DE69430693T2

DE69430693T2 - Medizinisches Beatmungsgerät

Info

Publication number: DE69430693T2
Application number: DE69430693T
Authority: DE
Inventors: Robert T. Chilcoat; Russell J. Fischer; Ronald L. Tobia
Original assignee: Datex Ohmeda Inc
Current assignee: Datex Ohmeda Inc
Priority date: 1991-08-27
Filing date: 1994-03-11
Publication date: 2003-01-02
Anticipated expiration: 2014-03-12
Also published as: ES2177564T3; CA2116814A1; CA2116814C; EP0671181B1; US5303698A; DE69430693D1; EP0671181A1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein System für medizinische Beatmung und genauer gesagt ein System für die Regelung des Gasdruckes innerhalb eines Patientenmundes oder dessen Atmungstraktes während der medizinischen Beatmung.
Es gibt eine Anzahl von Beatmungstechniken oder Beatmungsarten, die von Ärzten benutzt werden, um eine Atmungsfunktion des Patienten zu unterstützen und seine oder ihre Atmungsfähigkeit wieder herzustellen. Diese Techniken oder Moden schließen ein den positiven End-Ausatmungsdruck (PEEP = positive end-expiratory pressure), die periodische Zwangsbeatmung (IMV = intermittent mandatory ventilation), den kontinuierlichen positiven Luftkanaldruck (CPAP = continuous positive airway pressure), das periodische Positivdruckatmen (IPPB = intermittent positive pressure breathing), das hochfrequente Beatmen (HFV = high-frequency ventilation) und andere. Da die optimalen Druck-, Strömungs- und Gasvolumencharakteristiken bezüglich jeder dieser Techniken oder Moden und für jeden gegebenen Modus von Patient zu Patient differieren, ist es unwahrscheinlich, dass ein medizinisches Beatmungsgerät, das ausgebildet ist, um optimal in einem dieser Moden und für eine bestimmte Art von Patienten zu arbeiten, in anderen Moden und für andere Arten von Patienten optimal arbeitet. Ein medizinisches Atmungsgerät, das geeignet ist für kontinuierliche Hochgeschwindigkeitssteuerung der Gasdrücke innerhalb eines Patientenmundes in Übereinstimmung mit irgendeiner ausgewählten Druckwellenform und für irgendwelche Beatmungscharakteristiken des Patienten, könnte dennoch all diese Beatmungsmoden optimal durchführen mit einem Minimum von Patientenanstrengung und bei einem großen Wohlbefinden des Patienten. Ein derartiges Beatmungsgerät könnte auch die Entwicklung von vollständig neuen Beatmungstechniken ermöglichen. Zur Zeit existiert kein derartiges Beatmungsgerät.
Das US-Patent Nr. 4,838,257 von Hatch offenbart ein medizinisches Beatmungsgerät gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1 mit Druck- und Strömungsüberwachungsgeräten, die an verschiedenen Punkten innerhalb des pneumatischen Kreislaufes angeordnet sind, um einer Computerregelung ein Rückkopplungssignal zu geben. Hatch behauptet, dass es dieses System ermöglicht, die "erwünschte Frequenz, das Volumen, den Druck, die Phasenbeziehungen und die Wellenform von Gasen auszuwählen, die eingesetzt werden, um die Lungen eines Patienten zu beatmen." Spalte 6, Zeilen 11-14. Über das Darstellen des Einsatzes einer Computersteuerung hinaus und das Vorsehen von Rückkopplungssignalen liefert Hatch jedoch wenig, wie diese Ziele zu erreichen sind.
Das US-Patent Nr. 4,448,192 von Stawitcke et al. offenbart ein medizinisches Beatmungsgerät, das dazu gedacht ist, einer ausgewählten Druckvolumenwellenform zu folgen. Eine Regelung vergleicht den Druck und die Gasvolumenrückkopplungssignale, die von kolbenangetriebenen Pumpen geliefert werden, mit einer gewünschten Druckvolumenwellenform und erzeugt ein Druckfehlersignal zum Steuern der Pumpen. Obwohl Stawitcke et al. auch den Einsatz von einer Rückkopplung auf eine Steuerung zeigen, lehrt auch diese Schrift wenig, wie der aktuelle Druck des Gases innerhalb eines pneumatischen Kreislaufes gesteuert werden kann, speziell der Ist-Druck innerhalb und eng benachbart zu einem Patientenmund oder dem Atmungstrakt in Übereinstimmung mit einer ausgewählten Druckwellenform.
Das US-Patent Nr. 4,393,869 von Boyarsky et al. offenbart ein medizinisches Beatmungsgerät mit einer elektrischen Steuerung und einem elektrisch-zupneumatisch-Wandler "zum Steuern des Druckes von ... geregelter Luft in Übereinstimmung mit einem vorbestimmten elektrischen Signal.", Spalte 8, Zeilen 2- 4. Das Boyarsky et al. Rückkopplungssystem ist jedoch kein geschlossener Regelkreis und versucht daher nicht, den Ist-Druck innerhalb des pneumatischen Kreislaufes dazu zu bringen, einem Druck zu folgen, der durch ein elektrisches Signal repräsentiert ist oder einem anderen erwünschten Druck. Obwohl Boyarsky et al. einen Druckdetektor zum Liefern von Rückkopplungssignalen an die Steuerung offenbaren, werden auch diese Signale dazu benutzt, um die "Zeitdauer des Einatmens und Ausatmens" zu überwachen und das Schließen eines Ausatmungsventils zu sichern zu einer Zeit, wenn ein "Restdruck in den Lungen [verbleibt]," und nicht, um einen geschlossenen Regelkreis vorzusehen. Spalte 9, Zeilen 30-31, 34.
Die vorliegende Erfindung liefert ein System für eine kontinuierliche (geschlossene) Regelung der Gasdrücke innerhalb des pneumatischen Kreislaufes eines medizinischen Beatmungsgeräts, innerhalb oder eng benachbart zu einem Patientenmund oder einem Atmungstrakt, wie in den beigefügten Ansprüchen spezifiziert.
Der Ausdruck "geschlossener Regelkreis oder Regelung" wie hierin benutzt, meint die Regelung eines Parameters, in diesem Fall die Regelung des Gasdruckes innerhalb oder eng benachbart zu einem Patientenmund oder einem Atmungstrakt durch eine Regelung, die auf Abweichungen antwortet zwischen dem Parameter-Ist-Wert und dessen Soll-Wert.
Ein Piezowiderstandsdrucksensor an dem Y-Teil (wye piece) des Patienten kann zum Messen des Ist-Drucks des Gases an einem Ort eingesetzt werden, der für diesen innerhalb des Mundes des Patienten oder des Atmungstraktes des Patienten kennzeichnend ist. Vorzugsweise werden der Komparator zum Vergleichen des Ist-Drucks mit einem Soll-Druck und zum Generieren eines ersten Fehlersignals, das kennzeichnend ist für die Differenz zwischen dem Ist-Druck und dem Soll-Druck, sowie der Prozessor zum Verarbeiten des Fehlersignals und zum Generieren des Steuerungssignals durch einen Digitalmikroprozessor verwirklicht.
Gemäß der Erfindung führt der Prozessor eine Einatmungssteuerungsfunktion mit einer Zeitkonstanten aus und es sind Mittel vorgesehen zum Aktualisieren des Wertes dieser Zeitkonstanten. Da der pneumatische Kreislauf den Patienten und seinen oder ihren Atmungstrakt (Mund, Luftröhre, Bronchen, Lungen, etc.) einschließt, umfasst die genaue Regelung oder Steuerung des Gasdruckes innerhalb des Patientenmundes und/oder des Atmungstraktes das Aktualisieren dieser Zeitkonstante.
Der Wert für die Zeitkonstante der Einatmungssteuerungsfunktion ist eine Funktion des Widerstandes (Rp) und der Compliance (Cp) des Atmungstraktes des Patienten. Diese Werte variieren von Patient zu Patient, und genauer gesagt variiert der Wert Rp als eine Funktion der Größe der Gasströmung in dem Atmungstrakt des Patienten. Die Zeitkonstantenaktualisierungsmittel weisen daher vorzugsweise Mittel auf zum Ändern des Wertes der Einatmungszeitkonstanten als eine Funktion der Gasströmung in den Atmungstrakt des Patienten. Da die Größe dieser Strömung direkt bezogen ist auf die Größe des Steuerungssignals, das die Einatmungsströmungssteuerungsmittel steuert, kann alternativ der Wert dieser Zeitkonstanten angepasst werden als eine Funktion der Größe dieses Steuerungssignals. Diese Anpassungen kompensieren strömungsverursachte. Variationen von Rp. Zusätzlich weisen die zeitkonstanten Aktualisierungsmittel vorzugsweise Mittel auf zum Ändern des Wertes der Einatmungszeitkonstanten als eine Funktion der Variationen der Werte Rp und Cp von Patient zu Patient (patienteninduzierte Variationen). Gute Ergebnisse können jedoch erzielt werden, indem ein Nominalwert für Cp ausgewählt wird und indem nur bezüglich strömungsinduzierter und patienteninduzierter Variationen von Rp angepasst wird.
Der Prozessor ist vorzugsweise ein Digitalmikroprozessor, der die Fehlersignale in Übereinstimmung mit einem Satz von Digitalkoeffizienten verarbeitet, und die zeitkonstanten Aktualisierungsmittel weisen vorzugsweise Mittel innerhalb des Prozessors auf zum Ändern des Wertes dieser Digitalkoeffizienten in Übereinstimmung mit den Messungen der strömungsindizierten und patienteninduzierten Variationen von Rp und Cp. Die digitale Ausgabe des Mikroprozessors wird vorzugsweise in ein analoges Signal umgewandelt zum Steuern der Einatmungsströmungssteuerungsmittel.
