EP1605999A1 - Verfahren und vorrichtung zur erkennung von leckagen bei einrichtungen zum zuführen von atemgasen - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur erkennung von leckagen bei einrichtungen zum zuführen von atemgasen

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EP1605999A1
EP1605999A1 EP04722532A EP04722532A EP1605999A1 EP 1605999 A1 EP1605999 A1 EP 1605999A1 EP 04722532 A EP04722532 A EP 04722532A EP 04722532 A EP04722532 A EP 04722532A EP 1605999 A1 EP1605999 A1 EP 1605999A1
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EP
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ventilation
pressure
volume flow
breathing
evaluation device
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Withdrawn
Application number
EP04722532A
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French (fr)
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Florian Dietz
Wolfgang Wedler
Christof Göbel
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Loewenstein Medical Technology GmbH and Co KG
Original Assignee
Loewenstein Medical Technology GmbH and Co KG
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Publication date
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    • A61M2230/40—Respiratory characteristics
    • A61M2230/46—Resistance or compliance of the lungs

Definitions

  • the invention relates to a method for detecting leaks in ventilation devices, in which both a pressure of the breathing gas and a volume flow of the breathing gas are detected and an evaluation device is supplied.
  • the invention further relates to a device for detecting leaks in respirators, which has both a device for detecting a pressure of the breathing gas and a device for detecting a volume flow of the breathing gas and in which the detection devices are connected to an evaluation device.
  • the device When carrying out ventilation, different control methods are used for the respirators used.
  • the device is mainly controlled with a pressure control, so that no defined one Flow volume per ventilation cycle is defined.
  • a device control that is also fundamentally possible, taking into account a volume control of the flow volume assigned to a particular ventilation cycle, has proven to be problematic since leaks can occur in the immediate area of the ventilator, in the area of a breathing mask used and in the area of a connecting tube between the ventilator and the breathing mask. Further leaks can also occur in the area of the breathing mask on the patient's face. Leakage losses in the region of 50% of the flow volume generated by the ventilator frequently occur in the overall area of the ventilation device formed by these individual components.
  • the object of the present invention is therefore to improve a method of the type mentioned in the introduction in such a way that improved device control is supported.
  • This object is achieved in that the respiratory variables pressure and flow are recorded for at least two successive ventilation cycles by the evaluation device and that at least one control parameter with different signal amplitude is specified for the successive ventilation cycles and that from the resulting differences in pressure and flow for these ventilation cycles resistance, compliance and the leakage resistance are determined.
  • Another object of the present invention is to construct a device of the type mentioned in the introduction in such a way that volume-controlled device control is supported.
  • the evaluation device is designed to determine the respiratory variables pressure and flow, that there is a storage device for at least one value sequence pair of pressure and flow for a ventilation cycle and that for determining the difference courses of compliance and resistance for at least two successive ventilation cycles, at least one sequence of differences can be generated.
  • the ventilator On the basis of the leakage determined, it is possible, in terms of device technology, to provide the ventilator with such an increased flow volume that, taking the leakage losses into account, an exactly defined useful flow volume is provided.
  • an exactly defined useful flow volume is provided.
  • different pressure levels are specified for the successive breaths.
  • the first pressure level is chosen to be higher than the second pressure level.
  • the first pressure level prefferably chosen lower than the second pressure level.
  • the first volume flow is specified higher than the second volume flow.
  • first volume flow is set lower than the second volume flow.
  • a closed control loop can be provided by performing leakage compensation.
  • the leakage compensation is carried out dynamically.
  • the evaluation device determine the course of the spontaneous breathing.
  • the evaluation device compensates for the effects of a spontaneous course on ventilation.
  • a typical embodiment is defined by performing leak detection in an area between a ventilator and a patient.
  • the measurements are only carried out during inspiratory phases of the ventilation cycles.
  • At least one pressure sensor is connected to the evaluation device.
  • a ventilation flow can be detected by connecting at least one volume flow sensor to the evaluation device.
  • a compact device design is supported by the fact that at least one of the sensors is the one Breathing gas providing respirator is arranged facing.
  • Improved measuring accuracy can be achieved by arranging one of the sensors facing a respiratory mask.
  • an expiration valve is arranged facing the respiratory mask.
  • a patient interface connected to the ventilator via the breathing gas hose is designed as an invasive device.
  • a patient interface connected to the ventilator via the breathing gas hose is designed as a non-invasive device.
  • An execution form for a signal generator is defined in that the evaluation device has an amplitude generator for a pressure which varies from ventilation cycle to ventilation cycle.
  • the evaluation device has an amplitude generator for a volume flow that varies from ventilation cycle to ventilation cycle.
  • exemplary embodiments of the invention are shown schematically in the drawings. Show it:
  • FIG. 1 shows a block diagram of the technical equipment for Veit: - illustration of the essential technical components
  • FIG. 6 is a block diagram of a modified device structure
  • Fig. 14 shows another modified embodiment
  • a ventilation device (1) has a driven blower (3). This drive takes place via a motor or another drive unit.
  • the blower (3) is connected to a control valve (4), which has an adjusting device (6) and transforms a control voltage into an assigned valve position.
  • a pressure sensor (8) and a volume flow sensor (9) are connected to a ventilator (7), which essentially consists of the blower (3) and the control valve (4).
  • the volume flow sensor (9) is typically designed as a differential pressure sensor, the signal of which is transformed into an assigned volume flow.
