DE10053370C1

DE10053370C1 - Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz

Info

Publication number: DE10053370C1
Application number: DE10053370A
Authority: DE
Inventors: Yasuhito Sugiura
Original assignee: Suzuki Motor Corp
Current assignee: Suzuki Motor Corp
Priority date: 1999-10-29
Filing date: 2000-10-27
Publication date: 2001-09-27
Anticipated expiration: 2020-10-28
Also published as: US6557554B1; GB0026385D0; GB2357037B; GB2357037A

Abstract

Um die Druckamplitude während einer künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz zu verringern, umfasst das erfindungsgemäße Beatmungsgerät mit hoher Beatmungsfrequenz: einen Einatmungsgaseinführblock zum Zuführen eines Einatmungsgases zu einem Patienten; einen patientenseitigen Strömungspfad zum Führen des Einatmungsgases zu dem Patienten; einen Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock zum Beaufschlagen des durch den patientenseitigen Strömungspfad strömenden Einatmungsgases mit einem oszillierenden Luftdruck hoher Frequenz; und einen Austrittspfad zum Abführen eines von dem Patienten ausgeatmeten Ausatmungsgases. Der patientenseitige Strömungspfad weist eine Verteilerleitung auf, die sich in die Austrittspfadseite und die Patientenseite verzweigt, und einen Endotrachialtubus, der mit dem patientenseitigen Ende verbunden ist und in die Luftröhre des Patienten einführbar ist. Die Vorrichtung umfasst ferner einen Zusatzeinatmungsgaszuführblock zum Zuführen eines Einatmungsgases bis in die Nähe der Lunge des Patienten, wobei der patientenseitige Strömungspfad nicht verwendet wird. Der Zusatzeinatmungsgaszuführblock besitzt eine Einatmungsgaszuführquelle und einen Zusatzeinatmungsgaszuführpfad zum Führen eines Einatmungsgases von der Zuführquelle zu der Lunge des Patienten.

Description

Hintergrund der Erfindung Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum künstlichen Beatmen und betrifft insbesondere ein Beatmungsgerät mit hoher Beatmungsfrequenz.

Beschreibung des Standes der Technik

Wie in Fig. 16 gezeigt ist, wird in einer herkömmlichen Vorrichtung zur künstlichen Beat mung mit hoher Frequenz 200 ein Einatmungsgas mit einem hohen Sauerstoffgehalt von einer Sauerstoffzuführquelle 201 geliefert, um durch ein Fluidleitungssystem einer Dreiwe geverteilung 202 zu einem Patienten X und zu einer Ausatmungsseite verteilt zu werden. Das Einatmungsgas wird mit hochfrequenten Luftdruckoszillationen (3 bis 15 Hz), die von Luftdruckoszillationsbeaufschlagungseinheit 203 erzeugt wird, beaufschlagt, um mit einer Durchflussrate von 10 bis 30 l/min bei Normalmodus und von 60 l/min maximal zum Bereit stellen von Sauerstoff in der Lunge des Patienten X zu strömen. Hierbei wird der der Lunge des Patienten auferlegte durchschnittliche Druck gemäß einem Öffnungsgrad eines Gum miventils eines Inhalationsventils 204, das an einem Auslass des Einatmungsgases vorge sehen ist, gesteuert. Der durchschnittliche Druck ist dabei normalerweise auf 5 bis 15 cm H₂O (490 bis 1470 Pa) festgelegt (im Weiteren repräsentieren die Druckwerte Werte, die auf den atmosphärischen Druck bezogen sind).

Es wird nun ein Grundprinzip der Sauerstoffzuführung in einer Vorrichtung 200 zur künstli chen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz erläutert. Wenn zunächst ein Einatmungs- bzw. Inhalationsgas, das einem Patienten zuzuführen ist, mittels einem mit Hochfrequenz oszillierendem Luftdruck beaufschlagt wird, verursacht die Druckamplitude des Einat mungsgases eine klein-volumige Ventilation (Gasaustausch wie Konvektion) hinsichtlich des Kohlendioxid enthaltenden Gases, das auszuatmen ist (im Weiteren als ein Ausat mungsgas bezeichnet). Gleichzeitig dazu verursacht ein schwingendes Einatmungsgas ei ne Diffusionsbewegung, die bewirkt, dass das Einatmungsgas über einen Endotrachialtu bus 207 in die Lunge eindringt und das Ausatmungsgas aus der Lunge heraus transportiert wird (hinauf zu dem Mund des Patienten). Ein nachfolgender Ausatmungsgasanteil vollzieht die zuvor erwähnte Ventilation und zwingt das Ausatmungsgas, das aus der Lunge heraus geführt worden ist, dazu, dass es zum Auslass geleitet wird. Daher ist es möglich, eine kon stante Sauerstoffkonzentration in der Lunge des Patienten aufrecht zu erhalten.

Das japanische Gebrauchsmuster (geprüft) 2-7569 offenbart eine Vorrichtung zur künstli chen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz unter Verwendung eines mechanischen Kolbens und der Schwingung eines elektrischen Lautsprechers als eine Luftdruckoszillati onsbeaufschlagungseinheit. Diese Verfahren liefern jedoch nur eine geringe Amplitude der Luftdruckschwingung zur Beaufschlagung des Einatmungsgases und können nicht eine ausreichende Ventilation für die Lunge eines Erwachsenen herbeiführen und werden nur für Neugeborene verwendet.

In der Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz, die in Fig. 16 gezeigt ist und die in den japanischen Patenten 2798255, 2798256 und 2798257 offenbart ist, werden ein Gebläse 205 und ein Drehventil 206 als die Luftdruckoszillationsbeaufschla gungseinheit 203 verwendet, um die das Schwingen bei der hohen Beatmungsfrequenz zu verbessern.

Ferner kann in der zuvor erwähnten Vorrichtung 200 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz der Anwender (Arzt) die folgenden grundlegenden Parameter entspre chend dem Zustand des Patienten festlegen: (1) Innerer Druck (5 bis 15 cm H₂O (490 bis 1470 Pa) einer Strömungsleitung von der Sauerstoffzufuhrquelle zu dem Patienten X; (2) einen Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus hinsichtlich der Lunge des Patienten (im Weiteren als ein Ventilationsbetrag gegen die Lunge des Patienten bezeichnet; genauer gesagt, mehrere bis mehrere hundert ml gemäß dem Gewicht des Patienten); und (3) Ven tilationsfrequenz (3 bis 15 Hz) des oszillierenden Luftdruckes. Zusätzlich dazu gibt es be gleitende Parameter: eine Zuführmenge des Einatmungsgases und die Sauerstoffkonzent ration des Einatmungsgases, das zum Patienten geleitet wird. Entsprechend dem Zustand des Patienten werden die zuvor erwähnten grundlegenden Parameter zur Überwachung der Beatmung wie folgt gesteuert.

1. Wenn eine Oxidation erforderlich ist, d. h., wenn es notwendig ist, den Sauerstoffpartial druck (PaO₂) im arteriellen Blut des Patienten X zu erhöhen, wird der durchschnittliche innere Druck im Strömungsweg hin zum Patienten vergrößert.
2. Wenn es notwendig ist, rasch Kohlendioxid abzugeben, d. h. wenn es notwendig ist, den Kohlendioxidpartialdruck (PaCO₂) im arteriellen Blut zu senken, wird um eine Ventilati onsbetragseinheit gegen die Lunge des Patienten erhöht.
3. Die innere Frequenz, die die Ventilationswirksamkeit erhöht, variiert in Abhängigkeit des jeweiligen Patienten X sowie dessen Zustand. Die Ventilationsfrequenz wird so reguliert, dass die Frequenz in der Nähe der inneren bzw. inhärenten Frequenz liegt.

Die Ventilationsfrequenz wird zu Beginn entsprechend dem Gewicht des Patienten festge legt und wird anschließend auf eine Frequenz eingestellt, an der eine Resonanz bzw. Übereinstimmung mit dem Körper des Patienten erzeugt wird, um die Gas-(Sauerstoff)- diffusionseffizienz zu steigern, und der Gasaustausch (zwischen Sauerstoff und Kohlendi oxid) wird in effektiver Weise ausgeführt. Im Allgemeinen wird die Ventilationsfrequenz auf ungefähr 15 Hz für ein neugeborenes Baby und auf 3 bis 10 Hz für ein Kind oder einen Er wachsenen festgelegt.

Während einer künstlichen Beatmung ist die Ventilationsfrequenz normalerweise festgelegt, sofern nicht eine plötzliche Änderung im Zustand des Patienten X auftritt. Die Ventilationsfrequenz wird nicht häufig geändert. Daher wird normalerweise zur Durchführung einer ge wünschten künstlichen Beatmung gemäß dem Zustand des Patienten der Beatmungszu stand mit den Parametern (1) oder (2) eingestellt.

In der zuvor erwähnten Vorrichtung 200 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungs frequenz wird die oszillierende Luftdruckamplitude erhöht, indem ein Gebläse 205 mit ei nem hohen Ausstoß verwendet wird, um damit zu ermöglichen, eine ausreichende Ventila tion bzw. Belüftung der Lunge eines Erwachsenen zu erhalten. Fig. 17 zeigt grafisch eine Innendruckänderung in der Nähe der Dreiwegeleitung 202 während einer künstlichen Be atmung mit hoher Beatmungsfrequenz.

In der Luftdruckoszillationserzeugungseinheit 203 der zuvor erwähnten Vorrichtung 200 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz übersteigt die Innendruckamplitude (Differenz zwischen dem höchsten Druck und dem geringsten Druck) in der Nähe der Drei wegeleitung 202 während einer künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz 100 cm H₂O (9800 Pa) und folglich ist es notwendig, den Druck für einen Patienten sorgfältig einzustellen.

Der der Lunge eines Menschen zugeführte Druck stellt eine Belastung für die Lunge dar, wenn der Druck zu hoch oder zu gering ist. In dem herkömmlichen Beispiel wird die Druck amplitude erhöht, um eine ausreichende Belüftung durchzuführen, was bedeutet, dass sich der Druck dem höchsten oder dem geringsten Druck annähert. Um eine künstliche Beat mung mit hoher Beatmungsfrequenz durchzuführen, ohne die Lunge eines Patienten zu belasten, ist es notwendig, den Druck mit großer Sorgfalt festzulegen.

In der zuvor erwähnten Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfre quenz 200 verursacht ferner eine künstliche Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz mit einer großen Druckamplitude eine große Schwingung der Brust des Patienten X, selbst wenn der Druck in einem Bereich liegt, der keine Belastung für einen Patienten darstellt; dies ist nicht vorteilhaft, wenn ein medizinisches Instrument zum Einleiten oder ein Katheter am Patienten X angebracht ist, oder wenn eine Messung unter Verwendung eines Messge rätes durchgeführt wird.

Wenn ferner die Druckamplitude in der Vorrichtung 200 zur künstlichen Beatmung mit ho her Beatmungsfrequenz erhöht wird, ergibt sich das Problem, dass die Luftdruckoszillati onsbeaufschlagungseinheit 203 großen Lärm erzeugt und die Leistungsaufnahme ist e benfalls erhöht.

Ferner tritt im Falle, dass sich der Zustand eines Patienten plötzlich ändert, ein starker Ab fall oder ein starkes Anwachsen des PaO₂ auf. In einem derartigen Falle hat sich die Eigen frequenz des Patienten X geändert und die Einstellungen von (1) und (2) alleine sind nicht ausreichend. Es sollte die Ventilationsfrequenz geändert werden.

Wenn jedoch die Ventilationsfrequenz geändert wird, wird jedoch der Oszillationsströ mungszustand im Endotrachialtubus deutlich geändert, was wiederum die Gasaustausch wirkung bei dem Patienten verändert, wodurch eine weitere Änderung im Zustand des Pati enten bewirkt wird. Insbesondere bei einer Beatmungsfrequenz von 3 bis 10 Hz, die für ein Kind oder einen Erwachsenen verwendet wird, ändert eine Änderung um 1 Hz merklich den Gastransportmechanismus und der Arzt sollte sehr vorsichtig sein, wenn die Ventilations- bzw. Beatmungsfrequenz geändert wird.

Wie oben beschrieben wurde, repräsentieren in der herkömmlichen Vorrichtung zur künstli chen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz die "eine Ventilationsbetragseinheit" und die "Ventilationsfrequenz" Parameter, die den Kohlendioxidpartialdruck im arteriellen Blut be einflussen. Das heißt, ein Behandlungsindex wird durch zwei Faktoren beeinflusst und die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz sollte sehr sorgfältig betrieben werden. Für den Arzt, der die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz verwendet, ist das "Einstellen der Ventilationsfrequenz" ein sehr kom plizierter Vorgang.

Die Ärzte wünschen eine Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfre quenz, die das Einstellen der Ventilationsfrequenz zulässt, ohne dass eine plötzliche Ände rung im Kohlendioxidpartialdruck im arteriellen Blut des Patienten bewirkt wird.

Überblick über die Erfindung

Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz bereit zu stellen, die in der Lage ist, eine ausrei chende Ventilation durchzuführen, wobei die Druckamplitude reduziert ist.

Ferner ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit einer hohen Beatmungsfrequenz (im Folgenden als HFO bezeichnet) bereit zu stellen, in der die Einstellung ohne eine Wechselwirkung zwischen den vorerwähnten Parametern vorgenommen werden kann.

Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz, die im Anspruch 1 offenbart ist, umfasst: einen Einatmungsgaseinführungsblock zum Zuführen eines Sauer stoff enthaltenden Gases zu einem Patienten, einen patientenseitigen Strömungspfad zum Führen des Einatmungsgases von dem Einatmungsgas-Einführungsblock in den Patienten, einen Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock zum Beaufschlagen des Einatmungsga ses, das durch den patientenseitigen Strömungspfad strömt mit einem oszillierenden Luft druck mit einer Frequenz, die höher als eine Beatmungsfrequenz des Patienten ist, und ei nen Austrittspfad zum Abgeben eines Kohlendioxid enthaltenden Ausatmungsgases, das von dem Patienten ausgeatmet wird, in die Atmosphäre.

Ferner enthält der patientenseitige Strömungspfad eine Verteilerleitung zum Aufteilen eines Gasstromes aus dem Einatmungsgas-Einführungsblock zu der Seite des Austrittspfades und zur Patientenseite und zu einem Endotrachialtubus, der mit dem patientenseitigen En de der Verteilerleitung verbunden ist und durch den Mund in die Luftröhre des Patienten eingeführt werden kann.

Die Vorrichtung umfasst ferner einen Zusatzeinatmungsgaszuführblock zum Zuführen ei nes Einatmungsgases bis in die Nähe der Lunge des Patienten über einen Strömungspfad, der sich vom patientenseitigen Strömungspfad unterscheidet. Der Zusatzeinatmungsgas zuführblock umfasst eine Einatmungsgaszuführquelle und einen Zusatzeinatmungsgaszu führpfad, der sich von dem patientenseitigen Strömungspfad unterscheidet, um das Einat mungsgas von der Zuführquelle in die Lunge des Patienten zu leiten.