Ein bevorzugter Aspekt der vorliegenden Erfindung ist das Vorsehen eines Ausatmungskanals, um die Strömung des Ausatmungsgases aus dem Patientenmund eine Richtung zu geben, und eines Ausatmungsströmungssteuerungsmittels zum Steuern des Druckes des Ausatmungsgases. In Übereinstimmung mit diesem Aspekt der Erfindung weist der Prozessor Mittel zum Generieren eines zweiten Steuerungssignals als Antwort auf das erste Fehlersignal zum Steuern des Ausatmungsströmungssteuerungsmittels auf, so dass der Ist-Druck des Gases innerhalb des Patientenmundes oder des Atmungstraktes dem Soll-Druck folgt. Der Prozessor führt vorzugsweise eine unabhängige Ausatmungssteuerungsfunktion zum Steuern des Ausatmungsströmungssteuerungsmittels aus.
Das Ausatmungsströmungssteuerungsmittel weist vorzugsweise ein Membranventil auf und ein druckregulierendes Ventil zum Beaufschlagen des Membranventils mit Gegendruck. Das druckregulierende Ventil kann Mittel aufweisen, wie etwa einen Venturi, zum Aufbringen eines negativen Gegendruckes auf das Membranventil. Die Anwendung eines negativen Gegendruckes verringert die nichtlineare Sättigungsgrenze des druckregulierenden Ventils, was eine größere Geschwindigkeit der Antwort ermöglicht, und reduziert den Ausatmungswiderstand, speziell bei Drücken mit Werten nahe der umgebenden Atmosphäre. Das · Mittel zum Beaufschlagen eines negativen Gegendruckes weist vorzugsweise Mittel auf zum Öffnen des Membranventils im Falle eines elektrischen Versagens, was einen unblockierten Luftkanal zwischen dem Patientenmund und der Atmosphäre sichert.
Der Ausatmungskanal kann auch stromab von dem Membranventil Mittel aufweisen zum Erzeugen eines Druckes unterhalb desjenigen der umgebenden Atmosphäre. Derartige Mittel erniedrigen auch die nichtlineare Sättigungsgrenze des druckregulierenden Ventils, und aufgrund der Fähigkeit der Vorrichtung, den Munddruck präzise zu steuern, beinhaltet die Anwendung des negativen Druckes keine Risiken für die Patientensicherheit.
Ein weiterer bevorzugter Aspekt der vorliegenden Erfindung ist es, Synchronisationsmittel vorzusehen zum Synchronisieren der Einatmungs- und Ausatmungsströmungssteuerungsmittel, so dass die Wirksamkeit von jedem exklusiv ist und der Munddruck kontinuierlich gesteuert wird. Gemäß diesem Aspekt der Erfindung werden Bewertungsmittel vorgesehen zum Bewerten der Fähigkeit des ersten Steuerungssignals und des Einatmungsmittels während des Beatmungskreislaufes des Patienten und der Fähigkeit des zweiten Steuerungssignals und des Ausatmungsmittels, den Ist-Druck dazu zu bringen, dem Soll-Druck zu folgen. Auswahlmittel sind vorgesehen zum Auswählen auf der Basis dieser Bewertung entweder des ersten Steuerungssignals und des Einatmungsmittels oder des zweiten Steuerungssignals und des Ausatmungsmittels zum Steuern des Soll-Drucks. Vorzugsweise werden die Bewertungs- und Auswahlmittel auch von dem Prozessor bewirkt.
Das Synchronisationsmittel weist Mittel auf zum Einstellen des ersten Steuerungssignals auf einen vorbestimmten Wert während Perioden, in denen dem Einatmungsmittel die Fähigkeit fehlt, den Ist-Druck dazu zu bringen, dem Soll- Druck zu folgen, und zum Einstellen des zweiten Steuerungssignals auf einen vorbestimmten Wert (obwohl nicht konstant) während Perioden, in denen dem Ausatmungsmittel die Fähigkeit fehlt, den Ist-Druck dazu zu bringen dem Soll- Druck zu folgen. Diese vorbestimmten Werte halten vorzugsweise das Einatmungs- und Ausatmungsmittel davon ab, wenn diese nicht den Ist-Druck steuern, Einatmungs- bzw. Ausatmungsgas zu übertragen und sorgen für die sofortige Steuerungsbelegung durch das Ausatmungsmittel zum Ablassen von Überdrücken (wie etwa ein Husten). Falls das Ausatmungsmittel ein Membranventil und ein druckregulierendes Ventil aufweist, bringt der vorbestimmte Wert des zweiten Steuerungssignals das druckregulierende Ventil vorzugsweise dazu, einen Gegendruck aufzubringen, der dem eines vorbestimmten stufenweisen Drucks entspricht plus dem Soll-Druck. Da dieser Ausatmungsversiegelungsdruck dem Soll-Munddruck eng folgt, wird jeder Überdruck schnell an die Atmosphäre abgegeben und ein weicher Übergang tritt auf zwischen der Einatmungs- und Ausatmungssteuerung. Ein medizinisches Beatmungsgerät gemäß diesem Aspekt dieser Erfindung erzielt einen hohen Grad von Patientenwohlbefinden wie etwa beispielsweise während spontanem Einatmen oder Ausatmen. Die Regelung schaltet schnell und komfortabel um zwischen Einatmungs- und Ausatmungs-Regelung, während der Ist-Druck kontinuierlich dazu gebracht wird dem Soll-Druck zu folgen.
Um eine präzisere Steuerung des Gegendrucks zu erreichen, mit dem das Membranventil beaufschlagt wird, weist die vorliegende Erfindung vorzugsweise auch eine zweite Regelung zum Steuern dieses Drucks auf. Gemäß diesem Aspekt der Erfindung sind Mittel vorgesehen zum Messen des Ist-Gegendrucks, mit dem das Membranventil beaufschlagt wird. Ein dritter Komparator ist vorgesehen zum Vergleichen des Druckes, der durch das zweite Steuerungssignal repräsentiert wird, mit diesem Ist-Gegendruck und zum Generieren eines dritten Fehlersignals, das kennzeichnend ist für die Differenz zwischen dem Ist- Gegendruck und diesem Druck. Die Regelung verarbeitet dieses dritte Fehlersignal in Übereinstimmung mit einem dritten Satz von Prozessparametern und erzeugt ein drittes Steuerungssignal zum Steuern der Mittel zum Aufbringen von Gegendruck auf das Membranventil, so dass der Ist-Druck dem Soll-Gegendruck folgt. Die Regelung und der dritte Komparator sind vorzugsweise auch Teil des Prozessors.
Ausführungsformen der Erfindung werden nun anhand der Figuren der begleitenden Zeichnungen beispielhaft beschrieben, in denen:
Fig. 1 ein Funktionsblockdiagramm eines medizinischen Beatmungsgeräts gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
Fig. 2 ein Schemadiagramm von Drucksteuerung, Ausatmungsmembran- und Ejektorventilen gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
Fig. 3 ein Schemadiagramm des pneumatischen Einatmungskreises und der Regelung der vorliegenden Erfindung ist.
Fig. 4 ein Schemadiagramm des pneumatischen Ausatmungskreislaufs und der Regelung der vorliegenden Erfindung ist.
Fig. 5 ein Flussdiagramm ist, das die Schritte der Einatmungssteuerung gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt.
Fig. 6 ein Flussdiagramm ist, das die Schritte der Ausatmungssteuerung gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt.
Fig. 7 ein Flussdiagramm ist, das die Schritte des Synchronisierungsalgorithmus in der vorliegenden Erfindung darstellt.
Fig. 8 ein Diagramm des Druckes gegenüber der Zeit ist, das die Unterschiede der Antwort eines medizinischen Beatmungsgerätes zeigt, aufgebaut gemäß der vorliegenden Erfindung, resultierend aus Unterschieden der Compliance des Atmungstrakts eines Patienten.
Fig. 9 ein Diagramm des Druckes gegenüber der Zeit ist, das die Unterschiede der Antwort eines medizinischen Beatmungsgeräts zeigt, das aufgebaut ist gemäß der vorliegenden Erfindung, resultierend aus Unterschieden in dem Widerstand eines Atmungstrakts eines Patienten.
Fig. 10 ein Diagramm des Drucks gegenüber der Zeit ist, das die anfängliche Antwort eines medizinischen Beatmungsgeräts zeigt, das aufgebaut ist gemäß der vorliegenden Erfindung, resultierend aus einer Unterschätzung des Widerstands des Atmungstrakts des Patienten, und das die endgültige Antwort des Beatmungsgeräts nach Anpassungen hinsichtlich dieser Unterschätzung zeigt.
Fig. 11 ein Diagramm des Druckes gegenüber der Zeit ist, das die Übertragung von Ausatmungs- zu Einatmungssteuerung durch ein medizinisches Beatmungsgerät zeigt, aufgebaut gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 12 ein Diagramm des Druckes gegenüber der Zeit ist, das die Übertragung von Einatmungs- zu Ausatmungssteuerung durch ein medizinisches Beatmungsgerät zeigt, aufgebaut gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 13 ein Diagramm des Druckes gegenüber der Zeit ist, das den Druck eines Patientenmundes zeigt, gesteuert durch ein medizinisches Beatmungsgerät, das aufgebaut ist gemäß der vorliegenden Erfindung als Antwort auf eine Quadratwelleneingabe bei 20 Atmungen pro Minute.
