DE60032929T2

DE60032929T2 - Synchronisierung einer beatmungsvorrichtung mittels doppelphasensensoren

Info

Publication number: DE60032929T2
Application number: DE60032929T
Authority: DE
Inventors: Michael Leonay Berthon-Jones
Original assignee: Resmed Pty Ltd
Current assignee: Resmed Pty Ltd
Priority date: 1999-09-15
Filing date: 2000-09-15
Publication date: 2007-10-25
Anticipated expiration: 2020-09-16
Also published as: WO2001019440A1; DE60043362D1; AU7499700A; JP2010246952A; JP4667693B2; AU2004229074A1; US20060102180A1; AU778469B2; EP1229956A4; EP1229956B1; AU2004229074B2; JP2003509134A; DE60032929D1; US7934499B2; EP1229956A1

Description

Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Bereitstellung von Beatmungshilfe für einen Patienten. Insbesondere bezieht die Erfindung eine verbesserte Vorrichtung ein, die Beatmung in Phase mit Atmungsanstrengungen bei einem Patienten durch Verwendung eines Atmungsanstrengungssensors bereitstellt.
Hintergrund der Erfindung
Vorrichtungen zur Bereitstellung mechanischer Beatmung zur Unterstützung der Atmung eines Patienten sind bekannt. Solche Beatmungsvorrichtungen wurden verwendet, um Patienten mit Leiden, wie schwere Lungenerkrankung, Brustkorberkrankung, neuromuskuläre Erkrankung und andere Erkrankungen der Atmungssteuerung bzw. -regelung, zu unterstützen. Im Allgemeinen liefert ein Beatmer Luft oder mit Sauerstoff angereicherte Luft an einen Patienten bei Drücken, die während der Einatmung höher und während der Ausatmung geringer sind.
Es gibt verschiedene Arten von Beatmungsvorrichtungen. Diese Arten beinhalten Bi-Level-Beatmer (BLV), Proportional-Assist-Beatmer (PAV) und servogeregelte bzw. -gesteuerte Beatmer. Jeder Beatmertyp nutzt verschiedene Verfahren zur Unterstützung bei der Atmung eines Patienten und erreicht verschiedene Ziele.
Bi-Level-Beatmer liefern den einfachsten Unterstützungsgrad. Diese Beatmer liefern einen Maskendruck P(t), der bei einer Amplitude A von einem Anfangsdruck P₀ höher ist, wenn ein Atmungsluftstrom f(t) Einatmung bedeutet, f(t) > 0, als wenn ein Atmungsluftstrom Ausatmung bedeutet, f(t) ≤ 0. P(t) = P0 + Af(t) > 0 (Einatmung) P(t) = P0 andernfalls (Ausatmung)
Somit liefern diese Vorrichtungen einen festgelegten Grad an Unterstützung A. Sie garantieren allerdings keine besondere Beatmung, wenn beispielsweise die Bemühungen des Patienten unzureichend sind.
Proportional-Assist-Beatmer stellen einen Versuch zur Bereitstellung von Unterstützung dar, die enger in Phase mit den Atmungsbemühungen des Patienten ist Proportional-Assist-Beatmer liefern einen Maskendruck wie nachstehend: P(t) = P0 + Rf(t) + ELC∫f(t)dtf(t) > 0 (Einatmung) P(t) = P0 + Rf(t)andernfalls (Ausatmung)
wobei R ein wesentlicher Bruchteil des Luftwegwiderstandes vom Patienten ist und E_LC ein wesentlicher Bruchteil der Elastanz von Lunge plus Brustkorb des Patienten ist. Solange es keine Undichtigkeit gibt, liefert dies eine Unterstützung, die viel enger in Phase mit den Atmungsbemühungen eines Patienten ist. Aber auch hier wiederum gibt es, wenn die Bemühungen des Patienten unzureichend sind, beispielsweise aufgrund verminderter Chemoreflexkontrolle bzw. -steuerung bzw. -regelung der Atmung während des Schlafes keine garantierte minimale Beatmung.
Ein Verfahren zur Sicherung eines hinreichenden Grades an Atmungsunterstützung ist die Verwendung eines Servobeatmers, der den Grad der Unterstützung A zu einer servogeregelten bzw. -gesteuerten Sofortbeatmung V(t) gleich einer Zielbeatmung V_TGT einstellt: P(t) = P0 + Af(t) > 0 oder Zeit seit Start der letzten Inhalation > T_MAX P(t) = 0andernfalls
wobei:
A = G∫(V(t) – V_TGT)dt
V(t) = 0,5 abs (f(t))
A_MIN < A < A_MAX.
