DE102007062214C5

DE102007062214C5 - Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems sowie zugehörige Beatmungsvorrichtung

Info

Publication number: DE102007062214C5
Application number: DE102007062214.9A
Authority: DE
Inventors: Dr. Eger Marcus
Original assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Current assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Priority date: 2007-12-21
Filing date: 2007-12-21
Publication date: 2017-12-21
Anticipated expiration: 2027-12-22
Also published as: US8109269B2; US20090159082A1; GB0816825D0; DE102007062214B3; SE533075C2; SE0802624L; GB2455844B; GB2455844A

Abstract

Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems für proportional unterstützende Ventilation mit einer Steuereinrichtung und einem Ventilator, der ein Atemgas mit einem von der Steuereinheit vorgegebenen Druck liefert, wobei in dem Verfahren durch Elektroden am Thorax elektromyografisch ein elektrisches Signal aufgenommen oder durch Sensoren am Thorax mechanomyographisch ein elektrisches Signal erzeugt und in der Steuereinrichtung einer Signalaufbereitung unterzogen wird, um ein die Atemaktivität repräsentierendes Signal uemg(t) zu erhalten, der Atemmuskeldruck pmus(t) bestimmt wird, indem pmus(t) entweder (i) aus Messwerten für Atemwegsdruck und Volumenstrom Flow(t) sowie den lungenmechanischen Parametern des Patienten in der Steuereinheit berechnet wird, oder (ii) durch Gleichsetzung mit dem während einer Okklusion gemessenen negativen Atemwegsdruck –pokkl(t) bestimmt wird, oder (iii) mittels eines Ösophagus-Katheters, welcher mit Drucksensoren zur Messung des intrathorakalen Drucks pes(t) und optional des abdominalen Drucks pabd(t) ausgestattet ist, durch Gleichsetzung mit dem transdiaphragmalen Druck pabd(t) – pes(t) bestimmt wird, wobei pabd(t) optional als konstant angenommen werden kann, das Atemaktivitätssignal uemg(t) mittels einer vorgegebenen Transformationsvorschrift in ein Drucksignal pemg(uemg(t)) transformiert wird, wobei die Transformationsvorschrift so bestimmt ist, dass die mittlere Abweichung des resultierenden transformierten Drucksignals pemg(t) von dem bestimmten Atemmuskeldruck pmus(t) minimiert ist, der Atemanstrengungsdruck ppat(t) von der Steuereinheit als gewichtetes Mittel gemäß ppat(t) = a·pmus(t) + (1 – a)·pemg(t) bestimmt wird, wobei a ein unter der Randbedingung 0 ≤ a ≤ 1 gewählter Parameter ist, in Abhängigkeit von vorgewählten Unterstützungsgraden VA (Volume Assist) für die Kompensation der elastischen Rückstellkräfte/Widerstände und FA (Flow Assist) für die Kompensation der resistiven Rückstellkräfte/Widerstände der von dem Ventilator des Beatmungssystems zu liefernde Atemwegsdruck paw(t) in der Steuereinheit durch gleitende Anpassung berechnet wird alswobei ti ein gegenwärtiger Zeitpunkt und ti-j, j = 1, ... n, vorhergehende Zeitpunkte einer periodischen ...

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems für proportional unterstützende Ventilation, mit einer Steuereinrichtung und einem Ventilator, der ein Atemgas mit einem von der Steuereinheit vorgegebenen Druck liefert.
Bei der Beatmung von spontan atmenden Patienten wurden in den letzten Jahren Verfahren entwickelt, die den Patienten proportional zur eigenen Atemanstrengung unterstützen und ihm die erhöhte Atemarbeit abnehmen, um so eine Erschöpfung der Atemmuskulatur und die sogenannte respiratorische Insuffizienz zu vermeiden. Verglichen mit herkömmlichen Beatmungsformen bietet die Beatmungsform proportional unterstützende Ventilation eine Entlastung der Atemmuskulatur, sie gewährleistet physiologische Atemmuster und erhöht den Patientenkomfort, z. B. durch verbesserten Schlaf.
