DE69736808T2

DE69736808T2 - Determination einer leckluftströmung

Info

Publication number: DE69736808T2
Application number: DE69736808T
Authority: DE
Inventors: Michael Leonay Berthon-Jones
Original assignee: Resmed Pty Ltd
Current assignee: Resmed Pty Ltd
Priority date: 1996-08-14
Filing date: 1997-08-14
Publication date: 2007-08-16
Anticipated expiration: 2017-08-15
Also published as: AU731800B2; US7661428B2; CA2263126A1; EP0929336A1; JP3635097B2; EP0929336A4; US20040074492A1; US8763609B2; US6152129A; US6659101B2; US20140331998A1; EP0929336B1; US6945248B2; AUPO163896A0; CA2263126C; JP2000516491A; US20020069874A1; US20060005835A1; US20100101576A1; DE69736808D1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die Erfindung bezieht sich auf einen Apparat zur Ermittlung des Leckageluftstroms und des wahren respiratorischen Luftstroms, insbesondere während der mechanischen Beatmung.
Die Luftstromermittlung kann für einen Patienten erfolgen, der entweder spontan oder nicht spontan atmet, oder zwischen diesen Atemzuständen wechselt. Die Erfindung ist, ohne darauf beschränkt zu sein, besonders für menschliche Patienten geeignet, die bei normalem Bewusstsein sind und spontan atmen und eine Langzeit-Ventilationsunterstützung, insbesondere während des Schlafs, benötigen.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Bei dieser Patentschrift ist jede Bezugnahme auf eine „Maske" so zu verstehen, dass sie alle Formen von Vorrichtungen zum Durchlassen von atembaren Gas zum Atemweg einer Person umfasst, einschließlich Nasenmasken, Nasen-Mundmasken, Nasenkanülen/-kissen und Endotrachealtuben oder Trachealkanülen.
Während der mechanischen Beatmung wird atembares Gas zugeführt, beispielsweise über eine Maske, mit einem Druck, der bei der Inspiration höher und bei der Expiration niedriger ist. Es ist nützlich, den respiratorischen Luftstrom des Patienten während der mechanischen Beatmung zu messen, um die Adäquatheit der Behandlung zu bewerten, oder um die Arbeitsweise des Respirators zu überwachen.
Der respiratorische Luftstrom wird üblicherweise mit einem Pneumotachografen gemessen, der in den Gasförderweg zwischen der Maske und dem Respirator geschaltet wird. Dabei sind Leckagen zwischen der Maske und dem Patienten unvermeidbar. Der Pneumotachograf misst die Summe aus dem respiratorischen Luftstrom und dem Flow durch die Leckage. Wenn der Momentanflow durch die Leckage bekannt ist, lässt sich der respiratorische Luftstrom dadurch berechnen, dass der Flow durch die Leckage vom Flow am Pneumotachografen subtrahiert wird.
Bekannte Verfahren für die Korrektur des Flows durch die Leckage nehmen an, (i) dass die Leckage im Wesentlichen konstant ist, und (ii) dass über eine ausreichend lange Zeit sich der inspiratorische und exspiratorische respiratorische Luftstrom aufheben. Wenn diese Annahmen erfüllt sind, ist der mittlere Flow durch den Pneumotachografen über einen ausreichend langen Zeitraum gleich der Größe der Leckage und der wahre respiratorische Luftstrom lässt sich dann wie beschrieben berechnen.
Das bekannte Verfahren ist nur korrekt, wenn der Druck an der Maske konstant ist. Wenn sich der Maskendruck zeitlich ändert (beispielsweise im Falle eines Respirators), wird die obige Annahme (i) ungültig und der berechnete respiratorische Luftstrom wird deshalb nicht korrekt sein. Dies ist in den 1a-1f deutlich dargestellt.