Bei diesem Beatmer ist V(t) eine Hälfte des Absolutwerts des Atmungsluftstroms, G ist die Verstärkung des integralen Servoreglers bzw. der integralen Servosteuerung, wobei ein Wert von 0,3 cmH₂O pro L/min Fehler bei der Beatmung pro Sekunde geeignet ist und A_MIN und A_MAX sind Grenzen, die dem Grad der Unterstützung A hinsichtlich Komfort und Sicherheit auferlegt sind, wobei 0,0 und 20,0 cmH₂O im Allgemeinen geeignet sind. Obwohl dieses Verfahren eine garantierte minimale Beatmung erzielt, gibt es leider wenig Bemühung, die Unterstützung präzise in Phase mit den eigenen Atmungsbemühungen des Patienten zu halten. Stattdessen unternimmt das System nur eine Stufenänderung im Druck beim Start und beim Ende der Einatmung.
In einem fortgeschritteneren servokontrollierten bzw. -geregelten Beatmer wird sowohl garantierte Beatmung als auch Phasensynchronisierung erzielt. Diese Vorrichtung ist Gegenstand der gleichzeitig anhängigen internationalen Patentanmeldung mit dem Titel "Assisted Ventilation to Match Patient Respiratory Need", internationale Veröffentlichungs-Nr. WO 98/12965 (nachstehend als "AutoVPAP" bezeichnet). Die AutoVPAP-Vorrichtung liefert einen sofortigen Maskendruck P(t), basierend auf einem wesentlichen Bruchteil des Luftwegwiderstands des Patienten R, Atmungsluftstrom f(t), eine Amplitude A und eine Schätzung der sofortigen Atmungsphase Φ des Patienten, wie sie für eine glatte Druckwellenformleitkurve Π(Φ) gilt, wie nachstehend: P(t) = P0 + Rf(t) + AΠ(Φ)für alle f(t) (Einatmung und Ausatmung)
wobei:
A = G∫(V(t) – V_TGT)dt
V(t) = 0,5 abs (f(t))
A_MIN < A < A_MAX.
Beim Schätzen der Atmungsphase verwendet die AutoVPAP-Vorrichtung ein Atmungsluftstromsignal und dessen Ableitung als Eingangsdaten für ein Set von Fuz zy-Logik-Regeln, die bestimmten Atmungsphasen zugehörig sind. Unter Verwendung der Ergebnisse der Auswertung der Regeln wird ein Einphasenwert abgeleitet und als sofortige Atmungsphase eingesetzt. Somit wird der Grad der Beatmungsunterstützung in Phase mit der Atmung des Patienten geändert. Da die Berechnung von A auf einer Zielbeatmung V_TGT basiert, wird außerdem ein garantiertes Beatmungsmaß bereitgestellt.
Bei diesem AutoVPAP-System gibt es allerdings noch Raum für Verbesserung in der Phasenermittlung aufgrund des Problems einer undichten Stelle. Undichte Stellen an Maske und/oder Mund sind während nicht invasiver Beatmungsunterstützung unter Verwendung einer Maske allgegenwärtig und insbesondere während des Schlafs problematisch. Undichte Stellen verursachen Fehlmessungen des Atmungsluftstroms und können daher die Synchronisation Patient-Maschine stark stören.
In EP 0 452 001A wird eine Vorrichtung des im Oberbegriff des beigefügten Anspruchs 1 angeführten Typs offenbart.
Kurzbeschreibung der Erfindung
Gemäß der Erfindung wird eine Vorrichtung zur Bestimmung der momentanen Atmungsphase eines Patienten, wie im beigefügten Anspruch 1 angeführt, bereitgestellt.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung einer Vorrichtung zur Zufuhr von Beatmungsunterstützung präzise in Phase mit spontanen Atmungsbemühungen eines Patienten, vorausgesetzt, diese Bemühungen sind hinreichend, um eine ausgewiesene Zielbeatmung aufrechtzuerhalten.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung einer Vorrichtung, die zumindest eine ausgewiesene Zielbeatmung garantiert, selbst im Fall, dass die Bemühungen des Patienten unregelmäßig werden oder aufhören.
Weitere Aufgaben werden aus der Beschreibung der Erfindung wie hierin enthalten ersichtlich.
In ihrem breitesten Aspekt beinhaltet die vorliegende Erfindung einen verbesserten Beatmer, der Beatmungsunterstützung abgibt, die mit der Phase der Atmungsbemühungen eines Patienten synchronisiert ist, und eine minimale Zielatmung garantiert. Diese Vorrichtung liefert Beatmungsunterstützung für einen Patienten basierend zum Teil auf einem berechneten momentanen Maskendruck unter Verwendung eines allgemeinen Verfahrens ähnlich zu jenem des vorstehend beschriebenen AutoVPAP-Systems. Die Ermittlung der Atmungsphase wird jedoch durch Verwendung von Daten, die sowohl den Atmungsluftstrom als auch die Atmungsbemühung wiedergeben, verbessert.
