in dem U.S. Patent No. 5 315 989 offenbart ist, welches hierin in seiner Gesamtheit beinhaltet ist; diese Systeme erfordern jedoch einen Vorrat von unter Druck stehendem medizinischem Gas, um die Atmungsunterstützung für den Patienten bereitzustellen. Medizinisches Gas wird oft aus unter Druck stehenden Vorratsbehältern zugeführt, oder medizinisches Gas kann dem Beatmungsgerät über Gasanschlüsse in der Wand eines Raums in dem Krankenhaus zugeführt werden. Die Abhängigkeit von fest installierten Gasanschlüssen schränkt die Beweglichkeit eines Beatmungssystems erheblich ein, da das System nur in den Räumen verwendet werden kann, die mit medizinischen Gasversorgungsleitungen ausgestattet sind, die an einen zentralisierten Vorrat von medizinischem Gas angeschlossen sind. Ferner erhöht die Abhängigkeit von medizinischen Gaszuführungsleitungen die Kosten für die Hinzufügung weiterer Räume zu einer Krankenhauseinrichtung, da jeder dieser neuen Räume mit dem zentralen Vorrat des medizinischen Gases verbunden und mit den medizinischen Gaszuführungsleitungen ausgestattet werden muss. Alternativ können kleinere und somit beweglichere medizinische Gasvorratsbehälter durch ein individuelles Beatmungssystem verwendet werden. Jedoch sind diese Behälter teuerer und sind, obwohl sie mobil sind, mühsam zu transportieren.
Eine dritte Art von Beatmungssystem, das derzeit verfügbar ist, reduziert die Notwendigkeit eines Vorrats an medizinischem Gas, wenn das verwendete medizinische Gas Luft ist, indem eine Pumpe in das Beatmungssystem so integriert ist, dass die Pumpe die Umgebungsluft auf den von das Beatmungssystem erforderlichen Druck anhebt. Beatmungssysteme mit eingebauter Hochdruckpumpe, um Umgebungsluft unter Druck zu setzen, unterliegen den Hochdruckpumpen inhärenten Einschränkungen. Im Allgemeinen leiden Hochdruckpumpen unter dem Umstand, dass sie relativ groß und schwer sind, was somit die Beweglichkeit von Systemen reduziert, welche diese Pumpen verwenden. Das Gewicht der Pumpe ist kontraproduktiv, da die Implementation eines Beatmungssystems mit einer Pumpe im Wesentlichen für den Zweck erfolgt, das Beatmungssystem mobil zu machen. Andererseits weisen Systeme ohne Hochdruckpumpen (wie z. B. Gebläse- oder Turbinensysteme) im Wesentlichen eine langsame Reaktionszeit für die Zuführung der korrekten Menge an medizinischem Gas zu dem Patienten zum korrekten Zeitpunkt auf. Um dieses zu kompensieren, sind Systeme ohne Hochdruckpumpen mit komplizierten Ventilen und Kreisläufen verwendet, und erhöhen somit den Energiebedarf für den Betrieb des Beatmungssystems. Dieses ist ebenfalls in einem mobilen Beatmungsunterstützungssystem nicht erwünscht.
Daher ist ein Patientenatmungsunterstützungssystem, das einen ausreichenden Druck des medizinischen Gases liefern kann, um eine korrekte Patientenbeatmung sicherzustellen, eine schnelle Reaktionszeit bereitzustellen, um kontinuierlich den in Verbindung mit dem Atmungszyklus des Patienten gelieferten Druck anzupassen, einen niedrige Energieverbrauch und reduzierte Systemgröße und Gewicht bereitstellen kann, erwünscht. Ein Patientenatmungsunterstützungssystem, das eine Pumpe verwendet, welche diese Qualitäten kombiniert, würde erheblich die Mobilität eines Patientenatmungsunterstützungssystems erhöhen, und somit eine größere Flexibilität an Stellen ermöglichen, an welchen der Patient eine Atmungsunterstützung erhalten kann.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Ausführungsformen stellen ein Patientenatmungsunterstützungssystem bereit, das mobil ist, eine schnelle Reaktionszeit besitzt und elektrische Energie im Vergleich zu Hochdruckkompressor-Pumpensystemen einspart. Das Patientenatmungsunterstützungssystem der vorliegenden Erfindung verwendet eine Antriebspumpe, um die Zuführung des medizinischen Gases zu dem Patienten zu steuern. Die Antriebspumpe stellt eine zuverlässige Quelle für eine hohe Durchflussmenge und energieeffiziente Antriebsgaszuführung für das Beatmungssystem der vorliegenden Erfindung bereit. Somit stellt ein Beatmungssystem, welches eine Antriebspumpe aufweist, eine Lösung für Krankenhäuser mit eingeschränktem Budget aufgrund des Umstandes bereit, dass die Antriebspumpe das benötigte unter Druck stehende medizinische Gas an ein Beatmungssystem liefern kann, das in der Lage ist, entweder eine Atmungsunterstützung oder Anästhesiezuführungsunterstützung für einen Patienten bereitzustellen. Aufgrund der mobilen Natur der vorliegenden Erfindung kann die vorliegende Erfindung in der medizinischen Einrichtung transportiert werden, um eine Atmungsunterstützung für einen Patienten der sie benötigt, bereitzustellen, und somit die Erweiterbarkeit einer einfachsten medizinischen Behandlungseinrichtung zu erhöhen.
Eine weitere Ausführungsform verwendet eine Schwingungspumpe als Antriebspumpe zum Erzeugen eines Umgebungsluftstroms.
In einer weiteren Ausführungsform ist die Antriebspumpe in der Lage, das Beatmungssystem unter Druck zu setzen, um eine positive endexpiratorische Druck-(PEEP)-Unterstützung zu erzeugen.
In noch einer weiteren Ausführungsform weist das Beatmungssystem eine Schalldämpfungsvorrichtung auf, um das Geräusch außerhalb der Antriebspumpe zu reduzieren.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Zeichnungen stellen die derzeit für die am besten gehaltene Ausführungsart der Erfindung dar. In den Zeichnungen ist.