1a zeigt eine Aufzeichnung eines gemessenen Maskendrucks bei einer Bi-Level-CPAP-Behandlung, der zwischen ca. 4 cm H₂O bei der Expiration und 12 cm H₂O bei der Inspiration beträgt. 1b zeigt eine Aufzeichnung des wahren respiratorischen Luftstroms, der mit den Maskendrücken synchronisiert ist. Zum Zeitpunkt t = 21 Sekunden tritt eine Maskenleckage auf, was einen Leckageflow von der Leckage zur Folge hat, der eine Funktion des Behandlungsdrucks ist, wie dies in 1c dargestellt ist. Der gemessene Maskenflow, der in 1d dargestellt ist, umfasst jetzt infolge des Leckageflows einen Offset. Das Verfahren nach dem Stand der Technik ermittelt dann den berechneten Leckageflow über eine Anzahl Atemzüge, wie dies in 1e dargestellt ist. Der resultierende berechnete respiratorische Flow ist in 1f als der gemessene Flow minus dem berechneten Leckageflow dargestellt. Obwohl er auf den korrekten Mittelwert zugekehrt ist, ist er jedoch hinsichtlich der Größe nicht korrekt skaliert, wodurch eine falsche Angabe des positiven und negativen Spitzenluftstroms erfolgt.
Eine andere Anordnung nach dem Stand der Technik wird in der europäischen Veröffentlichung Nr. 0714670 A2 offenbart, die eine Berechnung einer druckabhängigen Leckagekomponente umfasst. Die Methodologie beruht darauf, dass man das Auftreten des Beginns eines inspiratorischen Vorganges und den Beginn des nächsten inspiratorischen Vorganges genau kennt. Mit anderen Worten: Die Leckageberechnung wird als eine Mittelung über einen bekannten Atemzug gebildet und auf einen anschließenden Atemzug angewandt.
Dieses Verfahren kann nicht verwendet werden, wenn der Zeitpunkt des Beginns und des Endes des vorherigen Atemzugs unbekannt sind. Im Allgemeinen kann es schwierig sein, den Beginnzeitpunkt eines Atemzugs genau zu berechnen. Dies ist insbesondere direkt nach einer plötzlichen Leckageänderung der Fall.
Das Verfahren arbeitet außerdem im Falle eines Patienten nicht, der keine Atembemühungen unternimmt und einen Moment lang überhaupt nicht beatmet wird, zum Beispiel während einer Apnoe, weil es für die Dauer der Apnoe keinen Beginn- oder Endzeitpunkt des Atemzugs gibt, über den eine Berechnung ausgeführt werden kann.
Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, eine Ermittlung des Leckageflows und des wahren respiratorischen Luftstroms bereitzustellen, wobei den Schankungen des Flows durch eine Leckage als Funktion des Drucks Rechnung getragen wird.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Gemäß der Erfindung wird ein Apparat zur Ermittlung des Momentanleckageflows von einer Patientenmaske bereitgestellt, wie dies in den beiliegenden Patentansprüchen dargelegt ist.
Ausführungsformen der Erfindung bieten Vorteile gegenüber dem Stand der Technik. Es ist keine Kenntnis darüber erforderlich, wann der jeweilige Übergang zwischen den respiratorischen Phasen auftritt. Die Unabhängigkeit von der Kenntnis des respiratorischen Zustandes des Patienten, hat die wichtige Folge, dass die Leckageflowberechnung in Atemstillstandsfällen (d.h. bei keinem Flow) seitens des Patienten oder des Respirators fehlerfrei ist.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Es werden jetzt Ausführungsformen der Erfindung unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben, wobei:
die 1a-1f Aufzeichnungen des Druckes und des Luftstroms zeigen, aus denen der respiratorische Luftstrom nach einem Verfahren des bisherigen Standes der Technik berechnet wird;
die 2a und b schematische Darstellungen von zwei Ausführungsformen des Beatmungsunterstützungsapparates zeigen;
3 ein Blockschaltbild-Flussdiagramm eines Verfahrens zum Ermitteln des momentanen respiratorischen Luftstroms ist; und
4 Aufzeichnungen des Druckes, des Luftstroms und der sonstigen Variablen zeigt, aus denen der respiratorische Luftstrom berechnet wird;
5 eine schematische Darstellung des Beatmungsunterstützungsapparates einer anderen Ausführungsform zeigt;
6 eine Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion für die Berechnung des Ausmaßes A_I zeigt, in welchem die Zeit t_ZI seit dem letzten positiven Nulldurchgang des berechneten respiratorischen Luftstrom länger als die erwartete Zeit T_I ist;
7 eine Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion für die Berechnung des Ausmaßes B_I zeigt, in welchem der berechnete inspiratorische respiratorische Luftstrom f_RESP groß und positiv ist;
8 eine Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion für die Berechnung des Ausmaßes A_E zeigt, in welchem die Zeit t_ZE seit dem letzten negativen Nulldurchgang beim berechneten respiratorischen Luftstrom länger als die erwartete Zeit T_E ist;
9 eine Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion für die Berechnung des Ausmaßes B_E zeigt, in welchem der respiratorische Luftstrom f_RESP groß und negativ ist; und
10 den Zusammenhang zwischen einem Index J und einer Zeitkonstante τ zeigt.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
2a zeigt den Apparat für die mechanische Beatmung 10, der einen Apparat der Erfindung nutzt.