In der zuvor erwähnten Anordnung wird von dem Einatmungsgas-Einführblock ein Einat mungsgas erzeugt und einem Patienten über den patientenseitigen Strömungspfad zuge führt. Ferner wird das durch den patientenseitigen Strömungspfad strömende Einatmungs gas von der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungseinheit entsprechend beaufschlagt. Das Einatmungsgas wird durch die Verteilerleitung in den patientenseitigen Strömungspfad und den Austrittspfad aufgeteilt. Das zum Patienten hin geleitete Einatmungsgas wird durch den Überdruck des oszillierenden Luftdruckes über den Endotrachialtubus so bewegt, um die Lunge des Patienten zu erreichen, wodurch die Lunge mit Sauerstoff versorgt wird. Ande rerseits wird ein Kohlendioxid enthaltendes Ausatmungsgas durch einen Unterdruck des oszillierenden Luftdruckes so bewegt, um durch den Endotrachialtubus zur Verteilerleitung zu strömen und wird zusammen mit einem nachfolgenden Einatmungsgas in den Austritts pfad geschoben, um in die Atmosphäre abgegeben zu werden.

Während die zuvor erwähnte Ventilation bzw. Beatmung in der Lunge durchgeführt wird, liefert der Zusatzeinatmungsgas-Zuführblock ein Einatmungsgas aus der Einatmungsgas- Zuführquelle über den Zusatzeinatmungsgas-Zuführpfad in die Lungen des Patienten. Die ser Zusatzeinatmungsgas-Zuführpfad ist von dem patientenseitigen Strömungspfad ge trennt und das Gas wird nicht mit dem oszillierenden Luftdruck beaufschlagt. Ferner ist der Zusatzeinatmungsgas-Zuführpfad ebenfalls nicht mit dem Austrittspfad verbunden. Folglich wird das Einatmungsgas langsamer mit einer konstanten Durchflussrate in die Lunge ge fördert. Folglich wird das in der Lunge erzeugte Ausatmungsgas gezwungen, durch den Endotrachialtubus zu strömen, unabhängig von der Funktion des Unterdruckes des oszillie renden Luftdruckes.

Ferner umfasst die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit einer hohen Beatmungsfre quenz (HFO), die im Patentanspruch 12 beansprucht wird: einen Einatmungsgas-Einführ block zum Zuführen eines Sauerstoff enthaltenden Einatmungsgases zu einem Patienten; einen patientenseitigen Strömungspfad zum Führen des Einatmungsgases aus dem Ein atmungsgas-Einführblock zu dem Patienten; einen Luftdruckoszillationsbeaufschlagungs block zum Beaufschlagen des in dem patientenseitigen Strömungspfades strömenden Ein atmungsgases mit einem oszillierenden Luftdruck mit einem Zyklus, der kürzer ist als der Atemzyklus des Patienten; einen Austrittspfad zum Abgeben eines Kohlendioxid enthalten den Ausatmungsgases, das von dem Patienten ausgeatmet wird, an die Atmosphäre; und einen Controller zum Steuern des Betriebs des Luftdruckoszillationsbeaufschlagungs blocks.

Der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock kann einen Ventilationsbetrag pro Oszillati onszyklus und eine Oszillations- bzw. Schwingungsfrequenz des oszillierenden Luftdruckes regulieren. Ferner umfasst der Controller einen Eingabeblock zum Empfangen der einge gebenen Oszillationsfrequenz, und einen Betriebskontrollblock zum Steuern des Luftdruck oszillationsbeaufschlagungsblocks, um einen oszillierenden Ausgangsluftdruck zu liefern, der auf die eingegebene Oszillationsfrequenz festgelegt ist. Der Betriebskontrollblock ver fügt über eine Ventilationszustandserhaltungsfunktion zum Ändern der Oszillationsfrequenz entsprechend einem eingegebenen Wert derart, dass ein Ventilationsbetrag pro Oszillati onszyklus und eine Oszillationsfrequenz des oszillierenden Luftdruckes geändert werden, während ein Wert von V_T ² . f konstant bleibt, wobei V_T einen Ventilationsbetrag pro Oszilla tionszyklus für die Lunge des Patienten und f eine Oszillationsfrequenz repräsentiert.

In der zuvor erwähnten Anordnung wird von dem Einatmungsgas-Einführblock ein Einat mungsgas erzeugt und über den patientenseitigen Strömungspfad zu dem Patienten ge führt. Ferner wird das in dem patientenseitigen Strömungspfad strömende Einatmungsgas mit einem oszillierenden Luftdruck aus dem Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock be aufschlagt. Das Einatmungsgas wird in einer Verteilerleitung zur Patientenseite hin und zur Austrittspfadsseite hin aufgeteilt. Das auf der Patientenseite strömende Einatmungsgas wird mittels des Überdruckes des oszillierenden Luftdruckes über einen Endotrachialtubus in die Lunge des Patienten geleitet, wodurch der Lunge Sauerstoff zugeführt wird. Ferner wird bewirkt, dass ein Kohlendioxid enthaltendes Ausatmungsgas, das in der Lunge er zeugt wird, durch den Unterdruck des oszillierenden Luftdruckes durch den Endotrachialtu bus zur Verteilerleitung strömt und zusammen mit einem nachfolgenden Einatmungsgas in den Austrittspfad gedrückt wird, um in die Atmosphäre abgegeben zu werden.

Wenn die Atmungseffizienz des Patienten als zu gering erachtet wird, oder wenn sich der Zustand des Patienten geändert hat und die Oszillationsfrequenz auf einen neuen Wert festgelegt werden sollte, gibt der Anwender (Arzt) einen neuen Oszillationsfrequenzwert ü ber eine externe Eingabeeinheit, die mit dem Eingabeblock verbunden ist, in den Eingabe block ein.

Der Betriebskontrollblock beginnt einen Steuerungsvorgang, um die Oszillationsfrequenz des von dem Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock ausgegebenen oszillierenden Luftdruckes zu ändern. Das heißt, der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock wird so reguliert, dass dieser sich zur vorhergehenden Oszillationsfrequenz ändert, und auf diese Änderung hin wird der Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus ebenfalls gemäß der Ände rung der Oszillationsfrequenz modifiziert. Das heißt, es wird eine Steuerung ausgeführt, um die Oszillationsfrequenz f und den Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus so zu ändern, dass der eine Ventilationsbetrag V_T für die Lunge des Patienten und die Oszillationsfre quenz f der Bedingung V_T ² . f = konstant genügen.

Anzumerken ist, dass der zuvor erwähnte "Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus" einen Oszillationsbetrag pro einen Oszillationszyklus des oszillierenden Luftdruckes, der unmittel bar von dem Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock ausgegeben wird, repräsentiert, und der "eine Ventilationsbetrag für die Lunge des Patienten" repräsentiert einen Ventilationsbetrag, der tatsächlich pro Oszillationszyklus durch den oszillierenden Luftdruck zuge führt und damit die Lunge des Patienten erreicht hat.

Der "Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus" und der "eine Ventilationsbetrag für die Lun ge des Patienten" müssen nicht miteinander übereinstimmen, aber sie ändern sich ent sprechend einer gleichbleibenden Beziehung zwischen einander. Wenn daher der ange zielte "eine Ventilationsbetrag für die Lunge des Patienten" im voraus bekannt ist, kann ein entsprechender "Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus" ermittelt werden. Die Betriebs steuerung des Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblocks wird so ausgeführt, um den an visierten "Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus" zu erhalten.

Die vorliegende Erfindung löst die zuvor erwähnte Aufgabe durch die oben angeführte Ausgestaltung.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm, das eine Ausgestaltung einer Vorrichtung zur künstli chen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz gemäß einer ersten Ausfüh rungsform darstellt.

Fig. 2 ist eine Querschnittsansicht eines in Fig. 1 gezeigten Durchflussratenregulie rungsventils.

Fig. 3 erläutert einen Endotrachialtubus und einen Zusatzzuführtubus, die in Fig. 1 gezeigt sind. Fig. 3(A) zeigt ein Beispiel der Tuben, Fig. 3(B) zeigt ein weite res Beispiel der Tuben, und Fig. 3(C) zeigt noch ein weiteres Beispiel der Tu ben.

Fig. 4 ist eine Blockansicht, die ein Kontrollsystem der Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz zeigt.

Fig. 5 zeigt eine Blockdarstellung einer Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz gemäß der zweiten Ausführungsform.

Fig. 6 zeigt Testergebnisse.

Fig. 7 zeigt eine Blockansicht einer Ausgestaltung einer Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit HFO gemäß der dritten erfindungsgemäßen Ausführungsform.

Fig. 8 zeigt als Blockansicht ein Kontrollsystem der in Fig. 10 gezeigten Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit HFO.

Fig. 9 erläutert ein Konzept einer ersten Zuordnung einer 5-dimensionalen Abbil dung.

Fig. 10 erläutert ein Konzept einer zweiten Zuordnung der 5-dimensionalen Abbil dung.

Fig. 11 erläutert ein Konzept einer dritten Zuordnung der 5-dimensionalen Abbildung.

Fig. 12 erläutert eine endgültige Zuordnung der 5-dimensionalen Abbildung.

Fig. 13 zeigt als Flussdiagramm den Betrieb der Vorrichtung zur künstlichen Beat mung mit HFO.

Fig. 14 zeigt als Flussdiagramm den Betriebsablauf, der sich an Fig. 13 anschließt.

Fig. 15 zeigt grafisch eine Änderung des einen Ventilationsbetrags V_T zur Beibehal tung des alveolaren Ventilationsbetrags V_A' = 150000, wenn die Ventilations frequenz f geändert wird.

Fig. 16 zeigt als Blockansicht eine konventionelle Vorrichtung.

Fig. 17 zeigt eine Änderung eines inneren Druckes in der Nähe der Dreiwege-Ver teilerleitung während einer konventionellen künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen Ausführungsform 1 Gesamte Anordnung

Mit Bezug zu den Fig. 1 bis 4 wird nun die erste erfindungsgemäße Ausführungsform er läutert. Fig. 1 zeigt als Blockdiagramm eine Ausgestaltung einer Vorrichtung 12 zur künstli chen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz gemäß der vorliegenden Ausführungsform. Die Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz umfasst: einen Einatmungsgas-Einführblock 62 zum Zuführen eines Sauerstoff enthaltenden Einatmungs gases zu einem Patienten X; einen patientenseitigen Strömungspfad 60 zum Führen des Einatmungsgases aus dem Einatmungsgas-Einführblock 62 zu dem Patienten X; einen Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock 50 zum Erzeugen eines oszillierenden Luftdru ckes mit einem Zyklus, der höher als der Beatmungszyklus des Patienten X ist; einen Aus trittspfad 70 zum Abgeben eines Kohlendioxid enthaltenden Ausatmungsgases von dem Patienten X an die Atmosphäre; einen Zusatzeinatmungsgaszuführblock 30 zum Zuführen eines Einatmungsgases in die Lunge des Patienten X über einen Pfad, der sich von dem patientenseitigen Strömungspfad 60 unterscheidet; und einen Controller zum Steuern der Betriebsweise der zuvor erwähnten Blöcke.

Im Folgenden wird jeder Block erläutert.

Einatmungsgas-Einführblock

Der Einatmungsgas-Einführblock 62 ist mit einem Sauerstoffzuführanschluss 621a und ei nem Luftzuführanschluss 621b verbunden und umfasst: einen Mischer 621, der als erste Justiereinheit zum Mischen des Sauerstoffs und der Luft dient, und einen Befeuchter zum Befeuchten der zum Mischer 621 geleiteten Luft.

Der Sauerstoffzuführanschluss 621a ist ein Zylinder mit Sauerstoff oder ein in einem Kran kenhaus vorgesehenes Zuführventil.

In ähnlicher Weise ist der Luftzuführanschluss 621b ein Luft enthaltender Behälter oder ein in einem Krankenhaus vorgesehenes Zuführventil. Diese Zuführanschlüsse 621a und 621b führen dem Mischer Sauerstoff und Luft mit einem konstanten Druck zu.

Der Mischer 621 verfügt über ein Flussratenregulierungsventil (nicht dargestellt) an einem Verbindungsbereich zum Zuführanschluss 621a und an einem Verbindungsbereich zum Zuführanschluss 621b. Durch Einstellen dieser Regulierungsventile ist es möglich, die Sau erstoffkonzentration des Einatmungsgases einzustellen. Ferner verfügt der Mischer 621 über mehrere Ausgangsventile (nicht dargestellt), um das Einatmungsgas auf die Seite des Befeuchters 622 zu leiten. Jedes dieser Ausgangsventile besitzt eine andere Durchfluss rate. Durch Auswählen eines Ausgangsventils mit einer gewünschten Durchflussrate ist es möglich, das Einatmungsgas mit einer vorbestimmten Durchflussrate bereit zu stellen. Er wähnenswert ist, dass die Sauerstoffkonzentration und die Durchflussrate des Einatmungs gases automatisch durch ein Betriebssignal von dem Controller 40 festgelegt werden.

Der Befeuchter 622 ist mit einer Einatmungsgasleitung 623 zur Zuführung des befeuchte ten Einatmungsgases zu dem Patienten X verbunden. Die Einatmungsgasleitung 623 ver zweigt sich in zwei Richtungen: eine führt zu einer Druckkammer 563 eines Membranme chanismus 56, der später detailliert erläutert wird, und die andere führt zu einer Dreiwege- Verteilerleitung 170, die später detailliert erläutert wird.

Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock

Der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock 50 umfasst: ein Gebläse 52 zur gleichzeiti gen Erzeugung eines positiven Luftdruckes und eines negativen Luftdruckes; einen Dreh ventilmechanismus 54 zum abwechselnden Anwählen des von dem Gebläse 52 erzeugten positiven Druckes und des negativen Druckes und zum Umwandeln dieser Drücke in einem vorbestimmten oszillierenden Luftdruck; und einen Membranmechanismus 56, der durch den oszillierenden Luftdruck aus dem Drehventilmechanismus 54 betrieben wird, um das von dem Einatmungsgas-Einführblock 62 zu dem Patienten X geförderte Einatmungsgas mit einem oszillierenden Luftdruck zu beaufschlagen.

Das Gebläse 52 empfängt die Luft und gibt diese wieder aus, um gleichzeitig einen positi ven Druck und einen negativen Druck zu erzeugen. Das Gebläse 52 besitzt eine geringere Abgabe bzw. Ausgangsleistung als das Gebläse 205 (Fig. 16) in dem konventionellen Bei spiel. Folglich ist ein Ventilationsbetrag mittels des oszillierenden Luftdruckes geringer als im herkömmlichen Beispiel (z. B. 15 ml). Das Gebläse 52 verfügt über eine Lufteinlassöff nung, die mit einem Unterdruckanschluss 542 des Drehventilmechanismus 54 verbunden ist, der später erläutert wird, und über eine Luftauslassöffnung, die mit einem Überdruckan schluss 541 verbunden ist.

Der Drehventilmechanismus 54 umfasst: einen Überdruckanschluss 41, der mit positiven bzw. Überdruck von dem Gebläse 52 gespeist ist; einen Unterdruckanschluss 542, der mit negativen bzw. Unterdruck von dem Gebläse 52 beaufschlagt ist; einen Ausgangsan schluss 543 zum Ausgeben eines oszillierenden Luftdruckes; ein Drehventil 544 zum ab wechselnden Verbinden des Ausgangsanschluss 543 mit dem Überdruckanschluss 541 und dem Unterdruckanschluss 542; und einen Antriebsblock 545 zum Rotieren des Dreh ventils 544.