Insbesondere nutzt beim Schätzen der Atmungsphase die Vorrichtung ein Atmungsluftstromsignal und vorzugsweise deren Änderungsrate. Der Grad der Membership des Atmungsluftstromsignals in jedem der Fuzzy-Sets Null, positiv, stark positiv, negativ und stark negativ wird unter Verwendung geeigneter Teilnehmer-Funktionen berechnet. In ähnlicher Weise wird der Grad der Membership von der Ableitung des Atmungsluftstromsignals in jedem der Fuzzy-Sets stabil, ansteigend, rasch ansteigend, abfallend und rasch abfallend unter Verwendung geeigneter Teilnehmer-Funktionen berechnet. Der Grad der Membership in diesen Klassen wird in einem Set von Fuzzy-Logik-Folgerungsregeln verwendet. Jede Fuzzy-Folgerungsregel wird mit einer bestimmten Phase der Atmung in Verbindung gebracht.
Obwohl viele Variationen möglich sind, sind in einer bevorzugten Ausführungsform die Folgerungsregeln in Bezug auf den Atmungsluftstrom wie nachstehend:

1. Wenn der Luftstrom 0 ist und schnell ansteigt, dann ist die Phase 0 Umdrehungen.
2. Wenn der Luftstrom stark positiv und stabil bzw. stetig ist, dann ist die Phase 0,25 Umdrehungen.
3. Wenn der Luftstrom 0 ist und schnell fällt, dann ist die Phase 0,5 Umdrehungen.
4. Wenn der Luftstrom stark negativ und stabil ist, dann ist die Phase 0,75 Umdrehungen.
5. Wenn der Luftstrom 0 und stabil ist und der für 5 Sekunden tiefpassgefilterte Absolutwert des Atmungsluftstroms groß ist, dann ist die Phase 0,9 Umdrehungen.
6. Wenn der Luftstrom positiv ist und die Phase ausatmend ist, dann ist die Phase 0,1 Umdrehungen.
7. Wenn der Luftstrom negativ ist und die Phase einatmend ist, dann ist die Phase 0,6 Umdrehungen.
8. Wenn der für 5 Sekunden tiefpassgefilterte Absolutwert des Atmungsluftstroms klein ist, dann ist die Phase in dem Atmungszyklus ansteigend mit bzw. bei einer feststehenden Geschwindigkeit bzw. Rate gleich der erwarteten Atmungsrate des Patienten.
9. Wenn der für 5 Sekunden tiefpassgefilterte Absolutwert des Atmungsluftstroms groß ist, dann ist die Phase in dem Atmungszyklus bei einer stabilen bzw. stetigen Geschwindigkeit bzw. Rate gleich der bestehenden Rate einer Phasenänderung ansteigend, die mit einer Zeitkonstante von 20 Sekunden tiefpassgefiltert ist.

In der Erfindung kombiniert die Vorrichtung zusätzliche Fuzzy-Folgerungsregeln basierend auf einem Bemühungssignal aus einem Bemühungssensor. Der Bemühungssensor ist nicht abhängig vom gemessenen Luftstrom und ist als solcher nicht anfällig für Fehler, die mit einer undichten Stelle verbunden sind. Das Bemühungssignal und vorzugsweise dessen Änderungsrate werden als Eingangswerte für Teilnehmer-Funktionen für die zusätzlichen Fuzzy-Folgerungsregeln, die ebenfalls mit bestimmten Phasen verbunden sind, genutzt. Die Teilnehmer-Funktionen werden verwendet, um den Grad der Membership des Bemühungssignals in jedem der Fuzzy-Sets 0, mittel und hoch und den Grad der Membership von seiner Ableitung in jedem der Fuzzy-Sets mäßig ansteigend, schnell ansteigend, mäßig abfallend und schnell abfallend zu berechnen.
In einer bevorzugten Ausführungsform sind die Folgerungsregeln in Bezug auf die Atmungsbemühung wie nachstehend:

10. Wenn das Bemühungssignal 0 ist und schnell ansteigt, dann ist die Phase 0 Umdrehungen.
11. Wenn das Bemühungssignal mittel ist und mäßig ansteigt, dann ist die Phase 0,2 Umdrehungen.
12. Wenn das Bemühungssignal groß ist und rasch ansteigt, dann ist die Phase 0,5 Umdrehungen.
13. Wenn das Bemühungssignal mittel ist und mäßig abfällt, dann ist die Phase 0,7 Umdrehungen.

Im Allgemeinen müssen die Phasenwerte nicht diese exakten Werte sein, sondern können sich an diese nähern.