Der Patient trägt eine Nasenmaske 12 eines beliebigen bekannten Typs. Der Patient könnte ebenso eine Gesichtsmaske oder Nasenkanülen/-kissen tragen, oder alternativ dazu einen eingesetzten Endotrachealtubus oder eine eingesetzte Trachealkanüle aufweisen. Eine Turbine bzw. ein Gebläse 14, die bzw. das von einem mechanisch gekoppelten Elektromotor 16 angetrieben wird, erhält Luft oder atembares Gas am Einlass 18 desselben und führt das atembare Gas mit einem Förderdruck einer Förderröhre bzw. einem Förderschlauch 20 zu, die bzw. das am anderen Ende desselben eine Verbindung mit der Nasenmaske 12 aufweist. Dem Atemweg des Patienten wird somit zum Bereitstellen der assistierten Atmung atembares Gas bereitgestellt, wobei der ausgeatmete Atem des Patienten über einen Auslass 22 in der Förderröhre bzw. dem Förderschlauch 20, die bzw. der normalerweise in der Nähe der Maske 12 angeordnet ist, in die Atmosphäre geleitet wird.
Ein Pneumotachograf 24 ist in die Förderröhre 20 zwischen die Maske 12 und dem Auslass 22 geschaltet, um zwei Drucksignale, P₂ und P₁, am Pneumotachografen bereitzustellen, von denen jedes mittels Schläuche 28, 30 zu einem Differenzdrucksensor 32 geleitet wird. Eine Ermittlung des Flows des Gases in die Maske 12 wird gleich dem Differenzdruck, P₂ – P₁ gesetzt, was ein Flowsignal f_d ergibt. Der Maskendruck, P₂, wird außerdem von einer Abzweigleitung 36, die vom entsprechenden Schlauch 28 abgeht, zu einem Drucksensor 34 geleitet, um ein Förderdrucksignal, p_m, zu erzeugen, das vom Drucksensor 34 ausgegeben wird.
Sowohl das Flowsignal, f_d, als auch das Drucksignal, p_m, werden zu einem Microcontroller 38 geleitet, wo sie für die anschließende Signalverarbeitung, normalerweise mit einer Abtastfrequenz von 50 Hz, abgetastet werden.
Der Microcontroller 38 ist für die Verarbeitung des Flows und des Drucksignals (f_d, P_m) programmiert, um ein Ausgangssteuersignal, y_o, zu erzeugen, das einem elektronischen Motor-Servoregler 42 zur Verfügung gestellt wird, der wiederum ein Motordrehzahlregelungs-Ausgangssignal, v_o erzeugt. Dieses Signal wird dem Motor 16 zur Drehzahlregelung der Turbine 14 zur Verfügung gestellt und stellt den gewünschten Behandlungsdruck, P₂, an der Nasenmaske 12, bereit.
Der Motor-Servoregler 42 verwendet ein Gegenkopplungs-Steuerungsverfahren, das den Istförderdruck, in Form des Signals p_m, mit dem Steuersignal y_o vergleicht. Aus Zweckmäßigkeitsgründen kann dieser Steuerungskunstgriff von der Arbeitsweise des Microcontrollers 38 unabhängig sein.
Die Arbeitsweise für die Steuerung des Microcontrollers 38 ist, soweit es eine Berechnung des respiratorischen Luftstroms betrifft, generell wie folgt. In abgetasteter Form wird die Konduktanz einer jeden Maskenleckage berechnet, anschließend wird der Momentanflow durch die Leckage berechnet. Der Flow durch die Leckage wird vom Gesamtmaskenflow subtrahiert, um den wahren momentanen respiratorischen Luftstrom zu berechnen.