Zu den Verfahren für proportional unterstützende Ventilation sind zwei grundsätzlich unterschiedliche Konzepte bekannt: Die sogenannte ”Proportional Assist Ventilation” (PAV) und Verfahren mit ”Neurally Adjusted Ventilatory Assist” (NAVA).
Bei Verfahren mit ”Proportional Assist Ventilation” (siehe z. B. Younes, M.: ”Proportional Assist Ventilation” in: Tobin M. J., ed. ”Principles and practice of mechanical ventilation”, New York, McGraw-Hill, 1994, Seiten 349–369) wird eine Druckunterstützung generiert, die einen Anteil proportional zum aktuell vorhandenen Volumenstrom (Flow) sowie einen Anteil proportional zum Volumen beinhaltet. Der Grad der Unterstützung wird durch die Einstellwerte Flow Assist (FA) und Volumen-Assist (VA) vorgegeben. Durch die positive Rückkopplung des Volumenstroms und des Volumens realisiert diese Beatmungsform eine Art Servosteuerung, die es ermöglicht, getrennt Anteile der resistiven und elastischen Widerstände des Atemsystems zu kompensieren und damit dem Patienten quantitativ Atemarbeit abzunehmen. Hierzu muss allerdings ein hinreichend genauer Schätzwert für die tatsächliche Resistance (R) und Elastance (E) zur Verfügung stehen, da es sonst zu Instabilitäten (sogenannte Run-Aways) und möglicherweise zu einer Lungenschädigung durch Barotrauma kommen kann.
Weiter gibt es seit längerem Anstrengungen, R und E während Spontanatmung verlässlich und minimalinvasiv zu bestimmen (siehe z. B. WO 97/22377 A1 ). Die besondere Schwierigkeit liegt darin, dass die Spontanatemaktivitäten des Patienten große Schätzfehler bei der Bestimmung der atemmechanischen Parameter verursachen können. Eine übliche Vorgehensweise ist das Einbringen von Störmanövern in das Atemmuster (z. B. durch eine kurzzeitige Okklu sion) zu Zeitpunkten, bei denen eine passive Atemphase vermutet wird, und die nachfolgende Analyse der gestörten respiratorischen Signale. Allerdings ist nicht garantiert, dass sich der Patient zur Zeit des Manövers in einer ungestörten Phase des Atemzyklus befindet, und damit die Validität der Messung nicht garantiert; sie kann auch im nachhinein nicht nachgewiesen werden. Dies liegt daran, dass sich die Atemmuskelaktivität aufgrund von starken Korrelationen weder signaltheoretisch noch statistisch von dem maschinellen Atmungsmuster trennen lässt.
Bei Verfahren mit ”Neurally Adjusted Ventilatory Assist” (NAVA), wie z. B. beschrieben in: Sinderby et al. ”Is one fixed level of assist sufficient to mechanically ventilate spontaneously breathing patients?”, Yearbook of intensive care and emergency medicine, 2007, Springer 348–357; Sinderby et al.: ”Neural ontrol of mechanically ventilation in respiratory failure”, Nature Medicine 1999 (5) 12: 1433–1436, wird die elektrische Aktivität des Diaphragmas (EAdi) mittels einer modifizierten, mit Elektroden bestückten Magensonde registriert, um proportional zu dieser elektrischen Aktivität die Druckunterstützung des Ventilators zu regeln. Störsignale (z. B. EKG) werden vorher herausgefiltert. Die Vorteile von NAVA sind die verbesserte Interaktion zwischen Patient und Ventilator durch synchronisierte Ventilation und die damit einhergehenden physiologischen Atemmuster. In einer neueren Studie (Sinderby et al. ”Inspiratory muscle unloading by neurally adjusted ventilatory assist during maximal inspiratory efforts in healthy subjects”, Chest. 2007, 131: 711–717) wurde nachgewiesen, dass eine Entlastung der Atemarbeit durch angepasste Einstellung des sogenannten NAVA-Levels (Verstärkungsfaktor, der die Höhe des Drucks bezogen auf EAdi definiert) erreicht und eine Lungenüberdehnung vermieden wird da das EAdi-Signal bei erhöhtem NAVA-Level abnimmt. Dadurch reduziert sich die Gefahr eines Run-Aways. Anders als beider üblichen Druckunterstützung gibt es keine prinzipiellen Probleme bei der Auslösung eines Beatmungshubs (”triggering”) bei Patienten mit dynamischer Hyperinflation (z. B. bei COPD-Patienten), da ein möglicher intrinsischer PEEP dafür kein Hindernis darstellt. Das Beenden der Inspiration (”cycling-off”) ist ebenfalls unproblematisch.