Ein Funktionsblockdiagramm eines medizinischen Beatmungsgeräts 1 gemäß der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 1 gezeigt. Das medizinische Beatmungsgerät 1 wird gesteuert durch einen Mikroprozessor 3, der Steuerungssignale über die Ausgabesignalleitungen 2 überträgt zu Strömungssteuerungsventilen 5 und 7 und einem Drucksteuerungsventil 9. Strömungssteuerungsventile 5 und 7 sind vorzugsweise strömungsregulierende Hochgeschwindigkeitssolenoidventile, die die Gasströmung von regulierten Gasversorgungen regulieren (nicht gezeigt). Das Drucksteuerungsventil 9 ist vorzugsweise ein druckregulierendes Hochgeschwindigkeitssolenoidventil, das das Ausatmungsmembranventil 17 mit Gegendruck beaufschlagt. Die digitalen Ausgabesignale von dem Mikroprozessor 3 werden umgewandelt in analoge Signale, indem ein digital-zu-analog Wandler (D/A-Wandler) benutzt wird, der nicht gezeigt ist, und zwar vor der Übertragung zu den Strömungssteuerungsventilen 5 und 7 und zum Drucksteuerungsventil 9. Der D/A-Wandler führt vorzugsweise diese Wandlung während einer Pulsbreitenmodulation aus (PWM = puls width modulation). Die Analogsignale steuern die Ventile durch analoge Stromtreiberverstärker (auch nicht gezeigt).
Die Strömungssteuerungsventile 5 und 7 steuern den Gasstrom von der Sauerstoffquelle (O&sub2;) bzw. Luftquelle. Ein Strom von O&sub2; strömt vom Ventil 5 über den Kanal 4, einen Strömungssensor 11 und in den Einatmungskanal 8. Ein Luftstrom strömt vom Ventil 7 über den Kanal 6, einen Strömungssensor 13 und in den Einatmungskanal 8. Die Strömungssensoren 11 und 13 messen die Größe der Gasströme innerhalb der Kanäle 4 bzw. 6 und übertragen Signale, die kennzeichnend sind für diese Größen, zurück zu dem Mikroprozessor 3 über Rückkopplungssignalleitungen 12. Da die Ausgabesignale von den Strömungssensoren 11 und 13 und auch die Ausgabesignale von den Drucksensoren 15 und 23 in analoger Form vorliegen, werden all diese Rückkopplungssignale durch einen analog-zu-digital Wandler (A/D-Wandler) geleitet, der nicht gezeigt ist, vor der Übertragung zum Mikroprozessor 3. In einer bevorzugten Ausführungsform wird ein einzelner gemultiplexter A/D-Wandler eingesetzt zum Wandeln all dieser Rückkopplungssignale in ein digitales Format.
Eine gemischte Strömung von O&sub2; und Luft tritt durch den Einatmungskanal 8 in den pneumatischen Kreislauf 21 des Patienten ein. Dieser Kreislauf weist die verschiedenen pneumatischen Kanäle auf (beispielsweise das Y-Stück des Patienten, das Mundstück etc.), die Gas in den Mund des Patienten 25 leiten. Der pneumatische Einatmungskreislauf ist ein Bedarfsströmungssystem, das heißt, das gesamte Gas, das durch die Strömungssteuerungsventile 5 und 7 fließt und den Einatmungskanal 8 strömt, erreicht den pneumatischen Kreislauf 21 des Patienten und den Mund des Patienten 25.
Der Druck des Gases innerhalb des Mundes des Patienten 25 wird von dem Drucksensor 23 gemessen. Dieser Sensor, der vorzugsweise ein Piezowiderstandsdrucksensor ist, ist an dem Y-Teil des Patienten angeordnet und überträgt ein Signal, das kennzeichnend ist für den Ist-Druck des Gases innerhalb des Mundes des Patienten 25 und/oder seines oder ihres Atmungstrakts. Dieser Sensor kann auch angeordnet werden innerhalb des Mundes oder des Atmungstraktes (beispielsweise der Luftröhre oder den Lungen) des Patienten 25. Das Signal vom Sensor 23 wird über einen A/D-Wandler zum Mikroprozessor 3 auf der Rückkopplungssignalleitung 12 übertragen. Dieses Signal kann zunächst übertragen werden durch einen digitalen oder einen analogen Anti-Aliasing Filter 49 (in Fig. 3 nicht gezeigt) um Rauschen oberhalb der Nyquist-Frequenz vor dem Verarbeiten durch den A/D-Wandler zu entfernen.
Ausatmungsgas vom Patienten 25 tritt durch den pneumatischen Kreislauf 21 des Patienten, den Ausatmungskanal 10 und in das Ausatmungsmembranventil 17. Das Drucksteuerungsventil 9 überträgt Gas von einer regulierten Quelle (nicht gezeigt) auf die Rückseite des Ausatmungsmembranventils 17 und steuert den Druck, der auf die Rückseite der Membran dieses Ventils aufgebracht wird. Der Drucksensor 15 misst den Ist-Gegendruck auf dem Ausatmungsmembranventil 17 und überträgt ein Signal, das kennzeichnend ist für diesen Druck über den A/D-Wandler zum Mikroprozessor 3 auf der Rückkopplungssignalleitung 12. Das Ejektorventil 19, das vorzugsweise ein Venturiventil ist, liefert einen Referenzgegendruck für das Ausatmungsmembranventil 17 unterhalb der umgebenden Atmosphäre. Das Ejektorventil 19 ermöglicht daher die Anwendung eines negativen Gegendrucks auf das Membranventil.
Die Struktur und die Wirkungsweise des Drucksteuerungsventils 9, des Ausatmungsmembranventils 17 und des Ejektorventils 19 werden in Fig. 2 gezeigt. Das Ausatmungsgas des Patienten 25 tritt durch den Ausatmungskanal 10 und beaufschlagt die Membran 35. Falls der Druck innerhalb der rückwärtigen Kammer 33 des Membranventils 17 den Druck des Ausatmungsgases innerhalb des Ausatmungskanals 10 übertrifft (dies ist normalerweise der Fall während der Einatmungsphase der Atmung), verbleibt die Membran versiegelt und kein Gas tritt durch dieses Ventil. Auf der anderen Seite, falls der Druck innerhalb der rückwärtigen Kammer 33 niedriger ist als der innerhalb des Ausatmungskanals 10 (normalerweise ist dies der Fall während der Ausatmungsphase der Atmung), öffnet sich die Membran 35, was ermöglicht, dass Gas durch einen Auslasskanal 37 in die umgebende Atmosphäre austritt.
Der Gasdruck innerhalb der rückwärtigen Kammer 33 wird gesteuert durch das druckregulierende Ventil 19 als Antwort auf Steuerungssignale von dem Mirkoprozessor 3. Das druckregulierende Ventil 9 steuert den Gasfluss von einer regulierten Versorgung (nicht gezeigt) durch Kanäle 29 und 31 in die rückwärtige Kammer 33. Das Ejektorventil 19 erzeugt einen negativen Referenzdruck innerhalb des Kanals 27 für das druckregulierende Ventil 9. Dieser negative Druck wird erzeugt durch Übertragen eines Gasflusses von einer Versorgung (nicht gezeigt) durch den Ejektor 19, der als Venturi wirkt. Alternativ könnte eine Feder oder ein Permanentmagnet eingesetzt werden, um die Membran 35 gegen den Druck innerhalb der rückwärtigen Kammer 33 vorzuspannen. Der Einsatz eines Venturis ist jedoch bevorzugt, da die Größe des negativen Drucks gesteuert werden kann und die Dynamik der Regelung vereinfacht ist.
Das Vorsehen eines negativen Referenzdruckes für das druckregulierende Ventil 9 erniedrigt die nichtlineare Sättigungsgrenze dieses Ventils, was eine größere Antwortgeschwindigkeit ermöglicht und reduziert den Ausatmungswiderstand, speziell bei Drücken, die ähnlich sind dem umgebenden Atmosphärendruck. Die Existenz eines negativen Referenzdruckes resultiert auch in dem Öffnen des Membranventils 17 in dem Fall des Versagens durch das Druckregulierungsventil 9, was einen unblockierten Luftweg zwischen dem Patientenmund und der Atmosphäre ermöglicht.
In einer alternativen Ausführungsform weist der Ausatmungskanal 10 eine zweite Venturi auf oder andere negative Druckmittel (nicht gezeigt), die sich in · pneumatischer Kommunikation befinden mit dem Auslasskanal 37 zum Erzeugen eines Auslassdruckes, der niedriger ist als der Druck der umgebenden Atmosphäre. Dieses zweite Mittel für negativen Druck erniedrigt auch die nichtlineare Sättigungsgrenze des druckregulierenden Ventils und beinhaltet kein Risiko für die Sicherheit des Patienten aufgrund der Fähigkeit des medizinischen Beatmungsgeräts 1, den Munddruck präzise zu steuern.
Ein schematisches Diagramm des pneumatischen Einatmungskreislaufs und der Regelung 40 des medizinischen Beatmungsgeräts 1 ist in Fig. 3 gezeigt. Die Funktionen, die vom Mikroprozessor 3 ausgeführt werden, werden innerhalb der durchbrochenen Linie dieser Figur gezeigt.