1 eine schematische Darstellung des pneumatischen Systems eines Beatmungssystems des Stands der Technik;
2 eine schematische Darstellung des pneumatischen Systems einer Ausführungsform;
3 eine Übersichtsansicht des allgemeinen physischen Aufbaus der Linearschwingungspumpe;
4 eine Seitenansicht des entlang der Linie 4-4 aufgeschnittenen Motorkerns und der Windungen;
5 eine schematische Darstellung der zum Antrieb der Linearschwingungspumpe verwendeten elektrischen Signale;
6A eine graphische Darstellung, die den Ausgangsdruck der Linearschwingungspumpe vor dem Erhalt einer Druckdämpfung darstellt; und
6B eine grafische Darstellung des Ausgangsdrucks der Linearschwingungspumpe nach dem Erhalt einer Druckdämpfung.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
1 zeigt eine schematische Darstellung eines im Fachgebiet bekannten Beatmungssystems 10. Ein Beatmungsgerät dieses Systems ist in dem U.S. Patent No. 5 315 989 an Tobia beschrieben, welches hierin in seiner Gesamtheit durch Bezugnahme beinhaltet ist. In dem Beatmungssystem 10 ist eine unter Druck stehende Quelle von medizinischem Gas 12 mit einem Regler 14 und einem Gaseinlasssystem 16 verbunden. Das unter Druck stehende medizinische Gas dient als das Antriebsgas für den Betrieb des Beatmungssystems 10. Das unter Druck stehende Gas strömt von dem Einlassventil 16 zu einem Einatmungsdurchfluss-Steuerventil 18. Typischerweise ist das Einatmungsdurchfluss-Steuerventil 18 ein Proportionaldurchfluss-Magnetventil, wobei jedoch viele andere geeignete Typen von Ventilen existieren, einschließlich einfacher oder mehrfach pulsweitenmodulierter (PWM) Ein/AUS-Ventile. Das Einatmungsdurchfluss-Steuerventil 18 wird durch die CPU 20 über die Leitung 22 gesteuert. Die CPU 20 steuert das Einatmungsdurchfluss-Steuerventil 18 so, dass es abhängig von dem Druck öffnet und schließt, der in der ersten Einatmungsleitung 24 erwünscht ist. Der Druck in der Einatmungsleitung 24 wird durch einen Ladedrucksensor 26 gemessen, welcher ein Drucksignal über eine Leitung 28 zurück an die CPU 20 sendet.
Das Einatmungsdurchfluss-Steuerventil 18 öffnet und schließt unter der Steuerung durch die CPU 20 so, dass die konstante Zufuhr von unter Druck stehendem medizinischen Gas aus der Gasquelle 12 gesteuert wird, um variierende Drücke innerhalb der ersten Einatmungsleitung 24 zu erzeugen. Das medizinische Gas in der ersten Einatmungsleitung 24 strömt durch ein Rückschlagventil 30 in die Leitung 32. Das Rückschlagventil 30 erfordert typischerweise einen Schwellenwertdruck in der Einatmungsleitung 24 zum Öffnen, um das Einströmen von medizinischem Gas in die zweite Einatmungsleitung 32 zu ermöglichen. In einer Ausführungsform kann das Rückschlagventil 30 einen größeren Druck als 3,5 cm H₂O in der ersten Einatmungsleitung 24 erfordern. Die zweite Einatmungsleitung 32 weist ferner ein mechanisches Überdruckventil 34 auf. Das mechanische Überdruckventil 34 stellt die Sicherheit des eine mechanische Beatmung erhaltenden Patienten sicher, indem jeder Überdruck bei und über einem Schwellenwertbetrag, typischerweise etwa 110 cm H₂O in der zweiten Einatmungsleitung 32, abgelassen und dieser an Umgebungsluft abgelassen wird. Somit wird der Druck in der zweiten Einatmungsleitung 32 auf einem für den Patienten sicheren Druck gehalten.
Das Antriebsgas in der zweiten Einatmungsleitung 32 wird einer Balgenkammer 42 der Balgenanordnung 36 zugeführt. Das Antriebsgas setzt die Balgenkammer 42 unter Druck und komprimiert den Balgen 40. Ein Freiatmungs-Rückschlagventil 38 ist ebenfalls innerhalb der zweiten Einatmungsleitung 32 angeordnet. Wenn der eine mechanische Beatmung erhaltende Patient mit spontaner Atmung beginnt, muss die Balgenanordnung 36 eine Gasquelle besitzen, um den Balgen 40 unabhängig von dem Antriebsgas zu entleeren. Daher führt das Vorliegen eines Unterdrucks in dem Balgen 40 in Bezug auf den Druck in der Balgenkammer 42 zu der Öffnung der Freiatmungs-Rückschlagventils 38 so, dass Umgebungsluft in die zweite Einatmungsleitung 32 gezogen und der Balgenkammer 42 so zugeführt wird, dass der Balgen 40 komprimiert werden kann und der Patient einen spontanen Atemzug nehmen kann. Die Kompression des Balgens 40 leitet das Gas in dem Balgen 40 zu einer Leitung 44. Die Leitung 44 ist für eine Verbindung mit einer (nicht dargestellten) Patientenschnittstelle angeordnet, welche das medizinische Gas dem Patienten zuführt. Das Antriebsgas in der Balgenkammer 42 über eine Ausatmungsleitung 46 an ein Exhalationsventil 48 abgegeben. Das Exhalationsventil 48 steuert jeden positiven endexpiratorischen Druck (PEEP), der an den Patienten zu liefern an.
PEEP ist eine Art einer Beatmungstherapie, in welcher nach der Ausatmung des Patienten der Luftweg des Patienten nicht auf einen Umgebungsdruck zurückgeführt wird, sondern stattdessen auf einem Druck über dem Umgebungsdruck gehalten wird, der durch den Arzt bestimmt wird. Der PEEP-Druck dient dazu, die Lunge des Patienten teilweise befüllt und offen zu halten, um dadurch den Luftwegwiderstand des Patienten zu reduzieren, die Lungencompliance zu erhöhen und einen Alveolarkollaps oder eine Atelektase zu verhindern. Der Effekt ist ähnlich wie bei einem Luftballon, welcher leichter aufzublasen ist, wenn man bei einem kleinen Aufblasdruck beginnt. Die Beibehaltung einer teilweisen Füllung der Lunge des Patienten am Ende der Ausatmung führt auch zu einer besseren Aussetzung des zugeführten medizinischen Gases an die Alveolen, die den Gasaustausch mit der Lunge des Patienten ausführen, und macht somit den Gasaustausch effizienter und die Beatmung des Patienten effektiver.