Ein Nachteil des NAVA-Verfahrens ist, dass eine invasive Magensonde benötigt wird. Patienten, die besonders von dem Einsatz von NAVA-Verfahren profitieren würden (z. B. nicht invasiv, d. h. mit Maske – langzeitbeatmete COPD-Patienten) werden eine solche Sonde ungern als Dauerlösung akzeptieren. Weiterhin kann nicht zwischen einer Situation, in der das EAdi-Signal gerätetechnisch beeinträchtigt ist (z. B. durch Störsignale oder eine verschlechterte Kopplung zwischen Signalquelle und Elektroden), und einer Situation, in der der Atemantrieb abnimmt, unterschieden werden. Die Vorgabe, dem Patienten ein bestimmtes Maß an Atemarbeit abzunehmen, kann damit nur qualitativ verwirklicht werden. Wenn sich die Ankopplung zwischen Signalquelle (EAdi-Signal der Muskulatur) und Elektroden verändert, hat dies Auswirkungen auf die vom Patienten zu leistende Atemarbeit. Üblicherweise wird der Beatmungsdruck direkt proportional zum aufbereiteten EAdi-Signal gesteuert. Nimmt das EAdi-Signal zu (z. B. bedingt durch gestiegenen Atemantrieb), so führt die verstärkte Beatmung durch den Ventilator längerfristig zu einer Abnahme des Atemantriebs und entsprechend des EAdi-Signals. Diese Gegenkopplung stabilisiert sich bei einem bestimmten EAdi-Signalniveau. Wenn sich in diesem Gleichgewicht die Ankopplung zwischen Signalquelle und Elektroden verändert – z. B. verschlechtert – wird das Atemvolumen reduziert, der Antrieb und die Atemanstrengung nehmen allmählich zu, aber das gemessene EAdi-Signal nimmt ab, was bedeutet, dass sich der vom Patienten geleistete Anteil an der Atemarbeit in unerwünschter Weise erhöht.
In US 7,021,310 B1 ist ein besonderes proportional unterstützendes NAVA-Verfahren unter Verwendung eines Signals für die elektrische Aktivität des Diaphragmas bekannt, dessen Besonderheit darin besteht, dass die für ein bestimmtes Atemvolumen benötigte elektrische Aktivität des Diaphragmas (die sogenannte neuroventilatorische Effizienz) mit tels einer ”closed-loop”-Regelung konstant gehalten werden soll. Für den Fall, dass sich die atemmechanischen Eigenschaften des Patienten verschlechtern, würde die Atemanstrengung (und damit die Aktivität der Atemmuskulatur) zur Aufrechterhaltung des Atemvolumens pro Zeiteinheit zunehmen. Der ”closed-loop”-Regler würde dem durch eine Erhöhung der Unterstützung entgegenwirken, so dass das EAdi-Signalniveau gleich bleibt und eine Überlastung/Erschöpfung des Patienten vermieden wird. Nachteilig ist dieses Verfahren für den in der Realität häufigen Fall, dass sich das gemessene EAdi-Signal durch eine veränderte Kopplung zwischen Elektroden und Signalquelle (z. B. hervorgerufen durch eine Umlagerung des Patienten) in seinen Signaleigenschaften (insbesondere der Amplitude) verändert, z. B. verringert. Der Regler des ”closed-loop”-Systems würde demnach fälschlich die Unterstützung reduzieren, da scheinbar die neuroventilatorische Effizienz zugenommen hat.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems für proportional unterstützende Ventilation anzugeben, das für den Patienten bequem ist und das langfristig sich präzise anpassend arbeitet, sowie eine entsprechend arbeitende Beatmungsvorrichtung anzugeben.
