WO2018033224A1 - Vorrichtung zum beatmen eines patienten und verfahren zum betreiben der vorrichtung - Google Patents

Vorrichtung zum beatmen eines patienten und verfahren zum betreiben der vorrichtung Download PDF

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WO2018033224A1
WO2018033224A1 PCT/EP2017/000229 EP2017000229W WO2018033224A1 WO 2018033224 A1 WO2018033224 A1 WO 2018033224A1 EP 2017000229 W EP2017000229 W EP 2017000229W WO 2018033224 A1 WO2018033224 A1 WO 2018033224A1
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pump
pressure
frequency
membrane element
pumping arrangement
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PCT/EP2017/000229
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Hans-Ullrich Hansmann
Karsten Hiltawsky
Ulf Pilz
Sebastian Schröter
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Drägerwerk AG & Co. KGaA
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Definitions

  • the invention relates to a device for ventilating a patient, which has an expiratory valve with a membrane element for transmitting a positive end-expiratory pressure.
  • Devices for breathing a patient are z.
  • Patients wear a face mask that covers the mouth and nose, or a tube that is inserted into the patient's pharynx and trachea.
  • the face mask or the tube are connected via a Y-piece with a respirator or an anesthetic machine.
  • the Y-piece has three star-shaped via channels interconnected openings. One of the openings is fluid-communicating with the face mask.
  • the ventilator forces an inspiratory flow of respiratory gas into the patient's lungs through one of the two remaining orifices of the Y-piece. When exhaling, this inspiratory connection of the Y-piece to the respirator or anesthetic device is blocked, and the expiratory inspiratory gas flow produced as the patient exhales is directed across the other of the remaining openings of the Y-piece
  • a certain pressure remains in the lung, for example to increase the absorption of oxygen in the lungs.
  • a resistance in the form of a back pressure is provided at the end of the Y-piece from which flows the expiratory breathing gas flow. This back pressure is the positive end-expiratory pressure (PEEP).
  • the expiratory end of the Y-piece is connected to an expiration valve whose closing pressure can be adjusted. As long as the breathing gas flow has a higher pressure than the closing pressure, the valve opens. If the pressure of the breathing gas flow falls below the closing pressure, the valve closes.
  • the expiratory valve is located either at the Y-piece, within the expiratory tubing, or within the ventilator or anesthesia machine at its expiratory inlet.
  • pneumatic drives are known. They are simpler than electric drives and direct the force across the valve plate. In this case, lateral forces are avoided in pneumatic drives.
  • pneumatic systems are generally slower and easier to oscillate than electric drives. This is due to the so-called compliance, which describes the relationship between the total gas volume of the pneumatic system and the gas volume to be changed.
  • fast pneumatic actuators require powerful pressure sources that can be varied quickly.
  • the pressure can be regulated quickly. This is especially necessary if the expiratory valve is to be opened against the continuously generated pressure of the pump.
  • These pumps are typically diaphragm or piston pumps operating at a frequency of 20 Hz to 100 Hz.
  • FIG. 2 shows the state of the art.
  • the ventilator has an expiratory valve 10 with a membrane element 11, which can occlude an expiratory channel 13 of the mask 18 with a Y-piece by means of a sealing component 12.
  • the membrane element 11 is arranged in an expiration outlet 15.
  • the membrane element 11 is connected to a pumping arrangement 2 by a flexible holding component 14 via a first connecting hose 32.
  • the pump arrangement 2 has an outlet opening 37 on a membrane or piston pump 35, through which the gas conveyed by a pump arrangement 2 is discharged.
  • the flexible mounting component 14 in this case connects the membrane element 1 1 with the outlet opening 37.
  • the pumping arrangement 2 furthermore has a large-volume pressure tank 33, which acts as a low-pass filter for the pumping surges of the pumping arrangement 2.
  • the pressure tank 33 is connected via a second connecting hose 34 with the diaphragm or piston pump 35. Further, a relief valve 16 is provided, which is used to control the positive end-expiratory pressure. Only the pressure tank 33 has a volume of at least about 30 ml, wherein the volume of the volume to be changed, over which the membrane element 1 1 is raised, is about 6 ml.
  • the object of the invention is to provide a lightweight, simply constructed and quickly controlled drive for an expiratory valve.
  • a device for ventilating a patient having an expiratory valve with a membrane element for transmitting a positive end-expiratory pressure and a pumping arrangement for generating the positive end-expiratory pressure, which is fluid-communicating connected to the membrane element it is provided according to the invention that the pumping arrangement High-frequency pump for generating the positive end-expiratory pressure has.
  • a high-frequency pump is understood to mean a pump which has a pump frequency of at least 600 Hz.
  • the pumping arrangement operates outside the system frequencies of the expiratory valve. As a result, no vibrations are generated in the system by the surge of the high-frequency pump. Therefore, one can dispense with a pressure tank that attenuates high frequencies that are within the system frequencies of the expiratory valve.
  • the compliance of the pump arrangement according to the invention is reduced to the compliance of the high-frequency pump and the connection channels with the membrane element. The pumping arrangement therefore no longer needs minimum compliance in order to avoid vibrations.
  • the compliance is significantly reduced compared to conventional pumping arrangements, so that a highly dynamic control of the positive end-expiratory pressure is made possible solely by the control of the high-frequency pump.
  • the vibration behavior is further improved. Because only a small volume is present in the pumping arrangement, only high-frequency vibrations of the membrane element are amplified by the pumping arrangement. The vibrations of the membrane element are not amplified by the pumping arrangement. This results in an improved vibration behavior of the expiratory valve.
  • the high frequency pump is a piezo pump.
  • Piezo pumps have the advantage that they are powerful and can be operated at frequencies in the kilohertz range.
  • piezo pumps are operated at a frequency above the high-frequency hearing threshold (about 21000 Hz), preferably at a frequency of 25000 Hz. At this frequency, piezo pumps are imperceptible to human hearing, so that neither the hospital staff nor the patient can perceive noises from the operation of the pumping arrangement.
  • piezo pumps are simply constructed and inexpensive to produce.
  • Another advantage is that piezo-pumps have very small dimensions and thus significantly reduce the weight of the pumping arrangement, in contrast to the known systems. The pumping arrangement can thus be arranged directly on the expiratory valve.
  • the pumping arrangement has a two-way pump, which can be flowed through in two directions.
  • the gas flow in the pumping arrangement the regular from a Ansau-. Gö réelle is directed to an outlet opening, can be reversed in a two-way pump. Therefore, this pumping arrangement no longer has a dedicated suction opening or outlet opening.
  • the two-way pump has first and second two-way ports. In one inflow state, the fluid flows into the two-way pump through the first two-way port and out of the two-way pump through the second two-port port. In a reflux state, the fluid flows into the two-way pump through the second two-way port and out of the two-way pump through the first two-port port.
  • the membrane element can thus be opened only by the pressure of the expiratory breathing gas flow without the aid of a relief valve or other auxiliary components. It can be dispensed with a relief valve that would otherwise have reduced the pressure on the pump side in this case.
  • the pump assembly may conveniently further comprise a pump stack having a plurality of high frequency pumps.
  • the high-frequency pumps in the pump stack are connected in series. This means that the outlet opening of one pump is directed into the suction opening of the second pump.
  • the pump arrangement has a plurality of parallel-connected high-frequency pumps. In this case, the outlet ports of the high-frequency pumps are all directed to the same volume. If several high-frequency pumps are used, the other pumps can compensate for the missing pump power if one pump fails. Further, with a plurality of many small and inexpensive pumps, reliably high end pressures can be achieved. The dimensions of the pumping arrangement can be made flexible in this way.
  • the device has a control unit for the pumping arrangement, wherein the control unit is connected to a sensor for the control pressure on the membrane element.
  • the control unit controls the pumping arrangement as a function of the control pressure.
  • a common mode module is provided, which is designed to drive the plurality of high-frequency pumps in a common mode.
  • the plurality of high-frequency pumps each produce the same pump power.
  • the advantage of common mode drive is that the high frequency pumps are worn evenly.