  • the respirator (7) is connected via a breathing gas hose (10) and an expiration valve (11) to a breathing mask (12) which can be positioned in the face area of a patient (13).
  • the sensors (8, 9) are connected to an evaluation device (14), which in turn is connected to the actuating device (6).
  • FIG. 2 shows an electrical equivalent circuit diagram which shows the function of the patient's lungs (13) and which is used in the area of the evaluation device (14) as a model for carrying out the calculations.
  • a volume flow generated by a volume flow source (15) is fed to the parallel connection of two flow branches.
  • One of the branches contains the series connection of the resistance (16) and the compliance (17) as well as a source of interference (18) which generates an additional volume flow and depicts a possible self-activity of the patient (13).
  • the second flow branch contains a leakage resistance (19).
  • the electrical equivalent circuit diagram of the airways according to FIG. 2 shows that the pressure p muH generated by the active breathing activity of a patient makes a contribution to the airway pressure p aw and thus to the flow into the lungs (V ' a "). So leakage identification must also consider p MUB if it is to succeed, to compensate for the leakage flow V 'L sufficiently.
  • the equivalent circuit in FIG. 2 shows the following relationship in the image area of the Laplace transformation for the airway pressure p aw and the inspiratory flow V ' ⁇ nBp :
  • ⁇ p aw (s) ⁇ V '. nBp (s) (1 + sRC) R L / (1 + s (R + R L ) C)
  • the inversion of the first equation is used to reconstruct the course of p mUB .
  • the identified estimated values are used as parameters and the measured values of an inspiration phase are calculated.
  • Such a reconstruction allows an assessment of spontaneous breathing and thus indirectly the ventilation quality. In the simplest case, it can be decided by integrating the reconstructed values whether the patient breathes or counter breaths. For the first time, more complex classification procedures can be used for controlled ventilation derive a definite assessment, for example with regard to synchronization or the amount of breathing work.
  • FIG 3 shows a time course for the difference for the measured variables between two ventilation cycles, on the one hand for an inspiratory volume flow difference (20) and on the other hand for a pressure difference (21) in the area of the breathing mask (12).
  • FIG. 4 shows, with respect to a first pressure curve (22) for a first ventilation cycle and a second pressure curve (23) of a second ventilation cycle, the determined reconstruction curve (24) for spontaneous breathing by the patient (13) taking into account the volume flow difference (20) and the pressure difference ( 21) between two breaths with different inspiratory volume flow.
  • FIG. 5 shows the device illustrated in FIG. 1 in a representation as a block diagram.
  • the ventilator (7) is connected to the breathing gas hose (10) and the volume flow sensor is in a transition area from the ventilator (7) to the breathing gas hose (10)
  • the breathing gas hose (10) is connected to the breathing mask (12) and in the transition area from the breathing gas hose (10) to the breathing mask (12) there is an additional volume flow sensor
  • the sensors can also be used only in the transfer area between the ventilator (7) and the breathing gas tube (10) or only in the transfer area between the breathing gas tube
  • an expiration valve (11) is arranged in the transition area from the breathing gas hose (10) to the breathing mask (12) and an outlet system (27) is arranged in the transition area from the ventilator (7) to the breathing gas hose (10). It is also possible to position the expiration valve (11) only in the area of the transition from the breathing gas hose (10) to the breathing mask (12) or only in the transition area from the ventilator (7) to the breathing gas hose (10) to position the outlet system (27). It is also conceivable that the expiration valve (11) is replaced by an outlet system and the outlet system (29) is also replaced by an expiration valve (11).
  • non-invasive devices can also be used to provide a connection to the patient (13).
  • the use of masks or helmets is contemplated.
  • the connection between the ventilation device (1) and the patient (13) can also be made by invasive coupling devices, for example a tube, a tracheostoma or a laryngeal mask.
  • the ventilation devices used can be designed to carry out different forms of ventilation. For example, it can be controlled, assisted ventilation or breathing aid.
  • the method can also be used for periodic breathing, CPAP or APAP. Resistance and compliance can be determined, for example, only within the inspiratory or only the expiratory time intervals of the ventilation cycles. However, it is also possible to carry out the corresponding evaluations both in the inspiratory and in the expiratory phases.
  • FIG. 7 shows the embodiment already mentioned, in which the breathing gas hose (10) is directly coupled to the breathing gas mask (12) and the outlet system (27) and the sensors () only in the transition area from the ventilator (7) to the breathing gas hose (10). 8, 9) are positioned.
  • FIG. 8 shows an embodiment modified from FIG. 7, in which the outlet system (27) and the oleum flow sensor (9) are positioned between the ventilator and the breathing gas tube (10) and in which between the breathing gas tube (10) and the breathing mask (12) the pressure sensor (8) is positioned.
  • the outlet system (27) and the pressure sensor (8) are positioned between the ventilator (7) and the breathing gas tube (10), and the volume flow sensor (9) is between the breathing gas tube (10) and the breathing mask (12) ) arranged.
  • both the outlet system (27) is arranged between the ventilator (7) and the breathing gas hose (10) and both the volume flow sensor and the pressure sensor (8) are between the breathing gas hose (10) and the breathing mask (12) positioned.
  • both the pressure sensor (8) and the volume flow sensor (9) are positioned between the ventilator (7) and the breathing gas hose (10) and between the breathing hose (10) and the breathing mask ( _L2) the expiration valve (11) is positioned.
  • volume flow sensor (9) is arranged between the ventilator (7) and the breathing gas hose (10) and between the breathing gas hose (10) and the breathing mask (12) are the expiration valve (11) and the Pressure sensor (8) positioned.