In einem Verfahren ähnlich zu jenem von dem AutoVPAP-System werden alle von den Fuzzy-Folgerungsregeln ausgewertet und ein Einphasenwert wird abgeleitet und als momentane Atmungsphase des Patienten genommen. Dies gestattet, dass der Grad der von der Vorrichtung bereitgestellten Unterstützung in Phase mit der Atmung des Patienten bleibt.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist der Bemühungssensor ein suprasternaler Kerbensensor. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung können allerdings andere Bemühungssensoren verwendet werden, beispielsweise ein ösophagialer Drucksensor oder ein Elektromyograph.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 zeigt die Komponenten eines servogeregelten bzw. servogesteuerten Beat mers mit einem Bemühungssensor.
2 zeigt die Schritte, die in die Bestimmung des abgegebenen Druckgrades, die die Verwendung des Bemühungssignals beinhaltet, einbezogen sind.
Beschreibung der Erfindung im Einzelnen
Ein servogeregelter oder servogesteuerter Beatmer, der zur Ausführung der vorliegenden Erfindung verwendbar ist, wird in 1 dargestellt. Ein Gebläse 10 liefert Luft unter Druck über Abgaberöhre 12 zu einer Maske 11. Abgas wird über Gasausgang 13 abgelassen. Der Maskenstrom wird unter Verwendung eines Pneumotachographen 14 und eines Differentialdruckwandlers 15 zum Ableiten von Strömungssignal f(t) gemessen. Der Maskendruck wird bei Druckerhöhung 17 unter Verwendung eines Druckwandlers 18 gemessen. Die Atmungsbemühung wird durch einen Bemühungssensor 22 zur Gewinnung eines Bemühungssignals E_SS(t) gemessen. Strömung, Bemühung und Drucksignale werden an Mikrocontroller 16 gesendet, der die in 2 gezeigte Verarbeitung implementiert ist, zur Ableitung eines Druckanforderungssignals P(t). Der tatsächlich gemessene Druck und das Druckanforderungssignal P(t) werden zu einem Servomotor 19 geleitet, der den Gebläsemotor 20 steuert bzw. regelt zur Erzeugung des gewünschten momentanen Maskendrucks. Ein Beispiel für diesen Typ von Beatmer ohne einen Bemühungssensor 22 ist Gegenstand der internationalen Veröffentlichung Nr. WO 98/12965, was auch in der diesbezüglichen US-Patentschrift Nr. 6 532 957 offenbart ist. Ein zusätzliches Beispiel ist in der internationalen Veröffentlichung Nr. WO 99/61088 offenbart, die ebenfalls in der diesbezüglichen US-Patentschrift 6 532 959 enthalten ist.
In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein suprasternaler Kerbsensor als Bemühungssensor 22 zur Erzeugung des Bemühungssignals verwendet. Der Sensor wird genauer in der gleichzeitig anhängigen Patentveröffentlichung mit dem Titel "Measurement of Respiratory Effort Using a Suprasternal Sensor" Nr. US-6 445 942 beschrieben. Ein suprasternaler Kerbsensor misst Änderungen in der suprasternalen Kerbe. Wachsende Einatmungsbemühung verursacht ein Zurückziehen der Haut der suprasternalen Kerbe. Ein optischer Sensor erzeugt ein elektrisches Signal, das eine zunehmende Funktion der Einatmungsbemühung abgeleitet durch Messen von Änderungen in der Tiefe der Haut der suprasternalen Kerbe ist. In einer weiteren gleichzeitig anhängigen Veröffentlichung mit dem Titel "Ventilatory Assistance Using an External Effort Sensor" Nr. US-6 758 216 wird ein Bemühungssignal verwendet, um einen Bi-Level-Beatmer anzusteuern.
In Bezug auf 2 werden unter Verwendung des vorstehend genannten Systems von 1 verschiedene Schritte verwendet, um das Druckabfragesignal P(t) abzuleiten. In Schritten 30 und 32 werden ein momentanes Luftstromsignal f(t) und ein Bemühungssignal E_SS(t) erzeugt. In Schritt 34, genannt Fuzzy Phase Calculation, berechnet das System die Phase Φ in dem Atmungszyklus als kontinuierliche Variable unter Verwendung eines Sets von Fuzzy-Folgerungsregeln. Die Fuzzy-Folgerungsregeln basieren auf sowohl Atmungsluftstrom als auch Atmungsbemühung.