2b zeigt ein alternatives System zum Ermitteln des wahren respiratorischen Luftstroms während der mechanischen Beatmung. Das mechanische Beatmungssystem 10' von 2b unterscheidet sich von dem von 2a erstens darin, dass der Microcontroller 38 bei der Steuerung des Respirators 10' keine Rolle spielt, sondern nur Daten empfängt und die elektrisch umgeformten Maskendruck- und Flowsignale p_m, f_d verarbeitet, um den momentanen respiratorischen Flow f_RESP zu ermitteln und zu erzeugen. Der Respirator 50 weist ein internes Ansteuerungssignal auf, das von einem Oszillator 44 bereitgestellt wird. Der Motor-Servoregler 42 kann außerdem ggf. das Maskendrucksignal p_m als eine Form der Rückkopplungssteuerung erhalten. Der Respirator 50 kann wirklich durch jede zweckmäßige Form eines bekannten generischen Beatmungsgerätes realisiert werden.
Die im Microcontroller 38 residente Regelungssoftware führt, wie oben grob beschrieben, die folgenden Schritte bei der Ermittlung des respiratorischen Luftstroms aus, die außerdem im Flussdiagramm von 3 dargestellt sind.
Das Wort „Mittelung" wird hier im allgemeinsten Sinne des Ergebnisses eines Tiefpassfilterungs-Schrittes verwendet und ist nicht auf ein arithmetisches Mittel beschränkt.

1. Wiederholtes Abtasten des Maskenluftstroms f_d für den Erhalt eines abgetasteten Signals f_MASK und des Maskendruckes P_m für den Erhalt eines abgetasteten Signals P_MASK, beispielsweise in Intervallen von T = 20 Millisekunden. (Schritte 50, 52).
2. Berechnen des mittleren Maskenleckageflows, LP(L), als das Ergebnis der Tiefpassfilterung des Luftstroms, f_MASK, mit einer Zeitkonstante von 10 Sekunden. (Schritt 54).
3. Berechnen des Mittelwertes der Quadratwurzel des Maskendruckes, LP(√P MASK), als das Ergebnis der Tiefpassfilterung der Quadratwurzel des Maskendruckes, P_MASK, mit einer Zeitkonstante von 10 Sekunden. (Schritt 56).
4. Berechnen der Konduktanz, G, von jeder Leckage (Schritt 58), aus der Gleichung: G = LP(L)/LP(√P MASK)
5. Berechnen des Momentanleckageflows, f_LEAK, durch die Leckage (Schritt 60), aus der Gleichung: fLEAK = G√P MASK

Falls es keinen Leckageflow gibt, ist der Wert von LP(L) gleich null, somit auch G und f_LEAK. Somit ist die Methodologie auch für den Fall, Leckage gleich null – keine Leckage – gültig.
Zu diesem Zeitpunkt ist der Leckageflow ermittelt worden, wie es z.B. für einen Leckageflowdetektor wünschenswert wäre. Falls gewünscht, kann der momentane respiratorische Luftstrom anschließend durch den folgenden Schritt ermittelt werden.

6. Berechnen des momentanen respiratorischen Luftstroms, f_RESP, indem der momentane Leckageflow vom Maskenflow subtrahiert wird (Schritt 62): fRESP = fMASK – fLEAK

4a-4h veranschaulichen die Methodologie der oben, unter Bezugnahme auf 2b, beschriebenen Ausführungsform. Zum Zeitpunkt t = 21 s wird eine Dauerleckage mit einem Dauerleckageflow von ungefähr 1 l/s in das System eingebracht. 4e zeigt den mittleren Maskenflow. 4f repräsentiert die berechnete Konduktanz G, aus der der Maskenleckageflow, wie in 4g dargestellt, abgeschätzt werden kann. Schließlich zeigt 4h, wie der berechnete respiratorische Luftstrom innerhalb von ungefähr 30 Sekunden als wieder hergestellte Größe vorliegt, und, was entscheidend ist, die korrekt skalierte (wahre) Größe des Luftstroms liefert.
Bezüglich des Setzens des momentanen Ausgangssignals y_o führt der Microcontroller in groben Zügen die folgenden Schritte aus:

7. Wenn der berechnete wahre respiratorische Luftstrom f_RESP oberhalb einem Schwellwert, beispielsweise 0,05 l/s, liegt, wird y_o auf einen Wert gesetzt, der einem Inspirationsdruck, P_INSP, entspricht. Andernfalls wird y_o auf einen Wert gesetzt, der einem Expirationsdruck, P_EXP, entspricht. Im Allgemeinen ist P_INSP höher als P_EXP, aber im Falle des kontinuierlichen positiven Atemwegdruckes kann P_EXP gleich P_INSP sein (Schritt 66).