  • only the pressure sensor (8) is arranged between the ventilator (7) and the breathing gas hose (10) and between the breathing gas hose (10) and the breathing mask (12) are both the expiration valve (11) and the volume flow sensor (9) is also arranged.
  • FIG. 15 shows an equivalent circuit diagram supplemented to the representation in FIG. 2, which in the case of linear behavior for the system consists of the patient and the breathing tube.
  • the capacity (28) resulting from the hose volume is taken into account in an additional parallel branch.
  • p FS is not equal to p aw .
  • the extension can also be used
  • T s represents the readjustment time of the flexible ventilation hose with the hose connection pieces.
  • the dead time Tt corresponds to the sound propagation time through the hose.
  • the parameters R, C and R L can be estimated using known identification or parameter estimation methods for linear and also nonlinear dynamic systems.
  • a temporally distributed calculation of the parameter estimate is particularly advantageous for the implementation. Recursive methods enable results that are closest to the last observation period.

Abstract

Das verfahren und die Vorrichtung dienen zur Erkennung von Leckagen bei Einrichtung zur Zuführung von Atemgasen. Es wird sowohl ein Druck des Atemgases als auch ein Volumenstrom des Atemgases erfasst und die betreffenden Werte einer Auswertungseinrichtung zugeführt. Von der Auswertungseinrichtung werden sowohl die respiratorischen Parameter Resistance und Compliance auch die Leckage für mindestens zwei aufeinanderfolgende Beatmungszyklen berechnet. Für die aufeinanderfolgenden Beatmungszyklen wird mindestens ein Steuerparameter mit unterschiedlicher Signalamplitude vorgegeben. Aus den sich ergebenden Differenzfolgen von Druck und Flow für die aufeinanderfolgenden Beatmungszyklen wird der Lekkagewiderstand ermittelt.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur Erkennung von Leckagen bei Einrichtungen zum Zuführen von Atemgasen
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erkennung von Leckagen bei Beatmungseinrichtungen, bei dem sowohl ein Druck des Atemgases als auch ein Volumenstrom des Atemgases erfaßt und eine Auswertungseinrichtung zugeführt wird.
Die Erfindung betrifft darüber hinaus eine Vorrichtung zur Erkennung von Leckagen bei Beatmungsgeräten, die sowohl eine Einrichtung zur Erfassung eines Druckes des Atemgases als auch eine Einrichtung zur Erfassung eines Volumenstromes des Atemgases aufweist und bei der die Erfassungseinrichtungen an eine Auswertungseinrichtung angeschlossen sind.
Bei der Durchführung von Beatmungen kommen unterschiedliche Steuerverfahren für die verwendeten Beatmungsgeräte zum Einsatz. Überwiegend erfolgt die Gerätesteuerung mit einer Druckregelung, so daß kein definiertes Strömungsvolumen je Beatmungszyklus festgelegt ist. Eine grundsätzlich ebenfalls mögliche Gerätesteuerung unter Berücksichtigung einer Volumenkontrolle das einem jeweiligen Beatmungszyklus zugeordneten Strömungsvolumens erwies sich bislang als problematisch, da im unmittelbaren Bereich des Beatmungsgerätes, im Bereich einer verwendeten Atemmaske sowie im Bereich eines Verbindungsschlauches zwischen dem Beatmungsgerät und der Atemmaske Leckagen auftreten können. Weitere Leckagen können auch im Anlagebereich der Atemmaske am Gesicht des Patienten entstehen. Im Gesamtbereich der durch diese Einzelkomponenten gebildeten Beatmungseinrichtung treten häufig Leckageverluste im Bereich von 50 % des vom Beatmungsgerät erzeugten Strömungsvolumens auf .
Die bislang bekannt gewordenen Verfahren und Vorrichtungen zur Ermittlung von Leckageverlusten sind noch nicht ausreichend dafür geeignet, in eine automatische Gerätesteuerung integriert zu werden.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein Verfahren der einleitend genannten Art derart zu verbessern, daß eine verbesserte Gerätesteuerung unterstützt wird.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß von der Auswertungseinrichtung die respiratorischen Größen Druck und Flow für mindestens zwei aufeinanderfolgende Beatmungszyklen aufgenommen werden und daß für die aufeinanderfolgenden Beatmungszyklen mindestens ein Steuerparameter mit unterschiedlicher Signalamplitude vorgegeben wird und daß aus den sich ergebenden Differenzverläufen von Druck und Flow für diese Beatmungszyklen Resistance, Compliance und der Leckagewiderstand ermittelt werden. Weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Vorrichtung der einleitend genannten Art derart zu konstruieren, daß eine volumenkontrollierte Gerätesteuerung unterstützt wird.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Auswertungseinrichtung zur Bestimmung der respira- torischen Größen Druck und Flow ausgebildet ist, daß eine Speichereinrichtung für mindestens ein Wertefolgenpaar von Druck und Flow für einen Beatmungszyklus vorhanden ist und daß zur Bestimmung von Differenzverläufen von Compliance und Resistance für mindestens zwei aufeinanderfolgende Beatmungszyklen mindestens eine Differenzenfolge generierbar ist.