Der Antriebsblock umfasst einen Motor und ein Reduzierelement (nicht dargestellt) zum Drehen des Drehventils 544 mit 900 Rpm (Umdrehungen pro Minute). Während das Dreh ventil 544 eine Umdrehung absolviert, ist der Anschluss 541 mit dem Anschluss 543 ver bunden und anschließend ist der Anschluss 542 mit dem Anschluss 543 verbunden. Somit wird ein oszillierender Luftdruck Apn mit einer Frequenz von 15 Hz dem zugeführten Ein atmungsgas auferlegt. Der Anschluss 543 ist mit einer Luftdruckoszillationsleitung 546 zur Übertragung des oszillierenden Luftdruckes Apn zum Membranmechanismus 56 verbun den.

Der Membranmechanismus 56 umfasst: eine Druck ausübende Kammer 562; eine Druck kammer 563; und eine Membran 561, die als ein dehnbares Schichtelement ausgebildet ist, das als eine Teilung zwischen der Druck ausübenden Kammer 562 und der Druckkammer 563 dient. Die Druck ausübende Kammer 562 ist mittels der Luftdruckoszillationsleitung 564 mit dem Ausgangsanschluss 543 des Drehventils 54 verbunden, während die Druck kammer 563 mit der Einatmungsleitung 623 verbunden ist. Mit dieser Ausgestaltung wird der durch das Drehventil erhaltene oszillierende Luftdruck mittels der Membran 561 dem Einatmungsgas zugeführt, das in der Einatmungsleitung 623 strömt.

Patientenseitiger Strömungspfad

Ferner umfasst die Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfre quenz stromabwärts von der Einatmungsleitung 623 eine Dreiwege-Verteilerleitung 170. Die Dreiwege-Verteilerleitung 170 teilt den Stromabwärtsbereich auf den Patienten X und auf einen Austrittspfad auf. Die Dreiwege-Verteilerleitung 170 weist drei Strömungspfade auf: einen patientenseitigen Leitungspfad 171 (patientenseitiges Ende), einen Leitungspfad 172 an der Sauerstoffzuführanschlussseite, und einen Leitungspfad 173 an der Ausat mungsgasaustrittsseite. Diese Leitungspfade sind intern untereinander verbunden. Der Leitungspfad 172 auf der Sauerstoffzuführanschlussseite ist mit der Einatmungsgasleitung 623 verbunden, während der patientenseitige Leitungspfad 171 mit dem Endotrachialtubus 81 verbunden ist. Die Dreiwege-Verteilerleitung 170, die Einatmungsgasleitung 623 und der Endotrachialtubus 81 bilden den patientenseitigen Strömungspfad 60. Ferner verfügt der patientenseitige Leitungspfad 171 über einen Drucksensor 93 auf der Patientenseite zum Erfassen eines durchschnittlichen Leitungsdruckes. Der erfasste Druck wird dem Controller 40 zugespeist.

Der Endotrachialtubus 81 wird vom Mund des Patienten in die Luftröhre bis zum Verzwei gungspunkt (erste Verzweigung) der rechten und linken Bronchien eingeführt. Folglich be sitzt der Endotrachialtubus 81 eine Länge vom Mund bis zum ersten Verzweigungspunkt und einen äußeren Durchmesser, so dass dieser in die Luftröhre einführbar ist.

Anzumerken ist, dass der Endotrachialtubus eine Länge und einen äußeren Durchmesser aufweist, der für einen durchschnittlich Erwachsenen und nicht für einen besonderen Pati enten X festgelegt ist. Beispielsweise besitzt ein männlicher Erwachsener eine durch schnittliche Länge von 22 bis 26 cm vom Mund bis zum ersten Verzweigungspunkt. Die Dreiwege-Verteilerleitung 170 weist den patientenseitigen Leitungspfad 171 auf, dessen Ende ungefähr 3 bis 5 cm vom Mund des Patienten angeordnet ist. Folglich sollte der En dotrachialtubus 81 eine Gesamtlänge von ungefähr 25 bis 31 cm aufweisen. In dieser Ausführungsform ist die Länge auf 30 cm festgelegt. Der Endotrachialtubus 81 besitzt einen inneren Durchmesser von ungefähr 8 mm, wenn wiederum ein Erwachsener zugrunde ge legt wird.

Ferner ist der Endotrachialtubus 81 entfernbar an dem patientenseitigen Leitungspfad 171 der Dreiwege-Verteilerleitung 170 befestigt. Somit wird der Endotrachialtubus 81 nach An wendung für eine künstliche Beatmung entfernt und entsorgt oder für eine Wiederverwen dung sterilisiert.

Austrittspfad

Ferner ist der Ausatmungsgasabgabe-Leitungspfad 173 der Dreiwege-Verteilerleitung 170 mit einem Ende der Austrittsleitung 604 verbunden, deren anderes Ende mit einem Flussratenregulierungsventil 607 verbunden ist. Die Austrittsleitung 604 und das Flussratenregu lierungsventil 607 bilden den Austrittspfad 70 für das Kohlendioxid enthaltende Ausat mungsgas, das von der Lunge des Patienten abgegeben wird und in die Atmosphäre ab zuführen ist.

Fig. 2 ist eine vergrößerte Ansicht des Austrittspfads 70, der teilweise abgeschnitten ist. Wie in dieser Figur gezeigt ist, umfasst das Flussratenregulierungsventil 607 ein Gehäuse 607a, einen Auslassanschluss 697b, ein bewegliches Flussratenregulierungsventil (Silicium Steuerschicht) 607c, und eine Spule 607d als einen umkehrbaren Antriebsmechanismus zum Vor- und Zurückbewegen des bewegbaren Ventils 607c in einer gleichbleibenden Richtung.

Diese Spule 607d bewegt das bewegliche Ventil um einen Betrag in Übereinstimmung mit dem Kontrollsignal aus dem Controller 40. Somit wird die Ausatmungsgasabgabemenge des Flussratenregulierungsventils 607 automatisch eingestellt.

Zusatzzuführblock

Der Zusatzeinatmungsgaszuführblock 30 umfasst eine Zuführquelle und einen Zusatzeinat mungsgaszuführpfad 31, um ein Einatmungsgas aus dem Zuführanschluss zur Lunge des Patienten X über einen Pfad zu leiten, der sich von dem patientenseitigem Pfad 60 unter scheidet. Der Zusatzeinatmungsgaszuführblock 30 verwendet den zuvor erwähnten Einat mungsgas-Einführblock 62 als die Einatmungsgaszuführquelle. Das heißt, das Stromauf wärtsende des Zusatzeinatmungsgaszuführpfades 31 ist mit einer Leitung verbunden, die den Mischer 621 und den Befeuchter 622 des Einatmungsgases-Einführblock verbindet. Das von dem Mischer 621 herkommende Einatmungsgas strömt durch den patientenseiti gen Leitungspfad 60 und den Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31. Folglich besitzen das durch den Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 strömende Einatmungsgas und das durch den patientenseitigen Leitungspfad 60 strömende Einatmungsgas die gleiche Sauerstoff konzentration.

In der Mitte des zuvor erwähnten Zusatzeinatmungsgaszuführpfades 31 ist eine zweite Re guliereinheit 32 zum Regulieren der Durchflussrate des Einatmungsgases vorgesehen, das durch den Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 strömt. Diese zweite Reguliereinheit 32 ist mit dem Controller 40 verbunden. Entsprechend dem Betriebssignal aus dem Controller wird die Durchflussrate des durch den Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 strömenden Einatmungsgases vergrößert oder verringert.

Ferner ist auf der Stromabwärtsseite der zweiten Reguliereinheit eine Einatmungsgaszu führunterbrechungseinheit 33 zum Regulieren des Einatmungsgasstromes in dem Zusatz einatmungsgaszuführpfad 31 in wiederholter konstanter zyklischer Weise vorgesehen. Die se Einatmungsgaszuführunterbrechungseinheit 33 ist beispielsweise ein Drehventil, das durch einen darin vorgesehenen Antriebsmotor gedreht wird, um damit einen Durchgang oder einen Stopp des Einatmungsgases in konstantem Zyklus zu wiederholen. Das in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 strömende Einatmungsgas strömt mit einem konstan ten Druck mittels des Einspeisungsdruckes aus dem Sauerstoffzuführanschluss 621a und dem Luftzuführanschluss 621b zum Patienten hin. Folglich führt die Wiederholung des ge öffneten und geschlossenen Zustands der Einatmungsgaszuführunterbrechungseinheit 33 dazu, dass die Zuführung des Einatmungsgases wiederholt unterbrochen und fortgesetzt wird. Diese Einatmungsgaszuführunterbrechungseinheit 33 ist mit dem Controller 40 ver bunden und wiederholt den Öffnungs- und Schließvorgang gemäß dem Betriebssignal vom Controller 40.

Ferner ist an der Stromabwärtsseite der Einatmungsgaszuführ-Unterbrechungseinheit 33 der Befeuchter 34 als eine Zusatzbefeuchtungseinheit zur Befeuchtung des Einatmungs gases in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 vorgesehen. Weiter stromabwärts ist ein Zerstäuber 35 als eine Chemikalienzuführeinheit zur Zuführung einer chemischen Flüssig keit in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 vorgesehen. Dieser Zerstäuber besitzt ei nen sogenannten Venturi-Aufbau und für gewöhnlich ist die Verbindung zum Zusatzeinat mungsgaszuführpfad 31 unterbrochen. Wenn beispielsweise die Zufuhr eines Heilmittels oder eines Desinfektionsmittels zur Lunge des Patienten erforderlich ist, wird die chemische Flüssigkeit von hier aus zugesetzt. Die chemische Flüssigkeit wird zusammen mit dem Ein atmungsgas der Lunge des Patienten X zugeführt.

Der Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 weist einen Zusatzzuführtubus 36 auf, der in die Luftröhre des Patienten X eingeführt werden kann. Der Zusatzzuführtubus 36 besitzt eine Länge, die ausreicht, um den ersten Verzweigungspunkt vom Mund aus des Patienten X zu erreichen, und weist einen äußeren Durchmesser auf, der in die Luftröhre einführbar ist (zusammen mit dem Endotrachialtubus 81).

Ferner ist der Zusatzzuführtubus 36 entfernbar an dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 befestigt und kann leicht ersetzt werden. Nach Benutzung für eine künstliche Beatmung kann dieser entfernt und weggeworfen oder für eine Wiederverwendung sterilisiert werden.

Der Zusatzzuführtubus 36 und der Endotrachialtubus 81 werden gleichzeitig in die Luftröhre des Patienten X eingeführt. Folglich sind sie, wie in Fig. 3(A) gezeigt ist, aneinander vom eingeführten Ende bis zu einem Zwischenbereich befestigt. Ferner können, wie in den Fig. 3(B) und (C) gezeigt ist, der Zusatzzuführtubus 36 und der Endotrachialtubus 81 aus einem Stück gebildet sein. Das heißt, der Zusatzzuführtubus 36 wird in den Endotrachialtubus 81 in der Nähe der Dreiwege-Verteilerleitung 170 eingeführt, so dass ein Doppeltubus gebildet wird. In Fig. 3(B) besitzt der Doppeltubus einen Querschnitt, der sich als konzentrische Kreise des Zusatzzuführtubus 36, der von dem Endotrachialtubus 81 umgeben ist, darstellt. In Fig. 3(C) ist der Zusatzeinatmungsgastubus 36 so ausgebildet, um mit der inneren Wand des Endotrachialtubus 81 in Berührung zu sein.

Wenn ein derartiger Doppeltubus verwendet wird, erreichen das im Endotrachialtubus 81 strömende Einatmungsgas und das im Zusatzzuführtubus 36 strömende Einatmungsgas den Endbereich des Tubus ohne dass sie vermischt werden.

Wenn ferner die Anordnung aus Fig. 3(B) oder Fig. 3(C) verwendet wird, ist es möglich, den Tubus ohne Behinderung in die Luftröhre des Patienten X einzuführen.

Controller

Im Folgenden wird der Controller 40 mit Bezug zu den Fig. 1 und 4 erläutert. Fig. 4 ist eine Blockansicht, die ein Kontrollsystem der Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit ho her Beatmungsfrequenz darstellt. Der Controller 40 umfasst eine CPU, einen ROM, einen A/D-Wandler, und ein Programm zum Ausführen der Betriebssteuerung der Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz.

Der Controller 40 umfasst ferner eine Schalttafel 43 zum Eingeben von Betriebsbedingun gen der entsprechenden Komponenten und besitzt eine Anzeigeeinheit 44 zum Anzeigen eines erfassten Druckes des patientenseitigen Drucksensors 93.

Ferner umfasst der Controller 40 einen Betriebskontrollblock 49 zum Steuern des Mischers 621, der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungseinheit 50, der zweiten Reguliereinheit 32, der Einatmungsgaszuführunterbrechungseinheit 33, und des Flussratenregulierungsventils 607; und er besitzt ferner einen ersten Flussraten-Controller 41 zum Steuern des Mischers 621 gemäß dem erfassten Druck des patientenseitigen Drucksensors 93.

Betrieb der Ausführungsform 1

Es wird nun der Betrieb der Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungs frequenz einschließlich der Steuerung mittels des Controllers 40 erläutert.

Zunächst werden der Endotrachialtubus 81 und der Zusatzzuführtubus 36 in die Luftröhre des Patienten X eingeführt. Anschließend wird die Schalttafel 43 betätigt, um die Schwin gungsfrequenz der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungseinheit 50, die Sauerstoffkonzent ration des Einatmungsgases, die Zuführflussrate des Einatmungsgases (die gesamte Flussrate des Einatmungsgases, das in den patientenseitigen Strömungspfad 60 und dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 strömt, etwa 10 bis 60 l/min höchstens) die Einat mungsgasflussrate in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31, die Durchflussunterbre chungsfrequenz des Einatmungsgases in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31, und die obere und die untere Grenze des Einspeisedruckes am Patienten eingegeben.

Der Betriebs-Controller 49 steuert den Mischer 621, um Sauerstoff und Luft gemäß des eingegebenen Konzentrationswertes zu mischen, und wählt ein Ventil zum Öffnen aus, das die eingegebene Flussrate aufweist. Somit wird ein Einatmungsgas mit der ausgewählten Konzentration und der ausgewählten Durchflussrate stromabwärts von dem Mischer bereit gestellt. Das Einatmungsgas strömt über den Befeuchter 622 zu der Einatmungsleitung 623 und dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31.

Das in der Einatmungsgasleitung 623 strömende Einatmungsgas wird mit dem oszillieren den Luftdruck aus der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungseinheit 50 beaufschlagt. Hierbei wird der Zyklus des oszillierenden Luftdruckes durch den Betriebs-Controller 49 über das Drehventil 54 so reguliert, um mit dem eingegebenen Zyklus übereinzustimmen.