Es ist deutlich zu machen, dass viele sonstige Verfahren zum Ermitteln von y_o aus f_MASK in Schritt 7 verwendet werden können, wie dies beispielsweise beschrieben ist im Text Principles and Practice of Mechanical Ventilation, edited by Martin J. Tobin (McGraw Hill Inc, 1994).
Zur Steuerung der Ventilation ist es erforderlich, die Ventilation des Patienten zu messen. Beim Vorhandensein einer Leckage ist die Ventilation, die vom Apparat für die assistierte Beatmung geliefert wird, größer als die vom Patienten gelieferte Ventilation. Bekannte Geräte, die die Ventilation mittels einer Servoregelung vornehmen, meistern dieses Problem dadurch, dass sie den ausgeatmeten Luftstrom mit einem komplexen System aus Ventilen aufnehmen und anschließend die ausgeatmete Ventilation messen. Dies ist für den Einsatz von Geräten im häuslichen Rahmen während des Schlafes unzweckmäßig, und zwar wegen des Gewichtes, der Komplexität und des Aufwandes, die damit verbunden sind. Der beschriebene Apparat gleicht die Leckage durch das kontinuierliche Messen der nichtlinearen Konduktanz der Leckage aus und berücksichtigt den Momentanflow durch die Leckage als Funktion des Drucks.
5 zeigt eine alternative Anordnung für den Beatmungsunterstützungsapparat 10', die den Apparat der Erfindung nutzt. Bei dieser Anordnung ist der Pneumotachograf 24' zwischen die Turbine 14 und den Förderschlauch 20 geschaltet.
Durch diese Anordnung werden die Druckerfassungsschläuche und der Pneumotachograf aus dem Bereich der Maske 12 entfernt. Der Druck an der Maske, P_MASK, wird aus dem Förderdruck an der Turbine 14 und aus dem Druckverlust längs des Luftförderschlauches 20 berechnet, der für jeden speziellen Förderschlauch eine bekannte Funktion des Flows am Pneumotachografen 24 ist. Außerdem muss der Microcontroller 38 den Flow durch die Maske aus dem Flow an der Turbine 14 minus dem Flow durch den Auslass 22 berechnen, der für jeden speziellen Auslass eine bekannte Funktion des Drucks an der Maske 12 ist.
Im Einzelnen macht dies die folgenden Schritte erforderlich: Zuerst wird der Druck p₃ an der Turbine 14 mit dem Drucksensor 34 zum Erzeugen eines elektrischen Signals p_t gemessen. Als Nächstes wird der Differenzdruck p₄ – p₃ am Pneumotachografen 24' vom Differenzdrucksensor 32 gemessen, um ein elektrisches Signal f_t zu erzeugen. Durch Abtastung werden p_t und f_t digitalisiert, um das abgetastete Turbinendruck- und das Flowsignal, P_TURBINE und F_TURBINE, zu erhalten.
Der Druck an der Maske P_MASK und der abgetastete Luftstrom an der Maske f_MASK 12 werden aus dem Turbinendruck P_TURBINE und dem Flow am Auslauf der Turbine F_TURBINE wie folgt berechnet:

1. Berechnen des Druckverlustes ΔP_TUBE längs der Luftförderröhre 20, aus dem Flow am Auslauf der Turbine F_TURBINE: ΔPTUBE = sign(FTURBINE) × K1(FTURBINE)2 + K2FTURBINE wobei K₁ und K₂ empirisch ermittelte Konstanten sind und sign (x) für x ≥ 0 1 ist und sonst –1.
2. Berechnen des Druckes an der Maske, P_MASK, als dem Druck an der Turbine P_TURBINE minus dem Druckverlust ΔP_TUBE längs der Luftförderröhre 20: PMASK = PTURBINE – ΔPTUBE.
3. Berechnen des Flows, f_EXHAUST, durch den Auslass 22, aus dem Druck an der Maske P_MASK:
wobei K3 empirisch ermittelt wird.