  • the control unit has a cascade module which cascades the plurality of high-frequency pumps. By this is meant that the high-frequency pumps are switched on one after the other, as soon as higher powers are required.
  • the advantage of a cascade module is that power changes can be finer and faster tuned, since the power change is effected only by a high-frequency pump.
  • control unit has a status module that can determine the status of the expiratory valve and the pump arrangement. Furthermore, a communication module is provided for this purpose, which transmits the status signals between the pumps and the control unit. In this way, the control unit is enabled to determine the opening value of the expiratory valve and at the same time read out the power of the pumps. Thus, the control unit can at any time carry out a control of the pumps appropriate to the respective situation.
  • the pumping arrangement has a voltage source which supplies the pumping arrangement with two control voltages.
  • the pumping arrangement can be acted upon at any time with a low bias voltage. This low bias voltage is applied even when the pumping arrangement is not needed. As soon as power is then to be called up, the pump arrangement can provide power much faster than if no bias voltage were applied. This further increases the dynamics of the pumping arrangement.
  • the invention further relates to a retrofit kit for a device for ventilating a patient having an expiratory valve with a membrane element for transmitting a positive end-expiratory pressure, wherein the invention provides that the retrofit kit has a pumping arrangement for generating the positive end-expiratory pressure, the pumping arrangement for fluid-communicating connection with the membrane element is formed and has a high-frequency pump for generating the positive end-expiratory pressure.
  • the retrofit kit can advantageously have a coupling component with which the pumping arrangement can be connected to an expiratory valve of a device for ventilating a patient. Further developments of the retrofit kit can be taken from the above description.
  • the invention further relates to a control device for a pumping arrangement for a device for ventilating a patient according to the description given above, wherein the control device has an actual value signal input for an actual pressure signal and a desired value signal input for a desired pressure signal , wherein according to the invention it is provided that the control device is a comparator module, which is designed to determine the deviation between the actual pressure signal and the desired pressure signal, and a control signal output, which is designed to output a control signal to the pumping arrangement is, has.
  • the invention also relates to a method for controlling a pumping arrangement for a device for ventilating a patient according to the preceding description, wherein the device has a pressure sensor on the membrane element, with the steps according to the invention: detection of an actual pressure signal the membrane element with the pressure sensor; Determining a difference signal from the deviation of the actual pressure signal from a provided desired pressure signal; Changing a control voltage for the high-frequency pump in response to the difference signal.
  • the high-frequency pump operates at a frequency of at least 600 Hz, preferably at least 1000 Hz, more preferably at least 10000 Hz, more preferably at least 21000 Hz, more preferably 25000 Hz.
  • FIG. 1a, b a schematic representation of a device for breathing a patient
  • Figure 2 a schematic representation of a pumping arrangement according to the prior
  • FIG. 3 shows a schematic representation of a pump arrangement with a high-frequency pump
  • Figure 4 is a schematic representation of a pumping arrangement with a piezo pump, which can be flowed through in two directions;
  • Figure 5a, b a schematic representation of the operation of a piezo pump, which can be flowed through in two directions;
  • FIG. 6 a schematic representation of a pump stack
  • Figure 7 a schematic representation of a plurality of parallel connected
  • Figure 8 a schematic representation of a retrofit kit.
  • a device for ventilating a patient is referenced in its entirety by reference numeral 1.
  • the device comprises a respirator 3, which is connected via an inspiratory tube 17 by means of a coupling piece to the respiratory passages of a patient.
  • the coupling piece is in this embodiment, a mask 18 with Y-piece.
  • a tube (not shown) of an intubated patient can also be used.
  • an anesthesia machine can also be provided.
  • the Exspirati- onsventil 10 forms together with a pumping arrangement 2, a PEEP valve.
  • FIG. 1a shows an arrangement of the expiration valve 10 on the Y-piece of the mask 18.
  • the expiratory valve 10 can be integrated in the ventilator 3, as shown in FIG.
  • the pump arrangement 2 has a high-frequency pump 21.
  • the outlet port 37 of the pump 21 is connected to the flexible support component 14.
  • the High-frequency pump 21 has a relief valve 16 in order to be able to open the expiratory pressure at the beginning of the expiration phase. Through the relief valve 16, the pressure exerted by the high-frequency pump 21 on the membrane element 11 can be reduced.
  • the high-frequency pump 21 is arranged directly on the expiratory valve 10.
  • the high-frequency pump 21 can be coupled without a connecting hose to the flexible support component 14.
  • the high-frequency pump 21 sucks air via a suction opening 36, which is then introduced into the volume formed by the flexible support component 14 and the membrane element 11.
  • the high-frequency pump 21 is connected via a pump signal line 44 to a control unit 4. Via the pump signal line 44, the high-frequency pump 21 is controlled by the control unit 4.
  • a pressure sensor 46 is provided on the membrane element 1 1.
  • the pressure sensor 46 determines a control pressure actual value between the expiratory breathing gas flow and the volume formed by the membrane element 11 and the flexible support component 14.
  • the pressure sensor 46 is connected to the control unit 4 via a sensor signal line 45.
  • the pump signal line 44 connects a control signal output 48 with the high-frequency pump 21.
  • the sensor signal line 45 connects the sensor 46 with an actual value input 47 of the control unit 4.
  • the control unit 4 comprises a setpoint input 43. By means of the setpoint Input 43, the control unit 4 a control pressure setpoint for the positive end expiratory pressure transmitted means.
  • the control pressure setpoint can be input manually by a user or transmitted via a control signal line from a higher-level control.
  • control unit 4 comprises a status module 42 which determines the opening status of the expiratory valve 10. Depending on the opening status of the exhalation valve 10 and the comparison made by the comparator module 41 between the control pressure set value transmitted by the setpoint input and the control pressure actual value transmitted by the pressure sensor 46, a control signal is transmitted to the high-frequency pump 21.
  • the high-frequency pump 21 may be formed as a piezo pump. Piezo pumps are characterized by being particularly small and at particularly high frequencies can be operated.
  • the inner volume of the high-frequency pump 21 is less than 1 ml, preferably less than 0.5 ml. In this way, the compliance of the pumping arrangement 2 can be particularly reduced. Furthermore, the weight and cost savings are further increased.
  • FIG. 4 shows a further embodiment of the pump arrangement 2.
  • the high-frequency pump 21 has a two-way pump 20, which can be flowed through in two directions.
  • the pump geometry is chosen so that the pump assembly 2 no longer requires a relief valve.
  • the pumping arrangement 2 has a first two-way passage opening 22.
  • a fluid can either flow into the pumping arrangement 2 or flow out of the pumping arrangement 2 through the first two-way passage opening 22.
  • a two-way pump 20 is explained in more detail.
  • the two-way pump 20 is shown in a cross-sectional view.
  • the two-way pump 20 comprises an outer housing 24 with a second two-way passage opening 23.
  • the outer housing 24 has the first two-way passage opening 22.
  • the first two-way passage opening 22 is disposed on the opposite side of the second two-way passage opening 23 on the outer housing 24.
  • a piezo pump 29 is arranged within the outer housing 24.
  • the piezo pump 29 has a two-way pump opening 291.
  • the two-way pump opening 291 is arranged in alignment with the second two-way passage opening 23.
  • the two-way pumping port 291 and the second two-way port 23 have a common axis, so that a gas flow passing through the two-way pumping port 291 is directed through the second two-port port 23.
  • the piezo pump 29 is mounted in the outer housing 24 such that a flow channel 282 is formed between the first two-way passage opening 22 and the second two-way passage opening 23.
  • the piezo-pump 29 further has a piezo-element 27 which is mounted on a spring element 28 and fixedly connected to it.
  • the spring element 28 is connected via flexible connecting elements 281 with the piezo pump 29.
  • the spring element 28 and the piezo element 27 are connected via oscillator lines 251 to an AC voltage generator 25.
  • the piezo pump 29 is connected to a cover plate 26 of the two-way pump 20. As a result of the alternating voltage which is applied by the AC voltage generator 25 between the spring element 28 and the piezo element 27, the length extension changes.