Aufgrund der ermittelten Leckage ist es möglich, gerätetechnisch vom Beatmungsgerät ein derart erhöhtes Strömungsvolumen bereitzustellen, daß unter Berücksichtigung der Leckageverluste ein exakt definiertes Nutz- strömungsvolumen bereitgestellt wird. Durch die Differenzbildung der gemessenen Wertefolgen von Druck und Flow bei zwei aufeinander folgenden Beatmungszyklen, wobei in den Beatmungszyklen der ausgewählte Steuerparameter unterschiedliche Amplitudenwerte aufweist, ist es möglich, den Einfluß unbekannter Größen zu eliminieren.
Eine unmittelbare Leckageerkennung zur Unterstützung einer genauen Volumenflußregelung wird dadurch unterstützt, daß die Berechnung für mindestens zwei unmittelbar aufeinanderfolgende Beatmungszyklen durchgeführt wird. Zur Verminderung des Verarbeitungsaufwandes ist es auch möglich, daß die Berechnung für mindestens zwei von mindestens einem weiteren Beatmungszyklus voneinander getrennte Beatmungszyklen durchgeführt wird.
Gemäß einer Ausführungsvariante ist vorgesehen, daß für die aufeinanderfolgenden Atemzüge unterschiedliche Druckpegel vorgegeben werden.
Insbesondere ist daran gedacht, daß der erste Druckpegel höher als der zweite Druckpegel gewählt wird.
Darüber hinaus ist es auch möglich, daß der erste Druckpegel tiefer als der zweite Druckpegel gewählt wird.
Gemäß einer anderen Ausführungsvariante ist es auch möglich, daß für die aufeinander folgenden Beatmungszyklen unterschiedliche Volumenströme vorgegeben werden.
Auch bei dieser Ausführungsvariante ist insbesondere daran gedacht, daß der erste Volumenstrom höher als der zweite Volumenstrom vorgegeben wird.
Darüber hinaus ist es auch möglich, daß der erste Volumenstrom niedriger als der zweite Volumenstrom vorgegeben wird.
Zur Gewährleistung einer im Mittel korrekten Einhaltung eines vorgegebenen Sollwertes wird vorgeschlagen, daß eine Vielzahl von Beatmungszyklen mit jeweils verändertem Steuerparameter derart durchgeführt werden, daß die erte der Steuerparameter derart statistisch verteilt sind, daß ein Mittelwert einem vorgegebenen Sollwert für den Steuerparameter entspricht . Ein geschlossener Regelkreis kann dadurch bereitgestellt werden, daß eine Leckagekompensation durchgeführt wird.
insbesondere ist daran gedacht, daß die Leckagekompensation dynamisch durchgeführt wird.
Zur weiteren Unterstützung einer Beatmung wird vorgeschlagen, daß von der Auswertungseinrichtung eine Ermittlung des Spontanatmungsverlaufs durchgeführt wird .
Insbesondere erweist es sich als vorteilhaft, daß die Auswertungseinrichtung Einflüsse eines Spontanat ungs- verlaufs auf die Beatmung kompensiert.
Eine typische Ausführungsform wird dadurch definiert, daß eine Leckageerkennung in einem Bereich zwischen einem Beatmungsgerät und einem Patienten durchgeführt wird.
Gemäß einer weiteren Ausführungsvariante ist vorgesehen, daß die Messungen nur während inspiratorischer Phasen der Beatmungszyklen durchgeführt werden.
Zur Erfassung eines Beatmungsdruckes ist vorgesehen, daß an die Auswertungseinrichtung mindestens ein Drucksensor angeschlossen ist.
Ein Beatmungsflow kann dadurch erfaßt werden, daß an die Auswertungseinrichtung mindestens ein Volumenflußsensor angeschlossen ist .
Eine kompakte Gerätekonstruktion wird dadurch unterstützt, daß mindestens einer der Sensoren einem das Atemgas bereitstellenden Beatmungsgerät zugewandt angeordnet ist.
Eine verbesserte Meßgenauigkeit kann dadurch erreicht werden, daß einer der Sensoren einer Beatmungsmaske zugewandt angeordnet ist.
Gemäß einer typischen Ausführungsform ist vorgesehen, daß der Beatmungsmaske zugewandt ein Exspirationsventil angeordnet ist .
Zu einem kompakten Geräteaufbau trägt es ebenfalls bei, daß dem Beatmungsgerät zugewandt ein Auslaßsystem angeordnet ist .
Bei stationären Anwendungen ist es möglich, daß ein über den Atemgasschlauch mit dem Beatmungsgerät verbundenes Patienteninterface als eine invasive Einrichtung ausgebildet ist.
Insbesondere ist aber daran gedacht, daß ein über den Atemgasschlauch mit dem Beatmungsgerät verbundenes Patienteninterface als eine nicht invasive Einrichtung ausgebildet ist .
Eine Ausführungs orm für einen Signalgenerator wird dadurch definiert, daß die Auswertungseinrichtung einen Amplitudengenerator für einen von Beatmungszyklus zu Beatmungszyklus variierenden Druck aufweist.