Der Mikroprozessor 3 empfängt Eingabesignale vom Druckwellenformsignalgenerator 45 und O&sub2;-Proportionalsignalgenerator 43 über die Leitungen 50 bzw. 48. Der Druckwellenformsignalgenerator 45 kann irgendein ausgewähltes Druckwellenformsignal (Pin) als eine Funktion der Zeit erzeugen. Die Form dieses Signals wird durch den Bediener des Beatmungsgeräts (im allgemeinen ein Arzt) in Übereinstimmung mit dem Beatmungsmodus gesteuert, der ausgewählt wird, um den Patienten zu unterstützen. Die spezielle Wellenform, die durch den Druckwellensignalgenerator 45 erzeugt wird, kann eine Antwort sein auf ein Signal von einem separaten Überwachungs- oder Auswahlsystem (nicht gezeigt), das die Atmungsantwort des Patienten überwachen kann und diese Auswahl basierend auf einem derartigen Überwachen treffen kann. Aufgrund der Fähigkeit des medizinischen Beatmungsgerät 1 den Munddruck eines Patienten präzise zu steuern, muss der Modus des Beatmens nicht auf die vorliegenden Beatmungstechniken begrenzt werden. Tatsächlich wird erwartet, dass das medizinische Beatmungsgerät 1 die Ärzte darin unterstützen wird, vollständig neue Beatmungstechniken zu entwickeln.
Der O&sub2;-Proportionalsignalgenerator liefert ein Eingabesignal (fin) an den Mikroprozessor 3, das kennzeichnend ist für den erwünschten Anteil von Sauerstoff in der gesamten Sauerstoffströmung und der Luftströmung, die dem Patienten 25 zur Verfügung gestellt werden. Dieses Signal kann entweder konstant sein oder kann auch in Übereinstimmung mit irgendeiner ausgewählten Zeitfunktion variieren.
Wie oben diskutiert, werden Rückkopplungseingabesignale dem Mikroprozessor 3 zur Verfügung gestellt auf Leitungen 41 und 44 von den Strömungssteuerungsventilen 7 bzw. 5 über Strömungssteuerungssensoren 13 und 11 (in Fig. 1 gezeigt). Diese Signale sind kennzeichnend für die Größe der augenblicklichen Ist-Strömung des Gases, das durch diese Ventile strömt. Ein Rückkopplungssignal ist auch für den Mikroprozessor 3 auf der Leitung 46 vorgesehen, das von dem Drucksensor 23 stammt, der im Allgemeinen in dem Y-Teil des Patienten angeordnet ist über einen Anti-Alias-Filter 49. Dieses Signal ist kennzeichnend für den augenblicklichen Ist-Druck des Gases innerhalb oder im Wesentlichen innerhalb des Patientenmundes oder des Atmungstraktes. Der Anti- Alias-Filter 49 kann weggelassen werden, falls das Signal vom Drucksensor 23 im Wesentlichen unterdrückt ist.
Der Mikroprozessor 3 liefert Strömungssteuerungsbefehlssignale an die Ventile 5 bzw. 7 auf den Leitungen 52 bzw. 54 zum Steuern der O&sub2;- und der Luftströmung in den Einatmungskanal 8. Die vollständige Gasströmung innerhalb des Einatmungskanals (Qt) strömt durch den pneumatischen Kreislauf 21 des Patienten und in den Mund des Patienten 25. Der Effekt, falls es irgendeinen gibt, auf diese Strömung, die durch die Atmungsfunktion des Patienten induziert wird, wird durch den Strömungssummenblock 47 repräsentiert.
Der Mikroprozessor 3 berechnet wiederholt am Block 51 den Anteil des Sauerstoffs, der vom Ventil 5 fließt, an der Gesamtströmung von Sauerstoff und Luft, die von den beiden Ventilen 5 und 7 strömt. Ein Signal, das kennzeichnend ist für diesen Ist-Anteil (fact) wird an den Strömungsfehlerblock 55 übertragen. Die Differenz zwischen fact und tin (der erwünschte O&sub2;-Anteil) wird am Block 55 berechnet und ein Signal, das für diese Differenz kennzeichnend ist (ferr) wird zu der Einatmungssteuerungsfunktion übertragen, ausgeführt durch den Mikroprozessor am Block 53. Die Signalgrößen, die vom Mikroprozessor 3 auf den Leitungen 52 bzw. 54 zu den Ventilen 5 bzw. 7 übertragen werden, passen diese Ventile kontinuierlich an, um Differenzen zu kompensieren zwischen den Ist- Anteilen des O&sub2; in Qt (die Gesamtströmung von O&sub2; und Luft) und dem Ist-Anteil.
Der Mikroprozessor 3 bestimmt auch wiederholt am Block 57 die Differenz zwischen dem Ist-Munddruck des Patienten (Pm), der repräsentiert wird durch das Signal auf der Leitung 46, und dem Druck von dem Druckwellenformsignalgenerator, dargestellt durch das Signal auf der Leitung 50 (Pin). Ein Signal, das diese Differenz repräsentiert (Perr) wird der Einatmungssteuerungsfunktion übertragen, die ausgeführt wird durch den Mikroprozessor am Block 53.
Ein Verständnis der Dynamik des pneumatischen Einatmungskreislaufs und der Regelung 40 erfordert die Analyse in dem Frequenzbereich. Die Laplaceübertragungsfunktionen für die Strömungssteuerungsventile 5 und 7, den pneumatischen Kreislauf des Patienten 21, den Patienten 25, den Drucksensor 23 und den Anti-Alias-Filter 49, die für jedes dieser Elemente abgeleitet wurden, werden innerhalb der entsprechenden Blöcke dargestellt, die diese Elemente in Fig. 3 repräsentieren. In all diesen Funktionen stellt s den Laplaceoperator dar.
Die linearisierte Laplaceübertragungsfunktion für das Strömungssteuerungsventil (5) lautet:
wobei PO&sub2; = der Druck der regulierten Versorgung von O&sub2;, und tv = die Zeitkonstante des Strömungssteuerungsventils 5 ist.
Die Laplaceübertragungsfunktion für das Strömungssteuerungsventil 7 ist:
wobei PLuft = der Druck der regulierten Luftversorgung und tv = die Zeitkonstante des Strömungssteuerungsventils 7 ist.
Die Form der Laplaceübertragungsfunktion des pneumatischen Kreislaufs des Patienten 21, die sich wie ein System zweiter Ordnung mit einer Zeitverzögerung verhält, ist:
[3] e-s·t&sub1;·f(s²)
wobei t&sub1; = die Zeitkonstante des pneumatischen Kreislaufs des Patienten ist.
Die Laplaceübertragungsfunktion der Patientenwirkung auf die Einatmungsregelung ist:
wobei Rp der Widerstand des Atmungstraktes des Patienten ist und Cp die Compliance des Atmungstrakts des Patienten.
Die Laplaceübertragungsfunktion für den Drucksensor 23 ist:
wobei tt = die Zeitkonstante dieses Wandlers ist.
Die Laplacetransformationsfunktion für den Anti-Alias-Filter 49 ist:
[6] 1/(s·t&sub2; + 1)²
wobei t&sub2; = die Zeitkonstante dieses Filters ist.
Die Laplacetransformation der Einatmungssteuerungsfunktion hat die folgende Form:
wobei KP = eine proportionale Ausbeutekonstante und t&sub1; = die Einatmungssteuerungsfunktionszeitkonstante ist. Diese Zeitkonstante ist äquivalent zu RP·CP.
Die Fehlerkompensation, die durch die Einatmungssteuerungsfunktion geliefert wird, resultiert in einer Pol-Null-Streichung, wenn sie kombiniert wird mit dem Effekt des Patienten auf die Einatmungsregelung, Gleichung [4], wie in der folgenden Gleichung gezeigt:
Da der Wert von Rp als eine Funktion des Gasstroms in den Atmungstrakt des Patienten variiert und die Werte von Rp und Cp von Patient zu Patient variieren resultiert der Einsatz eines einfachen linearen Kompensationsalgorithmus (eine Konstante t&sub1; basierend auf Nominalwerten für Rp und Cp) im Degradieren der Antwort der Regelung, wenn die Ist-Werte von Rp und Cp von diesen Nominalwerten abweichen. Um den Munddruck genau zu steuern wird daher ein adaptives Regelungssystem bevorzugt. Das System muss so adaptieren, dass t&sub1;·s + 1, der Verzögerungsterm der Einatmungssteuerungsfunktion und der führende Term der Wirkung des Patienten auf das System, sich für jeden Patienten und durchgängig während des Atmungskreislaufs des Patienten neutralisieren.
Der Wert von Pm in irgendeinem Zeitpunkt (T) gemessen vom Beginn des Einatmens wird durch die folgende Gleichung repräsentiert:
[9] Pm = Rp·Q + Qdt/Cp
wobei Q = die augenblickliche Gasströmung in den Atmungstrakt des Patienten und T = die Einatmungszeit von dem Beginn einer Atmung ist. Obwohl die präzise Art der Variation von Rp mit Q komplex ist, wird eine gute Approximation dieser Reaktion erreicht durch die Annahme, dass Rp linear mit Q variiert. Folglich kann an dem Zeitpunkt des Beginns einer Atmung der Wert von Pm repräsentiert werden durch die folgende Gleichung:
[10] Pm = Rp'·Q²
wobei Rp' gleich ist dem "Widerstand zweiter Ordnung" des Atmungstrakts des Patienten ist, was zu der folgenden Gleichung führt:
[11] Rp'·Q² = Rp·Q
Rp' wird ein Widerstand zweiter Ordnung genannt, da er ausgedrückt wird in Einheiten des Drucks geteilt durch die Strömungsrate im Quadrat. Der Ist- Widerstand Rp' wird daher der Widerstand erster Ordnung genannt, da er ausgedrückt wird in Einheiten des Drucks geteilt durch die Strömungsrate.
Da t&sub1; = Rp·Cp ist dann t&sub1; = Rp'·Cp·Q = K·Q, wobei K = Rp'·Cp. Um t&sub1; zu bestimmen muss daher der Wert von K bestimmt werden für jeden Patienten und dieser Wert kann linear variiert werden mit der Größe von Q. Befriedigende Resultate werden jedoch erreicht, falls ein Nominalwert von Cp eingesetzt wird für alle Patienten (beispielsweise 50 ml/cm H&sub2;O (51 ml/hectoPascal)) und Variationen von Patient zu Patient und Q-Variationen nur für Rp durchgeführt werden. Dieses Phänomen resultiert offensichtlich aus der Anwesenheit von CP sowohl in dem Nenner als auch in dem Zähler der Gleichung [8], was im großen Umfang Variationen in der Antwort beseitigt aufgrund von Variationen von Cp. Variationen von Patient zu Patient von Rp, bzw. dem Wert von Rp' werden durch das Messen von Q² (oder der Größe des Ausgabesignals der Steuerungsfunktion, die Q² steuert) und Pm an dem Zeitpunkt des Beginns jeder Einatmung angenähert. Pm wird dann geteilt durch Q², um Rp' zu bestimmen.