  • the gas or fluid in the piezo-pump 29 is expelled through the two-way pumping opening 291. This creates a directed current. This is illustrated by the arrows according to FIG. 5b.
  • the directed fluid flow is expelled through the second two-way port 23. Due to the directed movement of the flow, the flow does not flow through the flow channel 282.
  • FIG. 6 shows a pump arrangement 2 which has a plurality of high-frequency pumps 21. These high-frequency pumps 21 are designed as two-way pumps 20.
  • the second two-way ports 23 of the two-way pumps 20 are respectively aligned with the first two-way ports 22 of a respective following two-way pump 20. Only the above two-way pump 20 has first two-way passage openings 22, which is not fed by a second two-way passage opening 23 of another two-way pump 20. Furthermore, the lowermost two-way pump 20 has a second two-way passage opening 23, which is not directed to a first two-way passage opening 22 of another two-way pump 20. Since each of the two-way pumps 20 has a free flow channel 282, only a single two-way pump 20 can be operated without blocking flow paths between the ambient air and the membrane element 11. The flow channels 282 form in this way a bypass around the piezo-pumps 29 in the two-way pump 20.
  • Each of the two-way pump 20 is connected to its own AC voltage generator 25 via an oscillator line 251.
  • the AC voltage generators 25 are connected to the control unit 4 via pump signal lines 44.
  • the AC voltage generators 25 are thus controlled via the control unit 4, the AC voltage generators 25 being controlled separately via a cascade module 52.
  • the two-way pumps 20 can produce a certain pressure in any combination.
  • a single two-way pump 20 may be operated at its maximum power, and another half-power pump or two three-quarters power pumps may be operated.
  • a common mode module 51 can be provided, with which the pumps are controlled so that all pumps operate with the same power.
  • the two-way pumps 20 are arranged in this embodiment in a stack housing 5.
  • the stack housing 5 is designed so that the two-way pumps 20 generate a common fluid flow.
  • the high-frequency pumps 21 are connected in parallel.
  • Each of the high-frequency pumps 29 generates its own fluid flow.
  • the high-frequency pumps 21 can be designed as two-way pumps 20.
  • the two-way pumps 20 each include its own AC generator 25, which is connected in each case via its own oscillator 251 to the respective two-way pump 20.
  • the AC generators 25 are connected via pump signal lines 44 to a control unit 4.
  • the control unit 4 can thus independently control the pumping power of each of the two-way pumps 20 by means of a cascade module 52 in this embodiment as well.
  • a common mode module 51 can be provided, with which the pumps are controlled so that all pumps operate with the same power.
  • an equally clocked or a cascaded control of the two-way pump 20 is also possible in this embodiment.
  • the invention is designed as a retrofit kit, which has a pumping arrangement 2 with a high-frequency pump 21.
  • the pumping arrangement 2 further has a coupling module 50, which is designed to provide a fluid-communicating, gas-tight connection with a membrane element 11 of a device 1 for ventilating a patient. to generate.
  • a retrofit kit is shown in FIG.
  • the retrofit kit 6 can be used to replace existing pneumatic actuators of membrane elements 11 of devices for breathing 1.
  • the connector 31 and the connecting tube 32 are removed and instead the retrofit kit 6 with the coupling module 50 attached to the flexible support component 14.
  • the retrofit kit 6 can also be equipped with a control unit 4.
  • the retrofit kit can also be designed for connection to an already existing control unit 4.
  • the retrofit kit further has a control signal input 53.
  • the method for controlling the pumping arrangement 2 may be performed by the control unit 4. Initially, the actual pressure on the membrane element 1 1 is detected by the pressure sensor 46 and converted into an actual pressure signal. The actual pressure signal of the pressure sensor 46 is transmitted to the control unit 4. Further, the control unit 4 is provided a target pressure signal. The control unit 4 then compares the desired pressure signal with the actual pressure signal by means of the comparator module 41. From the deviation between the two signals, the control unit 4 then determines a control signal for the control voltage of the high-frequency pumps 21 in order to minimize the deviation between the actual pressure signal and the desired pressure signal.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Beatmen eines Patienten, die ein Exspirationsventil (10) mit einem Membranelement (11) zum Übertragen eines positiven endexspiratorischen Drucks und eine Pumpanordnung (2) zum Erzeugen des positiven endexspiratorischen Drucks, die fluidkommunizierend mit dem Membranelement (11) verbunden ist, aufweist, wobei die Pumpanordnung (2) eine Hochfrequenz-Pumpe (21) zum Erzeugen des positiv endexspiratorischen Drucks aufweist. Durch die Erfindung wird bewirkt, dass die Pumpanordnung (2) klein und günstig hergestellt werden kann. Weiter wird der Aufbau der Vorrichtung (1) vereinfacht.

Description

Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten
und Verfahren zum Betreiben der Vorrichtung
B e s c h r e i b u n g
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten, die ein Exspirations- ventil mit einem Membranelement zum Übertragen eines positiven endexspiratorischen Drucks aufweist.
Vorrichtungen zum Beatmen eines Patienten sind z. B. Beatmungsgeräte oder Anästhesiegeräte. Beatmungsgeräte und Anästhesiegeräte werden dazu genutzt, Patienten, die entweder gar nicht selbstständig atmen können oder Hilfe beim Atmen benötigen, Atemluft bereit- zustellen. Dazu tragen die Patienten eine Gesichtsmaske, die Mund und Nase abdeckt, oder einen Tubus, der in den Rachenraum und die Luftröhre des Patienten eingeführt wird. Die Gesichtsmaske bzw. der Tubus sind über ein Y-Stück mit einem Beatmungsgerät bzw. einem Anästhesiegerät verbunden. Das Y-Stück weist drei sternförmig über Kanäle miteinander verbundene Öffnungen auf. Eine der Öffnungen ist mit der Gesichtsmaske fluidkommu- nizierend verbunden. Das Beatmungsgerät drückt durch eine der beiden verbleibenden Öffnungen des Y-Stücks einen inspiratorischen Atemgasstrom in die Lunge des Patienten. Beim Ausatmen wird diese inspiratorische Verbindung des Y-Stücks zum Beatmungsgerät bzw. Anästhesiegerät gesperrt und der exspiratorische Atemgasstrom, der beim Ausatmen des Patienten entsteht, wird über die andere der verbleibenden Öffnungen des Y-Stücks geleitet.
Für eine Großzahl von Patienten ist es vorteilhaft, wenn nach dem Ausatmen ein gewisser Druck in der Lunge verbleibt, um zum Beispiel die Sauerstoffaufnahme in der Lunge zu erhöhen. Dazu wird an dem Ende des Y-Stücks, aus dem der exspiratorische Atemgasstrom fließt, ein Widerstand in Form eines Gegendrucks bereitgestellt. Dieser Gegendruck ist der positiv endexspiratorische Druck (positive end-exspiratory pressure PEEP).
BESTÄTIGUNGSKOPIE Zur Erzeugung dieses Druckes, ist das exspiratorische Ende des Y-Stücks mit einem Exspi- rationsventil verbunden, dessen Schließdruck eingestellt werden kann. Solange der Atemgasstrom einen höheren Druck als den Schließdruck aufweist, öffnet das Ventil. Fällt der Druck des Atemgasstroms unter den Schließdruck, schließt das Ventil. Das Exspirationsven- til befindet sich entweder an dem Y-Stück, innerhalb des exspiratorischen Schlauches, oder innerhalb des Beatmungs- oder Anästhesiegerätes an dessen exspiratorischem Eingang.
Es ist bekannt, elektrische Antriebe zur Erzeugung des positiv endexspiratorischen Drucks zu verwenden. Gemäß der DE 10 2005 011 596 B4 wird dazu ein Druckstab verwendet, der mittels einer Spule angetrieben wird. Die Position des Druckstabs wird mittels einer Messspule aufgenommen. Der Stab drückt auf ein Plättchen, das den exspiratorischen Atemgasstrom blockiert. Dieser elektrische Antrieb ist sehr schnell und gut regelbar. Allerdings ist sein Aufbau komplex und die Einleitung der Kraft in das Plättchen kann Querkräfte verursachen. Weiter ist der Antrieb bei negativer Kraft im dynamischen Betrieb nicht kraftschlüssig.