Zur Lösung dieser Aufgabe dient das Verfahren mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1. Vorteilhafte Ausführungsformen sind in den Unteransprüchen aufgeführt. Eine entsprechende Beatmungsvorrichtung ist in Anspruch 37 angegeben.
Demgemäß wird bei einem Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems für proportional unterstützende Ventilation mit einer Steuereinrichtung und einem Ventilator, der ein Atemgas mit einem von der Steuereinheit vorgegebenen Druck liefert, durch Elektroden am Thorax elektromyografisch ein elektrisches Signal aufgenommen oder durch Sensoren am Thorax mechanomyographisch ein elektrisches Signal erzeugt und in der Steuereinrichtung einer Signalaufbereitung unterzogen, um ein die Atemaktivität repräsentierendes Signal u_emg(t) zu erhalten. Es wird in der Steuereinheit die Änderungsgeschwindigkeit (Zeitableitung) u ._emg(t) des Atemaktivitätssignals u_emg(t) gebildet und kontinuierlich auf ein Unterschreiten eines Schwellenwertkriteriums untersucht und für die Dauer der Unterschreitung eine bezüglich der Atemaktivität konstante Periode des Atemzyklus festgestellt.
Der Atemmuskeldruck p_mus(t) wird auf folgende Weise bestimmt (i) Entweder wird er aus Messwerten für Atemwegsdruck, Volumenstrom Flow(t) (woraus sich durch Integration auch das Atemvolumen Vol(t) ergibt) sowie den lungenmechanischen Parametern R (Resistance) und E (Elastance) in der Steuereinheit berechnet, oder (ii) er wird durch Gleichsetzung mit dem während. einer Okklusion gemessenen negativen Atemwegsdruck –p_okkl(t) bestimmt, wobei die lungenmechanischen Parameter R und E entweder auch berechnet werden oder vorgegeben sind, oder (iii) er wird mittels eines Ösophagus-Katheters, welcher mit Drucksensoren zur Messung des intrathorakalen Drucks p_es(t) und optional des abdominalen Drucks p_abd(t) ausgestattet ist, durch Gleichsetzung mit dem transdiaphragmalen Druck p_abd(t) – p_es(t) bestimmt, wobei p_abd(t) optional als konstant angenommen werden kann.
Das Atemaktivitätssignal u_emg(t) wird mittels einer vorbestimmten Transformationsvorschrift einer Transformation in ein Drucksignal p_emg(u_emg(t)) unterzögen, wobei die Transformationsvorschrift so gewählt ist, dass das resultierende p_emg(t) hinsichtlich Signalgröße und -form im Mittel dem p_mus-Signal entspricht, d. h. die mittlere Abweichung zwischen den Drucksignalen minimal ist. Die Transformationsvorschrift kann durch lineare oder nichtlineare Regression zwischen u_emg(t) und p_mus(t) ermittelt werden oder auch mit anderen Verfahrenweisen, wie z. B. mit neuronalen Netzen, maschinellem Lernen, oder einfacher Skalierung.
Der Atemanstrengungsdruck p_pat(t) wird von der Steuereinheit als gewichtetes Mittel gemäß p_pat(t) = a·p_mus(t) + (1 – a)·p_emg(t) bestimmt, wobei a ein unter der Randbedingung 0 ≤ a ≤ 1 gewählter Parameter ist. Je nach Wahl des Parameters a ist die Druckunterstützung des Beatmungssystems wahlweise stärker von p_mus(t) oder von p_emg(t) abhängig. Geht a beispielsweise gegen 1, so entspricht die Beatmung der bekannten Proportional Assist Ventilation. Für kleine Werte von a überwiegt die myographisch gesteuerte Beatmung.