Um einen Tiefpass zu generieren, nämlich einen Digitalfilter, der die Einatmungssteuerungsfunktion ausführt, so dass der Verzögerungsterm in dieser Funktion den Führungsterm in der Funktion des Patienten kontinuierlich beseitigt, wird der Wert t&sub1;·s + 1 transformiert auf den Z-Bereich, in dem die Rückdifferenztechnik angewandt wird. Gemäß dieser Technik gilt,
wobei T = die Zeit zwischen dem Aktualisieren der Digitalkoeffizienten, beispielsweise 0,001 sec ist.
Daher, falls s = der Wert von t&sub1;, s&sub1; = der Wert von t&sub1; zur Zeit 1 und s&sub0; = der Wert von t&sub1; zur Zeit 0, ist, gilt
Da s·s + 1 in der Einatmungssteuerungsübertragungsfunktion invertiert wird, ist die Form dieser Funktion in dem Z-Bereich:
Falls die Z-Bereichsübertragungsfunktion dargestellt wird durch die Einatmungsdigitalkoeffizienten Ai, Ci und Gi (äquivalent zu Kp) hat diese Funktion die folgende Form:
Daher:
und:
wobei:
in der obigen Formel ist Q der Absolutwert des Gasstroms innerhalb des Einatmungskanals und K ist eine Konstante, die äquivalent ist zu Rp' Cp, die von Patient zu Patient variiert.
Von Systemsimulationen wurden die folgenden Werte für Gi und für die Initalisierung von Ai und Ci abgeleitet:
Gi = 2
Ai = 0,008
Ci = 0,992
Ein schematisches Diagramm des pneumatischen Ausatmungskreislaufs und eine Regelung 58 des medizinischen Beatmungsgeräts 1 ist in Fig. 4 gezeigt. Wie in Fig. 3 sind die Funktionen, die vom Mikroprozessor 3 ausgeführt werden, innerhalb der durchbrochenen Linie von Fig. 4 gezeigt und die linearisierten Laplaceübertragungsfunktionen, die für die Elemente dieses Kreislaufs berechnet wurden, sind innerhalb der Blöcke gezeigt, die diese Elemente repräsentieren. Da die Wirkungen auf die Ausatmungssteuerung, die von Variationen des Wiederstand und der Compliance des Atmungstraktes des Patienten herrühren, weniger signifikant sind in dem Ausatmungskreislauf, ist eine adaptive Regelung für die Ausatmungssteuerung nicht bevorzugt.
Ein Ausatmungsausgabebefehlssignal vom Mikroprozessor 3 wird zum Drucksteuerungsventil 9 auf der Leitung 64 übertragen. Dieses Ventil liefert einen Gegendruck an das Ausatmungsmembranventil 17 korrespondierend zu der Größe dieses Signals. Dieser Gegendruck wird wirksam durch den pneumatischen Kreislauf 21 des Patienten zu dem Mund des Patienten 25 übertragen. Die Wirkungen auf die Ausatmungsströmung, initiiert durch den Patienten 25, werden integriert durch die Compliances des pneumatischen Kreislaufs des Patienten, und zwar am Block 61, was eine Druckstörung am Summenpunkt 63 verursacht.
Der Ist-Druck des Gases innerhalb oder im Wesentlichen innerhalb des Patientenmundes oder des Atmungstraktes wird dem Mikroprozessor 3 übertragen, indem derselbe Kreislauf benutzt wird, der eingesetzt wird für den pneumatischen Einatmungs- und den Regelungkreis 40. Dieser Ist-Druck wird gemessen durch den Drucksensor 23, dessen Ausgabe dem Mikroprozessor 3 über einen Anti-Alias-Filter 49 und einen A/D-Wandler (nicht gezeigt) geliefert wird. Der Mikroprozessor erzeugt ein Druckfehlersignal (Perr) am Druckfehlerblock 57 in einer Weise, die identisch ist zu der der Einatmungssteuerung. Das Fehlersignal wird einer ersten Ausatmungssteuerungsfunktion am Block 60 geliefert, die mit einem entsprechenden Kompensationssignal antwortet.
Um den Gegendruck, mit dem das Membranventil 17 beaufschlagt wird, präziser zu steuern, benutzen der pneumatische Ausatmungskreislauf und die Regelung 58 eine zweite Regelung für die Steuerung dieses Druckes. Besser als das Kompensationsausgabesignal von der ersten Ausatmungssteuerungsfunktion direkt an dem Drucksteuerungsventil 9 anzuwenden (das für den Druck nicht zählt, falls es überhaupt einen gibt, der von diesem Ventil aufgebracht wird), ist dieses Signal daher ein Eingabedrucksignal P'in für den Druckfehlerblock 66 für diese zweite Regelung. Der Drucksensor 15, der den Ist-Gegendruck auf das Membranventil misst, liefert auf der Leitung 62 über einen Anti-Alias-Filter 56 und einen A/D-Wandler den Rückkopplungsdruck (Pv) für den Druckfehlerblock 66. Der Algorithmus, der von dem Mikroprozessor an diesem Block ausgeführt wird, erzeugt ein Druckfehlersignal (P'err), das übertragen wird zu einer zweiten Ausatmungssteuerungsfunktion (auch ausgeführt durch den Mikroprozessor 3) am Block 59. Die Ausgabe von dieser zweiten Ausatmungssteuerungsfunktion wird auf der Leitung 64 übertragen zum Drucksteuerungsventil 9, das den Gegendruck steuert an dem Ausatmungsmembranventil 17, so dass Pv der Ausgabe von der zweiten Ausatmungssteuerungsfunktion (P'in) folgt, und begleitend folgt Pm dem Pin während der Perioden, die eine Ausatmungsströmung erfordern.
Die linearisierten Laplaceübertragungsfunktionen für den pneumatischen Kreislauf des Patienten 21, die Drucksensoren 15 und 23 und die Anti-Alias-Filter 49 und 56 haben dieselbe Form wie für der Einatmungskreislauf, Gleichung [3], [5] bzw. [6].
Die Laplaceübertragungsfunktion für die kombinierte Wirkung der Ventile 9 und 17 ist:
[19] Ps/s·tv + 1
wobei Ps = der Gasdruck, übertragen vom Drucksteuerungsventil 9, und tv = die Zeitkonstante dieser Ventile ist.
Die Laplaceübertragungsfunktion für die ersten und zweiten Ausatmungssteuerungsfunktionen haben die folgende Form:
[20] Ki·[t&sub1;·s + 1]/s
wobei Ki = die integrale Ausbeutekonstante und t&sub1; = die Ausatmungssteuerungsfunktionszeitkonstante ist. In diesem Fall ist t&sub1; ein konstanter Wert, der gleich ist zu:
[21] Kp/Ki
wobei Kp gleich der Proportionalausbeutekonstanten ist.
Um einen Tiefpass zu erzeugen, einen digitalen Filter, der die ersten und zweiten Ausatmungssteuerungsfunktionen ausführt, werden diese Funktionen auf den Z-Bereich transformiert, in dem bilineare Transformationtechniken eingesetzt werden. Gemäß diesen Techniken gilt:
wobei T = die Zeit zwischen dem Aktualisieren der Digitalkoeffizienten, beispielsweise 0,001 sec ist.
Daher gilt:
Falls die Z-Bereichsübertragungsfunktion für die erste Ausatmungssteuerungsfunktion repräsentiert wird durch die Ausatmungsdigitalkoeffizienten, Ae, Be und Ce hat diese Funktion die folgende Form:
wobei
[27] C = -1
Da die zweite Ausatmungssteuerungsfunktion dieselbe Form hat, haben die Ausatmungsdigitalkoeffizienten für diese Funktion De, Ee und Fe auch die Form der Gleichungen [25], [26] bzw. [27].
Von Systemsimulationen wurden die folgenden Werte für diese Ausatmungskoeffizienten berechnet:
Ae = 0,923;
Be = -0,877;
Ce = 1;
De = 1,212;
Ee = -1,188; und
Fe = 1
Fig. 5 ist ein Flussdiagramm, das die Schritte der Einatmungssteuerungsfunktion zeigt, wie sie durch den Mikroprozessor 3 ausgeführt werden. Das digitale Druckfehlersignal Dp (Äquivalent zu Perr), erzeugt durch den Mikroprozessor am Druckfehlerblock 57 (Fig. 3), wird dem Einatmungssteuerungsfunktionsalgorithmus am Block 65 übertragen. Dieser Algorithmus empfängt auch als Eingaben die letzte (verzögert durch einen Taktzyklus) Strömungsbefehlsausgabe von der Einatmungssteuerungsfunktion (Qiv1) und die letzten (verzögert durch einen Taktzyklus) Werte der Einatmungsdigitalkoeffizienten (Ai1, und Ci1), die eingesetzt werden, um diese Ausgabe zu erzeugen über Blöcke 69 bzw. 67. Die Strömungsbefehlsausgabe (Qiv) wird am Block 65 gemäß der folgenden Gleichung erzeugt:
[28] Qiv = Gi·Ai1·Dp·Ci1·Qiv1,
Die Strömungsbefehlsausgabe Qiv wird dem Synchronisationsalgorithmus 71 übertragen, wie unten in Verbindung mit der Fig. 7 erklärt ist, und die Qiv Ausgabe von dem Synchronisationsalgorithmus (die modifiziert werden kann durch diesen Algorithmus) wird zum Zeitkonstantenberechnungsalgorithmus am Block 73 übertragen.
Der Zeitkonstantenberechnungsalgorithmus empfängt auch als Eingaben Rp' (Widerstand zweiter Ordnung) und Cp von dem Widerstands-/Compliance- Berechnungsalgorithmus am Block 77 und Qiv1 vom Block 75. Der Zeitkonstantenberechnungsalgorithmus berechnet τ&sub0; und τ&sub1; gemäß den Formeln [17a] und [18] (wobei Qiv und Qiv1 eingesetzt werden für (Q·Z&supmin;¹) bzw. (Q·Z&supmin;²)) und liefert diese Ausgaben dem Zeitkonstantengrenzalgorithmus am Block 79. Dieser Algorithmus setzt Grenzen von zwischen 0,2 sec und 8,0 sec für t&sub1; (τ&sub0; und τ&sub1;) um eine Runaway-Bedingung zu verhindern.