Ein System für die Erzeugung einer PEEP-Steuerung für ein Beatmungssystem ist in dem U.S. Patent No. 5 651 360 an Tobia beschrieben, welches hierin in seiner Gesamtheit durch Bezugnahme beinhaltet ist. Während der Ausatmung steuert das Exhalationsventil 48 den Druck der Luft in dem Balgen und dementsprechend den Druck der Luft in der Lunge des Patienten. Der Druck in der Drucksteuerleitung 50 steuert die durch das pneumatische Exhalationsventil 48 erzeugte Druckbeschränkung. Die Drucksteuerleitung 50 ist auf denselben Druck wie die erste Einatmungsleitung 24 eingestellt, da die Drucksteuerleitung 50 und die erste Einatmungsleitung 24 fluidmäßig verbunden sind. Während der Ausatmung ist das Rückschlagventil 30 verschlossen, da der Druck in der Balgenkammer 42 plus dem zum Öffnen des Rückschlagventils 30 erforderlichen Vordruck größer als der Druck in der Einatmungsleitung 24 ist. Der Durchfluss fließt daher über den Abflusswiderstand 56 ab. Ein erhöhter Druck in der Einatmungsleitung 24 und dementsprechend in der Drucksteuerleitung 50 führt zu einem größeren PEEP-Druck in dem Balgen 40 und in der Lunge des Patienten. Dieses hat die Auswirkung, eine PEEP-Steuerung über die Steuerung des Einatmungsdurchfluss-Steuerventils 18 zu ermöglichen. Typischerweise verändert die CPU 20 das Einatmungsdurchfluss-Steuerventil 18 zwischen einem ersten Einatmungsdurchfluss und einem zweiten Ausatmungs-PEEP-Durchfluss.
Ein Entlastungsventil 52 ist mit dem Balgen 40 so verbunden, dass, wenn der während der Ausatmung des Patienten erzeugte Druck den der Kombination des Entlastungsventils 52 und der Druckleitung 46 übersteigt, das Ventil so öffnet, dass ein Teil des Gases aus dem Balgen 40 in das Exhalationsventil 48 umgeleitet wird. Das Exhalationsventil 48 leitet das gesamte Gas aus dem Entlastungsventil 52 und das Antriebsgas in der Ausatmungsleitung 46 zu einer Reinigungseinheit. Die Reinigungseinheit entfernt alle medizinischen Gase, die für die Ärzte oder andere in dem Raum mit dem Patienten schädlich sein könnten, wenn man diese Gase in den Raum austreten lässt. Wenn man den Aufbau von Konzentrationen bestimmter medizinischer Gase in dem Raum zulässt, können Ärzte in der Form von Lebersklerose oder anderen Gesundheitsbeeinträchtigungen geschädigt werden. Die Reinigungseinheit führt normalerweise die medizinischen Gase aus dem Krankenhaus oder der Behandlungseinrichtung ab und gibt sie nach außen ab, wo sie zu nicht schädlichen Konzentrationen in der Umgebung verdünnt werden.
2 ist eine schematische Darstellung einer Ausführungsform eines Beatmungssystems 110, in welchem ein großer Anteil der schematischen Darstellung ähnliche Funktionen wie der in 1 dargestellte Stand der Technik ausführt. Gemeinsame oder nicht veränderte Elemente gegenüber 1 werden in 2 mit einem ähnlichen um 100 erhöhten Bezugszeichen dargestellt.
Eine Antriebspumpe 160 nimmt Umgebungsluft auf, und treibt einen Umgebungsluftdurchfluss in eine erste Einatmungsleitung 124 an, was eine Zunahme des Druckes in der ersten Einatmungsleitung 124 in der Weise bewirkt, dass die Umgebungsluft als ein Antriebsgas für das Beatmungssystem 110 verwendet werden kann. Die CPU 120 misst den Druck in der ersten Einatmungsleitung 124 über einen Drucksensor 126 und steuert die Antriebspumpe 160, um einen spezifizierten Druck in der ersten Einatmungsleitung 124 zu erzielen. Es dürfte sich verstehen, dass die CPU 120 eine Vielzahl von Elementen umfasst, welche Steueroperationen des Beatmungssystems 110 durchführen können. In Ausführungsformen kann die CPU 120 aus einem oder mehreren Mikroprozessoren oder Mikrocontroller, die in der Lage sind, eine parallele Verarbeitung durchzuführen, oder einem Desktop- oder einen Laptop-Personalcomputer bestehen. Die CPU 120 erhält ein Eingangssignal aus einem Drucksensor 126 über eine Leitung 128 sowie anderen Quellen eines (nicht dargestellten) Patientenbeatmungseingangssignals. Die anderen durch die CPU 120 verarbeiteten Beatmungseingangssignale können gemessene Drücke innerhalb den Leitungen des Beatmungssystems 110, Patientenluftwegdrücke und Gasdurchflüsse, Arzteingabedaten, wie z. B. Atmungsgeschwindigkeiten, I/E-Verhältnis, die Hinzufügung von Hilfsgasen zu dem an den Patienten gelieferten Gas beinhalten, sollen jedoch nicht darauf beschränkt sein. Beatmungseingangssignale, wie die vorstehend beschriebenen sowie weitere, können durch die CPU 120 bei der Einstellung der Steuerung des Beatmungssystems 110 verwendet werden.
Die CPU 120 steuert die Antriebspumpe 160, um einen Soll-Durchfluss in die Einatmungsleitung 124 zu liefern, welcher einen Anstieg des Druckes der Luft in der Einatmungsleitung 124 auf einen gewünschten Druck bewirkt. Somit wird die Notwendigkeit für eine getrennte Gasdruckquelle 112, einen Gasregler 14, ein Gaseinlassventil 16 sowie das Einatmungsdurchfluss-Steuerventil 18 gemäß Darstellung in 1 durch die Verwendung der Antriebspumpe 160 erübrigt. Durch die Beseitigung der Notwendigkeit dieser Elemente nach dem Stand der Technik, erhöht die Antriebspumpe 160 die Mobilität des Beatmungssystems 110.