Der von dem Ventilator des Beatmungssystems zu liefernde Atemwegsdruck p_aw(t) wird in der Steuereinheit in Abhängigkeit von vorgewählten Unterstützungsgraden VA (Volume Assist) für die Kompensation der elastischen Rückstellkräfte/Widerstände. und FA (Flow Assist) für die Kompensation der resistiven Rückstellkräfte/Widerstände durch gleitende Anpassung berechnet als
wobei t_i ein gegenwärtiger Zeitpunkt und t_i-j, j = 1, ... n, vorhergehende Zeitpunkte einer periodischen zeitdiskreten Abtastung sind und die k_j und h_j mit j = 1, ... n von R, E, PEEP, iPEEP, VA, FA und der Abtastzeit Δt abhängige Parameter sind. In einer bevorzugten Ausführungsform kann eine vereinfachte Formel verwendet werden: p_aw(t_i) = k₁·p_aw(t_i-1) + k₂·p_pat(t_i) + k₃·p_pat(t_i-1) + k₄.
Schließlich wird der Ventilator von der Steuereinheit so eingestellt, um diesen Atemwegsdruck p_aw(t) bereitzustellen.
In einer bevorzugten Ausführungsform wird die Änderungsgeschwindigkeit (Zeitableitung) u ._emg(t) des Atemaktivitätssignals u_emg(t) in der Steuereinheit kontinuierlich auf ein Unterschreiten eines Schwellenwertkriteriums untersucht und für die Dauer der Unterschreitung eine bezüglich der Atemaktivität konstante Periode des Atemzyklus festgestellt; der lungenmechanische Parameter E (Elastance) wird. dann nur aus Messwerten bestimmt, die während einer konstanten Periode aufgenommen wurden.
In einer weiter bevorzugten Ausführungsform wird das Atemaktivitätssignal u_emg(t) in der Steuereinheit kontinuierlich auf ein Unterschreiten eines Schwellenwertkriteriums untersucht und für die Dauer der Unterschreitung eine bezüglich der Atemaktivität passive Periode des Atemzyklus festgestellt; der lungenmechanische Parameter E (Elastance) wird dann nur aus Messwerten bestimmt, die während einer passiven Periode aufgenommen wurden
Insbesondere ist vorteilhaft, dass das Verfahren gemäß der Erfindung nicht-invasiv ist. Es benötigt keine invasive mit Elektroden bestückte Magensonde, sondern kommt mit Oberflächenelektroden oder -sensoren zur Registrierung der Atemmuskelaktivität aus.
Das Verfahren ist kaum anfällig für eine Änderung der Kopplung zwischen Elektroden oder Sensoren und Signalquelle, da bei Ausfall von Elektroden oder Sensoren auf ein modellbasiertes Signal der Atemaktivität zurückgegriffen werden kann.
Es vermindert das Risiko von Run-Aways, da die lungenmechanischen Parameter des Patienten, die für die Einstellung des Unterstützungsgrades der Beatmung berücksichtigt werden müssen, unter Spontanatmung robust bestimmt werden.
Es ermöglicht die Einstellung der vom Patienten zu leistenden Atemarbeit durch Vorgabe eines Unterstützungsgrades der Beatmung. Dies kann entweder. getrennt für resistive und elastische Arbeit oder gemeinsam erfolgen.
Beispielhaft kann zur Bestimmung der Regressionskoeffizienten für die gesuchte Transformationsvorschrift folgende lineare Regressionsgleichung p_mus(t) = a₀ + a₁u_emg(t) + a₂u² _emg(t) + a₃u³ _emg(t) + ⎕(t) dienen. Nach Minimierung der Summe der Quadrate der Abweichungen ⎕(t) resultieren die Koeffizienten a₀, a₁, a₂, a₃. Um Schätzfehler zu verringern, können die gewonnenen Koeffizienten einer gleitenden Mittelwertbildung unterworfen werden. Aus den aktuellen, gemittelten Koeffizienten <a₀>, <a₁>, <a₂>, <a₃> ergibt sich schließlich die Transformationsvorschrift für das Atemaktivitätssignal u_emg(t)p_emg(t) = <a₀> + <a₁> u_emg(t) + <a₂> u² _emg(t) + <a₃> u³ _emg(t), so dass schließlich das transformierte p_emg(t)-Signal für die Verwendung in der Beatmungssteuerung vorliegt.