Der Widerstands-/Compliance-Algorithmus am Block 77 empfängt als Eingaben Qiv und Pm und berechnet den Widerstand zweiter Ordnung gemäß der Gleichung [10] (Pm geteilt durch Q²iv). Als Alternative kann, anstatt Qiv für diese Berechnung einzusetzen, der gemessene Wert der Einatmungsströmung (Qt) eingesetzt werden. Während das Einsetzen von Qt für größere Genauigkeit bevorzugt wird, erfordert das Einsetzen von Qiv kein Hinzutun zu dem System (der Wert von Qiv ist schon verfügbar). Der Widerstands-/Compliance-Algorithmus kann auch den Wert von Cp berechnen, basierend auf einer Systemüberwachung des Drucks und der Strömung, oder ein Nominalwert für Cp kann eingesetzt werden (beispielsweise 50 ml/cm H&sub2;O (51 ml/hectoPascal)). Es gibt auch eine Fähigkeit zum händischen Eingeben von Werten für Rp' und Cp in den Zeitkonstantenberechnungsalgorithmus, wie am Block 81 angezeigt.
Schließlich werden am Block 83 die aktualisierten Werte der Einatmungsdigitalkoeffizienten Ai und Ci gemäß den Gleichungen [16] und [17], basierend auf den aktualisierten Werten von τ&sub0; und τ&sub1; berechnet.
Fig. 6 ist ein Flussdiagramm, das die Schritte der ersten und zweiten Ausatmungssteuerungsfunktionen zeigt, wie sie vom Mikroprozessor 3 ausgeführt werden. Das Digitaldruckfehlersignal (Dp) vom Druckfehlerblock 57 wird zur ersten Ausatmungssteuerungsfunktion am Block 85 übertragen. Die erste Ausatmungssteuerungsfunktion empfängt auch als Eingaben vom Block 87 das letzte (verzögert durch einen Taktzyklus) Druckfehlersignal (Dp1) und die letzte (verzögert durch ein Taktsignal) Druckbefehlsausgabe von der ersten Ausatmungssteuerungsfunktion (Pevi). Die Druckbefehlsausgabe Pev1 wird gegebenenfalls an der ersten Ausatmungssteuerungsfunktion nach der Modifikation, durch den Synchronisationsalgorithmus am Block 89, der in Verbindung mit Fig. 7 unten besprochen wird, vorgesehen.
Die Ausgabe (Pev) der ersten Ausatmungssteuerungsfunktion wird am Block 85 erzeugt, indem die Ausatmungsdigitalkoeffizienten Ae, Bae und Ce gemäß der folgenden Gleichung eingesetzt werden:
[29] Pev = Ae·Dp·Be·Dp1 + Ce·Pev1
Die Ausgabe Pev wird dem Synchronisationsalgorithmus am Block 89 übertragen. Die Pev-Ausgabe von dem Synchronisationsalgorithmus wird dem Druckfehlerblock 66 übermittelt, der dieses Druckbefehlssignal vergleicht mit dem Ist- Gegendruck, der auf das Ausatmungsmembranventil 17 (Pv) durch das Drucksteuerungsventil 9 aufgegeben wird, wie es durch den Drucksensor 15 gemessen wird. Das Ausgabensignal vom Druckfehlerblock 66 (P'err) stellt die Differenz dar zwischen dem Ist-Gegendruck, der am Ausatmungsmembranventil 17 existiert und dem Gegendruck, der durch die erste Ausatmungssteuerungsfunktion befohlen wird.
Das Signal P'err wird der zweiten Ausatmungssteuerungsfunktion am Block 95 geliefert, die auch als Eingaben P'err1 und Pec1 empfängt, die letzte Ausgabe (verzögert um einen Taktzyklus) vom Druckfederblock 66 bzw. die Ausgabe (verzögert um einen Taktzyklus) von der zweiten Ausatmungssteuerungsfunktion. Die Ausgabe Pec der zweiten Ausatmungssteuerungsfunktion wird erzeugt, indem die Ausatmungsdigitalkoeffizienten De, Ee und Fe gemäß der folgenden Gleichung benutzt werden:
[30] Pec = De·P'err + Ee·P'err1 + Fe·Pec1
Die Ausgabe Pec wird dem Drucksteuerungsventil 9 übertragen und die Größe des Gegendruckes der durch dieses Ventil beaufschlagt wird, gleicht der Größe dieses Signals. Dieser Gegendruck steuert Pm, so dass Pm der Eingabedruckwellenform Pin folgt während Perioden, die die Ausatmungsströmung erfordern.
Der Mikroprozessor 3 führt unabhängig die Einatmungs- und Ausatmungssteuerungsalgorithmen wiederholt durch als mit Unterbrechungen angetriebene Algorithmen. Während jeder Unterbrechungsperiode führt der Mikroprozessor 3 auch ein Synchronisationsalgorithmus zum Steuern und Koordinieren der separaten Einatmungs- und Befehlssignale durch. Der Synchronisationsalgorithmus steuert die pneumatischen Einatmungs- und Ausatmungskreisläufe und Regelungen, so dass die Wirkung derselben exklusiv sind, während der Munddruck kontinuierlich gesteuert wird. Da sowohl der pneumatische Einatmungs- als auch Ausatmungskreislauf von Natur aus nicht linear sind, das heißt der Einatmungskreislauf nur Gas in den Patientenmund übertragen kann und der Ausatmungskreislauf nur Gas aus dem Patientenmund übertragen kann sind separate, unabhängige Einatmungs- und Ausatmungssteuerungsfunktionen, die sowohl simultan als auch kontinuierlich verlaufen, notwendig, um den Munddruck kontinuierlich während des gesamten Atmungskreislaufs zu steuern. Der Synchronisationsalgorithmus wählt zur Steuerung des Munddrucks zu irgendeiner gegebenen Zeit die Ausgabe der Steuerungsfunktion, die die Fähigkeit hat zu steuern. Es gibt keine fixierten oder eingestellten Perioden zur Einatmungs- und Ausatmungssteuerung. Die Auswahl wird nur auf der Basis dessen gemacht, welche Regelung zu der speziellen Zeit die Fähigkeit hat, die Soll-Resultate zu bewirken. Der Synchronisationsalgorithmus liefert darüber hinaus den Übergang zwischen Einatmungs- und Ausatmungssteuerung sanft, so dass der Patient sich fühlt, als wenn er oder sie unter natürlichen Bedingungen atmet.
Fig. 7 ist ein Flussdiagramm, das die Schritte des Synchronisationsalgorithmus wie durch den Mikroprozessor 3 ausgeführt zeigt. Die anfänglichen Schritte dieses Diagramms, die Blöcke 57, 65, 67, 85 und 87, resultierend aus der Erzeugung von Pev bzw. Qiv, werden oben im Zusammenhang mit den Fig. 5 und 6 beschrieben. Die Einatmungsausgabe Qiv wird dem Einatmungsausgabegrenzalgorithmus am Block 111 übertragen, der die Grenzen dieser Ausgabe einstellt. Diese Grenzen begrenzen Qiv auf einen Wert größer als oder gleich 0 Liter pro Minute und weniger als oder gleich 200 Liter pro Minute. Die Steuerung des Qiv- Ausgangs geht dann auf den Teilungsblock 113 über.
Die Ausatmungsausgabe Pev wird dem Ausatmungsausgabegrenzalgorithmus am Block 109 übertragen, wo in einer Weise ähnlich zu der Einatmungsausgabe die Grenzen Pev gesetzt werden. Diese Grenzen begrenzen Pev auf einen Wert größer als oder gleich - 6 cm H&sub2;O (- 6 Hectopascal) und weniger als oder gleich 120 cm H&sub2;O (118 Hectopascal). Nachdem diese Grenzen gesetzt werden, tritt die Steuerung der Pev-Ausgabe, wie die Qiv-Ausgabe, auf den Entscheidungsblock 113 über.
Eine Bestimmung wird am Entscheidungsblock 113 durchgeführt, ob die letzte Ausgabe der Einatmungssteuerungsfunktion (Qiv1) Null ist. Ein Wert Qiv1 von Null (keine Strömung durch die Strömungssteuerungsventile 5 und 7) bedeutet, dass während des letzten Taktzyklus entweder der Munddruck unter der Steuerung des pneumatischen Ausatmungskreislaufes und der Regelung 58 stand und die Regelung 58 die Fähigkeit behält den Munddruck zu steuern, oder dass während dieses Zyklusses der Munddruck unter der Steuerung des Einatmungskreislaufes und der Regelung 40 stand, und dass die Regelung 40 die Fähigkeit verloren hat, den Munddruck zu steuern. Falls die Ausgabe von der Einatmungssteuerungsfunktion Null ist, bedeutet dies, dass die Einatmungssteuerungsfunktion versucht, die Munddrucksteuerung durch Zurückziehen von Gas vom Einatmungszweig zu erreichen (was unmöglich ist). Die Steuerung wird daher dem Entscheidungsblock 115 übergeben, der bestimmt, ob der Wert der Ausatmungsausgabe Pev minus dem Wert des Ist-Mundruckes weniger ist als 2 cm H&sub2;O (2 Hectopascal). Falls Pev - Pm weniger ist als 2 cm H&sub2;O (2 hecto Pascal) bedeutet dies, dass der Ausgabekreislauf die Fähigkeit behält, den Munddruck zu kontrollieren, das heißt, den Ist-Munddruck dazu zu bringen, dem Soll- Druck zu folgen (Pin). In diesem Fall wird die Steuerung dem Block 117 übertragen, der den Wert von Qiv auf 0 setzt, den Wert von Pev auf dem Wert belässt, der von dem Synchronisationsalgorithmus empfangen wurde, und der die Übertragung dieser Werte als Pev und Qiv Ausgaben des Synchronisationsalgorithmus verursacht.