Das Einatmungsgas strömt über die Dreiwege-Verteilerleitung 170 zu dem patientenseiti gen Leitungspfad 171 und zum Ausatmungsgasausgangsleitungspfad 173. Das in dem pa tientenseitigen Leitungspfad 171 strömende Einatmungsgas wird über den Endotrachialtu bus 81 in die Lunge des Patienten X durch den Überdruck des oszillierenden Luftdruckes eingeführt, wodurch der Lunge Sauerstoff zugeführt wird. Ferner wird das Einatmungsgas, das Kohlendioxid enthalten hat und das sich in ein Ausatmungsgas verwandelt hat, mittels des Unterdruckes des oszillierenden Luftdruckes in den Endotrachialtubus 81 eingeführt, um die Dreiwege-Verteilerleitung 170 zu erreichen, und wird zusammen mit einem nachfol genden Einatmungsgas zu dem Austrittspfad 70 geschoben, um in die Atmosphäre abge geben zu werden. Hierbei weist das verwendete Gebläse 52 eine kleine Auslassöffnung auf und folglich ist die Druckamplitude des oszillierenden Luftdruckes verringert. Selbst wenn ein Einatmungsgas aktiv von dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad in die Lunge befördert wird, kann folglich das Ausatmungsgas ohne Behinderung aus dem Endotrachialtubus 81 ausgeschieden werden.

Andererseits steuert der Betriebs-Controller 49 auf der Seite des Zusatzeinatmungsgaszu führpfades 31 die zweite Reguliereinheit 32 so, dass die Durchflussrate innerhalb des Zu satzeinatmungsgaszuführpfades 31 auf eine spezifizierte Durchflussrate bezüglich der ge samten Einatmungsgasdurchflussrate festgelegt ist. Gleichzeitig dazu wird die Einatmungs gaszuführunterbrechungseinheit 33 so in ihrer Öffnungs/Schließgeschwindigkeit gesteuert, um einem spezifizierten Zyklus zu entsprechen.

Folglich wird das in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 strömende Einatmungsgas befeuchtet, während es durch den Befeuchter 34 hindurchgeht, und wird über den Zusatz zuführtubus 36 in die Lunge des Patienten X eingeführt. Dieser Zusatzeinatmungsgaszu führpfad 31 ist von dem patientenseitigen Strömungspfad 60 getrennt und wird nicht von dem oszillierenden Luftdruck beaufschlagt. Der Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 ist nicht mit dem Austrittspfad 70 verbunden. Folglich führt der Zusatzeinatmungsgaszuführ pfad 31 das Einatmungsgas langsam und konstant in die Lunge ein. Dies zwingt das in der Lunge erzeugte Ausatmungsgas dazu, über den Endotrachialtubus 81 in den Austrittspfad 70 zu strömen, unabhängig von der Wirkung des Unterdruckes des oszillierenden Luftdru ckes. Ferner erfasst der patientenseitige Drucksensor 93 den inneren Druck in der Dreiwe ge-Verteilerleitung 170, der zusammen mit den Schwankungen des Druckes in der Lunge aufgrund der Zufuhr des Einatmungsgases schwankt, und das erfasste Ergebnis wird an den ersten Durchflussraten-Controller 41 ausgegeben. Der erste Durchflussraten-Controller 41 zeigt den erfassten Druck auf dem Anzeigeblock 44 an. Der Anwender (beispielsweise Arzt) der Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz erkennt den erfassten Druck, der auf dem Anzeigeblock 44 angezeigt ist, und bedient die Schaltta fel 43, um den Öffnungsgrad des Durchflussregulierventils 607 einzugeben, um damit die Ausatmungsgasdurchflussrate über den Betriebs-Controller 49 einzustellen, so dass die Lunge des Patienten unter einem bevorzugten Druck steht.

Wenn ferner keine Betätigung durch den Arzt erfolgt, führt der erste Durchflussraten-Con troller 41 den folgenden Steuerungsvorgang durch. Das heißt, wenn der erfasste Druck die obere Grenze des im Voraus spezifizierten Zuführdruck beim Patienten überschreitet, wird die Einatmungsgaszuführflussrate von dem Mischer 621 automatisch verringert. Die obere Grenze ist beispielsweise der Atmosphärendruck plus 5 bis 15 cm H₂O (490 bis 1470 Pa) und plus 40 cm H₂O (3920 Pa). Wenn andererseits der erfasste Druck geringer als die un tere Grenze des im Voraus spezifizierten Zuführdruckes am Patienten ist, wird eine Steue rung so ausgeführt, um die Einatmungsgaszuführflussrate von dem Mischer 621 zu erhö hen. Hierbei ist die untere Grenze beispielsweise Atmosphärendruck plus 5 bis 15 cm H₂O (490 bis 1470 Pa) weniger 40 cm H₂O (3920 Pa).

Wie zuvor beschrieben wurde, wird mit der vorliegenden Ausführungsform der Zusatzein atmungsgaszuführblock 30 zum Zuführen des Einatmungsgases in die Lunge des Patien ten unabhängig von dem patientenseitigen Strömungspfad 60 bereit gestellt, und folglich wird das Einatmungsgas aktiv getrennt von der Ventilation bzw. Beatmung durch die Oszil lation mit hoher Beatmungsfrequenz in die Lunge des Patienten eingeleitet. Dies erlaubt es, eine ausreichende Belüftung der Lunge zu erreichen und eine ausreichende Sauerstoff konzentration ohne Steigern der Amplitude des oszillierenden Luftdruckes beizubehalten. Folglich ist es möglich, die Belastung aufgrund hohen oder geringen Druckes auf die Lunge des Patienten X zu vermeiden und eine bevorzugte künstliche Beatmungsweise beizube halten.

Ferner ist es möglich, das Schwingen der Lunge des Patienten zu unterdrücken, um somit nicht andere medizinische Instrumente zur Genesung oder zur Messung zu beeinflussen, da die Amplitude des oszillierenden Luftdruckes verringert werden kann.

Weiterhin ist es möglich, die Ausgangsleistung der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungs einheit 50 zu verringern oder diese durch eine mit geringerer Leistung zu ersetzen, da die Druckamplitude verringert werden kann. Dies reduziert Lärm und Leistungsaufnahme sowie Größe und Gewicht der Vorrichtung.

Ferner verwendet in der vorliegenden Ausführungsform der Zusatzeinatmungsgaszuführ block 30 den Einatmungsgas-Einführblock 62 als die Einatmungsgaszuführquelle und folg lich besteht kein Bedarf an einer unabhängigen Einatemgaszuführquelle, wodurch sich die Effizienz der Vorrichtung erhöht und das Gewicht und Größe der Vorrichtung verringert wird.

Ferner ist der Zusatzzuführtubus 36 am Ende auf der Patientenseite des Zusatzeinat mungsgaszuführpfades 31 vorgesehen. Folglich ist es möglich, das Einatmungsgas direkt tief in die Lunge des Patienten einzuleiten, wodurch die Ventilationseffizienz verbessert wird.

Da der Zusatzzuführtubus 36 mit dem Endotrachialtubus 81 als ein einheitlicher Block aus geführt ist, ohne dass Gase dazwischen vermischt werden, ist es möglich, die Tuben ein fach und ohne Behinderung in die Luftröhre des Patienten X einzuführen und das von dem Zusatzzuführtubus 36 bereitgestellte Einatmungsgas wird direkt in die Lungen geleitet, wo durch es möglich ist, eine effiziente Belüftung der Lunge durchzuführen, bevor die Ausgabe durch den Endotrachialtubus 81 erfolgt.

Ferner ist in der vorliegenden Ausführungsform die Einatmungsgaszuführunterbrechungs einheit 33 vorgesehen, um den Einatmungsgasfluss in dem Zusatzeinatmungsgaszuführ pfad 31 auf einen konstanten Zyklus zu regulieren. Folglich ist die Zuführung des Einat mungsgases aus dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 ein periodisch unterbrochenes Zuführen, das die Sauerstoffdiffusionswirkung innerhalb der Lunge und die Belüftungseffi zienz verbessert.

Weiterhin ist in der vorliegenden Ausführungsform der Befeuchter 34 im Zusatzeinat mungsgaszuführpfad 31 vorgesehen. Folglich ist es möglich, dass von dem Zusatzeinat mungsgaszuführpfad 31 bereitgestellte Einatmungsgas zu befeuchten. Dies verhindert ein Austrocknen des Lungeninneren und ermöglicht es, die künstliche Beatmung in einer be vorzugten Art durchzuführen.

Ferner ist in der vorliegenden Ausführungsform die Chemikalienzuführeinheit 35 in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31 vorgesehen. Folglich ist es möglich, eine Chemikalie nach Bedarf in die Lunge einzuführen, während gleichzeitig die künstliche Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz beibehalten wird. Daher ist es möglich, den Patienten effektiv zu behandeln.

Weiterhin umfasst in der vorliegenden Ausführungsform der Controller 40 den ersten Durchflussraten-Controller 41 zum Steuern der Einatmungsgasdurchflussrate des Mischers 621. Dies ermöglicht es, einen übermäßigen Anstieg oder Abfall des Druckes des Einat mungsgases zu verhindern, und die künstliche Beatmung ohne Belastung der Lunge des Patienten durchzuführen. Ferner ist es möglich, die Einatmungsgasflussrate und den Ein atmungsgasdruck ohne Einwirkung des Anwenders zu regulieren.

Ausführungsform 2

Mit Bezug zu Fig. 5 wird nun eine zweite Ausführungsform der vorliegenden Erfindung er läutert. Fig. 5 zeigt als Blockansicht eine Ausgestaltung einer Vorrichtung 12A zur künstli chen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz gemäß der vorliegenden Ausführungsform. Diese Vorrichtung 12A zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz ist iden tisch zu der zuvor erwähnten Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beat mungsfrequenz mit Ausnahme, dass Sauerstoff und Luft aus dem Sauerstoffzufuhran schluss 621a und dem Luftzufuhranschluss 621b direkt in den Zusatzeinatmungsgaszu führblock 30a eingespeist werden, ohne durch den Mischer 621 des Einatmungsgas- Einführblocks 62 zu strömen. Folglich wird in dieser Ausführungsform lediglich der Zusatz einatmungsgaszuführblock 30A erläutert, wobei die Erklärung der anderen Komponenten, die mit gleichen Symbolen belegt sind, weg gelassen wird.

Der Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31A des Zusatzeinatmungsgaszuführblocks 30A verfügt über eine Sauerstoffeinführleitung 311A und eine Lufteinführleitung 312a, die je weils direkt mit dem Sauerstoffzuführanschluss 621a und dem Luftzuführanschluss 621b verbunden sind. Die Einführleitungen 311A und 312A verbinden die Zuführanschlüsse 621a und 621b mit der zweiten Reguliereinheit 32a.

Diese zweite Reguliereinheit 32a kann im Gegensatz zu der zuvor erwähnten zweiten Re guliereinheit 32 nicht nur die Einatmungsgaszuführflussrate sondern auch die Sauerstoff konzentration regulieren. Das heißt, die zweite Reguliereinheit 32a weist Ventile auf (nicht dargestellt) zum Regulieren der Flussraten, und dies sind an den Verbindungsbereichen zu den Zuführanschlüssen 621a und 621b angebracht, und durch Einstellen dieser Ventile ist es möglich, die Sauerstoffkonzentration des Einatmungsgases zu regeln. Ferner besitzt die zweite Reguliereinheit 32a mehrere Ausgangsventile (nicht gezeigt), um das Einatmungs gas stromabwärts zu leiten. Die mehreren Ventile haben unterschiedliche Durchflussraten und durch Auswahl eines Ausgangsventils mit einer gewünschten Flussrate ist es möglich, eine vorbestimmte Menge an Einatmungsgas bereit zu stellen. Erwähnenswert ist, dass die Sauerstoffkonzentration und die Durchflussrate des Einatmungsgases gemäß einem Be triebssignal von dem Controller 40 automatisch gesteuert werden.

Der Zusatzeinatmungsgaszuführblock 30A mit der zuvor erwähnten Ausgestaltung erlaubt es, die Flussrate und die Sauerstoffkonzentration des Einatmungsgases, das zum Zusatz einatmungsgaszuführpfad 31A geleitet wird, festzulegen, ohne von der Durchflussrate und der Sauerstoffkonzentration des Einatmungsgases, die am Mischer 621 festgelegt sind, beeinflusst zu werden. Erwähnenswert ist, dass die Durchflussrate und die Sauerstoffkon zentration des Einatmungsgases über die Schalttafel 43, wie im Falle des Mischers 621, spezifiziert werden, und die zweite Reguliereinheit 32A wird gemäß den eingegebenen Werten über den Betriebs-Controller 49 des Controllers 40 gesteuert.

Folglich erreicht die Vorrichtung 12A zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfre quenz nicht nur die Wirkungen der Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz, sondern erlaubt es, diverse Kombinationen zwischen den Flussraten und der Sauerstoffkonzentration des Einatmungsgases, das von dem patientenseitigen Strö mungspfad geliefert wird, und der Flussrate der Sauerstoffkonzentration des Einatmungs gases, das von dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad 31a geliefert wird, zu erhalten. Daher ist es möglich, eine künstliche Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz gemäß diversen Zuständen des Patienten durchzuführen.

Erwähnenswert ist, dass die Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beat mungsfrequenz den ersten Durchflussraten-Controller 41 zum Steuern der zugeführten Menge an Einatmungsgas zum Mischer 621 gemäß dem Ausgangssignal von dem patien tenseitigen Drucksensor 93 aufweist. In der Vorrichtung 12A zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz kann der Controller 40 einen zweiten Durchflussraten-Controller zum Steuern der Einatmungsgaszuführmenge der zweiten Reguliereinheit 32A gemäß ei nem Ausgangssignal von einem patientenseitigen Drucksensor 93 aufweisen. In diesem Falle wird ebenfalls die Zuführmenge als größer oder kleiner so festgelegt, dass ein er fasster Druck die obere Grenze oder die untere Grenze nicht überschreitet. Daher ist es möglich, die gleiche Wirkung wie mit dem ersten Durchflussraten-Controller 41 zu erhalten.

Alternativ kann der Controller 40 einen Ventil-Controller zum Regulieren eines Ventilöff nungsgrades des Flussratenregulierventils 607 gemäß einem Ausgangssignal von dem pa tientenseitigen Drucksensor 93 umfassen. Das heißt, wenn der erfasste Druck die obere Grenze überschreitet, wird das Durchflussratenregulierventil 607 auf ein größeres Öff nungsmaß festgelegt, und wenn der erfasste Druck geringer als die untere Grenze ist, wird das Durchflussratenregulierventil 607 auf ein geringeres Öffnungsmaß festgelegt. Daher ist es möglich, die gleiche Wirkung wie mit dem ersten Durchflussraten-Controller 41 zu errei chen.

Ferner besitzen in den Vorrichtungen 12 und 12A zur künstlichen Beatmung mit hoher Be atmungsfrequenz die Zusatzeinatmungsgaszuführblöcke 30 und 30A einen unabhängigen Sauerstoffzuführanschluss und einen Luftzuführanschluss ohne den Sauerstoffzuführanschluss 621a und den Luftzuführanschluss 621b des Einatmungsgas-Einführblocks 62 zu verwenden.