Die bevorzugten Regeln hinsichtlich des Atmungsluftstroms sind jene, die vorstehend beschrieben sind, Regeln 1 bis 9, obwohl viele andere Folgerungsregeln basierend auf Atmungsluftstrom entwickelt werden können. Das Fuzzy-Ausmaß oder der Wahrheitsgrad, bei dem der Luftstrom in Fuzzy-Sets 0, positiv, stark positiv, negativ und stark negativ ist und der 5 Sekunden tiefpassgefilterte Absolutwert klein und groß ist, werden mit geeigneten Teilnehmer-Funktionen unter Verwendung des gemessenen Atmungsluftstroms f(t) bestimmt. In ähnlicher Weise wird das Fuzzy-Ausmaß, zu dem der Luftstrom in den Fuzzy-Sets stabil, stark ansteigend und stark fallend ist, mit geeigneten Teilnehmer-Funktionen unter Verwendung der Änderung des Atmungsluftstroms df(t)/dt bestimmt. Das Fuzzy-Ausmaß, in dem die Phase ein Mitglied der Fuzzy-Sets ausatmend und einatmend ist, wird durch Teilnehmer-Funktionen unter Verwendung der vorstehend berechneten momentanen Phase ermittelt. Dieser Ansatz unter Verwendung von Atmungsluftstrom zum Ermitteln einer Phase ist jener, der in der internationalen Patentveröffentlichung Nr. WO 98/12965 und WO 99/61088 veröffentlicht ist.
Regeln 1 bis 4 schätzen die Phase direkt aus dem momentanen Atmungsluftstrom. Regel 5 erlaubt eine Atmungspause, deren Länge lang sein kann, wenn der Patient kürzlich hinreichend geatmet hat, und kurz oder 0, wenn der Patient nicht atmet. Re geln 6 bis 7 sorgen für rasche Resynchronisierung im Fall, wenn der Patient unregelmäßig atmet. Regel 8 liefert das Äquivalent eines zeitlichen Backups, bei dem zu dem Ausmaß, in dem der Patient das Atmen angehalten hat oder nicht hinreichend atmet, der Beatmer bei einer geeigneten fixierten Geschwindigkeit bzw. Rate einsetzen wird. Regel 9 sorgt dafür, dass zu dem Ausmaß, in dem der Patient hinreichend atmet, der Beatmer in der Regel der kürzlichen mittleren Atmungsrate bzw. -geschwindigkeit des Patienten folgen wird. Dies ist besonders für Patienten mit Herzfehlern oder Cheyne-Stokes-Atmung geeignet, deren Atmungsraten bzw. -geschwindigkeiten dazu neigen, trotz rhythmischer Änderung in der Amplitude sehr stabil zu sein.
Eine Wirkung des Änderungsgrads der Aktivierung von Regeln 8 und 9 besteht darin, dass das Fuzzy-Ausmaß, in dem die momentane Beatmung gleich ist oder die Zielbeatmung übersteigt, Beatmungsunterstützung in Phase mit den Eigenatmungsbemühungen des Patienten bereitgestellt wird und zu dem Ausmaß, dass die momentane Beatmung weniger als die Zielbeatmung ist, Beatmungsunterstützung bei einer voreingestellten Rate bereitgestellt wird.
Bei einer Ausarbeitung dieser Ausführungsform kann die Gewichtung von Regeln 1 bis 6 proportional zum Fuzzy-Ausmaß erfolgen, indem die momentane Beatmung verglichen mit der Zielbeatmung groß ist, wodurch das in dem vorstehenden Absatz beschriebene Verhalten gestärkt wird. Bei einer weiteren Ausarbeitung kann die Gewichtung von Regel 1 bis 6 und auch von Regel 9 geringer erfolgen und die Gewichtung von Regel 8 kann größer erfolgen, wenn die undichte Stelle groß ist oder wenn es eine plötzliche Änderung in der undichten Stelle gibt. In dieser Weise wird in dem Ausmaß, in dem das Atmungsluftstromsignal von hoher Qualität ist, Beatmungsunterstützung wie in den vorangehenden Absätzen beschrieben bereitgestellt, aber zu dem Ausmaß, in dem das Beatmungsluftstromsignal von mangelhafter Qualität ist, und es ist schwierig, verlässlich mit den Bemühungen des Patienten zu synchronisieren oder zu wissen, wenn die Bemühungen des Patienten unzureichend sind, Beatmungsunterstützung in einer geregelten Weise bei einer vorbestimmten fixierten Rate bzw. Geschwindigkeit bereitgestellt wird. Wie vorstehend erwähnt, beinhaltet die Fuzzy Phase Calculation von Schritt 34 auch Fuzzy-Folgerungsregeln bezüglich der Atmungsbemühung. Hierzu nimmt die Erfindung das Bemühungssignal E_SS(t) vom Bemühungssensor 22 und bearbeitet zusätzliche Fuzzy-Folgerungsregeln.