Falls am Entscheidungsblock 115 der Wert von Pev - Pm größer ist als 2 cm H&sub2;O (2 Hectopascal) bedeutet dies, dass der Ausatmungskreislauf die Fähigkeit verloren hat, den Munddruck zu steuern und den Gegendruck an dem Ausatmungsmembranventil 17 erhöht, um zu versuchen, die Steuerung zu erhalten. In diesem Fall wird die Steuerung übertragen zum Block 119, der den Wert von Pev einstellt auf einen Druck gleich einem vorbestimmten schrittweisen Druck von. (Poff) plus Pin, der ferner den Wert von Qiv wie empfangen durch den Synchronisationsalgorithmus belässt und der die Übertragung dieser Werte als die Pev und Qiv-Ausgaben von dem Synchronisationsalgorithmus veranlasst. Da der Wert von Poff nur einige Zentimeter von H&sub2;O ist, folgt der Versiegelungsdruck am Membranventil 17 während der Einatmungssteuerung dicht dem Soll-Druck und ist immer nur einige Zentimeter oberhalb dieses Druckes. Dieser eng folgende Versiegelungsdruck ermöglicht einen schnellen Übergang zur Ausatmungssteuerung, falls notwendig. Das Vorsehen eines schnellen, weichen Überganges ist speziell hilfreich, falls der Patient versucht auszuatmen während des Einatmens (beispielsweise ein plötzliches Husten). Der Überdruck verursacht einen schnellen Übergang zur Ausatmungssteuerung, was schnell zu einem Ablassen des Überdruckes führt mit geringen Unannehmlichkeiten für den Patienten.
Schließlich bedeutet es, wenn am Entscheidungsblock 113 aufgefunden wird, dass der Wert von Qiv1 nicht gleich Null ist, dass während des letzten Taktzyklus der Munddruck unter der Steuerung des pneumatischen Einatmungskreislaufs und der Regelung 40 stand, und dass die Regelung 40 die Fähigkeit behält, den Munddruck zu steuern.
Leistungsfähigkeitstest eines Prototypsystems, das gemäß der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist, sind in den Fig. 8-13 dargestellt. Diese Tests wurden durchgeführt, indem eine Bio-Tek VT-2 Testlunge eingesetzt wurde mit einem Compliance-Bereich von 0,01 I/cm H&sub2;O - 0,15 I/cm H&sub2;O (0,01-0,15 I/Hectopascal) und mit einem Bereich des Widerstands zweiter Ordnung (Rp') von 0,002 cm H&sub2;O/(Ipm)2 bis 0,03 H&sub2;O/(Ipm)2 0,002-0,003 Hectopascal/Ipm.
Die Werte der Einatmungssteuerungsfunktionszeitkonstanten (t&sub1;) und der korrespondierenden Einatmungsdigitalkoeffizienten Ai und Ci wurden auf der Basis eines Nominalwerts für Cp berechnet (50 ml/cm H&sub2;O (51 ml/Hectopascal)). Jede der Fig. 8-13 sind Plots des Drucks (cm/H&sub2;O oder Hectopascal) gegenüber der Zeit (Sekunden) und in jedem Fall ist die Antwort des Systems (Ist- Munddruck) dargestellt als Antwort auf eine Quadratwelleneingabe (Pin).
Fig. 8 zeigt die Antwort des Systems mit der Testlungencompliance, eingestellt bei einer Minimalcompliance (0,01 I/cm H&sub2;O (0,01 I/Hectopascal)), Kurve 127, und der Antwort des Systems mit der Testlungencompliance, eingestellt auf maximale Compliance (0,15 I/cm H&sub2;O (15 I/Hectopascal)), Kurve 129. Diese Kurven · zeigen, dass die Systemantwort durch Variationen der Lungencompliance weitgehend unbeeinflusst bleibt, und dass der Einsatz einer Nominalcompliance, um Ai und Ci zu berechnen, wenig von der Systemleistungsfähigkeit opfert. In jedem Fall ist die Eins-Sigma Antwortzeit (63% des vollen Bereichs) weniger als 60 msec. und die Größe der Resonanz ist weniger als 2 db. Natürlich werden Anpassungen von Ai und Ci für Variationen der Ist-Lungen-Compliance die Systemperformance weiter erhöhen und derartige Anpassungen liegen innerhalb des Rahmens der vorliegenden Erfindung. Auf der anderen Seite ist die Systemleistungsfähigkeit auch hoch sensitiv von Patient zu Patient und hinsichtlich strömungsinduzierter Variationen von Rp, wie in Fig. 10 gezeigt (unten beschrieben).
Fig. 9 zeigt die Antwort des Systems mit dem Widerstand Rp' zweiter Ordnung der Testlunge, eingestellt auf einen Minimalwert (0,002 cm H&sub2;O/(Ipm)² (0,002 Hectopascal/(Ipm)²), Kurve 135, und die Antwort des Systems mit dem Widerstand zweiter Ordnung der Testlunge, eingestellt auf einen Maximalwert (0,03 cm H&sub2;O/(Ipm)² (0,03 Hectopascal/(Ipm)²)), Kurve 133. In jedem Fall beträgt die Eins-Sigma Antwortzeit weniger als 60 Millisekunden, nachdem die Einatmungsdigitalkoeffizienten zum Wiedergeben des Ist-Wertes von Rp' angepasst sind, und der Grad der Resonanz ist weniger als 2 db.
Fig. 10 auf der anderen Seite zeigt in der Kurve 137 die Antwort des Systems vor der Anpassung der Einatmungsdigitalkoeffizienten zum Wiedergeben des Ist-Wertes von Rp', wobei der Wert von Rp' benutzt wird, um die signifikant unterhalb des Ist-Wertes von Rp' liegenden Anfangseinatmungsdigitalkoeffizienten zu berechnen. Als ein Resultat daraus übertrifft der Ist-Munddruck den Soll- Munddruck wesentlich, und signifikante Oszillationen treten auf. Diese Oszillationen jedoch werden durch das System gedämmt und führen daher nicht zu Sicherheitsbedenken. Die Antwort des Systems einige Atmungen später, nachdem die Einatmungssteuerungsfunktion angepasst wurde, um den Ist-Wert von Rp' wiederzugeben, ist in Kurve 141 gezeigt. Diese Kurve zeigt im Wesentlichen keine Oszillation und hat eine Eins-Sigma Antwortzeit von weniger als 60 ms. Der Betrieb des Synchronisationsalgorithmus ist in den Fig. 11 und 12 gezeigt. Die Kurve 149 ist die Ausgabe von der Einatmungssteuerungsfunktion (Qiv), die Kurve 147 ist die Ausgabe von der zweiten Ausatmungssteuerungsfunktion (Pec), die Kurve 145 ist der Ist-Munddruck und die Kurve 143 ist Pin. Von der Zeit Null bis ca. der Zeit 0,24 sec. ist Pin niedrig und der Munddruck steht unter der Steuerung des pneumatischen Ausatmungskreislaufs und der Regelung 58. Bei ungefähr 0,24 sec. wird Pin hoch, beendet dabei die Ausatmungssteuerung, beginnt die Steuerung durch den pneumatischen Einatmungskreislauf sowie die Regelung 40, und bringt den Wert von Pec dazu, auf einen Wert etwas höher als den Soll-Munddruck eingestellt zu werden (Pin + Poff). Der Einatmungsströmungsbefehl Qiv erhöht sich steil, um einen korrespondierenden steilen Anstieg des Ist-Munddrucks zu verursachen, um Pin zu folgen.
Der Übergang von der Einatmungs- zurück zur Ausatmungssteuerung ist in Fig. 12 gezeigt. Bei ca. 0,12 sec. während Pin immer noch groß ist, geht der Wert von Qiv auf Null und die Steuerung wird auf den Ausatmungszweig übertragen. So gut wie keine Änderung tritt anfangs in der Ausgabe von der zweiten Ausatmungssteuerungsfunktion auf, jedoch bevor Pin niedrig wird, tritt so gut wie kein Rückkopplungsfehler auf. Auf der anderen Seite wird Pin bei ca. 0,24 Millisekunden niedrig, der Ausatmungsventilbefehlsdruck (Pec) macht einen steilen, negativen Schritt auf einem Druck weniger als 0 cm H&sub2;O. Das Drucksteuerungsventil 9 und das Ejektorventil 19 ermöglichen die Aufbringung dieses negativen Drucks auf das Ausatmungsmembranventil 17. Dieser negative Druck verursacht einen entsprechenden plötzlichen steilen Fall des Ist-Munddrucks, um den Ist- Munddruck dazu zu bringen, Pin zu folgen. Wenn der Ist-Munddruck den Wert von Pin erreicht, beginnt jedoch der Ausatmungsventilbefehlsdruck anzusteigen, um den Ist-Druck davon abzuhalten, unterhalb des Soll-Drucks zu fallen.
Fig. 13 zeigt die Stabilzustandsantwort des Prototypsystems als Antwort auf eine Quadratwellendruckeingabe, Kurve 151, bei 20 Atmungen pro Minute. Der Widerstand zweiter Ordnung (Rp') und die Compliance (Cp) für die Testlunge wurden eingestellt auf 0,004 Hectopascal/(Ipm)² bzw. 0,05 I/Hectopascal. Die Einatmungs- bzw. Ausatmungs- Eins-Sigma Antwortzeiten sind 30 ms bzw. 36 ms mit so gut wie keiner Resonanz. Da einer Quadratwelleneingabe am schwierigsten zu folgen ist (zusammengesetzt aus den meisten Frequenzkomponenten) demonstriert dieses enge Folgen des Soll-Druckes die einzigartige Fähigkeit des Systems, den Ist-Druck dazu zu bringen, jeder gewünschten Eingabedruckwellenform zu folgen.
Schließlich wurde ein Prototyp des medizinischen Beatmungsgeräts gemäß der vorliegenden Erfindung getestet gegenüber einem kommerziellen, medizinischen Beatmungsgerätes des Standes der Technik, dem medizinischen Beatmungsgerät Puritan-Bennett 7200A. Diese Tests verglichen das Prototypbeatmungsgerät des Anmelders mit dem Puritan-Bennett 7200A Beatmungsgerät unter identischen Bedingungen, indem eine Bio-Tek VT-2 Testlunge eingesetzt wurde. Beide Beatmungsgeräte wurden in den Beatmungsmoden des konstanten positiven Luftdrucks (CPAP = constant positive airway pressure) und Druckunterstützung (PSV = pressure-support) über einen großen Bereich von Randbedingungen betrieben. Die Ventilatorleistungsfähigkeiten wurden verglichen, indem fünf Parameter benutzt wurden:

(1) Atmungsarbeit (WOB = work of breathing):

Die Abweichung in der WOB von der einer idealen Maschine, die in den bestimmten Ventilatormoden arbeitete, wurde gemessen. Beispielsweise ist die WOB für eine ideale Maschine, die CPAP ausführt, Null.

(2) Ausatmungsdruckvariationen:

Der maximale Positivdruckfehler, der während einer Exhalation beobachtet wurde, wurde gemessen.

(3) Ausatmungsantwort:

Zwei Messungen wurden zum Zeitraum durchgeführt, der erforderlich ist, um sowohl die messbaren als auch die Ein-Sigma Level eines Druckschrittes in negativer Richtung zu erreichen und aufrecht zu erhalten (inklusive Überschwingungen).

(4) Einatmungsdruckvariationen:

Analog zu der Ausatmungsdruckvariation wurde der maximale negative Druckfehler während einer Inhalation gemessen.

(5) Einatmungsantwort:

Analog zu der Ausatmungsantwort wurden zwei Messungen zum Zeitraum durchgeführt, der erforderlich ist, sowohl messbare als auch Ein-Sigma Level eines Druckschrittes in positiver Richtung zu erreichen und aufrecht zu erhalten (inklusive Überschwingungen).
Wie von diesen Parametern gemessen, überschreitet die Leistungsfähigkeit des Prototypbeatmungsgeräts des Anmelders die des Puritan-Bennett 7200A. Beispielsweise, verglichen mit dem Puritan-Bennett Beatmungsgerät, lieferte das Prototyp-Beatmungsgerät des Anmelders in dem CAP Beatmungsmodus eine 40 %-ige Reduktion im Einatmungs-WOB, eine 75%-ige Reduktion im Ausatmungs- WOB (kombiniert, um eine Gesamtreduktion von 60% im Gesamt-WOB zu erreichen) eine 55%-ige Reduktion der Höchsteinatmungsdruckfehler und eine 45 %-ige Reduktion der Höchstausatmungsdruckfehler. In dem PSV- Ventilatormodus lieferte das Prototypbeatmungsgerät des Anmelders verglichen mit dem Puritan-Bennett Beatmungsgerät eine 55%-ige Verbesserung der Einatmungsantwort, eine 75%-ige Verbesserung der Ausatmungsantwort, eine 60 %-ige Reduktion der Einatmungsdruckvariation und eine 70%-ige Reduktion der Ausatmungsdruckvariation.
Diese objektiven Tests wurden subjektiv bestätigt durch Benutzer beider Beatmungsgeräte, die eine wesentliche Verbesserung des Atmungskomforts bemerkten, speziell während der Atmungsphasenübergänge, im Vergleich zu dem Puritan-Bennett 7200A Beatmungsgerät.
Obwohl spezielle Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung gezeigt und beschrieben wurden, können viele verschiedene Ausführungsformen, die die Lehren der vorliegenden Erfindung verwenden, vom Fachmann einfach konstruiert werden. Beispielsweise kann der Druck gesteuert werden an einem Punkt innerhalb des pneumatischen Kreislaufes, jedoch woanders als innerhalb oder eng benachbart zu dem Patientenmund oder dem Atmungstrakt. Dieser Punkt kann eine Kammer innerhalb eines Ballonaufbaus sein. Solch eine Kammer könnte innerhalb des pneumatischen Kreislaufes vorliegen, falls beispielsweise das medizinische Beatmungsgerät für Anästhesiebeatmung benutzt würde. Auch könnten, anstatt zur Bereitstellung der verschiedenen Einatmungs- und Ausatmungssteuerungsfunktionen einen digitalen Mikroprozessor einzusetzen, diskrete digitale oder analoge Komponenten eingesetzt werden.

Claims

1. System mit einem medizinischen Beatmungsgerät zum Regeln des Gasdrucks innerhalb des Mundes oder des Atmungstraktes eines Patienten, umfassend:

(a) Mittel zum Verbinden mit einer Atemgasquelle,

(b) Einatmungsmittel zum Leiten von Atemgas in den Mund bzw. den Atmungstrakt eines Patienten,

(c) Mittel zum Messen des Ist-Gasdrucks an einem diesen anzeigenden Ort innerhalb des Mundes bzw. des Atmungstraktes des Patienten,

(d) einen Prozessor, umfassend Komparatorelemente zum Vergleichen des genannten Ist-Drucks mit einem Soll-Druck und zum Generieren eines Fehlersignals, das eine Differenz zwischen dem Ist-Druck und dem Soll-Druck anzeigt,

dadurch gekennzeichnet,

dass der Prozessor ferner eine adaptive Regelung umfasst, die das Fehlersignal in Übereinstimmung mit einem Satz von Prozessparametern verarbeitet und die Einatmungsmittel so steuert, dass der Ist-Druck dem Soll-Druck folgt, wobei die adaptive Regelung abhängig vom genannten Fehlersignal ein Steuersignal zum Steuern der genannten Einatmungsmittel generiert, wobei die von der adaptiven Regelung verwendeten Prozessparameter zum Verarbeiten des Fehlersignals eine Steuerfunktion mit einer Zeitkonstante umfassen, wobei die adaptive Regelung Zeitkonstanten-Aktualisierungsmittel für ein auf gemessenen Systemeigenschaften basierendes Aktualisieren des Wertes der Zeitkonstante während des Verlaufs der Atmungszyklen des Patienten aufweist, und wobei die gemessenen Systemeigenschaften aus mindestens einer der folgenden Eigenschaften bestehen:

- einer Funktion des Atemgasflusses in den Atmungstrakt des Patienten,

- dem Widerstand des Atmungstraktes des Patienten,

- der Nachgiebigkeit des Atmungstraktes des Patienten,

- und der Größe des Steuersignals.

2. System nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Mittel zum Variieren des Soll-Drucks in Übereinstimmung mit einer ausgewählten Zeitfunktion.

3. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die gemessenen Systemeigenschaften mindestens eine der folgenden Eigenschaften umfassen: Den Widerstand des Atmungstraktes des Patienten, die Nachgiebigkeit des Atmungstraktes des Patienten und die Größe des Steuersignals.

4. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das System Mittel zum Messen des Widerstands des Atmungstraktes des Patienten, der Nachgiebigkeit des Atmungstraktes des Patienten und der Größe des Steuersignals enthält.

5. System nach Anspruch 1,

ferner umfassend:

Ausatmungsmittel zum Ableiten von Ausatmungsgas vom Patienten, wobei der Prozessor im Stande ist, das Fehlersignal in Übereinstimmung mit einem ersten Satz von Prozessparametern zum Generieren eines ersten Steuersignals zum Steuern der Einatmungsmittel zu verarbeiten, sowie im Stande ist, das Fehlersignal in Übereinstimmung mit einem zweiten Satz von Prozessparametern zum Generieren eines zweiten Steuersignals zum Steuern der Ausatmungsmittel zu verarbeiten,

Auswertungsmittel zum Bewerten der Tauglichkeit des genannten ersten Steuersignals und der Einatmungsmittel sowie der Tauglichkeit des genannten zweiten Steuersignals und der Ausatmungsmittel, zum Nachführen des Ist- Drucks innerhalb des Mundes oder des Atmungstraktes des Patienten nach dem Soll-Druck, und

Auswahlmittel zum Auswählen, basierend auf der genannten Bewertung, entweder des ersten Steuersignals und der Einatmungsmittel oder des zweiten Steuersignals und der Ausatmungsmittel, um den Ist-Druck dem Soll-Druck nachzuführen.

6. System nach Anspruch 1,

ferner umfassend:

Ausatmungsmittel zum Ableiten von Ausatmungsgas vom Patienten, ein Membranventil zum Steuern des Ausatmungsgasflusses innerhalb der Ausatmungsmittel,

Druckmittel zum Beaufschlagen des Membranventils mit sowohl positivem als auch negativem Gegendruck,

wobei der Prozessor im Stande ist, das Fehlersignal in Übereinstimmung mit einem weiteren Satz von Prozessparametern zum Generieren eines Steuersignals zum Steuern der Druckmittel derart, dass der Ist-Druck dem Soll-Druck folgt, zu verarbeiten.

7. System nach Anspruch 1,

ferner umfassend:

Ausatmungsmittel zum Ableiten von Ausatmungsgas vom Patienten, ein Membranventil zum Steuern des Drucks des Ausatmungsgases innerhalb der Ausatmungsmittel,

Druckmittel zum Beaufschlagen des Membranventils mit Gegendruck, wobei die adaptive Regelung im Stande ist, ein erstes Steuersignal durch Verarbeiten des Fehlersignals zu erzeugen, und wobei der Prozessor zusätzlich zu den Komparatormitteln und der adaptiven Regelung enthält:

Zweite Komparatormittel zum Vergleichen der Größe des ersten Steuersignals mit dem Ist-Gegendruck, mit dem das Membranventil beaufschlagt ist, und zum Generieren eines zweiten Fehlersignals, das eine Differenz zwischen dem Ist- Gegendruck und der Größe des ersten Steuersignals anzeigt, und zweite Verarbeitungsmittel zum Verarbeiten des zweiten Fehlersignals in Übereinstimmung mit einem zweiten Satz von Prozessparametern und zum Generieren eines zweiten Steuersignals zum Steuern der Druckmittel derart, dass der Ist-Druck des Gases innerhalb des Mundes bzw. des Atmungstraktes dem Soll- Druck nachgeführt wird.