Weiterhin sind in den zuvor erwähnten Vorrichtungen 12 und 12A zur künstlichen Beat mung mit hoher Beatmungsfrequenz der patientenseitige Drucksensor 93 an dem patien tenseitigen Leitungspfad 171 der Dreiwege-Verteilerleitung 170 befestigt. Die Lage des pa tientenseitigen Drucksensors 93 ist allerdings nicht auf diese Position eingeschränkt und dieser kann sich an einer beliebigen Position in der Nähe des Patienten befinden. Bei spielsweise kann der patientenseitige Drucksensor an dem Zusatzzuführtubus 36 ange bracht sein.

Beispiele

Unter Anwendung der zuvor erwähnten Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz und einer herkömmlichen Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz, die nicht über den Zusatzeinatmungsgaszuführanschluss 30 verfügt, wurde eine künstliche Beatmung bei einem Tier durchgeführt: eine Hündin (Ge wicht 17 kg, das entspricht einem Kind von 5 oder 6 Jahren).

Testbedingung (1) Anwendung eines konventionellen Beatmungsgeräts mit hoher Beatmungsfrequenz

Ventilationsfrequenz: 15 Hz
Durchschnittlicher Druck in der Luftröhre (Druck zwischen Amplituden): 15 cm H₂

O (1470 Pa)
Ventilationsmenge: 20 ml einmalig
Zuführmenge an Einatmungsgas: 20 l/min
Sauerstoffkonzentration des Einatmungsgases: 100%
Endotrachialtubus: Innerer Durchmesser 5 mm

Testbedingung (2) Anwendung der Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz

Ventilationsfrequenz: 15 Hz
Durchschnittlicher Druck in der Luftröhre: 15 cm H₂

O (1470 Pa)
Ventilationsmenge: 20 ml einmalig
Zuführmenge an Einatmungsgas (Gesamtmenge des patientenseitigen Strömungspfades und des Zusatzeinatmungsgaszuführpfades): 24 l/min
Zuführmenge des Einatmungsgases (Durchflussrate des Zusatzeinatmungsgaszuführpfa des):
4 l/min
Sauerstoffkonzentration des Einatmungsgases 100%
Endotrachialtubus: Innerer Durchmesser 5 mm
Zusatzzuführtubus: Innerer Durchmesser 1 mm

Testbedingung (3) Anwendung eines herkömmlichen Beatmungsgerätes mit hoher Beatmungsfrequenz mit einer höheren Ventilationsmenge

O (1470 Pa)
Ventilationsmenge: 30 ml einmalig
Zuführmenge an Einatmungsgas: 20 l/min
Sauerstoffkonzentration des Einatmungsgases: 100%
Endotrachialtubus: Innerer Durchmesser 5 mm

Fig. 6 zeigt die Testergebnisse. Der Partialdruck an Kohlendioxid im arteriellen Blut wurde gemessen, um zu bestimmen, wie sich das Kohlendioxid im Blut verringert hat. Der normale Partialdruck des Kohlendioxids im Blut liegt bei 35 bis 45 mmHg (4655 bis 5985 Pa). Wenn der Kohlendioxidpartialdruck im Blut hoch ist, bedeutet dies, dass das Kohlendioxid nicht effizient ausgeschieden worden ist und dass die Belüftung der Lunge nicht geeignet ist. Wenn der Partialdruck 45 mmHg (5985 Pa) übersteigt, leidet der Körper an dem überhöh ten Kohlendioxidblutsymptom.

Der Vergleich der Testergebnisse aus Fig. 6 zeigt, dass selbst unter der Bedingung, dass das Kohlendioxidblutsymptom durch den konventionellen Beatmungsapparat mit hoher Be atmungsfrequenz hervorgerufen wird, die Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit ho her Beatmungsfrequenz den Kohlendioxidpartialdruck im arteriellen Blut in einem normalen Bereich halten kann.

Ferner kann das konventionelle Beatmungsgerät mit hoher Beatmungsfrequenz den Koh lendioxidpartialdruck im arteriellen Blut nicht auf einem normalen Wert halten, selbst wenn die Ventilationsmenge um einen Faktor 1.5 erhöht wird, wohingegen die vorliegende Erfin dung es ermöglicht, dem Kohlendioxidpartialdruck im arteriellen Blut innerhalb eines nor malen Wertebereichs mit einer einmal festgelegten Ventilationsmenge zu halten.

Wie zuvor beschrieben wurde, kann durch Anwendung der vorliegenden Erfindung eine Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz selbst bei einer Os zillationsquelle geringer Leistung (Luftdruckoszillationsbeaufschlagungseinheit) eine lun geninterne Belüftung durchgeführt werden, die bleich oder besser zu einem Beatmungsge rät mit hoher Beatmungsfrequenz ist, das eine Oszillationsquelle hoher Leistung aufweist. Wenn die Oszillationsquelle von geringer Leistung ist, ist es möglich, die Kosten für die Vor richtung sowie Betriebsgeräusche der Vorrichtung, Größe, Gewicht und Leistungsaufnah me der Vorrichtung zu verringern.

Beispielsweise kostet im Fall eines herkömmlichen Beatmungsgerätes mit hoher Beat mungsfrequenz die Herstellung der Oszillationsquelle ungefähr 400000 Yen, das Betriebs geräusch beträgt 53 bis 56 dB, und der aufgenommene Strom beträgt 7 bis 8 A. Im Falle eines herkömmlichen Beatmungsgerätes mit hoher Beatmungsfrequenz mit hoher Leis tungsfähigkeit, die in dem zuvor erwähnten Test (3) verwendet wurde, kostet die Herstel lung der Oszillationsquelle ungefähr 800000 Yen, das Betriebsgeräusch liegt bei 70 dB o der darüber und der aufgenommene Strom beträgt 13 bis 14 A. Bei dem konventionellen Beatmungsgerät mit hoher Beatmungsfrequenz, das unter der Testbedingung (3) verwen det wurde, war der Geräuschpegel und der aufgenommene Strom zu groß.

Entsprechend dem Prinzip des herkömmlichen Verfahrens, benötigt ein Beatmungsgerät mit hoher Beatmungsfrequenz für Erwachsene eine große Ventilationsleistung, die einen hohen Lärmpegel und eine große Stromaufnahme zur Folge hat.

Ein Beatmungsgerät mit hoher Beatmungsfrequenz mit großer Leistung kann eine Ventila tion mit hoher Wiederholfrequenz bei einem jeweiligen großen Ventilationsbetrag bzw. Vo lumen durchführen, aber dies verursacht eine Schwingung in der Lunge und kann eine Belastung in der Lunge hervorrufen. Die Vorrichtung 12 zur künstlichen Beatmung mit ho her Beatmungsfrequenz gemäß der vorliegenden Erfindung kann ein derartiges Problem umgehen und die Ventilationseffizienz in der Lunge verbessern, wie aus den Testergebnis sen zu erkennen ist.

Ausführungsform 3 Gesamte Ausgestaltung der Ausführungsformen

im Folgenden wird eine dritte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit Bezug zu den Fig. 7 bis 15 erläutert. Fig. 7 ist eine Blockansicht, die eine Ausgestaltung einer Vor richtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO gemäß der vorliegenden Ausführungsform darstellt.

Diese Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO umfasst einen Einatmungsgas- Einführblock B62 zum Zuführen eines Sauerstoff enthaltenden Einatmungsgases zu einem Patienten BX; einen patientenseitigen Strömungspfad B60 zum Führen des Einatmungsga ses von dem Einatmungsgas-Einführblock B62 zu dem Patienten BX; einen Luftdruckoszil lationsbeaufschlagungsblock B50 zum Beaufschlagen des durch den patientenseitigen Strömungspfad B60 strömenden Einatmungsgases mit einem oszillierenden Luftdruck mit einem Zyklus, der kleiner als der Beatmungszyklus des Patienten BX ist; einen Austrittspfad B70 zum Abgeben eines Kohlendioxid enthaltenden Ausatmungsgases, das von dem Pati enten BX ausgeatmet wird, in die Atmosphäre; und einen Controller zum Steuern des Be triebs der Komponenten der Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung.

Im Folgenden werden entsprechende Komponenten der Vorrichtung beschrieben.

Das Gebläse B52 besitzt einen Lüfter und einen Motor zum Antreiben des Lüfters. Der Motor umfasst einen Wandler, dessen Rpm von dem Controller B40 gesteuert werden, um damit die abgegebene Luftmenge festzulegen. Diese abgegebene Luftmenge steht im Ver hältnis zu einem Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus. Durch Erhöhen oder Verringern der abgegebenen Luftmenge kann der Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus festgelegt werden.

Der Antriebsblock B545 umfasst einen Motor und ein Reduzierelement (nicht dargestellt), und das Drehventil B544 mit der vom Controller B40 spezifizierten Rpm zu drehen. Eine Umdrehung des Drehventils B544 stellt eine Verbindung zwischen dem Anschluss B541 und dem Anschluss B543 her und anschließend eine Verbindung zwischen dem Anschluss B542 und dem Anschluss B543. Folglich wird ein oszillierender Luftdruck Apn mit der Schwingungsfrequenz proportional zur Rpm des Antriebsblocks B545 dem zugeführten Einatmungsgas auferlegt. Der Controller B40 steuert die Rpm des Antriebsblocks B545, um die Schwingungsfrequenz des oszillierenden Luftdruckes Apn zu steuern.

Anzumerken ist, dass der Anschluss B543 mit einer Luftdruckoszillationsleitung 8546 zum Übertragen des oszillierenden Luftdruckes Apn zu dem Membranmechanismus B56 ver bunden ist.

Der Austrittspfad B70 dieser Ausführungsform ist identisch zu jenem in der ersten Ausfüh rungsform. Dieser wird somit in dieser Ausführungsform mit Bezug zur Fig. 2 erläutert. Wie in dieser Figur gezeigt ist, bewegt die Spule 607d das bewegliche Ventil um einen Betrag entsprechend dem Kontrollsignal aus dem Controller B40. Somit wird der Ausatmungsgas abgabebetrag des Flussratenregulierungsventils 607 automatisch reguliert. Da der patien tenseitige Strömungspfad B60 mit dem Austrittspfad B70 in Verbindung steht, kann die zu vor erwähnte Regulierung des Ausatmungsgasesabgabebetrags ebenfalls den inneren Druck nicht nur in dem Austrittspfad B70 sondern auch in dem patientenseitigen Strö mungspfad B60 einstellen.

Controller

Als nächstes wird mit Bezug zur Fig. 7 und Fig. 8 der Controller B40 erläutert. Fig. 8 ist eine Blockansicht eines Kontrollsystems der Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO. Der Controller B40 umfasst eine Berechnungsvorrichtung mit einer CPU, einem ROM, und einem A/D-Wandler sowie einem Programm zum Ausführen einer Betriebssteu erung der Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit HFO, das später beschrieben wird.

Dieser Controller B40 umfasst eine Schalttafel B43, über welche ein Arzt (Bediener der Vor richtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO) Betriebszustände eingibt, und umfasst ei nen Anzeigeblock B44 zum Anzeigen eines alveolaren Ventilationsbetrages V_A und dem einen Ventilationsbetrag V_T, die später beschrieben werden.

Ferner umfasst der Controller 840 einen Eingabeblock B41 zum Empfangen eines Be triebszustands, der über die Schalttafel eingegeben wird; einen Betriebskontrollblock B49 zum Steuern der Betriebsweisen des Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblocks B50, des Einatmungsgas-Einführblocks B62, und des Flussratenregulierungsventils 607 (in Fig. 2) gemäß den über die Schalttafel B43 eingegebenen Betriebszuständen; eine Speicherabbil dung B46, die eine 5-dimensionale Abbildung enthält, die später beschrieben wird; und ei nen Berechnungsblock B45 zum Berechnen des alveolaren Ventilationsbetrags V_A.

Die Schalttafel B43 ist eine Tastatur, für die beispielsweise der Bediener (Arzt) der Vorrich tung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO den einen Ventilationsbetrag V_T für die Lunge des Patienten BX, die Schwingung des oszillierenden Luftdruckes (im Weiteren als die "Ventilationsfrequenz" bezeichnet), die Einatmungsgaszuführmenge, den durchschnittli chen Innendruck des patientenseitigen Strömungspfads, den Durchmesser eines ausge wählten Endotrachialtubus B81, den anatomischen Totbereich V_D, die Konstante K zur Be stimmung des alveolaren Ventilationsbetrags und die Sauerstoffkonzentration des Einat mungsgases eingibt.

Diese durch die Schalttafel B43 eingegebenen Betriebszustände werden alle im Eingabe block B41 gespeichert. Dieser Eingabeblock B41 ist ein Speicher zur zwischenzeitlichen Speicherung. Wenn die zuvor erwähnten Betriebszustände eingegeben werden, aktualisie ren sie die vorhergehenden Zustände bzw. Bedingungen, die gespeichert waren.

Weiterhin ist der Anzeigeblock B44 beispielsweise eine Flüssigkristallanzeige vorgesehen, die von dem Betriebskontrollblock B49 angesteuert wird, um alle Betriebszustände, die ü ber den Eingabeblock B49 eingegeben werden, anzuzeigen.

Im Folgenden wird der Abbildungsspeicher B46 erläutert. Dieser Abbildungsspeicher B46 umfasst eine 5-dimensionale Abbildung bzw. Zuordnung, der fünf Variable spezifiziert, d. h., den gewünschten einen Ventilationsbetrag gegen die Lunge des Patienten X, die Ventilati onsfrequenz, die Einatmungsgaszuführmenge, den durchschnittlichen Innendruck des pati entenseitigen Strömungspfads B60, und den Durchmesser des ausgewählten Endotrachi altubus B81, wobei die Abgabe des Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock B50 (Aus gabe des Antriebsmotors des Gebläses B52) spezifiziert wird, um den gewünschten einen Ventilationsbetrag für die Lunge des Patienten BX zu verwirklichen.

Diese 5-dimensionale Abbildung bzw. Zuordnung wird gemäß Testdaten gestaltet, die aus der Messung eines Ventilationsbetrags am Endbereich des Endotrachialtubus B81 erhalten wurden, während die Abgabe des Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblocks B50, die Schwingungsfrequenz des oszillierenden Luftdruckes, die Einatmungsgaszuführmenge, der durchschnittliche Innendruck, und der Durchmesser des ausgewählten Endotrachialtubus variiert wurden.

Anders ausgedrückt, diese 5-dimensionale Abbildung wurde unter Verwendung einer gro ßen Menge von Testdaten erstellt, die wie folgt erhalten wurden. Die Einatmungsgaszu führmenge und der durchschnittliche Innendruck des patientenseitigen Strömungspfades B60 wurde in mehreren Stadien verändert. In jedem dieser Stadien wurde jeder der vier Durchmesser des Endotrachialtubus B81 verwendet, um die Beziehung zwischen der Abgabe des Antriebsmotors des Gebläses B52 und dem Ventilationsbetrag pro Zyklus des oszillierenden Luftdruckes, der am Einführungsende des Endotrachialtubuses B85 beo bachtet wurde, zu bestimmen.