Alternativ sind auch pneumatische Antriebe bekannt. Sie sind einfacher aufgebaut als elektrische Antriebe und leiten die Kraft flächig auf das Ventilplättchen ein. Dabei werden bei pneumatischen Antrieben Querkräfte vermieden. Allerdings sind pneumatische Systeme generell langsamer und leichter schwingfähig als elektrische Antriebe. Dies ist in der soge- nannten Compliance begründet, die das Verhältnis aus dem gesamten Gasvolumen des pneumatischen Systems und dem zu ändernden Gasvolumen beschreibt. Generell benötigen schnelle pneumatische Antriebe leistungsfähige Druckquellen, die schnell variiert werden können. Dazu ist es bekannt, große leistungsfähige Pumpen zu nutzen, die kontinuierlich einen Druck erzeugen. Mittels eines Entlastungsventils kann der Druck schnell reguliert werden. Dies ist vor allem dann notwendig, wenn das Exspirationsventil gegen den kontinuierlich erzeugten Druck der Pumpe geöffnet werden soll. Diese Pumpen sind in der Regel Membran- oder Kolbenpumpen, die mit einer Frequenz von 20 Hz bis 100 Hz arbeiten. Dadurch werden gleichzeitig Druckstöße in diesem Frequenzbereich erzeugt, die auf die Ventilplättchen wirken können, wobei die Systemfrequenzen des Exspirationsventils in der Regel zwischen 0,1 Hz und ca. 500 Hz liegen. Um die Weitergabe der Druckstöße auf die Ventilplättchen zu vermeiden, ist ein Tiefpass vorgesehen, der in Form eines großen Drucktanks zwischen das Ventilplättchen und die Pumpe geschaltet ist. Für pneumatische Antriebe ist daher eine Min- destcompliance erforderlich, um die Druckpulsationen von den Ventilplättchen abzuschirmen. Diese Compliance resultiert vor allem aus dem großen Volumen des Drucktanks und dem Volumen der Schläuche. Die große Compliance verhindert eine hohe Dynamik der Anordnung. Aufgrund der Größe dieser Anordnung können die Antriebe lediglich über Schläuche mit dem Exspirationsventil verbunden sein. Weiter sind diese Antriebe sehr schwer. Figur 2 zeigt den Stand der Technik. Das Beatmungsgerät weist ein Exspirationsventil 10 mit einem Membranelement 11 auf, das ein Exspirationskanal 13 der Maske 18 mit Y-Stück mittels einer Dichtungskomponente 12 verschließen kann. Das Membranelement 11 ist dabei in einem Exspirationsauslass 15 angeordnet. Weiter wird das Membranelement 1 1 von einer flexiblen Halterungskomponente 14 über einen ersten Verbindungsschlauch 32 mit einer Pumpanordnung 2 verbunden. Die Pumpanordnung 2 weist dabei eine Auslassöffnung 37 an einer Membran- bzw- Kolbenpumpe 35 auf, durch die das von einer Pumpanordnung 2 geförderte Gas ausgelassen wird. Die flexible Halterungskomponente 14 verbindet dabei das Membranelement 1 1 mit der Auslassöffnung 37. Die Pumpanordnung 2 weist weiter einen großvolumigen Drucktank 33 auf, der als Tiefpass für die Pumpstöße der Pumpanordnung 2 fungiert. Der Drucktank 33 ist dabei über einen zweiten Verbindungsschlauch 34 mit der Membran- bzw. Kolbenpumpe 35 verbunden. Weiter ist ein Entlastungsventil 16 vorgesehen, das zur Regelung des positiv endexspiratorischen Druckes verwendet wird. Allein der Drucktank 33 weist dabei ein Volumen von mindestens ca. 30 ml auf, wobei das Volumen das zu ändernde Volumen, über das das Membranelement 1 1 angehoben wird, ca. 6 ml beträgt.
Aufgabe der Erfindung ist es, einen leichten, einfach aufgebauten und schnell regelbaren Antrieb für ein Exspirationsventil bereitzustellen.
Die Aufgabe wird gelöst durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche. Vorteilhafte Wei- terbildungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Bei einer Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten, die ein Exspirationsventil mit einem Membranelement zum Übertragen eines positiven endexspiratorischen Drucks und eine Pumpanordnung zum Erzeugen des positiven endexspiratorischen Drucks, die fluidkommu- nizierend mit dem Membranelement verbunden ist, aufweist, ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass die Pumpanordnung eine Hochfrequenz-Pumpe zum Erzeugen des positiv endexspiratorischen Drucks aufweist.
Unter einer Hochfrequenz-Pumpe wird eine Pumpe verstanden, die eine Pumpfrequenz von mindestens 600 Hz aufweist. Durch die Nutzung einer Hochfrequenz-Pumpe arbeitet die Pumpanordnung außerhalb der Systemfrequenzen des Exspirationsventils. Dadurch werden durch die Pumpstöße der Hochfrequenz-Pumpe keine Schwingungen im System erzeugt. Daher kann auf einen Drucktank verzichtet werden, der hohe Frequenzen dämpft, die innerhalb der Systemfrequenzen des Exspirationsventils liegen. Durch den Verzicht auf den Drucktank reduziert sich die Compliance der erfindungsgemäßen Pumpanordnung auf die Compliance der Hochfrequenz- Pumpe und der Verbindungskanäle mit dem Membranelement. Die Pumpanordnung benötigt daher keine Mindestcompliance mehr, um Schwingungen zu vermeiden. Die Compliance ist gegenüber herkömmlichen Pumpanordnungen deutlich reduziert, sodass eine hochdynami- sehe Regelung des positiven endexspiratorischen Druckes allein durch die Ansteuerung der Hochfrequenz-Pumpe ermöglicht wird. Durch die Verringerung der Compliance ist weiter das Schwingungsverhalten verbessert. Dadurch, dass in der Pumpanordnung lediglich ein kleines Volumen vorhanden ist, werden nur hochfrequente Schwingungen des Membranele- ments durch die Pumpanordnung verstärkt. Die Schwingungen des Membranelements wer- den durch die Pumpanordnung nicht verstärkt. Damit ergibt sich ein verbessertes Schwingungsverhalten des Exspirationsventils.
Vorteilhafterweise ist die Hochfrequenz-Pumpe eine Piezo-Pumpe. Piezo-Pumpen haben den Vorteil, dass sie leistungsstark sind und bei Frequenzen im Kilohertzbereich betrieben werden können. Vorteilhafterweise werden Piezo-Pumpen dabei mit einer Frequenz über der hochfrequenten Hörschwelle (ca. 21000 Hz) betrieben, vorzugsweise bei einer Frequenz von 25000 Hz. Bei dieser Frequenz sind Piezo-Pumpen für das menschliche Gehör nicht wahrnehmbar, so dass weder das Krankenhauspersonal, noch der Patient Geräusche von dem Betrieb der Pumpanordnung wahrnehmen können. Weiter sind Piezo-Pumpen einfach auf- gebaut und billig herzustellen. Ein weiterer Vorteil ist, dass Piezo-Pumpen sehr kleine Abmessungen aufweisen und damit das Gewicht der Pumpanordnung im Gegensatz zu den bekannten Systemen sehr deutlich verringern. Die Pumpanordnung kann damit direkt an dem Exspirationsventil angeordnet werden. Mit Vorteil weist die Pumpanordnung eine Zwei-Wege-Pumpe auf, die in zwei Richtungen durchströmbar ist. Der Gasfluss in der Pumpanordnung, die regelmäßig von einer Ansau- . göffnung zu einer Auslassöffnung gerichtet ist, kann in einer Zwei-Wege-Pumpe umgekehrt werden. Daher weist diese Pumpanordnung keine dedizierte Ansaugöffnung oder Auslassöffnung mehr auf. Stattdessen weist die Zwei-Wege-Pumpe eine erste und eine zweite Zwei-Wege- Durchlassöffnung auf. In einem Hinflusszustand strömt das Fluid durch die erste Zwei-Wege- Durchlassöffnung in die Zwei-Wege-Pumpe ein und durch die zweite Zwei-Wege- Durchlassöffnung aus der Zwei-Wege-Pumpe aus. In einem Rückflusszustand strömt das Fluid durch die zweite Zwei-Wege-Durchlassöffnung in die Zwei-Wege-Pumpe ein und durch die erste Zwei-Wege-Durchlassöffnung aus der Zwei-Wege-Pumpe aus.