Gemäß einer anderen Ausführungsform ist vorgesehen, daß die Auswertungseinrichtung einen Amplitudengenerator für einen von Beatmungszyklus zu Beatmungszyklus variierenden Volumenfluß aufweist. In den Zeichnungen sind Ausführungsbeispiele der Erfindung schematisch dargestellt. Es zeigen:
Fig. 1 ein gerätetechnisches Blockschaltbild zur Veit:- anschaulichung der wesentlichen gerätetechnd- schen Komponenten,
Fig. 2 ein elektrisches Ersatzschaltbild für die Lunge eines Patienten, das als Modell bei der gerätetechnischen Steuerung berücksichtigt wird,
Fig. 3 ein Diagramm zur Veranschaulichung von Differenzen der Meßgrößen zwischen zwei Atemzügen,
Fig. 4 ein Diagramm zur Rekonstruk ion des zeitlichen Verlaufes einer Spontanatmung bei Auswertung von Differenzwerten hinsichtlich Druck und Volumenstrom bei zwei Atemzügen mit unterschiedlichem inspirativen Volumenstrom,
Fig. 5 ein Blockschaltbild zur Veranschaulichung des gerätetechnischen Aufbaus,
Fig. 6 ein Blockschaltbild eines modifizierten gerätetechnischen Aufbaus,
Fig. 7 ein gerätetechnischer Aufbau einer weiteren Ausführungsvariante,
Fig. 8 ein Blockschaltbild einer nochmals veränderten Ausführungsform,
Fig. 9 eine weitere gerätetechnische Modifizierung, Fig. 10 eine andere Ausführungsform,
Fig. 11 eine weitere Ausführungsform,
Fig. 12 eine nochmals modifizierte Ausführungsform,
Fig. 13 eine abermals abgewandelte Ausführungsform,
Fig. 14 eine nochmals geänderte Ausführungsform und
Fig. 15 ein gegenüber der Darstellung in Fig. 2 abgewandeltes Ersatzschaltbild.
Gemäß der Ausführungsform in Fig. 1 weist eine Beatmungseinrichtung (1) ein angetriebenes Gebläse (3) auf. Dieser Antrieb erfolgt über einen Motor oder ein anderes Antriebsaggregat. Das Gebläse (3) ist an ein Stellventil (4) angeschlossen, das eine Stelleinrichtung (6) aufweist und eine Steuerspannung in eine zugeordnete Ventilstellung transformiert.
Beim dargestellten Ausführungsbeispiel sind an ein Beatmungsgerät (7) , das im wesentlichen dem Gebläse (3) sowie dem Stellventil (4) besteht, ein Drucksensor (8) sowie ein Volumenflußsensor (9) angeschlossen. Der Volumenflußsensor (9) ist typischerweise als ein Differenzdrucksensor ausgebildet, dessen Signal in einen zugeordneten Volumenfluß transformiert wird.
Das Beatmungsgerät (7) ist über einen Atemgasschlauch (10) und ein Exspirationsventil (11) an eine Atemmaske (12) angeschlossen, die im Gesichtsbereich eines Patienten (13) positionierbar ist. Die Sensoren (8, 9) sind an eine Auswertungseinrichtixng (14) angeschlossen, die ihrerseits mit der Stelleinrichtung (6) verbunden ist.
Fig. 2 zeigt ein elektrisches Ersatzschaltbild, das die Funktion der Lunge des Patienten (13) wiedergibt und das im Bereich der Auswertungseinrichtung (14) als Modell zur Durchführung der Berechnungen verwendet wird. Ein von einer Volumenflußquelle (15) generierter Volumenfluß wird der Parallelschaltung von zwei Strömungszweigen zugeführt. Eine der Zweige enthält die Reihenschaltung der Resistance (16) sowie der Compliance (17) sowie eine Störquelle (18) , die einen zusätzlichen Volumenfluß generiert und eine eventuelle Eigenaktivität des Patienten (13) abbildet. Der zweite Strömungszweig enthält einen Leckagewiderstand (19) .
Das elektrische Ersatzschaltbild der Atemwege nach Fig. 2 zeigt, daß der durch die aktive Atemtätigkeit erzeugte Druck pmuH eines Patienten einen Beitrag zum Atemwegsdruck paw und damit zum Flow in die Lunge ( V'a„) liefert. Eine Leckageidentifikation muß also auch pmuB berücksichtigen, wenn es gelingen soll, den Leckageflow V'L hinreichend zu kompensieren.
Unter der Annahme, daß sich die Atemarbeit des Patienten zwischen den Atemzügen nur unwesentlich ändert, kann der Anteil der Atemarbeit durch Differenzbildung eliminiert werden. Aus dem Ersatzschaltbild nach Fig. 2 ergibt sich für den Atemwegsdruck paw und den inspiratorischen Flow V'ιnBp der folgende Zusammenhang im Bildbereich der Laplace-Transformation:
Paw < S ) = [Rnus t S ) + V ' lnsp ( s ) ( 1 + SRC ) / SC ] ■ SRj C / ( 1 + S ( R + R C ) Die Differenzen des Atemwegsdrucks Δpaw und des inspiratorischen Flows ΔV'ιnBp werden berechnet mit
Δpaw(s) = ρaκ,k(s) - p„ιkl(s) ΔV'.nBp(s) = V'.nBP/k(s) - Vxn.p#fcl(s)
mit k als laufender Nummer des Atemzugs.