Das allgemeine Verfahren zum Entwickeln und Verwenden dieser zusätzlichen Fuzzy-Folgerungsregeln für das Bemühungssignal ist dasselbe wie das Verfahren, das in der internationalen Veröffentlichung WO 98/12965 und WO 99/61088 beschrieben wird. Im Allgemeinen werden verschiedene Merkmale wie der Startpunkt der Einatmung auf einer Kurve der Bemühung gegenüber der Phase identifiziert und für jede Phase werden entsprechende Fuzzy-Regeln entwickelt. Beispielsweise könnte eine geeignete Regel für den Punkt "Beginn der Einatmung" sein "Bemühungssignal ist gering und die zweite Ableitung von dem Bemühungssignal hinsichtlich der Zeit ist stark positiv". Teilnehmer-Funktionen würden veranlassen, dass eine Regel maximal aktiviert bei oder nahe dem Beginn der Einatmung. Vorzugsweise sollte die genaue Phase bei dem Moment der maximalen Aktivierung empirisch ermittelt werden. Im vorliegenden Beispiel wird die maximale Aktivierung bei einer Phase kurz nach dem tatsächlichen Moment des Atmungsbeginns etwa 0,05 Umdrehungen sein und ist die beste Phase in Übereinstimmung mit der Regel. Je mehr Merkmale identifiziert und einer Regel zugeordnet und einer Phase zugeordnet werden, desto glatter ist die erhaltene Ermittlung einer Phase.
Die erläuterten zusätzlichen Fuzzy-Folgerungsregeln, die das Bemühungssignal E_SS(t) für den suprasternalen Bemühungssensor treffen, und die Änderungsrate in dem Signal d_ESS(t)/dt sind vorstehend angeführte Regeln 10 bis 13.
Das Fuzzy-Ausmaß, zu dem das Bemühungssignal in den Fuzzy-Sets 0, mittel und groß ist, wird mit geeigneten Teilnehmer-Funktionen unter Verwendung von E_SS(t) berechnet. In ähnlicher Weise werden die Fuzzy-Ausmaße, zu denen die Bemühungssignale in den Fuzzy-Sets mäßig ansteigend, schnell ansteigend, moderat abfallend oder schnell abfallend sind, mit geeigneten Teilnehmer-Funktionen unter Verwendung der Änderungsrate des Bemühungssignals d_ESS(t)/dt bestimmt. Vorzugsweise ist das Bemühungssignal hinsichtlich der Amplitude normalisiert vor der Berechnung von Graden von Membership, beispielsweise durch Division durch die Amplitude des Bemühungssignals berechnet über einen langen Zeitraum verglichen mit einer Atmung von beispielsweise 10 bis 30 Sekunden.
Weiterführend mit 2 und der Fuzzy Phase Calculation von Schritt 34 wird jede der Regeln in dem kombinierten Set von Fuzzy-Folgerungsregeln bewertet zur Bestimmung eines Aktivierungsgrads G(n) durch Verwendung eines Standard-Fuzzy-Folgerungsverfahrens. Beispielsweise wird hinsichtlich Regel 12 unter Verwendung eines solchen Verfahrens unter Annahme einer Einheitsrichtung von Regeln, wenn (a) der Wahrheitsgrad für die Teilnehmer-Funktion "das Bemühungssignal ist groß" auf 0,6 bewertet und (b) der Wahrheitsgrad für die Teilnehmer-Funktion "das Bemühungssignal fällt rasch ab" auf 0,4 bewertet und der Fuzzy-Logik-Operator "AND" angewendet wird, dann wird der Aktivierungsgrad für G(12) 0,4 sein.
Außerdem gehört jede der 13 Fuzzy-Folgerungsregeln zu einer bestimmten Regel mit einer bestimmten Phase Φ(n). Beispielsweise gehört wie vorstehend gezeigt Regel 12 zu Φ(12) = 0,5 Umdrehungen. Unter Verwendung des Aktivierungsgrads G(n) für jedes Φ(n) wird dann ein Einzelwert, der die momentane Atmungsphase Φ wiedergibt, in einem Defuzzyvierungsschritt unter Verwendung der Formel: Φ = Arcustangens{Σ[G(n)sinΦ(n)]/Σ[G(n)cosΦ(n)]}.
Die Phase Φ wird dann in Schritt 36 von 2 verwendet, um einen Wert aus der glatten Druckwellenformleitkurve Π(Φ) abzuleiten.
Schritt 38, genannt "Amplitude Calculation", beinhaltet eine Berechnung einer momentanen Amplitude von Druckunterstützung A, gewählt für servogeregelte bzw. servogesteuerte momentane Beatmung zu, im Durchschnitt, gleich einem Target V_TGT, durch die nachstehende Formel: A = G∫(V(t) – VTGT)dt) V(t) = 0,5 abs f(t) AMIN < A < AMAX.