Sobald der Druck aus dem exspiratorischen Atemgasstrom höher als der positiv endexspira- torische Druck ist, kann das Membranelement damit ohne Zuhilfenahme eines Entlastungs- ventils oder anderer Hilfskomponenten lediglich durch den Druck des exspiratorischen Atemgasstromes geöffnet werden. Es kann damit auf ein Entlastungsventil verzichtet werden, dass in diesem Fall ansonsten den Druck auf der Pumpenseite verringert hätte.
Die Pumpanordnung kann zweckmäßigerweise weiter einen Pumpenstack aufweisen, der eine Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen aufweist. Die Hochfrequenz-Pumpen im Pumpenstack sind dabei in Reihe geschaltet. Das bedeutet, dass die Auslassöffnung der einen Pumpe in die Ansaugöffnung der zweiten Pumpe gerichtet ist. Alternativ ist es zweckmäßig, dass die Pumpanordnung eine Mehrzahl von parallel geschalteten Hochfrequenz-Pumpen aufweist. In diesem Fall sind die Auslassöffnungen der Hochfrequenz-Pumpen alle auf das gleiche Volumen gerichtet. Bei der Nutzung von mehreren Hochfrequenz-Pumpen können bei Ausfall einer Pumpe die weiteren Pumpen die fehlende Pumpleistung kompensieren. Weiter können mit einer Mehrzahl von vielen kleinen und günstigen Pumpen zuverlässig hohe Enddrücke erreicht werden. Die Abmessungen der Pumpanordnung können auf diese Weise flexibel gestaltet werden.
Es ist weiter zweckmäßig, wenn die Vorrichtung eine Steuereinheit für die Pumpanordnung aufweist, wobei die Steuereinheit mit einem Sensor für den Steuerdruck am Membranelement verbunden ist. Die Steuereinheit steuert dabei die Pumpanordnung in Abhängigkeit von dem Steuerdruck.
Vorteilhafterweise ist bei Vorhandensein mehrerer Hochfrequenz-Pumpen ein Gleichtaktmodul vorgesehen, das ausgebildet ist, die Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen im Gleichtakt anzusteuern. Das bedeutet, dass die Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen jeweils die gleiche Pumpleistung erzeugt. Der Vorteil einer Gleichtaktansteuerung liegt darin, dass die Hochfrequenz-Pumpen gleichmäßig abgenutzt werden. Alternativ ist es weiter vorteilhaft, wenn die Steuereinheit ein Kaskadenmodul aufweist, das die Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen kaskadiert angesteuert. Damit ist gemeint, dass die Hochfrequenz-Pumpen nacheinander zugeschaltet werden, sobald höhere Leistungen erforderlich werden. Der Vorteil eines Kaskadenmoduls besteht darin, dass Leistungsänderungen feiner und schneller abgestimmt werden können, da die Leistungsänderung nur durch jeweils eine Hochfrequenz-Pumpe bewirkt wird.
Mit Vorteil weist die Steuereinheit ein Statusmodul auf, das den Status des Exspirationsven- tils und der Pumpanordnung bestimmen kann. Weiter ist dazu ein Kommunikationsmodul vorgesehen, dass die Statussignale zwischen den Pumpen und der Steuereinheit übermittelt. Auf diese Weise wird die Steuereinheit befähigt, den Öffnungswert des Exspirationsven- tils zu bestimmen und gleichzeitig die Leistung der Pumpen auszulesen. Damit kann die Steuereinheit jederzeit eine der jeweiligen Situation angemessene Steuerung der Pumpen durchführen.
Vorteilhafterweise weist die Pumpanordnung eine Spannungsquelle auf, die die Pumpanordnung mit zwei Steuerspannungen versorgt. Auf diese Weise kann die Pumpanordnung jederzeit mit einer niedrigen Vorspannung beaufschlagt werden. Diese niedrige Vorspannung wird auch dann angelegt, wenn die Pumpanordnung nicht benötigt wird. Sobald dann Leis- tung abgerufen werden soll, kann die Pumpanordnung deutlich schneller Leistung bereitstellen als wenn keine Vorspannung angelegt wäre. Damit wird die Dynamik der Pumpanordnung weiter erhöht.
Die Erfindung betrifft weiter einen Nachrüstsatz für eine Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten, die ein Exspirationsventil mit einem Membranelement zum Übertragen eines positiven endexspiratorischen Drucks aufweist, wobei erfindungsgemäß vorgesehen ist, dass der Nachrüstsatz eine Pumpanordnung zum Erzeugen des positiven endexspiratorischen Drucks aufweist, wobei die Pumpanordnung zum fluidkommunizierenden Verbinden mit dem Membranelement ausgebildet ist und eine Hochfrequenz-Pumpe zum Erzeugen des positiv endex- spiratorischen Drucks aufweist.
Der Nachrüstsatz kann vorteilhaft eine Kopplungskomponente aufweisen, mit der die Pumpanordnung an ein Exspirationsventil einer Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten verbunden werden kann. Weiterbildungen des Nachrüstsatzes sind aus der oben angeführten Beschreibung zu entnehmen.
Die Erfindung bezieht sich weiter auf eine Steuervorrichtung für eine Pumpanordnung für eine Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten gemäß der oben angegebenen Beschreibung, wobei die Steuervorrichtung einen Istwert-Signaleingang für ein Ist-Druck-Signal und einen Sollwert-Signaleingang für einen Soll-Druck-Signal aufweist, wobei erfindungsgemäß vorgesehen ist, dass die Steuervorrichtung ein Komparatormodul, das zum Ermitteln der Abweichung zwischen dem Ist-Druck-Signal und dem Soll-Druck-Signal ausgebildet ist, und einen Steuersignal-Ausgang, der zum Ausgeben eines Steuersignals an die Pumpanordnung ausgebildet ist, aufweist.
Schließlich bezieht sich die Erfindung auch auf ein Verfahren zum Steuern einer Pumpanordnung für eine Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten nach der vorangegangenen Be- Schreibung, wobei die Vorrichtung einen Drucksensor an dem Membranelement aufweist, mit den erfindungsgemäßen Schritten: Erfassen eines Ist-Druck-Signals an dem Membranelement mit dem Drucksensor; Ermitteln eines Differenzsignals aus der Abweichung des Ist- Druck-Signals von einem bereitgestellten Soll-Druck-Signal; Ändern einer Steuerspannung für die Hochfrequenz-Pumpe in Abhängigkeit von dem Differenzsignal.
Es ist weiter vorteilhaft, wenn die Hochfrequenz-Pumpe mit einer Frequenz von mindestens 600 Hz, vorzugsweise mindestens 1000 Hz, weiter vorzugsweise mindestens 10000 Hz, weiter vorzugsweise mindestens 21000 Hz, weiter vorzugsweise 25000 Hz arbeitet.
Im Folgenden wird ein vorteilhaftes Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand der beigefügten Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:
Figur 1a,b: eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zum Beatmen eines Patien- ten;
Figur 2: eine schematische Darstellung einer Pumpanordnung gemäß dem Stand der
Technik;
Figur 3: eine schematische Darstellung einer Pumpanordnung mit einer Hochfrequenz-Pumpe; Figur 4: eine schematische Darstellung einer Pumpanordnung mit einer Piezo-Pumpe, die in zwei Richtungen durchströmbar ist;
Figur 5a, b: eine schematische Darstellung der Funktionsweise einer Piezo-Pumpe, die in zwei Richtungen durchströmbar ist;
Figur 6: eine schematische Darstellung eines Pumpenstacks;
Figur 7: eine schematische Darstellung von einer Mehrzahl von parallel geschalteten
Hochfrequenz-Pumpen; und
Figur 8: eine schematische Darstellung eines Nachrüstsatzes.