4. Berechnen des Flows, f_MASK, in die Maske 12, als dem Flow an der Turbine 14 minus dem Flow durch den Auslass 22: fMASK = fTURBINE – fEXHAUST

Die vorangehenden Ausführungsformen beschreiben die Tiefpassfilterung sowohl des momentanen Luftstroms als auch der Quadratwurzel des Momentandruckes mit einer Zeitkonstante τ von 10 Sekunden. Diese Zeitkonstante, τ, lässt sich vorteilhafterweise dynamisch anpassen.
Wenn sich die Konduktanz der Leckage plötzlich ändert, dann wird die berechnete Konduktanz anfangs nicht korrekt sein und wird sich allmählich dem richtigen Wert mit einer Geschwindigkeit nähern, die langsam sein wird, wenn die Zeitkonstante der Tiefpassfilter groß ist (lange Zeitkonstante), und schnell sein wird, wenn die Zeitkonstante klein ist (kurze Zeitkonstante). Wenn im Gegensatz dazu die Impedanz der Leckage einen stabilisierten Wert aufweist, wird je länger die Zeitkonstante ist, die Berechnung der Momentanleckage umso genauer. Es ist deshalb wünschenswert, die Zeitkonstante zu verlängern, wenn es gewiss ist, dass die Leckage stabilisiert ist, bzw. die Zeitkonstante zu verringern, wenn es gewiss ist, dass die Leckage sich plötzlich geändert hat, und sofort längere oder kürzere Zeitkonstanten zu verwenden, wenn es in einem dazwischen liegenden Grad gewiss ist, dass die Leckage stabilisiert ist.
Wenn es eine große und plötzliche Erhöhung hinsichtlich der Konduktanz der Leckage gibt, dann ist der berechnete respiratorische Luftstrom nicht korrekt. Speziell wird während der scheinbaren Inspiration der berechnete respiratorische Luftstrom für einen Zeitraum, der im Vergleich zur erwarteten Dauer einer normalen Inspiration, groß ist, groß und positiv sein. Wenn es im Gegensatz dazu eine plötzliche Verringerung der Konduktanz der Leckage gibt, dann wird während der scheinbaren Expiration der berechnete respiratorische Luftstrom für einen Zeitraum, der im Vergleich zur Dauer einer normalen Expiration groß ist, groß und negativ sein.
Deshalb wird ein Index für den Grad der Gewissheit, dass die Leckage sich plötzlich geändert hat, so abgeleitet, dass der Index umso größer ist, je länger der Luftstrom von null verschieden war, und je größer dessen Betrag war; und die Zeitkonstante für die Tiefpassfilter wird so eingestellt, dass sie sich entgegengesetzt zum Index ändert. Wenn es im Betrieb eine plötzliche und große Änderung der Leckage gibt, wird der Index groß und die Zeitkonstante für die Berechnung der Konduktanz der Leckage klein sein, was eine schnelle Konvergenz auf den neuen Wert der Leckage-Konduktanz zulässt. Wenn im Gegensatz dazu die Leckage für eine lange Zeit stabilisiert ist, wird der Index klein und die Zeitkonstante für die Berechnung der Leckage-Konduktanz groß sein, was eine genaue Berechnung des momentanen respiratorischen Luftstroms ermöglicht. Im Spektrum der Zwischensituationen, wo der berechnete momentane respiratorische Luftstrom größer ist und für längere Zeiträume vorliegt, wird der Index progressiv größer und die Zeitkonstante für die Berechnung der Leckage wird sich progressiv verringern. Zu einem Zeitpunkt beispielsweise, wo es ungewiss ist, ob die Leckage wirklich konstant ist, und der Patient bloß einen großen Seufzer begonnen hat, oder ob es tatsächlich eine plötzliche Erhöhung der Leckage gab, nimmt der Index einen Zwischenwert an und die Zeitkonstante für die Berechnung der Impedanz der Leckage nimmt ebenfalls einen Zwischenwert an. Ein Vorteil besteht darin, dass sehr früh eine gewisse Korrekturwirkung auftritt.