Sobald die Umgebungsluft in die Antriebspumpe 160 durch ein Einlassfilter 162 eintritt, wird sie einer Schwingungspumpe 164 zugeführt. Die Schwingungspumpe 164 erhält aus der CPU 120 ein den Pumpendurchfluss anzeigendes Energiesignal, um den Druck in dem Einatmungskanal 124 auf den gewünschten Pegel zu erhöhen. Eine geeignete Schwingungspumpe 164, die verwendet werden kann, ist die in der anhängigen Patentanmel dung No. 11/461,792 offenbarte, deren vollständige Offenbarung hierin durch Bezugnahme beinhaltet ist. Die Schwingungspumpe 164 ist für die Implementation dieser Ausführungsform vorteilhaft, da die Schwingungspumpe die Vorteile zeigt, dass sie eine schnelle Reaktionszeit dergestalt besitzt, dass eine genaue Steuerung des Druckes des Antriebsgases erzielt werden kann. Es dürfte sich jedoch verstehen, dass jede geeignete Antriebspumpe, welche eine schnelle Reaktionszeit zeigt, anstelle der Schwingungspumpe 164 verwendet werden könnte. In einer weiteren Ausführungsform ist die Schwingungspumpe 164 eine Linearschwingungspumpe, die zwei Membranen dergestalt aufweist, dass eine Gasmenge bei jedem Hub der Linearschwingungspumpe unter Druck gesetzt wird. Eine Linearschwingungspumpe kann einen kontinuierlichen Gasdurchfluss liefern. Ferner kann die Linearschwingungspumpe einen komprimierten Gasdurchfluss ohne sich reibungsmechanisch bewegende Teile erzeugen, was den Verschleiß verringert. Es dürfte sich ferner verstehen, dass andere Schwingungs-, Kolben- oder Rotationspumpen anstelle der hierin beschriebenen Schwingungspumpe 164 verwendet werden könnten.
Ein Schallisolationsgehäuse 166 umgibt die Schwingungspumpe 164, um das Geräusch und die Schwingung abzuschwächen, welche durch den Betrieb der Schwingungspumpe 164 in dem Belüftungssystem 110 erzeugt werden. In einer klinischen Umgebung ist übermäßiges Geräusch unerwünscht, da eine deutliche Kommunikation zwischen Arzt, Patienten und Patientenüberwachungssystemen für die Bereitstellung einer Qualitätsgesundheitsversorgung erwünscht sind. Obwohl das Schallisolationsgehäuse 166 notwendigerweise nur die Antriebspumpe 164 umgeben müsste, können Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung ein Schallisolationsgehäuse 166 aufweisen, das das Einlassfilter 162 und/oder das Dämpfungssystem 168 gemäß Dar stellung umgibt. Jedoch muss in einer Umgebung mit einer Antriebspumpe 160, die kein übermäßiges Geräusch erzeugt, das Schallisolationsgehäuse 166 nicht erforderlich sein. Zum Schluss wird der Luftdurchfluss aus der Schwingungspumpe 164 einem Dämpfungssystem 168 zugeführt. Das Dämpfungssystem 168 führt den Luftdurchfluss durch eine Reihe von (nicht dargestellten) Ablenkeinrichtungen, um die Schwingungskomponente des Antriebsgasdurchflusses, der als eine inhärente Eigenschaft der Schwingungspumpe 164 erzeugt wird, zu reduzieren oder zu eliminieren. Das Dämpfungssystem 168 reduziert ferner das Geräusch des unter Druck stehenden Antriebsgases, bevor es der Einatmungsleitung 124 zugeführt wird.
Der Betrieb des Belüftungssystems 110 gemäß Darstellung in 2 wird nun hierin beschrieben. Ein Patient erhält eine mechanische Beatmung über ein Beatmungssystem 110. Die CPU 120 steuert die Schwingungspumpe 164, um Umgebungsluft über das Einlassfilter 162 aufzunehmen. Diese Luft wird in dem System unter Druck gesetzt, um das Antriebsgas für das System zu werden. Die Schwingungspumpe 164 erzeugt einen Luftdurchfluss in den ersten Einatmungskanal 124. Der Luftdurchfluss wandert durch das Dämpfungssystem 168, in welcher ein erheblicher Anteil des Schwingungsfrequenzanteils des Antriebsgases beseitigt wird, zu dem ersten Einatmungskanal 124. Anschließend wird das Antriebsgas der ersten Einatmungsleitung 124 zugeführt, um einen ersten Solldruck zu erzeugen. Nach Erreichen einer minimalen Druckdifferenz zwischen der Einatmungsleitung 124 und der Balgenkammer 142 zum Öffnen des Rückschlagventils 130 wird der Antriebsgasdurchfluss durch das Rückschlagventil 130 in die Leitung 132 geführt. Das Rückschlagventil 130 kann typischerweise etwa 3,5 cm H₂O benötigen, um sich überhaupt zu öffnen, und verhindert auch den Rückfluss des Antriebsgases aus der zweiten Einatmungsleitung 132 zurück in die erste Einatmungsleitung 124. Die zweite Einatmungsleitung 132 leitet das Antriebsgas in die Balgenkammer 142 der Balgenanordnung 136. Der Druck in der ersten Einatmungsleitung 124 wird durch einen Druckmesswandler 126 überwacht.
Ein Druckaufbau in der Balgenkammer 142 komprimiert den Balgen 140, welcher das medizinische Gas in dem Balgen 140 in die Leitung 144 drückt. Die Patientenverbindungsleitung 144 leitet das medizinische Gas über eine (nicht dargestellte) Patientenschnittstelle zu dem Patienten, um die Patientenatmungsunterstützung zu erzeugen. Es ist auch erkennbar, dass die Durchflussmenge des an den Patienten gelieferten medizinischen Gases gleich dem des durch die Pumpe 164 gelieferten Antriebsgases reduziert durch die Verluste im Gasvolumen aufgrund von Gasleckage und die Compliance des Beatmungssystems ist. Die Atmungsunterstützung kann in der Form von Druck oder Gasvolumen vorliegen, welche durch Steuerung des Antriebsgasdurchflusses aus der Antriebspumpe 160 gemäß Steuerung durch die CPU 120 erzeugt wird. Eine Reihe von (nicht dargestellten) Beatmungskomponenten kann entlang der Patientenverbindungsleitung 144 angeordnet sein, um eine weitere Atmungsunterstützung für den Patienten bereitzustellen. Die Beatmungskomponenten können ein ergänzendes medizinisches Gas, ein Verneblungsgerät, einen Kohlenstoffdioxid-Absorberbehälter oder einen Befeuchter beinhalten, sind jedoch nicht darauf beschränkt.