Durch eine solche Transformation der Amplitudenwerte wird der nichtlinearen Aktivierungskennlinie des Zwerchfells Rechnung. getragen (siehe Goldmann, M. D. et. al.: ”The Dynamic Properties of Mammalian Skeletal Muscle”, Journal of Applied Physiology 1978, 44(6): 840–848). 8 zeigt in einem Beispiel die Verläufe von p_mus(t) und u_emg(t) während zwei Atemzügen. Die Achsenskalierung und die Form der Signale sind stark unterschiedlich. 9 zeigt das Ergebnis der Transformation nach Anwendung der mittels Regression bestimmten Transformationsvorschrift für p_emg(t).
In einer bevorzugten Ausführungsform wird bei der Bestimmung des Atemanstrengungsdrucks der Parameter a automatisch eingestellt. Insbesondere wird a automatisch erhöht, wenn die Qualität des transformierten myographischen Signals p_emg(t) abnimmt und erniedrigt, wenn die Qualität zunimmt. Als Maßstab für die Qualität des myographischen Signals p_emg(t) können Korrelationsmaße herangezogen werden. Beispielsweise kann das Maximum der Korrelation (Pearson-Korrelationskoeffizient) zwischen p_emg(t) und den Messsignalen für den negativen Atemwegsdruck, Volumenstrom (Flow) und Volumen als Maßstab für die Qualität des p_emg(t) verwendet werden. Ein Zahlenwert gegen 1 steht für eine hohe Korrelation und wäre zu erwarten für den Fall, dass das myographische Signal p_emg(t) nur wenig von Störungen beeinflusst ist und maßgeblich Atemmuskelaktivität widerspiegelt.
In den Figuren zeigen:
1: eine schematische Ansicht der Anordnung der zwei Signal-Elektroden (1, 2) sowie einer Driven-Right-Leg-Elektrode (3) zur aktiven Störsignal-Gleichtaktunterdrückung am Körper, die Auswerteeinrichtung für das aufgenommene Signal (4) und den Ventilator (5);
2: ein unverarbeitetes, durch Herzaktivität gestörtes elektromyographisches Differenzsignal u_emg,i(t) als Funktion der Zeit (oben) und das Ergebnis nach einer Hochpassfilterung (unten, durchgezogene Linie; Hochpassfilterung mittels Butterworth-Filter, 3. Ordnung, Grenzfrequenz 50 Hz) sowie anschließender Betragsbildung und Tiefpassfilterung (unten, gestrichelte Linie; Tiefpassfilterung mittels Butterworth-Filter, 3. Ordnung, Grenzfrequenz 5 Hz) zur Hüllkurvenbestimmung (ein so verarbeitetes Signal wird im folgenden als aufbereitetes Signal bezeichnet);
3: den gemessenen Atemwegsflow des Patienten (oben) in Gegenüberstellung zu dem aufbereiteten Atemaktivitätssignal u_emg(t) unten;
4: die empirische kumulative Messwertverteilung für die Amplituden des Signals u_emg(t) während eines aktiven Intervalls (A) sowie während eines passiven Intervalls (B), wobei die Schwelle beispielhaft auf das Quantil der Ordnung 0.75 eingestellt ist, das einem Signalwert von 0.01 mV entspricht (senkrechte gestrichelte Linie);
5: ein gemessenes aufbereitetes Atemaktivitätssignal u_emg(t) (unten) und die berechnete Kurtosis bei aktiver Eigenatmung (oben);
6: ein aufbereitetes Atemaktivitätssignal u_emg(t) (unten) bei gleichbleibender Eigenatmung, aber starker künstlicher Amplitudenverzerrung, die eine sich verschlechternde Kopplung simuliert sowie die berechnete Kurtosis (oben);
7: die Regression zur Berechnung der Elastance (E) in einem durch senkrecht gestrichelte Linien festgelegten Intervall, wobei das Verhältnis zwischen der größten zusammenhängenden Fläche zwischen Kurve und Regressionsgerade (schraffiert) und der Fläche des durch die Intervallgrenzen festgelegten Steigungsdreiecks als Kriterium zur Annahme oder Ablehnung der berechneten Elastance dient;
8: die Verläufe von p_mus(t) (durchgezogen) und aufbereitetem u_emg(t) (gestrichelt) während zwei Atemzügen;
9: die Verläufe von p_mus(t) (durchgezogen) und dem Ergebnis der Transformation, p_emg(t), nach Anwendung der mittels Regression bestimmten Transformationsvorschrift auf u_emg(t);
10: schematisch die Atemarbeit als Funktion der Druckunterstützung, wobei die restriktive Atemarbeit durch die dicke gestrichelte, die elastische Atemarbeit durch die gepunktete und die Gesamtatemarbeit durch die durchgezogene Linie dargestellt sind und der Wert PPSp = 1 die Atemarbeit markiert, die im idealen Fall vom Patienten zu leisten wäre.