Ein anderer Vorteil besteht darin, dass es niemals einen Augenblick gibt, wo der Leckagekorrekturalgorithmus „nicht unter Kontrolle" ist und erneut gestartet werden muss, wie für dies in der europäischen Patentveröffentlichung Nr. 0714670 A2 des Standes der Technik beschrieben ist.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird der obige Index mittels der Fuzzy-Logik abgeleitet. Das Fuzzy-Ausmaß A_I, in welchem der Luftstrom länger als erwartet positiv war, wird aus der Zeit t_ZI seit dem letzten positiven Nulldurchgang des berechneten respiratorischen Luftstromsignals und der erwarteten Dauer T_I einer normalen Inspiration für den speziellen Patienten, mittels der in 6 dargestellten Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion, berechnet. Das Fuzzy-Ausmaß B_I, in welchem der Luftstrom groß und positiv ist, wird aus dem momentanen respiratorischen Luftstrom mittels der in 7 dargestellten Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion berechnet. Der Momentanindex I_I für den Grad der Gewissheit, dass die Leckage sich plötzlich erhöht hat, wird als Fuzzy-Durchschnitt (der Kleinere) von A_I und B_I berechnet.
Vergleichbare Berechnungen werden für die Expiration wie folgt ausgeführt. Das Fuzzy-Ausmaß A_E, in welchem der Luftstrom länger als erwartet negativ war, wird aus der Zeit t_ZE seit dem letzten negativen Nulldurchgang des berechneten respiratorischen Luftstromsignals, und T_E, der erwarteten Dauer einer typischen Expiration für den speziellen Patienten, mittels der in 8 dargestellten Zugehörigkeitsfunktion, berechnet. Das Fuzzy-Ausmaß B_E, in welchem der Luftstrom groß und negativ ist, wird aus dem momentanen respiratorischen Luftstrom mittels der in 9 dargestellten Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion berechnet. Der Momentanindex I_E für den Grad der Gewissheit, dass die Leckage sich plötzlich verringert hat, wird als Fuzzy-Durchschnitt von A_E und B_E berechnet.
Der Momentanindex I für das Ausmaß, in welchem es eine plötzliche Änderung der Leckage gab (entweder eine Erhöhung oder eine Verringerung), wird als Fuzzy-Vereinigung (der Größere) der Indizes I_I und I_E berechnet. Der momentane Index I passiert anschließend einen Spitzenwertdetektor und danach einen Tiefpassfilter mit einer Zeitkonstante von beispielsweise 2 Sekunden, um den gewünschten Index J zu liefern. Wenn somit der Index I momentan groß wird, wird der Index J anfangs groß und bleibt einige Sekunden lang auf diesem Wert. Die Zeitkonstante τ für die Tiefpassfilter, die bei der Berechnung der Konduktanz der Leckage verwendet wird, wird dann so eingestellt, dass sie sich entgegengesetzt zum Index J ändert, wie dies in 10 dargestellt ist. Wenn beispielsweise die erwartete Dauer eines normalen Atemzyklus 4 Sekunden beträgt, wird die Zeitkonstante auf 10 Sekunden gesetzt, wenn der Index J gleich null ist (was einer völligen Gewissheit entspricht, dass die Leckage stabilisiert ist), und auf 1 Sekunde, wenn der Index J eins ist (was einer völligen Gewissheit entspricht, dass die Leckage sich plötzlich ändert), und auf Zwischenwerte für dazwischen liegende Fälle.
Die beschriebenen Ausführungsformen werden im Apparat zur Bereitstellung der Beatmungsunterstützung genutzt, es ist jedoch deutlich zu machen, dass die Erfindung auf alle Formen der mechanischen Beatmung und Apparate für das Bereitstellen einer kontinuierlichen positiven Atemwegdruck-Behandlung anwendbar ist. Der Apparat kann für das Bereitstellen einer konstanten Behandlungsdruckes, einer Multi-Level-(IPAP und EPAP) Behandlung oder einer Autosetting(anpassbaren) Behandlung oder sonstiger Formen der mechanischen Beatmung, einschließlich der Proportional Assist Ventilation (PAV), verwendet werden, wie sie von M. Younes im oben erwähnten Text gelehrt wird.
Die beschriebene Methodologie lässt sich in Form eines Computerprogramms implementieren, das vom beschriebenen Microcontroller oder von diskreten Kombinationslogikelementen oder von analoger Hardware ausgeführt wird.