Nach Abschluss der Einatmungsphase der mechanischen Beatmung geht das Beatmungsgerät zu der Ausatmungsphase über. Der ausgeatmete Atem aus dem Patienten wird durch die Patientenverbindungsleitung 144 zurück in den Balgen 140 geleitet. Wenn das Beatmungsgerät in die Ausatmungsphase übergeht, steuert die CPU 120 die Schwingungspumpe 164, dass sie einen geringeren Antriebsgasdurchfluss erzeugt, und somit einen zweiten niedrigeren Solldruck in der ersten Ausatmungsleitung 124, der Leitung 132 und der Balgenkammer 142 erzielt. Da der ausgeatmete Atem aus dem Patienten dem Balgen 140 zugeführt wird, beginnt sich der Balgen 140 in der Balgenanordnung auszudehnen. Das verdrängte Antriebsgas aus der Balgenkammer 142 wird durch eine Ausatmungsleitung 146 einem Exhalationsventil 148 zugeführt.
Während der Ausatmung ist das Rückschlagventil 130 nominell geschlossen und das Exhalationsventil 148, eine Drucksteuerleitung 150 und ein Entlastungsventil 152 steuern den Druck des medizinischen Gases in der Balgenkammer 142 und in dem Balgen 140. Das Auslassventil 148 ist mit einer Drucksteuerleitung 150 verbunden, die mit der ersten Einatmungsleitung 124 in Fluidverbindung steht. Daher wird der durch den in der Schwingungspumpe 164 erzeugten Durchfluss erzeugte Druck in der Einatmungsleitung 124 zum Steuern des Druckes in der Balgenkammer 142 verwendet. Somit wird, wenn sich der Patient in der Ausatmungsphase befindet, der Druck in dem Balgen 140 durch den Druck für die Überwindung des Entlastungsventils 152, den Druck in der ersten Einatmungsleitung 124 und den Druck, der erforderlich ist, um die minimale Druckdifferenz über dem Rückschlagventil 130, um das Rückschlagventil 130 geschlossen zu halten, gesteuert. Der Druck in dem Balgen 140 ist der dem Patienten zugeführte PEEP-Druck. Somit erreicht die Ausatmung des Patienten ein Druckgleichgewicht innerhalb des Balgens 140 bei dem PEEP-Druck, und hält somit diesen Luftwegdruck in der Lunge des Patienten aufrecht.
Der Druckmesswandler 126 ist in Fluidverbindung mit der ersten Einatmungsleitung 124 so angeordnet, dass er ein den Druck in der ersten Einatmungsleitung 124 anzeigendes Signal an die CPU 120 liefert. Die CPU 120 verwendet den durch den Drucksensor 126 detektierten Druck in einer Rückkopplungsschleife, um genau das für den Betrieb der Schwingungspumpe erforderliche Energiesignal zu bestimmen, um den gewünschten Antriebsgasdurchfluss zum Erzeugen des erwünschten Druckes in der ersten Einatmungsleitung 124 zu erzeugen. Um den Aufbau eines Überdruckes in der ersten Einatmungsleitung 124 zu verhindern, wird ein konstanter Gasabfluss über ein Abflussventil 156 an Umgebungsluft ausgegeben.
In einer weiteren Ausführungsform können einer oder mehrere (nicht dargestellte) Durchflusssensoren in dem Gaskanal zwischen dem Balgen 140 und dem Patienten, wie z. B. in der Leitung 144, angeordnet sein, um den medizinischen Gasdurchfluss oder das durch den Patienten geatmete Volumen zu messen. Der Durchflusssensor kann ein Signal an die CPU in einer Rückkopplungsschleife liefern, um genau das zum Steuern der Schwingungspumpe 164 benötigte Energiesignal zum Antrieb des Balgens zu liefern, und um das gewünschte Volumen medizinischer Gase an den Patienten zu liefern.
Die Schwingungspumpe 164 ist für die Implementation dieser Ausführungsform vorteilhaft, da die Schwingungspumpe die Vorteile einer schnellen Reaktionszeit in der Weise besitzt, dass eine genaue Steuerung des Druckes des Antriebsgases erzielt werden kann. Es dürfte sich jedoch verstehen, dass jede geeignete Antriebspumpe, die eine schnelle Reaktionszeit zeigt, anstelle der Schwingungspumpe 164 verwendet werden könnte. In einer weiteren Ausführungsform ist die Schwingungspumpe 164 eine Linearschwingungspumpe, die zwei Membranen dergestalt aufweist, dass eine Gasmenge bei jedem Hub der Linearschwingungspumpe unter Druck gesetzt wird.
3 ist eine Übersichtsansicht des allgemeinen physischen Aufbaus einer Ausführungsform der Linearschwingungspumpe 164 gemäß Darstellung in 2. Gemäß Darstellung in 4, welche eine Schnittansicht der Pumpe entlang der Linie 4-4 ist, weist die Linearschwingungspumpe 164 einen Stator auf, der aus zwei ringförmigen ferromagnetischen laminierten Motorkernen 250 und mehreren Motorwicklungen 253 besteht. Gemäß 3 enthält die Pumpe 164 auch einen Anker 251. In einer Ausführungsform ist der Anker 251 ein sich geradlinig bewegender Anker 251, wobei sich jedoch verstehen dürfte, dass es innerhalb des Schutzumfangs der Schwingungspumpenvorrichtungen liegt, dass sie alternative Richtungen der Ankerbewegung erzeugen können. Der Anker 251 weist zwei Magnete 252 auf, wobei einer an jedem Ende des Ankers 251 angeordnet ist.
Wenn ein elektrischer Strom an die Motorwicklungen 253 über Leitungen 271 angelegt wird, wird ein Magnetfeld in den Motorkernen in der exemplarischen Richtung der Magnetfeldlinien 254 erzeugt. Diese Felder drücken beide Magnete 252 in dem Anker 251 in dieselbe Richtung, und bewegen dadurch ein Ende des Ankers 251 zur Außenseite der Linearschwingungspumpe 164 und den anderen Magnet zu der Mittellinie 255 der Linearschwingungspumpe 164.
Eine Pumpenanordnung 256 ist auf jeder Seite der Linearschwingungspumpe 164 in koaxialer Beziehung sowohl zu den Motorkernen 250 als auch zu den Magneten 252 angeordnet. Jede Pumpenanordnung 256 weist eine eine Pumpenkammer 257 definierende Gummimembrane 258, ein "Einlass"-Einwegventil 260 und ein "Auslass"-Einwegventil 262 auf.