Unter der Annahme, daß der zeitliche Verlauf der Atemarbeit in aufeinander folgenden Atemzügen gleich ist, d. h. es gilt
erhält man einen einfacheren Zusammenhang zwischen der Druckdifferenz Δρaw und der Flowdifferenz ΔV'.nBp im Bildbereich der Laplace-Transformation:
Δpaw(s) = ΔV'.nBp(s) (1 + sRC)RL / (1 + s(R + RL)C)
Zur Rekonstruktion des Verlaufs von pmUB wird die Inversion der ersten Gleichung genutzt. Dazu werden die identifizierten Schätzwerte als Parameter eingesetzt und die Meßwerte einer Inspirationsphase verrechnet .
p"muB(s) = (l + s( R" + R ) C) I sR~ LC" pFS(s) - (1 + sR*σ) / sC* vFS(s)
Eine solche Rekonstruktion läßt eine Beurteilung der Spontanatmung und damit indirekt der Beatmungsqualität zu. Im einfachsten Fall kann durch Integration der rekonstruierten Werte entschieden werden, ob der Patient mit- oder gegenatmet. Aufwendigere Verfahren zur Klassifikation können daraus erstmals für die volumenkon- trollierte Beatmung eine dezidierte Beurteilung beispielsweise hinsichtlich der Synchronisierung oder öer Höhe der Atemarbeit ableiten.
Fig. 3 zeigt einen zeitlichen Verlauf für die Differenz für die Meßgrößen zwischen zwei Beatmungszyklen zum einen für eine Inspiratorische Volumenflußdifferenz (20) und zum anderen für eine Druckdifferenz (21) im Bereich der Atemmaske (12) .
Fig. 4 zeigt hinsichtlich eines ersten Druckverlaufes (22) für einen ersten Beatmungszyklus sowie einen zweiten Druckverlauf (23) eines zweiten Beatmungszyklusses den ermittelten Rekonstruktionsverlauf (24) für eine Spontanatmung des Patienten (13) unter Berücksichtigung der Volumenflußdifferenz (20) sowie der Druckdifferenz (21) zwischen zwei Atemzügen mit unterschiedlichem inspiratorischen Volumenfluß.
Fig. 5 zeigt die in Fig. 1 veranschaulichte Einrichtung in einer Darstellung als Blockschaltbild. Das Beatmungsgerät (7) ist mit dem Atemgasschlauch (10) verbunden und in einem Überleitungsbereich vom Beatmungsgerät (7) zum Atemgasschlauch (10) sind der Volumenflußsensor
(9) sowie der Drucksensor (8) angeordnet. Der Atemgas- schlauch (10) ist mit der Atemmaske (12) verbunden und im Überleitungsbereich vom Atemgasschlauch (10) zur Atemmaske (12) sind ein zusätzlicher Volumenflußsensor
(25) sowie ein zusätzlicher Drucksensor (26) positioniert. Alternativ zur Darstellung in Fig. 5 können die Sensoren auch nur im Überleitungsbereich zwischen dem Beatmungsgerät (7) und dem Atemgasschlauch (10) oder nur im Überleitungsbereich zwischen dem Atemgasschlauch
(10) und der Atemmaske (12) angeordnet sein. Selbstverständlich ist auch eine Anordnung mit einem Massen- stromsensor möglich, wobei eine Umrechnung auf den Volumenstrom erfolgt .
Gemäß der Ausführungsform in Fig. 6 ist im Überleitungsbereich vom Atemgasschlauch (10) zur Atemmaske (12) ein Exspirationsventil (11) und im Überleitungsbereich vom Beatmungsgerät (7) zum Atemgasschlauch (10) ein Auslaßsystem (27) angeordnet. Ebenfalls ist es möglich, nur im Bereich der Überleitung vom Atemgas- schlauch (10) zur Atemmaske (12) das Exspirationsventil (11) oder nur im Überleitungsbereich vom Beatmungsgerät (7) zum Atemgasschlauch (10) das Auslaßsystem (27) zu positionieren. Es ist auch denkbar, daß das Expirati- onsventil (11) durch ein Auslaßsystem ersetzt wird und das Auslaßsystem (29) auch durch ein Exspirationsventil (11) •
Alternativ zur in den Ausführungsbeispielen dargestellten Atemmaske (12) können auch andere nicht invasive Einrichtungen zur Bereitstellung einer Verbindung mit dem Patienten (13) verwendet werden. Gedacht ist beispielsweise an die Verwendung von Masken oder Helmen. Ebenfalls kann die Verbindung zwischen der Beatmungs- einrichtung (1) und dem Patienten (13) auch durch invasive Kopplungseinrichtungen, beispielsweise einem Tubus, einem Tracheostoma oder einer Larynxmaske erfolgen.
Die verwendeten Beatmungseinrichtungen können zur Durchführung unterschiedlicher Beatmungsformen ausgeführt sein. Es kann sich beispielsweise um eine kontrollierte, eine assistierte Beatmung oder eine Atemhilfe handeln. Darüber hinaus kann das Verfahren zum Einsatz bei periodischer Atmung, CPAP-Verfahren oder APAP-Verfahren zur Anwendung kommen. Die Ermittlung von Resistance und Compliance kann beispielsweise ausschließlich innerhalb der inspiratorischen oder ausschließlich der exspiratorischen Zeitintervalle der Beatmungszyklen durchgeführt werden. Ebenfalls ist es aber möglich, die entsprechenden Auswertungen sowohl in den inspiratorischen als auch in den expiratorischen Phasen durchzuführen.
Fig. 7 zeigt die bereits erwähnte Ausführungsform, bei der der Atemgasschlauch (10) direkt mit der Atemgasmaske (12) gekoppelt ist und nur im Übergangsbereich vom Beatmungsgerät (7) zum Atemgasschlauch (10) das Auslaß- System (27) sowie die Sensoren (8, 9) positioniert sind.
Fig. 8 zeigt eine gegenüber Fig. 7 abgewandelte Ausführungsform, bei der zwischen dem Beatmungsgerät und dem Atemgasschlauch (10) das Auslaßsystem (27) und der o- lumenflußsensor (9) positioniert sind und bei dem zwischen dem Atemgasschlauch (10) und der Atemmaske (12) der Drucksensor (8) positioniert ist.