Eine Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten wird in ihrer Gesamtheit mit dem Bezugszei- chen 1 referenziert.
Gemäß der Figuren 1 a und 1 b umfasst die Vorrichtung ein Beatmungsgerät 3, das über einen Inspirationsschlauch 17 mittels eines Kopplungsstücks mit den Atemwegen eines Patienten verbunden. Das Kopplungsstück ist in diesem Ausführungsbeispiel eine Maske 18 mit Y-Stück. Anstatt einer Maske 18 kann auch ein Tubus (nicht dargestellt) eines intubierten Patienten genutzt werden. Anstatt eines Beatmungsgerätes 3 kann auch ein Anästhesiegerät vorgesehen sein.
Über den Inspirationsschlauch 17 wird der Patient, der die Maske 18 trägt, von dem Beat- mungsgerät 3 mit Atemluft versorgt. Die Atemluft wird dabei unter Druck in die Atemwege des Patienten eingeführt. Beim Ausatmen des Patienten wird die Verbindung über den Inspirationsschlauch 17 gesperrt. Die ausgeatmete Luft des Patienten, die den Exspirationsatem- gasstrom definiert, fließt über das Exspirationsventil 10 in die Umgebung ab. Das Exspirati- onsventil 10 bildet zusammen mit einer Pumpanordnung 2 ein PEEP-Ventil.
Figur 1 a zeigt dabei eine Anordnung des Exspirationsventils 10 an dem Y-Stück der Maske 18. Alternativ kann das Exspirationsventil 10 wie in Figur 1 b dargestellt in das Beatmungsgerät 3 integriert sein. Gemäß Figur 3 weist die Pumpanordnung 2 eine Hochfrequenz-Pumpe 21 auf. Die Auslassöffnung 37 der Pumpe 21 ist mit der flexiblen Halterungskomponente 14 verbunden. Die Hochfrequenz-Pumpe 21 weist dabei ein Entlastungsventil 16 auf, um bei Beginn der Exspi- rationsphase den exspiratorischen Druck öffnen zu können. Über das Entlastungsventil 16 kann der Druck, der von der Hochfrequenz-Pumpe 21 auf das Membranelement 11 ausgeübt wird, verringert werden. Wie aus Figur 3 ersichtlich, ist die Hochfrequenz-Pumpe 21 un- mittelbar an dem Exspirationsventil 10 angeordnet. Da auf einen Drucktank 33, wie in Figur 2 abgebildet, aufgrund der fehlenden Systemresonanzen zwischen der Pumpanordnung und dem Exspirationsventil 10 verzichtet werden kann, kann die Hochfrequenz-Pumpe 21 ohne einen Verbindungsschlauch an die flexible Halterungskomponente 14 angekoppelt werden. Die Hochfrequenz-Pumpe 21 saugt über eine Ansaugöffnung 36 Luft an, die dann in das Volumen, das durch die flexible Halterungskomponente 14 und das Membranelement 11 gebildet wird, eingeleitet wird.
Die Hochfrequenz-Pumpe 21 ist über eine Pumpensignalleitung 44 mit einer Steuereinheit 4 verbunden. Über die Pumpensignalleitung 44 wird die Hochfrequenz-Pumpe 21 durch die Steuereinheit 4 gesteuert. Dazu ist an dem Membranelement 1 1 ein Drucksensor 46 vorgesehen. Der Drucksensor 46 ermittelt einen Steuerdruck-Istwert zwischen dem exspiratorischen Atemgasstrom und dem Volumen, das von den Membranelement 11 und der flexiblen Halterungskomponente 14 gebildet wird. Der Drucksensor 46 ist über eine Sensorsignallei- tung 45 mit der Steuereinheit 4 verbunden. Die Pumpensignalleitung 44 verbindet dabei einen Steuersignal-Ausgang 48 mit der Hochfrequenz-Pumpe 21. Die Sensorsignalleitung 45 verbindet den Sensor 46 mit einem Ist-Wert-Eingang 47 der Steuereinheit 4. Weiter umfasst die Steuereinheit 4 einen Sollwert-Eingang 43. Mittels des Sollwert-Eingangs 43 wird der Steuereinheit 4 ein Steuerdruck-Sollwert für den positiv endexspiratorischen Druck übermit- telt. Der Steuerdruck-Sollwert kann dabei manuell von einem Benutzer eingegeben werden oder über eine Steuersignalleitung von einer übergeordneten Steuerung übermittelt werden.
Weiter umfasst die Steuereinheit 4 ein Statusmodul 42, das den Öffnungsstatus des Exspira- tionsventils 10 bestimmt. In Abhängigkeit von dem Öffnungsstatus des Exspirationsventils 10 und dem von einem Komparatormodul 41 durchgeführten Vergleich zwischen dem von dem Sollwert-Eingang übermittelten Steuerdruck-Sollwert und dem von dem Drucksensor 46 übermittelten Steuerdruck-Istwert, wird ein Steuersignal an die Hochfrequenz-Pumpe 21 übermittelt.
Die Hochfrequenz-Pumpe 21 kann als Piezo-Pumpe ausgebildet sein. Piezo-Pumpen zeichnen sich dadurch aus, dass sie besonders klein sind und bei besonders hohen Frequenzen betrieben werden können. Das innere Volumen der Hochfrequenz-Pumpe 21 beträgt dabei weniger als 1 ml, vorzugsweise weniger als 0,5 ml. Auf diese Weise kann die Compliance der Pumpanordnung 2 besonders stark verringert werden. Weiter wird die Einsparung an Gewicht und Kosten weiter erhöht.