Wenn folglich die Einatmungsgaszuführmenge, der durchschnittliche Innendruck des pati entenseitigen Strömungspfades B60, die Ventilationsfrequenz, und der Durchmesser des Endotrachialtubuses festgelegt sind, ist es möglich, spezielle Testdaten für die Abhängigkeit zwischen der Antriebsmotorabgabeleistung des Gebläses B52 und dem Ventilationsbetrag pro Zyklus des am Einführungsende des Endotrachialtubus B81 beobachteten oszillieren den Luftdruckes zu spezifizieren.

In dieser Ausführungsform wurde ein Modell der Lunge mit einem Drucksensor am Einfüh rungsende des Endotrachialtubus B81 verwendet, um einen Ventilationsbetrag pro Zyklus des oszillierenden Luftdruckes als "einen Ventilationsbetrag bzw. eine Ventilationsbetrags einheit für die Lunge eines Patienten" zu beobachten, die als Testdaten diente. In der Vor richtung zur künstlichen Beatmung mit HFO wird der eine Ventilationsbetrag für die Lunge eines Patienten kaum vom Volumen und vom Hub der Lunge beeinflusst, und variiert in Abhängigkeit von der Einatmungsgaszuführmenge, dem durchschnittlichen Innendruck, der Ventilationsfrequenz, der Amplitude des oszillierenden Luftdruckes und dem inneren Durchmesser des Endotrachialtubus, was durch Experimente bestätigt wurde.

Im Berechnungsblock B45 wird eine Abgabemenge des Gebläses B52 entsprechend einer gewünschten Ventilationsbetragseinheit aus einer charakteristischen Kurve, die aus den oben erwähnten gewonnenen Testdaten besteht, ermittelt, so dass die ermittelte Ausgabe verwendet wird, um den Antriebsmotor des Gebläses B52 anzusteuern, wodurch eine künstliche Beatmung mit HFO mit dem einen Ventilationsbetrag bzw. der Ventilationsbe tragseinheit ermöglicht wird, die vom Bediener für die Lunge des Patienten BX beabsichtigt ist.

Die 5-dimensionale Abbildung wird mit Bezug zu den Fig. 9 bis 12 erläutert. Diese Figuren erklären das Konzept der 5-dimensionalen Abbildung. Zunächst besitzt die 5-dimensionale Abbildung eine erste Zustandszuordnung M (Fig. 9) zum Spezifizieren einer Einatmungs gaszuführmenge, um damit eine Abbildung M_i des nächsten Zustands anzugeben. Die erste Zustandsanordnung M kann fünf Einatmungsgaszuführmengewerte spezifizieren. Beispielsweise werden 30 l/min für die Einatmungsgaszuführmenge angegeben, und M₅ wird in der zweiten Zustandszuordnung spezifiziert.

Die Zustandszuordnung M_i kann den durchschnittlichen Innendruck des patientenseitigen Strömungspfads B60 Kennzeichnen, um die nächste Zustandszuordnung M_ij zu spezifizie ren (Fig. 10 zeigt ein Beispiel der M₅ Abbildung bzw. Zuordnung). In der zweiten Zustands zuordnung M_i wird der durchschnittliche Innendruck mit elf Werten spezifiziert. Beispiels weise wenn für den durchschnittlichen Innendruck in der zweiten Zustandszuordnung M₅ 10 cm H₂O (980 Pa) gewählt werden, wird M₅₆ in der dritten Zustandszuordnung spezifiziert.

Die dritte Zustandszuordnung M_ij kann eine Ventilationsfrequenz des patientenseitigen Strömungspfads B60 kennzeichnen, um die folgende Zustandszuordnung M_ijk zu spezifizie ren. (Fig. 11 zeigt ein Beispiel der M₅₆-Zuordnung). In der dritten Zustandszuordnung M_ij können fünf Werte für die Ventilationsfrequenz spezifiziert werden. Wenn beispielsweise 15 Hz für die Ventilationsfrequenz in der dritten Zustandszuordnung M₅₆ gekennzeichnet wer den, wird M₅₆₅ für die letzte Zustandszuordnung spezifiziert.

Die letzte Zustandszuordnung M_ijk bezeichnet Testdaten, die mit der Beziehung zwischen der Ausgabe des Gebläses B52 und der Ventilationsbetragseinheit für die Lunge des Pati enten BX, die unter Verwendung der jeweiligen vier verschiedenen Durchmesser des En dotrachialtubus mit der Einatmungsgaszuführmenge, dem durchschnittlichen Innendruck, und der Ventilationsfrequenz, die in den vorhergehenden Zuständen spezifiziert wurden, gemessen wurden, verknüpft sind. Fig. 12 zeigt grafisch das Konzept der letzten Zustands zuordnung M565. Wenn gemäß dieser Figur beispielsweise eine künstliche Beatmung mit HFO durch Spezifizierung von 8 mm für den Durchmesser des Endotrachialtubus B81, der am Ende B171a des patientenseitigen Strömungspfads B60 befestigt ist, und 78 ml für die eine Ventilationsbetragseinheit für die Lunge des Patienten BX festgelegt sind, kann die Abgabe des Antriebsmotors des Gebläses B52 auf 80% festgelegt werden.

Die 5-dimensionale Abbildung besitzt die zuvor erwähnte Gestalt. Somit kann durch Spezi fizierung der Einatmungsgaszuführmenge, des durchschnittlichen Innendruckes, der Ven tilationsfrequenz, des Durchmessers des Endotrachialtubus, und der gewünschten Ventila tionsbetragseinheit die Abgabe des Antriebsmotors des Gebläses B52 spezifiziert werden, um eine künstliche Beatmung mit HFO mit der gewünschten Ventilationsbetragseinheit durchzuführen. Erwähnenswert ist, dass die in der vorhergehenden Erläuterung verwen deten Parameterwertintervalle durch Sammeln von mehr Testdaten eingeschränkt werden können, so dass ein genauerer Wert für die Ventilationsbetragseinheit der Lunge des Pati enten BX spezifiziert werden kann.

Als nächstes wird der Betriebskontrollblock B49 erläutert. Der Betriebskontrollblock B49 gibt die im Eingabeblock B41 gespeicherte Sauerstoffkonzentration des Einatmungsgases an und reguliert den Öffnungsgrad der Ventile an den Zuleitungsquellen 8621a und 8621b des Mischers 621 des Einatmungsgas-Einführblocks B62. Gleichzeitig dazu wird gemäß der Einatmungsgaszuführmenge im Eingabeblock B4 der Öffnungsgrad des Ausgabeven tils des Mischers B621 des Einatmungsgas-Einführblocks B62 reguliert.

Ferner gibt der Betriebskontrollblock B49 den im Eingabeblock B41 gespeicherten durch schnittlichen Innendruck an und reguliert den Öffnungsgrad des Durchflussratenregulier ventils 607 (in Fig. 2) so, dass der erfasste Druck an dem patientenseitigen Drucksensor B93 gleich dem eines gespeicherten Wertes ist.

Wenn ferner eine neue Ventilationsfrequenz f am Eingabeblock B41 eingegeben wird, ak tualisiert der Betriebskontrollblock B49 die Ventilationsfrequenz f gemäß der über die Schalttafel B43 eingegebenen Ventilationsfrequenz f für den Luftdruckoszillations beaufschlagungsblock B50. Der Betriebskontrollblock B49 verfügt über eine Ventilationszustandserhaltungsfunktion B42, so dass das Produkt eines Quadrats der Ventilationsbe tragseinheit V_T und der Ventilationsfrequenz f immer konstant ist. Der Ventilationsbetrags wert V_T und die Ventilationsfrequenz f werden gleichzeitig unter der Bedingung geändert, dass V_t ² . f konstant ist, um damit eine gewünschte festzulegende Ventilationsfrequenz zu finden.

Das heißt, wenn angenommen wird, dass f₀ die Ventilationsfrequenz vor der Aktualisierung ist, V_T0 die Ventilationsbetragseinheit für die Lunge des Patienten ist, f₁ die gemäß dem Eingabeblock 41 aktualisierte Ventilationsfrequenz ist, und V_T1 die Ventilationsbetragsein heit nach der Aktualisierung ist, dann gilt F₀ . V_T0 ² = f₁ . V_T1 ².

Folglich steuert der Betriebskontrollblock B49 die Rpm des Antriebsblock B545 des Dreh ventils B54 so, um die Ventilationsfrequenz f₁ und die Abgabe des Gebläses B52 so fest zulegen, um die Ventilationsbetragseinheit V_T1 für die Lunge des Patienten festzulegen. Anzumerken ist, dass die Abgabeleistung des Gebläses B52 gemäß der 5-dimensionalen Abbildung in dem Abbildungsspeicher B46 ermittelt wird.

Wenn ferner nur die Ventilationsbetragseinheit V_T für die Lunge des Patienten BX am Ein gabeblock B41 eingegeben wird, steuert der Betriebskontrollblock B49 die Ausgabe des Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblocks B50, d. h. den oszillierenden Luftdruck Apn, so, dass die Ventilationsbetragseinheit V_T festgelegt ist. Hierbei bezieht sich der Betriebskon trollblock B49 ebenfalls auf die zuvor erwähnte 5-dimensionale Abbildung, um die Abgabe des Gebläses B52 zu ermitteln und die Ventilationsbetragseinheit V_T festzulegen. Der Be triebskontrollblock B49 zeigt ebenfalls die Ventilationsbetragseinheit V_T an, die festgelegt worden ist. Die Anzeige der Ventilationsbetragseinheit V_T wird aktualisiert, wenn eine neue Ventilationsbetragseinheit V_T eingegeben wird, oder wenn der Wert durch eine Änderung der Ventilationsfrequenz f verändert worden ist.

Als nächstes wird der Berechnungsblock B45 erläutert. Wenn ein anatomischer Totbereich V_D und eine Konstante K am Eingabeblock B41 eingegeben werden, berechnet der Berechnungsblock B45 den alveolaren Ventilationsbetrag V_A gemäß der Gleichung "V_A = K . V_T ²f/V_D". Wenn ferner kein anatomischer Totbereich V_D oder keine Konstante K vom Einga beblock B41 geliefert werden, wird ein alveolarer Ventilationsbetrag V_A' gemäß einer ver einfachten Gleichung berechnet "V_A' = V_T ² . f'". Hierbei wird jedes Mal, wenn die Ventilati onsbetragseinheit V_T oder die Ventilationsfrequenz f geändert wird, der alveolare Ventilati onsbetrag V_A oder V_A' ebenfalls in der Berechnung aktualisiert. Der alveolare Ventilations betrag V_A oder V_A', der berechnet worden ist, wird an dem Anzeigeblock B44 angezeigt.

Erläuterung des Grundprinzips

Im Weiteren wird das grundlegende Konzept der Betriebsablaufssteuerung durch den zu vor erwähnten Controller B40 erläutert. Gegenwärtig wird der alveolare Ventilationsbetrag V_A zur Kennzeichnung des Gastransportzustands in der Lunge und in der Nähe der Lunge, der durch Belüftung aufgrund der Beatmung erreicht wird, verwendet wird. Dieser alveolare Ventilationsbetrag V_A variiert von Person zu Person. Normalerweise ist der alveolare Ven tilationsbetrag V_A wie folgt definiert, wenn das Kohlendioxid in der Lunge berücksichtigt wird.

V_A = V_CO2/F_ACO2. . . (1)

wobei V_CO2 die Menge des ausgeatmeten Kohlendioxid und F_ACO2 eine Kohlendioxidkon zentration in den Lungenbläschen repräsentieren.

Die zuvor erwähnte Gleichung (1) kennzeichnet ein Verhältnis zwischen der Menge des aus den Lungenbläschen durch Belüftung abgegebenen Kohlendioxids und der Blutkon zentration des Kohlendioxids, das in den Lungenbläschen verbleibt. Das heißt, wenn der alveolare Ventilationsbetrag V_A identisch ist, ist die Kohlendioxidkonzentration im arteriellen Blut (PaCO₂) des Patienten unverändert und der Zustand des Patienten ist ebenfalls un verändert.

Wenn hierbei eine Ventilation mittels eines herkömmlichen Beatmungsgerätes anstelle ei ner Beatmungsvorrichtung mit HFO durchgeführt wird oder eine spontane Beatmung des Patienten auftritt, ist die Ventilationsbetragseinheit V_T verringert um den anatomischen Tot bereich V_D die Gasmenge, die tatsächlich die Lungenbläschen erreicht hat. Folglich kann der alveolare Ventilationsbetrag V_A wie folgt bestimmt werden.

V_A = (V_T - V_D) × f . . . (2)

wobei V_T die Ventilationsbetragseinheit, V_D den anatomischen Totbereich, und f die Ventila tionsfrequenz repräsentieren.

Folglich wird in einem Beatmungsgerät ohne HFO Gleichung (2) verwendet, um den alveo laren Ventilationsbetrag V_A im anfänglichen Beatmungszustand zu bestimmen. Indem der Wert konstant gehalten wird, während die Ventilationsfrequenz f und die Ventilationsbe tragseinheit V_T, die als Betriebsparameter einer künstlichen Beatmung mit HFO dienen, ge ändert werden, ist es möglich, die Kohlendioxidkonzentration im arteriellen Blut des Pati enten konstant zu halten.

Bei der künstlichen Beatmung mit HFO wird eine Ventilation mittels eines Gastransportme chanismus durchgeführt, der sich von der normalen (ohne HFO) künstlichen Beatmung unterscheidet. Folglich kann die zuvor erwähnte Gleichung (2) nicht unmittelbar verwendet werden. Aus Untersuchungen der künstlichen Beatmung mit HFO wurde herausgefunden, dass die Gleichung (3) erfüllt ist.

V_A ∝ V_T ² . f . . .. (3)

Dies bedeutet, dass der alveolare Ventilationsbetrag V_A proportional ist "dem Quadrat der Ventilationsbetragseinheit (V_T ²)" × "der Ventilationsfrequenz (f)" und wie folgt ausgedrückt werden kann.

V_A = K . V_T ² . f/V_D . . . (4)

wobei K eine Konstante ist (0,13 bis 0,19), V_D ein anatomischer Totbereich, und f eine Ven tilationsfrequenz ist.

Gemäß der obigen Gleichung (4) bleibt die Gastransportmenge unverändert, wenn der "ei ne Ventilationsbetrag bzw. die Ventilationsbetragseinheit V_T" und die "Ventilationsfrequenz f", die als Betriebsparameter für die Beatmungsvorrichtung dienen, unverändert bleiben, während der alveolare Ventilationsbetrag V_A auf dem Anfangszustandswert konstant gehalten wird. Das heißt, der Gasaustausch auf alveolarer Basis bleibt ebenfalls unverän dert. Daher ist es möglich, die Kohlendioxidkonzentration im arteriellen Blut des Patienten konstant zu halten.

Wenn es ferner nicht einfach ist, die konstante K und den anatomischen Totbereich V_T zu bestimmen, kann der alveolare Ventilationsbetrag durch Gleichung (5) vereinfacht werden, wenn die Beziehung der Gleichung (3) berücksichtigt wird.