Gemäß der vorliegenden Erfindung kann das Atemaktivitätssignal alternativ elektromyographisch oder mechanomyographisch aufgenommen werden, wobei beide Verfahrensweisen ein die Muskelanstrengung repräsentierendes Signal liefern, im ersten Fall ein die elektrische Muskelanregung repräsentierendes, im zweiten Fall ein die mechanischen Muskelvibrationen repräsentierendes. In der folgenden Beschreibung wird meist auf die elektromyographische Alternative Bezug genommen, wobei dies so zu verstehen ist, dass alternativ auch mechanomyographische Signale verwendet werden könnten.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird der Wert des Atemaktivitätssignals u_emg(t) in der Steuereinheit kontinuierlich auf ein Unterschreiten eines weiteren Schwellenwertkriteriums untersucht und für die Dauer der Unterschreitung eine passive Periode des Atemzyklus festgestellt, wobei der weitere lungenmechanische Parameter Elastance (E) nur aus Messwerten bestimmt wird, die während einer passiven Periode aufgenommen wurden. In einer vorteilhaften Ausführungsform wird das elektromyografische Signal als Differenzsignal zwischen zwei Oberflächenelektroden abgeleitet (siehe z. B. Merletti, R.; Parker, A. P.: ”Electromyography. Physiology, Engineering, and Noninvasive Applications”, IEEE Press Series Biomedical Engineering, John Wiley & Sons, 2004). Um ein gutes Signal-Rauschverhältnis zu erreichen, können große, flächige Elektroden geboten sein, mit denen eine räumliche Summation der Aktionspotentiale vieler motorischer Einheiten erzielt wird. 1 zeigt in einem Ausführungsbeispiel die Positionierung von zwei Signal-Elektroden (1, 2) sowie einer Driven-Right-Leg-Elektrode (3) zur aktiven Störsignal-Gleichtaktunterdrückung am Körper, die Auswerteeinrichtung für das aufgenommene Signal (4) und den Ventilator (5).
In einer vorteilhaften Ausführungsform werden mehr als zwei Oberflächenelektroden zur Ableitung von Signalen verwendet und jeweils Differenzsignale zwischen zwei Elektroden als Atemaktivitätssignale u_emg,i gebildet. Alternativ wird mehr als ein Sensor zur Ableitung von mechanomyographischen Atemaktivitätssignalen u_emg,i(t) verwendet. Bevorzugt wird dann jedes Einzelsignal u_emg,i(t) einer Filterung und Unterdrückung von Störsignalen (z. B. elektrische Aktivität des Herzens, Bewegungsartefakte, elektromagnetische Einstrahlung) sowie einer Hüllkurvendetektion unterzogen. Bevorzugt wird die Hüllkurvendetektion durch Betragsbildung oder Quadrierung und anschließende Tiefpassfilterung jedes Einzelsignals u_emg,i(t) durchgeführt. Das beispielhafte Ergebnis einer Hochpassfilterung sowie anschließender Betragsbildung und Tiefpassfilterung ist in 2 dargestellt.
Vorzugsweise kann für jedes Einzelsignal u_emg,i(t) das Maximum der Korrelation zwischen dem jeweiligen Signal u_emg,i und den Messsignalen für den negativen Atemwegsdruck, Volumenstrom (Flow) und Volumen als c_i berechnet werden. Besonders bevorzugt wird dann dasjenige Signal u_emg,i(t) als Atemaktivitätssignal u_emg(t) ausgewählt, das die höchste Korrelation c_i aufweist und damit nur wenig von Störungen beeinflusst ist und maßgeblich Patientenaktivität widerspiegelt.