Claims

Apparat zum Ermitteln des Momentanleckageflows von einer Patientenmaske (12), der Messumformermittel zum Ermitteln der Momentanwerte für den Druck in der Maske (12) und den Luftstrom durch die Maske (12) umfasst; wobei der Apparat außerdem gekennzeichnet ist durch: Mittel, die im Einsatz die Konduktanz der Leckage als ausmittelnde Funktion der jeweiligen Quadratwurzel der Druck- und Luftstrom-Momentanwerte berechnen, die über einen kontinuierlichen Zeitraum aufgenommen werden, der sich über mehr als einen Atemzyklus erstreckt; und Mittel, die im Einsatz den momentanen Leckageflow als Produktfunktion der berechneten Leckage-Konduktanz und eines momentan ermittelten Wertes des Druckes in der Maske (12) berechnen.
Apparat nach Anspruch 1, der außerdem Mittel zum Zuführen eines mit Druck beaufschlagten, atembaren Gases über eine Maske zum Atemweg des Patienten umfasst; und Mittel zum Anpassen der Zufuhr des atembaren Gases in Übereinstimmung mit dem Maskenluftstrom und dem berechneten Leckageflow.
Apparat nach Anspruch 2, bei dem die Mittel zum Zuführen Folgendes umfassen: einen Flowgenerator (14) für die Zufuhr des mit Druck beaufschlagten, atembaren Gases; ein Gasfördersystem, das eine Verbindung mit dem Flowgenerator (14) aufweist; und eine Maske, die eine Verbindung mit dem Gasfördersystem aufweist, um das Gas zum Atemweg des Patienten zu fördern.
Apparat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Mittel zum Berechnen der Konduktanz und die Mittel zum Berechnen des Momentanleckageflows ein Verarbeitungsmittel umfassen.
Apparat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Messumformermittel zum Ermitteln der Momentanwerte einen Messumformer umfassen, der mit der Maske (12) verbunden ist.
Apparat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Messumformermittel zum Ermitteln der Momentanwerte die Momentanwerte durch Aufnehmen von direkten Maßen des Masken(12) Drucks und Luftstroms ermitteln.
Apparat nach Anspruch 6, bei dem die Messumformermittel zum Ermitteln der Momentanwerte direkte Maße des Drucks und des Luftstroms an einem fern von der Maske (12) befindlichen Punkt aufnehmen und ein Verarbeitungsmittel die Maskendruck- und Luftstromwerte in Übereinstimmung mit den physikalischen Eigenschaften des Gasfördersystems und den direkten Maßen berechnet.
Apparat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Mittel zum Berechnen der Konduktanz die Konduktanz aus den Mittelwerten der Druck- und Luftstrom-Momentanwerte berechnen.
Apparat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Mittel zum Berechnen der Konduktanz das Zeitintervall variieren, über das die Druck- und Luftstromwerte verwendet werden, um die Leckage-Konduktanz in Übereinstimmung mit der Rate zu ermitteln, mit der sich die berechnete Leckage-Konduktanz ändert.
Apparat nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem die Mittel zum Berechnen der Konduktanz das Zeitintervall variieren, über das die Druck- und Luftstromwerte verwendet werden, um die Leckage-Konduktanz umgekehrt mit der Rate zu ermitteln, mit der sich die berechnete Leckage-Konduktanz ändert.
Apparat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Mittel zum Berechnen des Momentanleckageflows den Momentanleckageflow dadurch berechnen, dass die Konduktanz mit dem Quadratwurzelwert eines Momentandruckwertes multipliziert wird.
Apparat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Mittel zum Berechnen der Konduktanz die Konduktanz dadurch berechnen, dass die tiefpassgefilterten, momentanen Luftstromwerte durch einen tiefpassgefilterten Quadratwurzelwert der Momentandruckwerte dividiert werden.
Apparat nach Anspruch 12, bei dem die Zeitkonstanten für die Tiefpassfilterung in Abhängigkeit von den plötzlichen Änderungen des Momentanleckageflows dynamisch anpassbar sind.
Apparat nach Anspruch 13, bei dem die Mittel zum Berechnen der Konduktanz die Zeitkonstanten durch Ableiten eines Index des Ausmaßes, in welchem sich die Konduktanz plötzlich geändert hat, und durch Ändern der Zeitkonstanten in einer entgegengesetzten Richtung zu einer korrespondierenden Änderung des Index, dynamisch anpassen.
Apparat nach Anspruch 14, bei dem die Mittel zum Berechnen der Konduktanz den Index aus den Momentanwerten des Luftstroms ableiten, und zwar durch Ermitteln des Ausmaßes, in welchem die Absolutgröße des berechneten Luftstroms über eine längere Zeit als erwartet größer als erwartet ist.