V_A' = V_T ² . f . . . (5)

Im Zusammenhang mit der Betriebssteuerung durch den Controller B40 wird die Betriebs weise der gesamten Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO mit Bezug zur Fig. 2, Fig. 7, Fig. 8, Fig. 13 und Fig. 14 erläutert. Fig. 13 ist ein Flussdiagramm, das den Betrieb der Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO zeigt, und Fig. 14 ist ein Flussdiagramm, das sich an Fig. 13 anschließt.

Zunächst gibt der Arzt grundlegende Parameter über die Schalttafel B43 gemäß dem Alter, Gewicht und dem Zustand des Patienten BX ein: die Ventilationsfrequenz f des oszillieren den Luftdruckes Apn, die Ventilationsbetragseinheit V_T, den durchschnittlichen Innendruck des patientenseitigen Strömungspfads B60, den Innendurchmesser des verwendeten Endotrachialtubus, die Einatmungsgaszufuhrflussrate und die Einatmungsgassauerstoffkon zentration.

Ferner gibt der Arzt über die Schalttafel B43 den anatomischen Totbereich V_D der Lunge des Patienten BX und die Konstante K ein, um den alveolaren Ventilationsbetrag V_A zu er halten, sofern diese aus einer vorhergehenden Untersuchung bekannt sind.

Im Controller B40 der Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO speichert der Eingabeblock B41 die zuvor erwähnten eingegebenen grundlegenden Parameter sowie den anatomischen Totbereich V_D der Lunge des Patienten BX und die Konstante K, die zu verwenden sind, um den alveolaren Ventilationsbetrag V_A zu bestimmen, sofern diese ein gegeben wurden.

Im Controller B40 wird im Schritt S1 überprüft, ob die grundlegenden Parameter eingege ben wurden und bei Ja überprüft Schritt S2, ob der anatomische Totbereich V_D und die Konstante K eingegeben wurden.

Wenn der anatomische Totbereich V_D und die Konstante K nicht eingegeben wurden, be rechnet der Berechnungsblock B45 den alveolaren Ventilationsbetrag V_A' unter Verwen dung der zuvor genannten Gleichung (5), und das Berechnungsergebnis wird am Anzeige block B44 angezeigt (Schritt S3). Wenn ferner der anatomische Totbereich V_D und die Kon stante K eingegeben wurden, berechnet der Berechnungsblock B45 den alveolaren Venti lationsbetrag V_A unter Verwendung der zuvor erwähnten Gleichung (4), und das Ergebnis der Berechnung wird am Anzeigeblock B44 angezeigt (Schritt S4).

Der Betriebskontrollblock B49 ruft den Eingabeblock B41 ab und führt eine Betriebssteuer ung gemäß den grundlegenden eingegebenen Parametern aus (Schritt S5). Das heißt, die Öffnungsmaße der Zuführquellen B621a und B621b werden so eingestellt, dass die Einat mungssauerstoffkonzentration identisch zu den eingegebenen Werten ist, und es wird ein Ausgangsventil mit der spezifizierten Einatmungsgasz 17808 00070 552 001000280000000200012000285911769700040 0002010053370 00004 17689uführflussrate ausgewählt und geöff net.

Ferner steuert der Betriebskontrollblock B49 das Drehventil B54, d. h. die Umdrehungszahl des Motors des Antriebsblocks B545, so dass die Ventilationsfrequenz f dem spezifizierten Wert entspricht. Ferner steuert der Betriebskontrollblock B49 die Umdrehungszahl des An triebs des Gebläses B52 so, dass die Ventilationsbetragseinheit V_T einem spezifizierten Wert entspricht. Ferner steuert der Betriebskontrollblock B49 das Flussratenregulierungs ventil 607 so, dass dessen Öffnungsgrad den spezifizierten durchschnittlichen inneren Druck zur Folge hat, der von dem patientenseitigen Drucksensor B93 erfasst wird.

Ferner zeigt der Betriebskontrollblock B49 auf dem Anzeigeblock B44 die eingegebene Ventilationsbetragseinheit V_T an.

Die Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO besteht aus der zuvor genannten Betriebsablaufsteuerung. Von dem Einatmungsgaseinführblock 62 wird ein Einatmungsgas geliefert, um durch den patientenseitigen Strömungspfad B60 zum Patienten BX zu strö men. Ferner wird der oszillierende Luftdruck Apn von dem Luftdruckoszillationsbeaufschla gungsblock B50 dem durch den patientenseitigen Strömungspfad B60 strömenden Einat mungsgas auferlegt. Das Einatmungsgas wird in der Verteilerleitung B170 zum Patienten BX hin und zum Austrittspfad B70 hin verteilt. Das zum Patienten hin strömende Einat mungsgas wird mittels des Überdruckes des oszillierenden Luftdruckes Apn durch den En dotrachialtubus B81 in die Lunge des Patienten eingeführt, wodurch der Lunge Sauerstoff zugeführt wird. Ferner wird ein in der Lunge erzeugtes, Kohlendioxid enthaltendes Ausat mungsgas durch den Unterdruck des oszillierenden Luftdruckes Apn über den Endotrachi altubus B81 in die Verteilerleitung B170 eingeleitet und wird zusammen mit dem nachfol genden Einatmungsgas in den Austrittspfad B70 geschoben, um in die Atmosphäre abge geben zu werden.

Wie zuvor beschrieben wurde, gibt der Arzt gemäß dem Zustand des Patienten BX neue Werte ein, um die HFO-Parameter zu aktualisieren, nachdem die künstliche Beatmung mittels der Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO begonnen hat: Ventilations betragseinheit V_T, Ventilationsfrequenz f, durchschnittlicher Innendruck, Einatmungsgas zuführmenge, und Einatmungsgassauerstoffkonzentration.

Wenn der durchschnittliche Innendruck, die Einatmungsgaszuführmenge, oder die Sauer stoffkonzentration des Einatmungsgases eingegeben werden (Schritt S6) führt der Be triebskontrollblock B49 die zuvor erwähnte Betriebsablaufsteuerung durch und legt den neuen Betriebszustand fest (Schritt S7).

Wenn ferner ein neuer Wert für die Ventilationsbetragseinheit V_T eingegeben wird (Schritt S8), führt der Betriebskontrollblock B49 die zuvor erwähnte Steuerung durch, um das Ge bläse B52 auf die neue Ventilationsbetragseinheit V_T einzustellen (Schritt S9). Wenn daher nur die Ventilationsbetragseinheit V_T ohne Änderung der Ventilationsfrequenz f geändert wird, wird auch der alveolare Ventilationsbetrag V_A' (oder V_A) ebenfalls geändert. Folglich verwendet der Berechnungsblock B45 die Gleichung (5) (oder Gleichung (4), wenn der anatomische Totbereichbetrag V_D und die Konstante K eingegeben worden sind), um einen neuen alveolaren Ventilationsbetrag V_A' (oder V_A) zu berechnen (Schritt S10), und zeigt das Berechnungsergebnis auf dem Anzeigeblock B45 an (Schritt S11).

Wenn ferner ein neuer Wert der Ventilationsfrequenz f eingegeben wird (Schritt S12), dann verwendet der Betriebskontrollblock B49 die Ventilationszustandserhaltungsfunktion B42, um die Ventilationsbetragseinheit V_T gemäß der Änderung der Ventilationsfrequenz f zu ändern. Das heißt, die Gebläseausgabe und die Umdrehungszahl des Drehventils werden gleichzeitig so geändert, dass der Wert von V_T ² . f konstant bleibt (Schritt S13).

Die zuvor dargestellte Betriebsablaufsteuerung wird nun anhand spezieller Werte erläutert. Wenn die Ventilationsbetragseinheit 100 ml und die Ventilationsfrequenz 15 Hz beträgt, wird der alveolare Ventilationsbetrag V_A' durch den Berechnungsblock B45 unter Verwen dung der Gleichung (5) berechnet, um die Gleichung (6) wie folgt zu erhalten.

V_A' = V_T ² . f = 100² × 15 = 150000 . . . (6)

Wenn gewünscht wird, die Ventilationsfrequenz f auf 9 Hz vom zuvor genannten Zustand ausgehend zu ändern, kann die Ventilationsbetragseinheit V_T zur Erhaltung des alveolaren Ventilationsbetrags V_A' aus der Gleichung (7) wie folgt berechnet werden.

V_T = (V_A'/f)^1/2 = (150000/9)^1/2 = 129,1 130 . . . (7)

Wenn daher die Ventilationsfrequenz f von 15 Hz auf 9 Hz geändert wird, wird daher die Ventilationsbetragseinheit V_T so gesteuert, um sich von 100 ml auf 130 ml zu ändern. Als ein Beispiel zeigt Fig. 15 eine Änderung der Ventilationsbetragseinheit V_T zur Beibehaltung des alveolaren Ventilationsbetrags V_A', während die Ventilationsfrequenz f geändert wird.

Der Betriebskontrollblock B49 führt die zuvor erwähnte Steuerung durch und die durch das Steuern aktualisierte Ventilationsbetragseinheit V_T wird von dem Berechnungsblock B45 ausgegeben (Schritt S14) und am Anzeigeblock B44 angezeigt (Schritt 15).

Folglich werden in der Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO bei Bedarf ge mäß der Änderung des Zustands des Patienten BX diverse Parameter eingegeben und es wird eine Steuerung gemäß den eingebenden Parametern durchgeführt, so dass die künst liche Beatmung mit HFO fortgesetzt wird, während der Betrieb gesteuert wird.

Wie zuvor beschrieben wurde, verfügt in dieser Ausführungsform der Betriebskontrollblock B49 über die Ventilationsänderungserhaltungsfunktion B42, und auf eine Änderung der Ventilationsfrequenz f hin wird die Ventilationsbetragseinheit V_T so aktualisiert, um V_T ² . f konstant zu halten. Wenn daher die Ventilationsfrequenz f geändert wird, kann der alveola re Ventilationsbetrag V_A auf einem konstanten Wert gehalten werden, wodurch es möglich ist, das Auftreten einer plötzlichen Änderung der Kohlendioxidkonzentration im Blut zu ver meiden.

Daher ist es möglich, die Wechselwirkung zwischen den zwei Parametern, die den Partial druck des Kohlendioxids im Blut bestimmen, zu verringern, eine plötzliche Änderung des Beatmungszustands des Patienten zu verhindern, und das Festlegen der Ventilationsfre quenz f zu erleichtern.

Ferner ist der Controller B40 mit dem Anzeigeblock B44 zum Anzeigen des alveolaren Ventilationsbetrags V_A, der von dem Berechnungsblock B45 berechnet wird, vorgesehen. Der Arzt kann die künstliche Beatmung mit HFO durchführen, während er den alveolaren Ventilationsbetrag V_A beobachtet, der als ein Kriterium für den Beatmungszustand des Pa tienten BX dient. Das heißt, der die Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO bedienende Arzt kann eine geeignete Beatmungs- bzw. Ventilationsbedingung festlegen.

Wenn in der oben beschriebenen Vorrichtung B12 zur künstlichen Beatmung mit HFO die Ventilationsfrequenz geändert wird, wird die Betriebsablaufsteuerung so durchgeführt, um gleichzeitig die Ventilationsbetragseinheit entsprechend der Gleichung (3) zu ändern. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht darauf beschränkt. Beispielsweise ist es ebenfalls möglich, eine Vorrichtung bereit zu stellen, in der die Ventilationsfrequenz auf zwei Arten geändert wird: in einem ersten Modus wird die Ventilationsfrequenz allein geändert, und in einem zweiten Modus wir die Ventilationsfrequenz zusammen mit der Ventilationsbetrags einheit geändert, so dass der Betriebskontrollblock 49 den Betrieb in einem ausgewählten Modus durchführt

Ferner kann die Berechnung einer neuen Ventilationsbetragseinheit, die gemäß einer Än derung der Ventilationsfrequenz festzulegen ist, durch den Berechnungsblock B45 so be rechnet werden, dass das Berechnungsergebnis an den Betriebskontrollblock B49 ausge geben wird.

In diesem Falle kann die Betriebsablaufsteuerung so ausgeführt werden, dass der Anzei geblock B44 eine Differenz zwischen den Ventilationsfrequenzwerten vor und nach einer Änderung und eine Differenz zwischen den Ventilationsbetragseinheitswerten vor und nach der Änderung anzeigt.

Wie zuvor beschrieben wurde, umfasst die im Patentanspruch 1 offenbarte Vorrichtung ei nen Zusatzeinatmungsgaszuführblock zum Zuführen eines Einatmungsgases in die Lunge des Patienten durch einen sich von dem patientenseitigen Strömungspfad unterscheiden den Pfad. Das heißt, ein Einatmungsgas wird aktiv in die Lunge des Patienten unabhängig von der Ventilation bzw. Belüftung mit hoher Beatmungsfrequenz eingeführt. Folglich ist es möglich, eine ausreichende Belüftung in der Lunge durchzuführen und eine ausreichende Sauerstoffkonzentration zu erhalten, ohne die Amplitude des oszillierenden Luftdruckes zu erhöhen. Folglich ist es möglich, effizienterweise das Erzeugen einer Belastung auf die Lunge des Patienten, die durch einen hohen oder geringen Luftdruckzustand bewirkt wird, zu vermeiden und eine bevorzugte Art und Weise der künstlichen Beatmung aufrecht zu erhalten.

Da die Amplitude des oszillierenden Luftdruckes verringert werden kann, ist es ferner mög lich, ein Schwingen der Brust des Patienten und damit die Beeinflussung anderer medizini scher Instrumente oder Messgeräte zu beeinflussen.

Da die Druckamplitude verringert werden kann, ist es weiterhin möglich, die Abgabe der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungseinheit zu verringern oder diese mit einer Luftdru ckoszillationsbeaufschlagungseinheit mit einer geringeren Abgabeleistung zu ersetzen. Dies erlaubt es, die Geräuschentwicklung und die Stromaufnahme sowie das Gewicht und die Größe der Vorrichtung zu verringern.

Die im Patentanspruch 2 offenbarte Vorrichtung ist dadurch gekennzeichnet, dass die Ein atmungsgaszuführquelle des Zusatzeinatmungsgaszuführblocks mit dem Einatmungsgas einführblock geteilt wird. Dies behebt die Notwendigkeit einer unabhängigen Einatmungsgaszuführquelle, wodurch die Effizienz der Vorrichtung erhöht und die Größe und das Ge wicht der Vorrichtung verringert werden.

Die im Patentanspruch 3 offenbarte Vorrichtung ist dadurch gekennzeichnet, dass der Zu satzeinatmungsgaszuführblock einen Zusatzeinführtubus umfasst, der mit dem patienten seitigen Ende des Zusatzeinatmungsgaszuführpfades verbunden ist. Folglich ist es mög lich, das Einatmungsgas direkt tief in die Lunge des Patienten zu fördern, wodurch die Ven tilationseffizienz erhöht wird.

In der im Patentanspruch 4 offenbarten Vorrichtung sind der Zusatzzufuhrtubus und der Endotrachialtubus als ein einheitlicher Block ausgeführt mit einer Ausgestaltung, die die je weils in den Tuben enthaltenen Gase nicht mischt. Folglich ist es möglich, die Tuben ohne Behinderung in die Luftröhre des Patienten einzuführen, und das Einatmungsgas, das von dem Zusatzzuführtubus bereit gestellt wird, trägt zu einer effektiven Ventilation in der Lunge bei, bevor dieses durch den Endotrachialtubus abgeführt wird.