In Figur 4 wird eine weitere Ausführungsform der Pumpanordnung 2 dargestellt. In dieser Ausführungsform weist die Hochfrequenz-Pumpe 21 eine Zwei-Wege-Pumpe 20 auf, die in zwei Richtungen durchströmt werden kann. Die Pumpengeometrie ist dabei so gewählt, dass die Pumpanordnung 2 kein Entlastungsventil mehr benötigt. Anstatt einer Ansaugöffnung 36 weist die Pumpanordnung 2 eine erste Zwei-Wege-Durchlassöffnung 22 auf. Durch die erste Zwei-Wege-Durchlassöffnung 22 kann ein Fluid abhängig von den Druckverhältnissen in der Hochfrequenz-Pumpe 21 entweder in die Pumpanordnung 2 einströmen oder aus der Pumpanordnung 2 ausströmen. Mittels Figur 5 wird eine Zwei-Wege-Pumpe 20 näher erläutert. Die Zwei-Wege-Pumpe 20 ist dabei in einer Querschnittsdarstellung dargestellt. Die Zwei-Wege-Pumpe 20 umfasst ein Außengehäuse 24 mit einer zweiten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23. Weiter weist das Außengehäuse 24 die erste Zwei-Wege-Durchlassöffnung 22 auf. Die erste Zwei-Wege- Durchlassöffnung 22 ist auf der gegenüberliegenden Seite der zweiten Zwei-Wege- Durchlassöffnung 23 am Außengehäuse 24 angeordnet. Innerhalb des Außengehäuses 24 ist eine Piezo-Pumpe 29 angeordnet. Die Piezo-Pumpe 29 weist eine Zwei-Wege- Pumpöffnung 291 auf. Die Zwei-Wege-Pumpöffnung 291 ist dabei fluchtend mit der zweiten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 angeordnet. Die Zwei-Wege-Pumpöffnung 291 und die zweite Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 haben eine gemeinsame Achse, sodass ein Gasstrom, der durch die Zwei-Wege-Pumpöffnung 291 strömt, durch die zweite Zwei-Wege- Durchlassöffnung 23 gerichtet ist. Weiter ist die Piezo-Pumpe 29 so in dem Außengehäuse 24 gelagert, dass zwischen der ersten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 22 und der zweite Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 ein Strömungskanal 282 gebildet wird. Die Piezo-Pumpe 29 weist weiter ein Piezo-Element 27 auf, das auf einem Federelement 28 gelagert und mit ihm fest verbunden ist. Das Federelement 28 ist über flexible Verbindungselemente 281 mit der Piezo-Pumpe 29 verbunden. Das Federelement 28 und das Piezo-Element 27 sind über Oszillatorleitungen 251 mit einem Wechselspannungsgenerator 25 verbunden. Weiter ist die Piezo-Pumpe 29 mit einer Abdeckplatte 26 der Zwei-Wege-Pumpe 20 verbunden. Durch die Wechselspannung, die von dem Wechselspannungsgenerator 25 zwischen dem Federelement 28 und dem Piezo-Element 27 angelegt wird, ändert sich die Längenausdeh- nung des Piezo-Elements 27. Dadurch wird das Federelement 28 in eine Transversalschwingung versetzt. Die beiden extremen Schwingungszustände des Federelements 28 sind zwischen den beiden Figuren 5a und 5b ersichtlich. In Figur 5a ist das Federelement 28 nach oben gewölbt hingegen ist in Figur 5b flach bzw. leicht nach unten gewölbt ist. Wenn das Federelement 28 nach oben gewölbt wird, fließt Luft in den Innenraum der Piezo-Pumpe 29 durch die Zwei-Wege-Pumpöffnung 291. Die Luft wird dabei im Wesentlichen aus dem Strömungskanal 282 in die Piezo-Pumpe 29 eingesaugt. Es wird vergleichsweise wenig Luft aus der zweiten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 angesaugt. Wenn das Federelement 28 in Richtung der Zwei-Wege-Pumpöffnung 291 verformt wird, verkleinert sich das Volumen der Piezo-Pumpe 29. Dabei wird das in der Piezo-Pumpe 29 befindliche Gas bzw. Fluid durch die Zwei-Wege-Pumpöffnung 291 ausgestoßen. Dabei entsteht ein gerichteter Strom. Dies ist durch die Pfeile gemäß Figur 5b dargestellt. Der gerichtete Fluidstrom wird durch die zweite Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 ausgestoßen. Durch die gerichtete Bewegung des Stroms fließt der Strom nicht durch den Strömungskanal 282.
Wenn an der zweiten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 ein größerer Druck erzeugt wird, als die Piezo-Pumpe 29 erzeugt, wird die Fluidströmung im Strömungskanal 282 umgekehrt. Der von der Piezo-Pumpe 29 erzeugte gerichtete Fluidstrom wird dabei durch den größeren Druck, der an der zweiten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 anliegt, seitlich abgelenkt, sodass auch dieser Fluidstrom durch den Strömungskanal 282 fließt. In diesem Fall fließt die Fluidströmung von der zweiten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 durch den Strömungskanal 282 aus der ersten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 22 nach außen ab. Figur 6 zeigt eine Pumpanordnung 2, die eine Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen 21 aufweist. Diese Hochfrequenz-Pumpen 21 sind als Zwei-Wege-Pumpen 20 ausgebildet. Die zweiten Zwei-Wege-Durchlassöffnungen 23 der Zwei-Wege-Pumpen 20 sind jeweils auf die ersten Zwei-Wege-Durchlassöffnungen 22 einer jeweiligen folgenden Zwei-Wege-Pumpe 20 ausgerichtet. Lediglich die oben gelegene Zwei-Wege-Pumpe 20, weist erste Zwei-Wege- Durchlassöffnungen 22 auf, die nicht von einer zweiten Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 einer anderen Zwei-Wege-Pumpe 20 gespeist wird. Weiter weist die unterste Zwei-Wege- Pumpe 20 eine zweite Zwei-Wege-Durchlassöffnung 23 auf, die nicht auf eine erste Zwei- Wege-Durchlassöffnung 22 einer anderen Zwei-Wege-Pumpe 20 gerichtet ist. Da jede der Zwei-Wege-Pumpen 20 einen freien Strömungskanal 282 aufweist, kann lediglich eine einzi- ge Zwei-Wege-Pumpe 20 betrieben werden, ohne dass Strömungswege zwischen der Umgebungsluft und dem Membranelement 11 blockiert sind. Die Strömungskanäle 282 bilden auf diese Weise einen Bypass um die Piezo-Pumpen 29 in den Zwei-Wege-Pumpen 20. Jede der Zwei-Wege-Pumpen 20 ist mit einem eigenen Wechselspannungsgenerator 25 über eine Oszillatorleitung 251 verbunden. Die Wechselspannungsgeneratoren 25 sind über Pumpensignalleitungen 44 mit der Steuereinheit 4 verbunden. Über die Steuereinheit 4 wer- den damit die Wechselspannungsgeneratoren 25 gesteuert, wobei die Wechselspannungsgeneratoren 25 über ein Kaskadenmodul 52 separat angesteuert werden. Auf diese Weise ist es möglich, dass die Zwei-Wege-Pumpen 20 in jedweder Kombination einen bestimmten Druck erzeugen können. So kann zum Beispiel eine einzige Zwei-Wege-Pumpe 20 mit ihrer Maximalleistung betrieben werden und eine weitere Pumpe mit halber Leistung oder zwei Pumpen mit dreiviertel Leistung betrieben werden. Alterativ oder zusätzlich kann weiter ein Gleichtaktmodul 51 vorgesehen werden, mit dem die Pumpen so angesteuert werden, dass alle Pumpen mit gleicher Leistung arbeiten.
Die Zwei-Wege-Pumpen 20 sind in dieser Ausführungsform in einem Stack-Gehäuse 5 an- geordnet. Das Stack-Gehäuse 5 ist dabei so ausgebildet, dass die Zwei-Wege-Pumpen 20 einen gemeinsamen Fluidstrom erzeugen.
In einer alternativen Ausführungsform gemäß Figur 7 sind die Hochfrequenz-Pumpen 21 parallel geschaltet. Jede der Hochfrequenz-Pumpen 29 erzeugt einen eigenen Fluidstrom. Die Hochfrequenz-Pumpen 21 können dabei als Zwei-Wege-Pumpen 20 ausgebildet sein.
Auch in dieser Ausführungsform umfassen die Zwei-Wege-Pumpen 20 jeweils einen eigenen Wechselstromgenerator 25, der jeweils über eine eigene Oszillatorleitung 251 mit der jeweiligen Zwei-Wege-Pumpe 20 verbunden ist. Die Wechselstromgeneratoren 25 sind über Pumpensignalleitungen 44 mit einer Steuereinheit 4 verbunden. Die Steuereinheit 4 kann mittels eines Kaskadenmoduls 52 damit auch in dieser Ausführungsform die Pumpleistung jeder der Zwei-Wege-Pumpen 20 einzelnen unabhängig ansteuern. Alterativ oder zusätzlich kann weiter ein Gleichtaktmodul 51 vorgesehen werden, mit dem die Pumpen so angesteuert werden, dass alle Pumpen mit gleicher Leistung arbeiten. Somit ist auch in dieser Aus- führungsform eine gleichgetakteten oder eine kaskadierte Ansteuerung der Zwei-Wege- Pumpen 20 ermöglicht.
In einer weiteren Ausführungsform ist die Erfindung als Nachrüstsatz ausgebildet, die eine Pumpanordnung 2 mit einer Hochfrequenz-Pumpe 21 aufweist. Die Pumpanordnung 2 weist weiter ein Kopplungsmodul 50 auf, das ausgebildet ist eine fluidkommunizierende, gasdichte Verbindung mit einem Membranelement 1 1 einer Vorrichtung 1 zum Beatmen eines Patien- ten zu erzeugen. Ein derartiger Nachrüstsatz ist in Figur 8 dargestellt. Der Nachrüstsatz 6 kann zum Ersetzen von bisher vorhandenen pneumatischen Antrieben von Membranelementen 11 von Vorrichtungen zum Beatmen 1 eingesetzt werden. Dazu werden das Verbindungsstück 31 und der Verbindungsschlauch 32 entfernt und stattdessen der Nachrüstsatz 6 mit dem Kopplungsmodul 50 an die flexible Halterungskomponente 14 angebracht. Auf diese Weise können auch Exspirationsventile 10, die bisher keinen Antrieb für das Membranelement 11 aufweisen und damit auch keinen positiv endexspiratorischen Druck bereitstellen können, nachgerüstet werden. Der Nachrüstsatz 6 kann ebenfalls mit einer Steuereinheit 4 ausgerüstet werden. Alternativ kann der Nachrüstsatz auch zum Verbinden mit einer bereits bestehenden Steuereinheit 4 ausgebildet sein. Dazu weist der Nachrüstsatz weiter ein Steuersignaleingang 53 auf.