Gemäß der Ausführungsform in Fig. 9 sind zwischen dem Beatmungsgerät (7) und dem Atemgasschlauch (10) das Auslaßsystem (27) und der Drucksensor (8) positioniert und zwischen dem Atemgasschlauch (10) und der Atemmaske (12) ist der Volumenflußsensor (9) angeordnet.
Gemäß dem nochmals abgewandelten Ausführungsformen in Fig. 10 ist zwischen dem Beatmungsgerät (7) und dem Atemgasschlauch (10) nur das Auslaßsystem (27) angeordnet und sowohl der Volumenflußsensor als auch der Drucksensor (8) sind zwischen dem Atemgasschlauch (10) und der Atemmaske (12) positioniert. Gemäß der nochmals abgewandelten Ausführungsform in Fig. 11 sind zwischen dem Beatmungsgerät (7) und clem Atemgasschlauch (10) sowohl der Drucksensor (8) s«.ls auch der Volumenflußsensor (9) positioniert und zwischen dem Beatmungsschlauch (10) und der Atemmaske (_L2) ist das Expirationsventil (11) positioniert.
Gemäß der Ausführungsform in Fig. 12 ist zwischen dem Beatmungsgerät (7) und dem Atemgasschlauch (10) nur der Volumenflußsensor (9) angeordnet und zwischen dem Ateτn- gasschlauch (10) und der Atemmaske (12) sind das Expirationsventil (11) sowie der Drucksensor (8) positioniert .
Gemäß der Ausführungsform in Fig. 13 ist zwischen dem Beatmungsgerät (7) und dem Atemgasschlauch (10) nur der Drucksensor (8) angeordnet und zwischen dem Atemgas- schlauch (10) und der Atemmaske (12) sind sowohl das Expirationsventil (11) als auch der Volumenflußsensor (9) angeordnet.
Fig. 14 zeigt schließlich eine Ausführungsform, bei der das Beatmungsgerät (7) direkt mit dem Atemgasschlauch gekoppelt ist und zwischen dem Atemgasschlauch (10) und der Atemmaske (12) sowohl das Expirationsventil (11) als auch der Drucksensor (8) und der Volumenflußsensor (9) positioniert sind.
Fig. 15 zeigt ein gegenüber der Darstellung in Fig. 2 ergänztes Ersatzschaltbild, das im Falle linearen Verhaltens für das System aus Patient und Beatmungs- schlauch entsteht. In einem zusätzlichen Parallelzweig wird die aus dem Schlauchvolumen resultierende Kapazität (28) berücksichtigt. Für den Zusammenhang zwischen den Meßdaten für Flow V'FS und Druck pFS im Gerät ergibt sich aus dem Ersatzschaltbild im Bildbereich der Laplace-Transformation unter Vernachlässigung eines PEEP (positiven end- exspiratorischen Drucks) die Übertragungsfunktion entsprechend der nachfolgenden Gleichung:
pF_(S> / V'PS(S) = (RL • (1 + SRC)) / (1 + S(RC + RLC + RLCS) + s'RCRtC.)
Dabei wurde das Laufzeitverhalten des Druckes innerhalb des Schlauches vernachlässigt (pFS = paw) und RL als Lek- kageresistance angenommen.
Nach einer Zeitdiskretisierung dieser Gleichung mit einem Halteglied nullter Ordnung (s -> (1 - z "1) / T ), dem zeitdiskreten Verschiebeoperator z _1 und der Abtastzeit T erhält man die folgende Darstellung für den Zusammenhang zwischen den Wertefolgen pFS;k und V'Fsk:
'FS,). / V'FS,k= (b0 + b,z x) / (l +
mit b0 = RLT(T + RC) / K bj. = -RCRLT / K al = (-T(RC + RLC + RLCS) - 2RCRLCS) / K a2 = RCRLCS / K
K = T2 + T(RC + RLC + RLCS) + RCRLCS
Betrachtet man nun die Verhältnisse auf der Patientenseite des BeatmungsSchlauches, so ergibt sich die folgende Übertragungsfunktion zwischen V'inβpund paw:
paw(s) / V'insp(s) = RL • (1 + SRC) / (1 + s(R + R • C) a ,k / V'inBp,k= (b0 + b,z x) / (1 + ^1) mit b0 = RL(T + RC) / L bx = -RLRC / L a.. = - (R + RL) C / L
L = T + (R + R C
Unter Berücksichtigung der Laufzeit des Luftdrucks durch den Beatmungsschlauch gilt, daß pFS ungleich paw ist. Für geräteseitige Drucksensoren kann die Erweiterung mit
PFS(S) = paw(s) / (1 + sTs • e βTt
genutzt werden, wobei Ts die Nachstellzeit des nachgiebigen Beatmungsschlauchs mit den Schlauchanschlußstük- ken darstellt. Die Totzeit Tt entspricht der Schallaufzeit durch den Schlauch.
Eine höhere Genauigkeit der Modelle in den oben aufgeführten Gleichungen kann genutzt werden, um Effekte wie z.B. Gaskompressibilität zu berücksichtigen. Auch bei dem Übergang zur zeitdiskreten Darstellung können präzisere Ansätze zur Anwendung kommen.