In der im Patentanspruch 5 offenbarten Vorrichtung umfasst der Zusatzeinatmungsgaszu führblock eine Einatmungsgaszuführunterbrechungseinheit zum Regulieren eines Einat mungsgasflusses in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad mit einem konstanten Wieder holungszyklus. Folglich wird das von dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad bereitgestellte Einatmungsgas wiederholt in unterbrochenerweise abgegeben, was die Sauerstoffdiffusion in der Lunge erhöht und die Ventilationseffizienz verbessert.

Die im Patentanspruch 6 offenbarte Vorrichtung umfasst eine Zusatzströmungspfadbe feuchtungseinheit. Folglich ist es möglich, das in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad strömende Einatmungsgas zu befeuchten. Dies verhindert ein Ausdruck in der Lunge und erlaubt eine künstliche Beatmung unter bevorzugten Bedingungen.

In der im Patentanspruch 7 offenbarten Vorrichtung umfasst der Zusatzeinatmungsgaszu führblock eine Chemikalienzuführeinheit. Folglich ist es möglich, eine Chemikalie in den Zusatzeinatmungsgaszuführpfad nach Bedarf einzuführen, während eine künstliche Beat mung mit hoher Beatmungsfrequenz beibehalten wird. Daher ist es möglich, den Patienten effektiv zu behandeln.

Die im Patentanspruch 8 offenbarte Vorrichtung umfasst eine erste Reguliereinheit und ei ne zweite Reguliereinheit. Folglich ist es möglich, eine Sauerstoffkonzentration und eine Durchflussrate des Einatmungsgases, das durch den patientenseitigen Strömungspfad strömt, und eine Flussrate des durch den Zusatzeinatmungsgaszuführpfad strömenden Einatmungsgases unabhängig voneinander zu regulieren. Daher ist es möglich, die Venti lationseffizienz gemäß dem Zustand des Patienten genau zu regeln und den Druck in der Lunge feinfühlig einzustellen.

Die im Patentanspruch 9 offenbarte Vorrichtung umfasst einen ersten Durchflussraten- Controller zum Steuern der ersten Reguliereinheit gemäß einem Ausgangssignal von dem Drucksensor. Dies erlaubt es, ein übermäßiges Ansteigen oder Abfallen des Einatmungs gasdruckes zu unterdrücken, um somit eine künstliche Beatmung auszuführen, ohne eine Belastung auf den Patenten auszuüben. Ferner können die Einatmungsgasdurchflussrate und der Einatmungsgasdruck ohne Zutun des Anwenders automatisch eingestellt werden.

Die in Patentanspruch 10 offenbarte Vorrichtung umfasst einen zweiten Durchflussraten- Controller zum Steuern der zweiten Reguliereinheit gemäß dem Ausgangssignal des Drucksensors. Dies ermöglicht es, ein übermäßiges Ansteigen oder Abfallen des Einat mungsgasdruckes zu verhindern, und eine künstliche Beatmung ohne eine Belastung für den Patienten auszuführen. Ferner ist es möglich, die Durchflussrate und den Einatmungs gasdruck ohne Zutun des Anwenders automatisch einzustellen.

Die im Patentanspruch 11 offenbarte Vorrichtung umfasst einen Ventil-Controller zum Steuern einer Einatmungsgasdurchflussrate des Flussratenregulierungsventils gemäß ei nem Ausgangssignal des Drucksensors. Dies erlaubt es, ein übermäßiges Ansteigen oder Abfallen des Einatmungsgasdruckes zu unterdrücken und eine künstliche Beatmung durchzuführen, ohne eine Belastung auf den Patienten auszuüben. Ferner ist es möglich, die Einatmungsgasdurchflussrate und den Einatmungsgasdruck ohne Zutun des Anwen ders automatisch zu regulieren.

Die vorliegende Erfindung mit der zuvor genannten Ausgestaltung kann eine ausgezeich nete Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz bereitstellen, die in der herkömmlichen Technik nicht erreicht worden ist.

Ferner besitzt der Betriebskontrollblock die Ventilationszustandserhaltungsfunktion, so dass auf eine Änderung der Ventilationsfrequenz f hin, die Ventilationsbetragseinheit V_T pro Os zillationszyklus gleichzeitig geändert wird, um einen Wert V_T ² . f konstant zu halten. Auf grund der Festlegung der Änderung der Ventilationsfrequenz f ist es daher möglich, den al veolaren Ventilationsbetrag V_A auf einem konstanten Wert zu halten, wodurch eine plötzli che Änderung in der Kohlendioxidkonzentration im Blut vermieden wird.

Dies erlaubt es, die Wechselwirkung zwischen den zwei Parametern, die den Partialdruck des Kohlendioxids im Blut bestimmen, zu verringern, ein plötzliches Auftreten des Beat mungszustands des Patienten aufgrund einer Festlegung einer Änderung der Oszillati onsfrequenz zu verhindern, und das Festlegen einer Änderung der Oszillationsfrequenz zu erleichtern.

Wenn ferner der Controller mit einem Anzeigeblock zur Anzeige des alveolaren Ventilati onsbetrags V_A, der von dem Berechnungsblock berechnet wird, ausgestattet ist, kann der Arzt eine künstliche Beatmung mit HFO durchführen, während er den alveolaren Ventilati onsbetrag beobachtet, der als ein Kriterium für den Beatmungszustand des Patienten dient. Der Bediener (Arzt) der Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit HFO kann einen geeig neten Beatmungszustand festlegen.

Die vorliegende Erfindung mit der zuvor genannten Ausgestaltung kann eine ausgezeich nete Beatmungsvorrichtung mit HFO bereitstellen, die vorher nicht verfügbar war.

Die Erfindung kann in anderen spezifischen Formen ohne vom Grundgedanken oder deren Wesentlichen Eigenschaften abzuweichen, ausgebildet sein. Die vorliegenden Ausfüh rungsformen sind daher in jeglicher Hinsicht lediglich als illustrativ und nicht als einschrän kend zu betrachten, wobei der Schutzbereich der Erfindung durch die angefügten Patent ansprüche anstatt durch die vorhergehende Beschreibung gekennzeichnet ist; alle Ände rungen, die innerhalb der Bedeutung und des Äquivalenzbereichs der Ansprüche liegen, sind daher als mit eingeschlossen betrachtet. Die gesamte Offenbarung der japanischen Patentanmeldungen 11-309447 (am 29. Oktober 1999 eingereicht) und 11-363696 (am 22. Dezember 1999 eingereicht) einschließlich der Beschreibungen, der Patentansprüche, der Zeichnungen und der Zusammenfassung sind hiermit durch Bezugnahme mit eingeschlos sen.

Claims

1. Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz mit:
einem Einatmungsgaseinführblock zum Zuführen eines Sauerstoff enthaltenden Ein atmungsgases zu einem Patienten,
einem patientenseitigen Strömungspfad zum Führen des Einatmungsgases von dem Einatmungsgaseinführblock zu dem Patienten,
einem Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock zum Beaufschlagen des durch den patientenseitigen Strömungspfad strömenden Einatmungsgases mit einem oszillie renden Luftdruck mit einer höheren Frequenz als die Atmungsfrequenz des Patienten, und
einem Austrittspfad zum Abführen eines Kohlendioxid enthaltenden Ausatmungsga ses, das von dem Patienten ausgeatmet wird, in die Atmosphäre,
wobei der patientenseitige Strömungspfad eine Verteilerleitung zum Aufteilen einer Strömung von dem Einatmungsgaseinführblock zur Austrittspfadseite und zur Pati entenseite, und einen Endotrachialtubus, der mit dem patientenseitigen Ende der Verteilerleitung verbunden ist und durch den Mund in die Luftröhre des Patienten ein geführt werden kann, umfasst,
wobei die Vorrichtung ferner einen Zusatzeinatmungsgaszuführblock umfasst, zum Zuführen eines Einatmungsgases bis in die Nähe der Lunge des Patienten durch ei nen Strömungsweg, der sich von dem patientenseitigen Strömungspfad unterschei det,
wobei der Zusatzeinatmungsgaszuführblock eine Einatmungsgaszuführquelle und ei nen Zusatzeinatmungsgaszuführpfad umfasst, der sich von dem patientenseitigen Strömungspfad unterscheidet, zum Führen des Einatmungsgases von der Zuführ quelle in die Lunge des Patienten.

2. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach An spruch 1, wobei die Einatmungsgaszuführquelle des Zusatzeinatmungsgaszuführ blocks mit dem Einatmungsgaseinführblock geteilt wird, und wobei der Zusatzeinatmungsgaszuführpfad, der sich von dem patientenseitigen Strö mungspfad unterscheidet, das in dem Einatmungsgaseinführblock erzeugte Einat mungsgas in die Lunge des Patienten führt.

3. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach An spruch 1 und 2, wobei der Zusatzeinatmungsgaszuführblock einen Zusatzeinführtu bus umfasst, der mit dem patientenseitigen Ende des Zusatzeinatmungsgaszuführ pfades verbunden ist und der in die Luftröhre des Patienten einführbar ist.

4. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach An spruch 3, wobei der Zusatzeinführtubus und der Endotrachialtubus als ein einheitli cher Block ausgestaltet sind mit einer Anordnung, die ein Mischen der in jedem der Tuben enthaltenen Gase verhindert.

5. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei der Zusatzeinatmungsgaszuführblock eine Einatmungs gaszuführunterbrechungseinheit umfasst, zum Regulieren eines Einatmungsgasflus ses in den Zusatzeinatmungsgaszuführpfad mit einem konstanten Wiederholungs zyklus.

6. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei der Zusatzeinatmungsgaszuführblock eine Zusatzpfad befeuchtungseinheit zum Befeuchten des in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad strömenden Einatmungsgases umfasst.

7. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei der Zusatzeinatmungsgaszuführblock eine Chemika lienzuführeinheit umfasst zum Zuführen einer chemischen Flüssigkeit in den Zusatz einatmungszuführpfad.

8. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Vorrichtung ferner umfasst:
eine erste Reguliereinheit zum Regulieren einer Sauerstoffkonzentration und einer Durchflussrate des in den patientenseitigen Strömungspfad strömenden Einatmungs gases, und
eine zweite Reguliereinheit zum Regulieren einer Sauerstoffkonzentration und einer Durchflussrate des durch den Zusatzeinatmungsgaszuführpfad strömenden Einat mungsgases.

9. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach An spruch 8, wobei die Vorrichtung ferner umfasst:
einen Drucksensor zum Erfassen eines Druckes in der Nähe der Lunge des Patien ten, und
einen ersten Durchflussraten-Controller zum Steuern der ersten Reguliereinheit ent sprechend einem Ausgangssignal aus dem Drucksensor, um die Durchflussrate des in dem patientenseitigen Strömungspfades strömenden Einatmungsgases einzustel len.

10. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach An spruch 8, wobei die Vorrichtung ferner umfasst:
einen Drucksensor zum Erfassen eines Druckes in der Nähe der Lunge des Patien ten, und
einen zweiten Durchflussraten-Controller zum Steuern der zweiten Reguliereinheit gemäß einem Ausgangssignal aus dem Drucksensor, um die Durchflussrate des in dem Zusatzeinatmungsgaszuführpfad strömenden Einatmungsgases einzustellen.

11. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei die Vorrichtung ferner umfasst:
ein Durchflussratenregulierventil, das in dem Austrittspfad angebracht ist, zum Regu lieren einer Durchflussrate des Ausatmungsgases,
einen Drucksensor zum Erfassen eines Druckes in der Nähe der Lunge des Patien ten, und
einen Ventil-Controller zum Steuern eines Ventilöffnungsgrades des Durchflussraten regulierventils gemäß einem Ausgangssignal aus dem Drucksensor.

12. Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz (HFO) mit:
einem Einatmungsgaseinführblock zum Zuführen eines Sauerstoff enthaltenden Ein atmungsgases zu einem Patienten;
einem patientenseitigen Strömungspfad zum Führen des Einatmungsgases von dem Einatmungsgaseinführblock zu dem Patienten;
einem Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock zum Beaufschlagen des in dem pa tientenseitigen Strömungspfad strömenden Einatmungsgases mit einem oszillieren den Luftdruck mit einem Zyklus der kleiner ist als ein Beatmungszyklus des Patienten;
einem Austrittspfad zum Abführen in die Atmosphäre eines Kohlendioxid enthalten den Ausatmungsgases, das von dem Patienten ausgeatmet wird; und
einem Controller zum Steuern des Betriebs des Luftdruckoszillationsbeaufschla gungsblocks,
wobei der Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock ausgebildet ist, einen Ventilati onsbetrag pro Oszillationszyklus und eine Oszillationsfrequenz des oszillierenden Druckes zu regulieren,
wobei der Controller einen Eingabeblock zum Empfangen der eingegebenen Oszilla tionsfrequenz und einen Betriebskontrollblock zum Steuern des Luftdruckoszillations beaufschlagungsblocks umfasst, um eine Ausgabe des oszillierenden Luftdruckes auf die eingegebene Oszilationsfrequenz festzulegen, und
wobei der Betriebskontrollblock eine Ventilationszustandserhaltungsfunktion aufweist zur Änderung der Oszillationsfrequenz gemäß einem eingegebenen Wert derart, dass der Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus und eine Oszillationsfrequenz des oszil lierenden Luftdruckes modifiziert werden, während ein Wert von V_T ² . f konstant gehalten wird, wobei V_T einen Ventilationsbetrag pro Oszillationszyklus für die Lunge des Patienten und f eine Oszillationsfrequenz repräsentieren.

13. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach An spruch 12, wobei der Eingabeblock einen Ventilationsbetrag für die Lunge des Pati enten empfängt, und der Betriebskontrollblock den Luftdruckoszillationsbeaufschlagungsblock so steuert, um diesen auf den eingegebenen Ventilationsbetrag festzulegen.

14. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach An spruch 12 oder 13, wobei
der patientenseitige Strömungspfad mit einem Innendruckregulierungsblock zum Re gulieren eines durchschnittlichen inneren Druckes des patientenseitigen Strömungs pfades versehen ist,
wobei der Eingabeblock eine Eingabe eines durchschnittlichen Innendruckes emp fängt, und
wobei der Betriebskontrollblock den Innendruckregulierblock entsprechend dem ein gegebenen durchschnittlichen Innendruck steuert.

15. Die Vorrichtung zur künstlichen Beatmung mit hoher Beatmungsfrequenz nach einem der Ansprüche 12 bis 14, wobei
der Eingabeblock Eingaben für einen anatomischen Totbereich V_D und eine Kon stante K der Lunge des Patienten empfängt,
der Controller einen Berechnungsblock zum Berechnen eines alveolaren Ventilati onsbetrags V_A umfasst, der definiert ist durch die Gleichung V_A = K . V_T ² . f/V_D, und
wobei der Controller mit einem Anzeigeblock zum Anzeigen des berechneten alveolaren Ventilationsbetrags V_A versehen ist.