Das Verfahren zum Steuern der Pumpanordnung 2 kann durch die Steuereinheit 4 durchgeführt werden. Dabei wird zunächst der Ist-Druck an dem Membranelement 1 1 durch den Drucksensor 46 erfasst und in ein Ist-Druck-Signal umgewandelt. Das Ist-Druck-Signal des Drucksensors 46 wird an die Steuereinheit 4 übermittelt. Weiter wird der Steuereinheit 4 ein Soll-Druck-Signal bereitgestellt. Die Steuereinheit 4 vergleicht dann mittels des Kompara- tormoduls 41 das Soll-Druck-Signal mit dem Ist-Druck-Signal. Aus der Abweichung zwischen den beiden Signalen ermittelt die Steuereinheit 4 dann ein Steuersignal für die Steuerspan- nung der Hochfrequenz-Pumpen 21 , um die Abweichung zwischen dem Ist-Druck-Signal und dem Soll-Druck-Signal zu minimieren.
Bezu gsze i c he n l i ste Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten
Pumpanordnung
Beatmungsgerät
Steuereinheit
Stack-Gehäuse
Nachrüstsatz
Exspirationsventil
Membranelement
Dichtungskomponente
Exspirationskanal
Halterungskomponente
Exspirationsauslass
Entlastungsventil
Inspirationsschlauch
Maske mit Y-Stück
Zwei-Wege-Pumpe
Hochfrequenz-Pumpe
Erste Zwei-Wege-Durchlassöffnung
Zweite Zwei-Wege-Durchlassöffnung
Außengehäuse
Wechselspannungsgenerator
Abdeckplane
Piezo-Element
Federelement
Piezo-Pumpe
Verbindungsstück
Erster Verbindungsschlauch
Drucktank
Zweiter Verbindungsschlauch
Membran- bzw. Kolbenpumpe
Ansaugöffnung
Auslassöffnung
Komparatormodul Sollwert-Eingang
Pumpensignalleitung Sensorsignalleitung Drucksensor
Ist Wert-Eingang
Steuersignal-Ausgang Kopplungsmodul Gleichtaktmodul
Kaskadenmodul
Steuersignaleingang Strömungskanal Oszillatorleitung
Verbindungselemente Strömungskanal Zwei-Wege-Pumpöffnung

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
Vorrichtung zum Beatmen eines Patienten, die ein Exspirationsventil (10) mit einem Membranelement (11 ) zum Übertragen eines positiv endexspiratorischen Drucks und eine Pumpanordnung (2) zum Erzeugen des positiv endexspiratorischen Drucks, die fluidkommunizierend mit dem Membranelement (11 ) verbunden ist, aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpanordnung (2) eine Hochfrequenz-Pumpe (21 ) zum Erzeugen des positiv endexspiratorischen Drucks aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Hochfrequenz- Pumpe (21 ) eine Piezo-Pumpe (20) ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Hochfrequenz-Pumpe (21) eine Zwei-Wege-Pumpe (20) ist, die in zwei Richtungen durchströmbar ist.
Vorrichtung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpanordnung (2) eine Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen (21) aufweist, die in Reihe geschaltet in einem Stack-Gehäuse (5) angeordnet sind.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpanordnung (2) eine Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen (21 ) aufweist, die parallel geschaltet sind.
Vorrichtung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpanordnung (2) an dem Membranelement (11 ) angeordnet ist.
Vorrichtung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (1) eine Steuereinheit (4) für die Pumpanordnung (2) aufweist, wobei die Steuereinheit (4) mit einem Sensor (46) für den Steuerdruck verbunden ist, der am Membranelement (1 1) angeordnet ist.
8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (4) ein Gleichtaktmodul (51 ) aufweist, das zum Ansteuern einer Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen (21) im Gleichtakt ausgebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (4) ein Kaskadenmodul (52) aufweist, das zum kaskadierten Ansteuern einer Mehrzahl von Hochfrequenz-Pumpen (21 ) ausgebildet ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (4) ein Statusmodul (42) aufweist, das zum Bestimmen des Status des Exspirationsventils (10) und der einzelnen Hochfrequenz-Pumpen (21) ausgebildet ist.
Vorrichtung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpanordnung (2) eine Spannungsquelle aufweist, die ausgebildet ist, zwei Steuerspannungen an eine Hochfrequenz-Pumpe (21) anzulegen.
Vorrichtung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Hochfrequenz-Pumpe mit 600 Hz, vorzugsweise mindestens 1000 Hz, weiter vorzugsweise mindestens 10000 Hz, weiter vorzugsweise mindestens 21000 Hz, weiter vorzugsweise 25000 Hz, Pumpfrequenz betrieben wird.
Nachrüstsatz für eine Vorrichtung (1) zum Beatmen eines Patienten, die ein Exspira- tionsventil (10) mit einem Membranelement (1 1) zum Übertragen eines positiven en- dexspiratorischen Drucks aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass der Nachrüstsatz (6) eine Pumpanordnung (2) zum Erzeugen des positiven endexspiratorischen Drucks aufweist, wobei die Pumpanordnung (2) eine Hochfrequenz-Pumpe (21 ) zum Erzeugen des positiv endexspiratorischen Drucks und ein Kopplungsmodul (50) zum fluidkommunizierenden, gasdichten Verbinden mit dem Membranelement (11) aufweist.
Nachrüstsatz nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Nachrüstsatz (6) nach einem der Ansprüche 2 - 12 weitergebildet ist. 15. Steuervorrichtung für eine Pumpanordnung (2) für eine Vorrichtung (1 ) zum Beatmen eines Patienten nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei die Steuervor- richtung (4) einen Ist-Wert-Signaleingang (47) für ein Ist-Druck-Signal und einen Sollwert-Signaleingang (43) für ein Soll-Druck-Signal aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuervorrichtung (4) ein Komparatormodul (41 ), das zum Ermitteln der Abweichung zwischen den Ist-Druck-Signal und dem Soll-Druck-Signal ausgebildet ist, und einen Steuersignal-Ausgang (48), der zum Ausgeben eines Steuersignals an die Pumpanordnung (2) ausgebildet ist, aufweist.
6. Verfahren zum Steuern einer Pumpanordnung (2) für eine Vorrichtung (1) zum Beatmen eines Patienten nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei die Vorrichtung einen Drucksensor (46) an dem Membranelement (11) aufweist, gekennzeichnet durch die Schritte: Bereitstellen eines Soll-Druck-Signals; Erfassen eines ist- Druck-Signals an dem Membranelement (11 ) mit dem Drucksensor (46); Ermitteln eines Differenzsignals aus der Abweichung des ist-Druck-Signals von dem bereitgestellten Soll-Druck-Signals; und Ändern einer Steuerspannung für die Hochfrequenz- Pumpe (21) in Abhängigkeit von den Differenzsignal.
7. System umfassend ein Ventil (10) mit einem Membranelement (1 1) zum Übertragen eines positiv endexspiratorischen Drucks und einer Pumpanordnung (2) zum Erzeugen des positiv endexspiratorischen Drucks, die fluidkommunizierend mit dem Membranelement (11) verbunden ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpanordnung (2) eine Hochfrequenzpumpe (21) aufweist.
8. System nach Anspruch 17 dadurch gekennzeichnet, dass das System (6) nach einem der Ansprüche 1 - 12 weitergebildet ist.
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