Da das Magnetfeld 254 durch die Motorkerne 250 den Anker 251 zur Außenseite der Linearschwingungspumpe 164 drückt, drückt diese elektrische Kraft 264 die Gummimembrane 258 auswärts, und drückt daher die Luft in der Pumpenkammer 257 durch das "Auslass"-Einwegventil 262 in die Einatmungsleitung 124. Auf der anderen Seite der Linearschwingungspumpe 164 erzeugt die zu der Mittellinie 255 der Pumpe 164 naheliegende Position des Ankers 251 eine mechanische Kraft 266, welche die Gummimembrane 258 zu dem Mittelpunkt der Pumpe zieht, was Umgebungsluft durch das "Einlass"-Einwegventil 260 zur Speicherung in der Pumpenkammer 257 zieht.
Wenn die Richtung des durch die Wicklungen 252 fließenden Stroms umgekehrt wird, kehren sich die durch die Magnetfeldlinien 254 dargestellten Magnetfelder um, was die Magnete 252 in die entgegengesetzte Richtung drückt. Somit wird die Luft in der vollen Pumpenanordnung 256 durch das "Auslass"-Einwegventil 262 nach außen und in die Einatmungsleitung 124 gedrückt, während die andere Pumpenanordnung 256, welche zuvor entleert worden ist, sich nun mit Umgebungsluft durch das "Einlass"-Einwegventil 260 zu füllen beginnt. Dieser Ladungszyklus auf den Motorkernen 250 erzeugt die gewünschte Ausgabe von unter Druck stehendem Gas in die Einatmungsleitung 124.
5 zeigt eine schematische Darstellung der elektrischen Signale, welche über Leitungen 271 zu den Motorwicklungen 253 der Linearschwingungspumpe 164 geführt werden. Ein Teil oder aller dieser Signale können durch die CPU 120 über eine Leitung 122 an die Linearschwingungspumpe 164 geliefert werden. In einer Ausführungsform werden die Motorwicklungen 253 unter Verwendung eines H-Brücken-Umrichters 268 gesteuert. Es dürfte sich verstehen, dass es eine Vielzahl weiterer Gleichstrom/Wechselstrom-Umrichtverfahren für Motorsteuerun gen gibt, welche verwendet werden könnten. Der H-Brücken-Wechselrichter 268 weist vier MOSFETs 270 auf. Diese MOSFETs 270 empfangen Signale sowohl aus einem ersten UND-Gatter 272 als auch aus einem zweiten UND-Gatter 274 und aus einem Rechteckwellensignal 282 oder 284. Sowohl das erste 272 als auch zweite 274 UND-Gatter empfangen ein Signal aus einem Komparator 276, welches eine Dreieckswelle 278 mit dem Durchflusssteuersignal 244 vergleicht, welches aus der CPU 120 erhalten werden kann. Das Produkt aus der Dreieckswelle 278 und dem an den Komparator 276 gesendeten Steuersignal 244 erzeugt ein Komparatorsignal 280, das das gewünschte Tastverhältnis für den Betrieb der Linearschwingungspumpe 164 anzeigt. Ein erstes Rechteckwellensignal 282 wird als das zweite Eingangssignal an das erste UND-Gatter 272 geliefert und ein zweites Rechteckwellensignal 264, das dieselbe Frequenz hat, aber um 180 Grad zu dem ersten Rechteckwellensignal 282 phasenverschoben ist, wird an das zweite UND-Gatter 274 geliefert.
In einer Ausführungsform ist das Tastverhältnis dieser zwei Rechteckwellen etwas weniger als 50 Prozent, um eine Totzeit zwischen dem Umschalten der Spannungspolarität der Pumpe zu erzeugen. Die Erzeugung einer Totzeit verhindert ein Durchbrennen, den Fall, wenn zwei MOSFETs auf derselben Seite der H-Brücke aktiv sind und die positive Spannung daher nach Masse kurzgeschlossen wird. Die erste Rechteckwelle 282 und die zweite Rechteckwelle 284 arbeiten bei einer Frequenz, die gleich der Motorwechselstrom-Betriebsfrequenz ist. Die Dreieckswelle 278 arbeitet bei einer wesentlich höheren Frequenz als die Motorbetriebsfrequenz, um eine PWM-Spannungsgrößensteuerung zu implementieren. In einer Ausführungsform ist das Motortreibersignal eine pulsbreitenmodifizierte Rechteckwelle von 24 V 60 Hz, wobei die effektive Spannungsamplitude der Welle durch das Ausgangssignal 280 des Komparators 276 defi niert ist. Es dürfte sich jedoch verstehen, dass jedes Steuersignal, das in der Lage ist, eine Schwingungsbewegung in der Schwingungspumpe zu erzeugen, alternativ verwendet werden kann.
Die durch den Linearmotor angetriebene Membrane 258 verdrängt Luft mit einer von der Ankerposition abhängigen Menge, und bewirkt somit eine Schwingung der Durchflussabgabe über jedem einzelnen Hub des Ankers. Diese Durchflussschwingung nimmt eine Sinuswelle mit einer Frequenz an, die das Doppelte der elektrischen Frequenz des Motors ist. Eine derartige Durchflussmengenschwingung ist in 6A dargestellt. Daher wird, bevor der Einatmungsdurchfluss an den Patienten geliefert wird, eine mechanische Dämpfung auf das unter Druck gesetzte Gas angewendet, um einen Großteil der Schwingungseigenschaft zu entfernen, wie es in 6B dargestellt ist, was den zugeführten Gasdurchfluss für die Zuführung an den Patienten geeigneter macht.
In einer Ausführungsform ist die Schwingungspumpe nicht auf die vorstehend beschriebene Pumpe beschränkt. Ausführungsformen können eine Schwingungspumpe zum Erzeugen einer nicht-linearen Bewegung durch einen Anker verwenden. Dieser Typ einer Schwingungspumpe kann eine Rotationsankerbewegung erzeugen oder eine alternative Kraft auf einen alternativen Anker, wie z. B. eine Feder, ausüben. Weitere Ausführungsformen der Schwingungspumpe können nur eine Membrane aufweisen.
Die vorliegende Erfindung zeigt den Vorteil, dass sie nur einen sehr geringen durchschnittlichen Leistungsverbrauch hat. Die Linearschwingungspumpe ist bei der Erzeugung niedriger Durchflussmengen effizient, aber der Leistungswirkungsgrad der Pumpe nimmt mit zunehmenden Durchflussmengen ab. Je doch liegt der Großteil der zur Unterstützung eines durchschnittlichen Atmungszyklus erforderlichen Durchflussmengen in dem Bereich von 0 bis 40 Liter pro Minute. Diese Durchflussmengen liegen gut in dem Bereich, in welchem der Pumpenwirkungsgrad sehr hoch ist. Als ein Beispiel für den Wirkungsgrad einer Ausführungsform einer Linearschwingungspumpe fand man in einem Labortest heraus, dass für ein durch eine Durchflussumschaltungs-Rotationspumpe angetriebenes Atmungsunterstützungssystem die Rotationspumpe durchschnittlich 84 W verbrauchte, während für ein Atmungsunterstützungssystem mit ähnlicher Leistung unter Verwendung einer Linearschwingungspumpe die Linearschwingungspumpe nur 2,9 W durchschnittlichen Leistungsverbrauch über derselben Zeitdauer hatte.