Eine Schätzung der Parameter R, C und RL kann mit bekannten Identifikations- bzw. Parameterschätzverfahren für lineare und auch nichtlineare dynamische Systeme erfolgen. Für die Implementierung ist insbesondere eine zeitlich verteilte Berechnung der Parameterschätzung vorteilhaft. Rekursive Verfahren ermöglichen dabei Ergebnisse mit der größten Zeitnähe zur letzten Betrachtungsperiode .

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Verfahren zur Erkennung von Leckagen bei Einrichtungen zur Zuführung von Atemgasen, bei denen sowohl ein Druck des Atemgases als auch ein Volumenstrom des Atemgases erfaßt und einer Auswertungs- einrichtung zugeführt wird, dadurch gekennzeichnet, daß von der Auswertungseinrichtung (14) die respiratorischen Größen Druck und Flow für mindestens zwei aufeinanderfolgende Beatmungszyklen aufgenommen werden und daß für die aufeinanderfolgenden Beatmungszyklen mindestens ein Steuerparameter mit unterschiedlicher Signalamplitude vorgegeben wird und daß aus den sich ergebenden Differenzverläufen von Druck und Flow für diese Beatmungszyklen Resistance, Compliance und der Leckagewiderstand ermittelt werden.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Berechnung für mindestens zwei unmittelbar aufeinanderfolgende Beatmungszyklen durchgeführt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Berechnung für mindestens zwei von mindestens einem weiteren Beatmungszyklus voneinander getrennte Beatmungszyklen durchgeführt wird.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß für die aufeinanderfolgenden Atemzüge unterschiedliche Druckpegel vorgegeben werden .
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Druckpegel höher als der zweite Druckpegel gewählt wird.
6. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Druckpegel tiefer als der zweite Druckpegel gewählt wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß für die aufeinander folgenden Beatmungszyklen unterschiedliche Volumenströme vorgegeben werden.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Volumenstrom höher als der zweite Volumenstrom vorgegeben wird.
9. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Volumenstrom niedriger als der zweite Volumenstrom vorgegeben wird.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß eine Vielzahl von Beatmungszyklen mit jeweils veränderten Steuerparameter derart durchgeführt werden, daß die Werte der Steuerparameter derart statistisch verteilt sind, daß ein Mittelwert einem vorgegebenen Sollwert für den Steuerparameter entspricht .
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß eine Leckagekompensation durchgeführt wird.
12. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Leckagekompensation dynamisch durchgeführt wird.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß von der Auswertungsein- richtung (14) eine Ermittlung des Spontanatmungs- verlaufs durchgeführt wird.
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswertungseinrichtung (14) Einflüsse einer Spontanatmung auf die Beatmung kompensiert.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß eine Leckageerkennung in einem Bereich zwischen einem Beatmungsgerät (7) und einem Patienten (13) durchgeführt wird.
16. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Messungen nur während inspiratorischer Phasen der Beatmungszyklen durchgeführt werden.
17. Vorrichtung zur Erkennung von Leckagen bei Einrichtungen zur Zuführung von Atemgasen, die sowohl eine Einrichtung zur Erfassung eines Druckes eines Atemgases als auch eine Einrichtung zur Erfassung eines Volumenstromes des Atemgases aufweist und bei der die Erfassungseinrichtungen an eine Auswertungseinrichtung angeschlossen sind, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswertungseinrichtung (14) zur Bestimmung der respiratorischen Größen Druck und Flow ausgebildet ist, daß eine Speichereinrichtung für mindestens ein Wertefolgenpaar von Druck und Flow für einen Beatmungszyklus vorhanden ist und daß zur Bestimmung von Differenz- verlaufen von Compliance und Resistance für mindestens zwei aufeinanderfolgende Beatmungszyklen mindestens eine Differenzenfolge generierbar ist.
18. Vorrichtung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß an die Auswertungseinrichtung (14) mindestens ein Drucksensor (8) angeschlossen ist.
19. Vorrichtung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß an die Auswertungseinrichtung (14) mindestens ein Volumenflußsensor (9) angeschlossen ist .
20. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 1.9, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens einer der Sensoren (7, 8) einem das Atemgas bereitstellenden Beatmungsgerät (7) zugewandt angeordnet ist.
21. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 20, dadurch gekennzeichnet, daß einer der Sensoren (S, 9) einer Beatmungsmaske (12) zugewandt angeordnet ist .
22. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß der Beatmungsmaske (12) zugewandt ein Expirationsventil (11) angeordnet ist.
23. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß der Beatmungsmaske (12) zugewandt ein Auslaßsystem (27) angeordnet ist.
24. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß dem Beatmungsgerät (7) zugewandt ein Auslaßsystem (27) angeordnet ist.
25. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß dem Beatmungsgerät (7) zugewandt ein Expirationsventil (11) angeordnet ist
26. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß ein über den Atemgas- schlauch (10) mit dem Beatmungsgerät (7) verbünde- nes Patienteninterface als eine invasive Einrichtung ausgebildet ist.
27. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß ein über den Atemgas- schlauch (10) mit dem Beatmungsgerät (7) verbundenes Patienteninterface als eine nicht invasive Einrichtung ausgebildet ist.
28. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswertungseinrichtung (14) einen Amplitudengenerator für einen von Beatmungszyklus zu Beatmungszyklus variierenden Druck aufweist .
29. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 17 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswertungseinrichtung (14) einen Amplitudengenerator für einen von Beatmungszyklus zu Beatmungszyklus variierenden Volumenfluß aufweist.
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