Schließlich berechnet das System in dem "Pressure Calculation"-Schritt 4 den gewünschten Grad an Beatmungsunterstützung P(t) aus der berechneten Amplitude A, einem wesentlichen Bruchteil des Luftwegwiderstandes des Patienten R, einem Atmungsluftstrom f(t) und der glatten Druckwellenformleitkurve Π(Φ): P(t) = P0 + Rf(t) + AΠ(Φ)
Die Amplitudenberechnung und die Druckberechnungsschritte, die soeben beschrieben wurden, sind mit den Schritten in der internationalen Veröffentlichung Nr. WO 98/12965 und Nr. WO 99/61088 vergleichbar.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist der Bemühungssensor ein Zubehör, das von einem Beatmer, wie einem AutoVPAP-System, zugegeben oder entfernt werden kann, um verbesserte Synchronisierung mit dem Patienten zu erreichen. Wenn der Bemühungssensor vom Patienten abfällt, versagt, elektrisch abgeschaltet wird oder andernfalls entfernt wird, dann haben Regeln 10 bis 13 keine Wirkung auf die Phasenermittlung oder, in anderen Worten, die Regeln werden keinen Aktivierungsgrad aufweisen. In diesem Fall wird sich die Vorrichtung als ein einfacher servogesteuerter oder servogeregelter Beatmer, wie die AutoVPAP-Vorrichtung, verhalten. Der Patient wird fortgesetzt beatmet, wobei Beatmungsunterstützung etwa in Phase mit dem Atmungsluftstrom ist und daher etwa in Phase mit der Atmungsbemühung. Somit wird der Unterstützungsgrad ausreichend sein, um zu garantieren, dass momentane Beatmung im Durchschnitt gleich der Zielbeatmung ist oder diese übersteigt, aber die genauen Zeitgebungsinformationen und die verbesserte Unempfindlichkeit gegen Wirkungen von undichten Stellen wird verloren gehen.
Obwohl die beschriebene Ausführungsform der vorliegenden Erfindung einen suprasternalen Bemühungssensor verwendet, können auch Bemühungssignale von anderen Sensoren benutzt werden. Andere Formen von Bemühungssignal schließen beispielsweise ein Bemühungssignal abgeleitet von einem Ösophagusdruck, erzeugt durch einen Druckwandler, implantiert im Brustkorb, der ein Signal über Telemetrie sendet, ein. Alternativ könnte ein Elektromyogrammsignal von einem Elektromyographen verwendet werden, ohne dass irgendeine Modifizierung der Erfindung erforderlich wäre. Darüber hinaus können mehrere Bemühungssensoren eingesetzt werden, einfach mit dem Zusatz von zusätzlichen Fuzzy-Folgerungsregeln bezüglich der zusätzlichen Bemühungssensoren.
Obwohl die Erfindung mit Bezug auf bestimmte Ausführungsformen beschrieben wurde, ist es selbstverständlich, dass diese Ausführungsformen für die Anwendung der Prinzipien der Erfindung nur erläuternd sind. Beispielsweise könnte eine Ausführungsform der Erfindung ein Set von Regeln zur Bestimmung einer Phase, in der einige Regeln eine Phase, basierend nur auf der Höhe des Beatmungsluftstroms und der Rate der Änderung eines Bemühungssignals, bestimmen, nutzen. Alternativ können einige Regeln eine Phase, basierend auf der Höhe des Bemühungssignals und der Änderungsrate des Atmungsluftstroms, bestimmen. Zahlreiche Modifizierungen zusätzlich zu den veranschaulichenden Ausführungsformen der Erfindung, die hierin erörtert wurden, können erfolgen und andere Anordnungen können entwickelt werden, ohne vom Umfang der Erfindung, wie in den beigefügten Ansprüchen definiert, abzuweichen.

Claims

Vorrichtung zum Bereitstellen einer synchronisierten Beatmungsunterstützung an einen Patienten, umfassend: wenigstens einen Sensor (22), um ein Atmungs-Anstrengungs- bzw. -Bemühungssignal (E_SS(t)) zu generieren; einen Prozessor (16) zum Analysieren (i) des Anstrengungssignals (E_SS(t)) oder (ii) sowohl des Atmungs-Luftstroms (f(t)) als auch des Anstrengungssignals (E_SS(t)), um die momentane Atmungsphase (Φ) des Patienten zu bestimmen und ein gewünschtes Druckanforderungssignal (P(t)) als eine Funktion der momentanen Atmungsphase (Φ) und einer gewünschten Beatmung zu generieren; und ein servo-gesteuertes bzw. -geregeltes Gebläse (10), um Druckluft zu dem Patienten in Übereinstimmung mit dem Druckanforderungssignal (P(t)) zur Verfügung zu stellen; dadurch gekennzeichnet, daß der wenigstens eine Sensor (22) ein Anstrengungssensor aus einer Gruppe von Anstrengungssensoren ist, umfassend: (a) einen Sensor einer suprasternalen Kerbe bzw. einen Sensor des Inc. jugularis sterni; (b) einen Ösophagusdruck-Anstrengungssensor; und (c) einen Elektromyograph.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Prozessor (16) Fuzzy-Inferenz- bzw. -Folgerungsregeln betreffend das Atmungs-Anstrengungssignal (E_SS(t)) evaluiert bzw. auswertet.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei der Prozessor Fuzzy-Folgerungsregeln betreffend die Änderungsrate (d_ESS(t)/dt) des Atmungs-Anstrengungssignals auswertet.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 oder 3, wobei in der Anordnung von Teil (ii) der Prozessor Fuzzy-Logik-Folgerungsregeln betreffend den Atmungs-Luftstrom (f(t)) evaluiert.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei der Prozessor Fuzzy-Logik-Folgerungsregeln betreffend die Änderungsrate (df(t)/dt) des Atmungs-Luftstroms auswertet.
Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei in der Anordnung von Teil (ii) die Fuzzy-Folgerungsregeln beinhalten: (i) wenigstens eine Regel, die aus einer Gruppe von Regeln gewählt ist, beinhaltend: (a) wenn das Anstrengungssignal (E_SS(t)) Null ist und schnell ansteigt, dann ist die Phase (Φ) etwa 0 Umdrehungen; (b) wenn das Anstrengungssignal (E_SS(t)) mittel ist und moderat ansteigt, dann ist die Phase (Φ) etwa 0,2 Umdrehungen; (c) wenn das Anstrengungssignal (E_SS(t)) groß ist und schnell abfällt, dann ist die Phase (Φ) etwa 0,5 Umdrehungen; und (d) wenn das Anstrengungssignal (E_SS(t)) mittel ist und moderat abfällt, dann ist die Phase (Φ) etwa 0,7 Umdrehungen; oder (ii) eine Regel, in welcher der Start einer Ein- bzw. Beatmung mit einer Atmungsanstrengung von etwa Null assoziiert ist, welche schnell ansteigt; oder (iii) eine Regel, in welcher eine mittlere Einatmung mit einer mittleren Atmungsanstrengung assoziiert ist, welche moderat ansteigt; oder (iv) eine Regel, in welcher der Beginn einer Ausatmung mit einer starken Atmungsanstrengung assoziiert ist, welche schnell absinkt; oder (v) eine Regel, in welcher eine mittlere Ausatmung mit einer mittleren Atmungsanstrengung assoziiert ist, welche moderat abfällt.
Vorrichtung nach Ansprüchen 1 bis 5, wobei die Fuzzy-Folgerungsregeln wenigstens eine Regel, gewählt aus der Gruppe beinhalten, umfassend: (a) wenn der Luftstrom (f(t)) Null ist und schnell ansteigt, dann ist die Phase (Φ) etwa 0 Umdrehungen; (b) wenn der Luftstrom (f(t)) stark positiv oder stabil ist, dann ist die Phase (Φ) etwa 0,25 Umdrehungen; (c) wenn der Luftstrom (f(t)) Null ist und schnell fällt, dann ist die Phase (Φ etwa 0,5 Umdrehungen; (d) wenn der Luftstrom (f(t)) stark negativ und stabil ist, dann ist die Phase (Φ) etwa 0,75 Umdrehungen; (e) wenn der Luftstrom (f(t)) Null und stabil ist und der für 5 Sekunden tiefpaßgefilterte Absolutwert des Atmungsluftstroms groß ist, dann ist die Phase (Φ) etwa 0,9 Umdrehungen; (f) wenn der Luftstrom (f(t)) positiv ist und die Phase ausatmend ist, dann ist die Phase (Φ) etwa 0,1 Umdrehungen; (g) wenn der Luftstrom (f(t)) negativ ist und die Phase einatmend ist, dann ist die Phase (Φ) etwa 0,6 Umdrehungen; (h) wenn der für 5 Sekunden tiefpaßgefilterte Absolutwert des Atmungsluftstroms (f(t)) klein ist, dann ist die Phase (Φ) in dem Atmungszyklus ansteigend mit bzw. bei einer feststehenden Geschwindigkeit bzw. Rate gleich der erwarteten Atmungsrate des Patienten; und (i) wenn der für 5 Sekunden tiefpaßgefilterte Absolutwert des Atmungsluftstroms (f(t)) groß ist, dann ist die Phase (Φ) in dem Atmungszyklus bei einer stabilen bzw. stetigen Geschwindigkeit bzw. Rate gleich der bestehenden Rate einer Phasenänderung ansteigend, die mit einer Zeitkonstante von 20 Sekunden tiefpaßgefiltert ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, in welcher die gewünschte Beatmung einen minimalen Wert und einen maximalen Wert ungleich Null aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 8, wobei die Erzeugung des gewünschten Druckanforderungssignals (P(t)) ein Ableiten eines Fehlerwerts beinhaltet, welcher eine Funktion des Unterschieds zwischen berechneter Patientenbeatmung und einem Zielwert ist.