Die elektrischen Eigenschaften einer Ausführungsform der Linearschwingungspumpe, die in einer Ausführungsform verwendet werden kann, zeigen den Vorteil einer raschen Reaktionszeit, um einen angegebenen Sollabgabedruck zu erreichen. Während der Beschleunigung der Linearschwingungspumpe gibt es keine großen Startströme, Probleme mit geringem Startdrehmoment, noch irgendwelche andere komplexe Kombinationen von Eingangsspannung und elektrischer Frequenz, die zum Starten des Motors erforderlich sind, wie es oft bei Rotationsvorrichtungen erforderlich ist. Die Linearschwingungspumpe benötigt angenähert einen vollen Betriebszyklus zur Beschleunigung auf die Spitzenabgabeleistung und erfordert keine speziellen Steuerungen. Beispielsweise benötigt bei einer elektrischen Frequenz von 60 Hz die lineare Pumpe angenähert 20 ms, um auf volle Durchflussabgabe zu beschleunigen. Diese schnelle Durchflussbeschleunigung erzeugt erwünschte Reaktionszeiten zum Erzielen von Solldrücken. Dieses ermöglicht die Zuführung von medizinischem Gas zu dem Patienten in Verbin dung mit dem in die Einatmungsphase des Atmungszyklus eintretenden Patienten.
Ausführungsformen zeigen auch den zusätzlichen Vorteil eines zusätzlichen Wartungswirkungsgrades. Lagervorrätige Linearschwingungspumpen besitzen eine lange MTBF (mittlere fehlerfreie Betriebszeit) und arbeiten dadurch für eine lange Zeit ohne die Notwendigkeit eines Austausches. Dieses steht in direkter Beziehung zu der einfachen Konstruktion der Linearschwingungspumpe und dem Fehlen von sich unter Reibung bewegenden Teilen. Daher haben Ausführungsformen den zusätzlichen Vorteil, eine relativ geringe Wartung im Vergleich zu derzeitigen Konstruktionen zu erfordern.
Ausführungsformen bieten den Vorteil der Mobilität, da die Ausführungsformen die Abhängigkeit von unter Druck stehenden Antriebsgasbehältern als eine Antriebsgasquelle beseitigen. Die Notwendigkeit wird unabhängig davon beseitigt, ob die Behälter kleinere tragbare Behälter sind, die direkt mit dem Beatmungsgerät verbunden sind, oder größere Behälter, die mit einem Raum einer medizinischen Einrichtung verbunden sind. Diese Mobilität macht die Ausführungsformen für die Bereitstellung medizinischer Behandlung an abgelegenen Orten, wie z. B. in Ländern der dritten Welt, militärischen Feldhospitalen oder in Rettungssituationen nützlich. Moderne medizinische Behandlungseinrichtungen, die an diesen Orten eingesetzt werden sollen, erfordern Geräte, die tragbar sind, sowie im Vergleich zu existierenden auf Kompressoren basierenden Antriebsgasversorgungssystemen effizient sind, da typischerweise die Elektrizität vor Ort erzeugt werden muss.
Weitere Ausführungsformen zeigen den Vorteil, sehr energieeffizient zu sein, da die Antriebspumpe 160 das Einat mungsdurchfluss-Steuerventil, das Gaseinlassventil und eine Kompressor-Hochdruckantriebsgasquelle nach dem Stand der Technik ersetzt. Die Kompressor-Hochdruckantriebsgasquelle zeigt sehr hohe Energieanforderungen, da sie konstant unter Druck stehendes Gas erzeugen muss, um die von dem Beatmungssystem benötigte höchste Durchflussmenge bereitzustellen. Das Einatmungsdurchfluss-Steuerventil muss dann ständig arbeiten, um den Durchfluss des Antriebsgases aus der Antriebsgasquelle zu steuern. Daher wird durch die Elimination dieser Komponenten des Beatmungssystems des Stands der Technik ein energieeffizienteres System erzeugt.
Als einen weiteren Vorteil von Ausführungsformen stellt die Schwingungspumpe den Vorteil bereit, dass sie eine Pumpe mit geringem Wartungsaufwand mit langer fehlerfreier Betriebszeit (MTBF) ist. Die Schwingungspumpe weist im Wesentlichen wenige sich bewegende Teile auf, welche zu einer leichteren Wartung und weniger Teilen führen, welche ausfallen oder versagen können, was einen Austausch erfordert.
Ferner weisen Ausführungsformen Antriebspumpen auf, die eine schnelle Reaktionszeit zeigen, und somit die Antriebspumpen zu geeigneten Wahlmöglichkeiten für die Ersetzung sowohl der Druckgasquelle als auch des Einatmungsdurchfluss-Steuerventils des Stands der Technik machen. Ein Beispiel einer derartigen Antriebspumpe ist eine Schwingungsantriebspumpe; es dürfte sich jedoch verstehen, dass jede andere Pumpenkonfiguration, die eine schnelle Reaktionszeit dergestalt zeigt, dass sie in der Lage ist, den Übertragungseigenschaften des Einatmungsdurchfluss-Steuerventils zu entsprechen, eine geeignete Antriebspumpe zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung wäre.
Diese Beschreibung verwendet Beispiele zum Offenbaren der Erfindung, welche die beste Ausführungsart enthalten, und um auch jedem Fachmann auf diesem Gebiet zu ermöglichen, die Erfindung auszuführen und zu nutzen. Der patentierbare Schutzumfang der Erfindung wird durch die Ansprüche definiert und kann weitere Beispiele enthalten, die für den Fachmann auf diesem Gebiet ersichtlich sind. Derartige weitere Beispiele sollen innerhalb des Schutzumfangs der Ansprüche beinhaltet sein, wenn sie Strukturelemente aufweisen, die nicht von der buchstäblichen Sprache der Ansprüche abweichen, oder wenn sie äquivalente Strukturelemente mit unwesentlichen Unterschieden von der buchstäblichen Sprache der Ansprüche enthalten.
Verschiedene alternative Ausführungsformen werden als innerhalb des Schutzumfangs der nachstehenden Ansprüche liegend betrachtet, welche insbesondere auf den als die Erfindung betrachteten Gegenstand hinweisen und ihn eindeutig beanspruchen.

10: Beatmungssystem
12: Druckgasquelle
14: Regler
16: Einlassventil
18: Einatmungsdurchfluss-Steuerventil
20: CPU
22: Leitung
24: Einatmungsleitung
26: Sammeldrucksensor
28: Leitung
30: Rückschlagventil
32: Leitung
34: Überdruckventil
36: Balgenanordnung
38: Freiatmungs-Rückschlagventil
40: Balgen
42: Balgenkammer
44: Patientenverbindungsleitung
46: Leitung
48: Exhalationsventil
50: Leitung
52: Entlastungsventil
54: Leitung
56: Abflussventil
160: Antriebspumpe
162: Regler
164: Schwingungspumpe
166: Schalleinschlussgehäuse
168: Dämpfungssystem
244: Durchflusssteuersignal
250: Motorkerne
251: Anker
252: Magnet
253: Motorwicklungen
254: Magnetische Feldlinien
255: Mittellinie
256: Pumpenanordnung
257: Pumpenkammer
258: Gummimembrane
260: Einlassventil
262: Auslassventil
264: Elektrische Kraft
266: Mechanische Kraft
268: H-Brücken-Wechselrichter
270: MOSFET
271: Leitungen
272: Und-Gatter
274: Und-Gatter
276: Komparator
278: Dreieckswelle
280: Komparatorsignal
282: Rechteckwellensignal
284: Rechteckwellensignal

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

- US 5315989 [0005, 0020]
- US 5651360 [0024]

Claims

Beatmungssystem (110) für die Bereitstellung einer Atmungsunterstützung für einen Patienten, wobei das Atmungsunterstützungssystem aufweist: eine Antriebspumpe (160) mit einem Einlass zur Aufnahme von Umgebungsluft; eine erste Einatmungsleitung (124), die mit der Antriebspumpe (160) so verbunden ist, dass ein Antriebsgasdurchfluss aus der Antriebspumpe (160) der ersten Einatmungsleitung (124) zugeführt wird; eine zweite Einatmungsleitung (132), die mit der ersten Einatmungsleitung (124) so verbunden ist, dass ein Antriebsgasdurchfluss aus der ersten Einatmungsleitung (124) in die zweite Einatmungsleitung (132) übergeht; eine Balgenanordnung (136) mit einer Balgenkammer (142), die fluidmäßig mit der zweiten Einatmungsleitung (132) verbunden ist, und einen Balgen (140) in pneumatischer Verbindung mit der Balgenkammer (142); und eine Patientenverbindungsleitung (144) in Fluidverbindung mit dem Balgen (140), wobei die Patientenverbindungsleitung (144) zur Verbindung mit einer Patientenschnittstelle angeordnet ist; wobei die Antriebspumpe (160) Umgebungsluft von außerhalb des Beatmungssystems (110) aufnimmt, um einen Antriebsgasdurchfluss zu erzeugen, wobei das Antriebsgas an die Balgenanordnung (136) geliefert wird, um den Balgen (140) zu komprimieren, und um nach der Kompression des Balgens (140) ein medizinisches Gas an die Patientenverbindungsleitung (144) zu liefern.
Beatmungssystem nach Anspruch 1, ferner aufweisend: eine Ausatmungsleitung (146), die fluidmäßig mit der Balgenanordnung (136) so verbunden ist, dass ein Ausatmungsdurchfluss des Antriebsgases aus der Balgenanordnung (136) in die Ausatmungsleitung (146) übergeht; ein Exhalationsventil (148) in der Ausatmungsleitung (146), wobei das Exhalationsventil (148) fluidmäßig mit der Balgenanordnung (136) und mit der ersten Einatmungsleitung (124) verbunden ist; wobei das Exhalationsventil (148) den Druck zwischen der ersten Einatmungsleitung (124) und der Balgenanordnung (136) in einem relativen Gleichgewicht hält.
Beatmungssystem nach Anspruch 2, wobei das durch das Exhalationsventil (148) erzielte relative Gleichgewicht der geeignete Druck, um dem Patienten eine Atmungsunterstützung während der Ausatmung zu geben.
Beatmungssystem nach Anspruch 1, wobei die Antriebspumpe (160) aus einer Schwingungspumpe (164) besteht.
Beatmungssystem nach Anspruch 4, wobei die Antriebspumpe (160) ferner ein Dämpfungssystem (168) enthält, um eine Schwingungskomponente aus dem von der Schwingungspumpe (164) erzeugten Antriebsgasdurchfluss zu beseitigen.
Beatmungssystem nach Anspruch 1, ferner aufweisend: eine Steuerung (120); und einen Druckmesswandler (126), der in Fluidverbindung mit der ersten Einatmungsleitung (124) angeordnet ist; wobei die Steuerung (120) ein den Druck in der ersten Einatmungsleitung (124) anzeigendes Signal aus dem Druckmesswandler (126) empfängt.
Beatmungssystem nach Anspruch 6, wobei die Steuerung (120) in einer Betriebsverbindung mit der Antriebspumpe (160) steht und den Druck des Antriebsgases in der ersten Einatmungsleitung (124) steuert, um einen Solldruck durch Steuern des Betriebs der Antriebspumpe (160) zu erzielen.
Beatmungssystem nach Anspruch 7, wobei die Steuerung (120) die Antriebspumpe (160) steuert, um einen ersten Solldruck des Antriebsgases zu erzielen, wobei der erste Solldruck ein Druck ist, der ausreicht, um eine Atmungsunterstützung für den Patienten während der Einatmung zu erzeugen.
Beatmungssystem nach Anspruch 7, wobei die Steuerung (120) die Antriebspumpe (160) steuert, um eine zweiten Solldruck des Antriebsgases zu erzielen, wobei der zweite Antriebsgassolldruck ein Druck ist, der geeignet ist, um eine Atmungsunterstützung für den Patienten während der Ausatmung zu erzeugen.
Beatmungssystem nach Anspruch 1, ferner aufweisend: eine Steuerung (120); und wenigstens einen Durchflussmesswandler, der in den eine Verbindung zu dem Patienten herstellenden Leitungen angeordnet ist; wobei die Steuerung (120) ein den Gasdurchfluss zu und von dem Patienten anzeigendes Signal empfängt.