Alternativ wird das Aktivitätssignal u_emg,i(t) als mit Funktionen der maximalen Korrelationen der jeweiligen Einzelsignale u_emg,i(t) gewichtetes Mittel berechnet: u_emg(t) = f(c₁)·u_emg,1(t) + ... + f(c_n)·u_emg,n(t).
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird das Unterschreiten des Schwellenkriteriums für die Zeitableitung des Atemaktivitätssignals u ._emg(t) nur festgestellt, wenn das Unterschreiten eine Mindestdauer anhält. Damit kann vermieden werden, dass zufällige Unterschreitungen durch Fluktuationen der Zeitableitung des Atemaktivitätssignals fälschlich als konstante Abschnitte interpretiert werden.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird das Schwellenwertkriterium für die Zeitableitung des Atemaktivitätssignals gleitend angepasst, indem ein Schwellenwert gemäß u ._thresh = u . min / emg + x·(u . max / emg – u . min / emg) bestimmt wird und das Unterschreiten des Schwellenwertkriteriums festgestellt wird, wenn u ._emg ≤ u ._thresh ist, wobei u . max / emg bzw. u . min / emg der maximale bzw. minimale Wert der Zeitableitung des Atemaktivitätssignals ist, die in einem bisherigen Intervall gemessen wurden und die angepasst werden, sobald sich ein neuer maximaler bzw. minimaler Signalwert ergeben, und wobei x ein vorgewählter Parameter ist (0 < x < 1).
Alternativ wird das Schwellenwertkriterium für die Zeitableitung des Atemaktivitätssignals gleitend angepasst, indem die Messwertverteilung V(u ._emg) analysiert und das Unterschreiten des Schwellenwertkriteriums festgestellt wird, wenn ein Signalwert u ._emg(t) so in der Verteilung V(u ._emg) liegt, dass nur p% aller Messwerte bei kleineren Werten in der Verteilung V(u_emg) liegen (Unterschreitungsquantil), wobei p ein vorgegebener Parameter < 100 ist.
Beispielsweise könnte man die Schwelle auf die einfache Standardabweichung einstellen – d. h. auf einen Wert, unterhalb dessen sich bei angenommener Normalverteilung 84% der Signalwerte von u ._emg(t) befinden.
Vorzugsweise wird eine Anpassung des Schwellenwertkriteriums nur dann vorgenommen, wenn eine Analyse der Messwertverteilung V(u ._emg) ergibt, dass skalierungsinvariante Parameter der Verteilung (z. B. Skewness (Schiefe der Verteilung), Kurtosis (Wölbung der Verteilung)) im Wesentlichen konstant geblieben sind. Letzteres deutet darauf hin, dass die Form der Verteilung gleich geblieben ist und sich lediglich die Verstärkung (Skalierung) des Signals z. B. durch eine veränderte Kopplung zwischen Elektroden und Signalquelle verändert hat. Somit wird verhindert, dass sich die Schwelle verschiebt, wenn der Patient längerfristig aktiver oder passiver wird, was sich in einer veränderten Form der Verteilung äußert.
Alternativ wird für das Schwellenwertkriterium ein fester Schwellenwert u ._thresh vorgegeben, und die Messwerte so skaliert, dass die laufend aktualisierten Maximal- und Minimalwerte u . max / emg und u . min / emg der Zeitableitung des Atemaktivitätssignals innerhalb eines vorgegebenen festen Wertebereichs bleiben.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird das Unterschreiten des weiteren Schwellenkriteriums für das Atemaktivitätssignal u_emg(t) nur festgestellt, wenn das Unterschreiten eine Mindestdauer anhält. Damit kann vermieden werden, dass zufällige Unterschreitungen durch Fluktuationen des Atemaktivitätssignals fälschlich als passive Abschnitte interpretiert werden.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird das weitere Schwellenwertkriterium für das Atemaktivitätssignal gleitend angepasst, indem ein Schwellenwert gemäß u_thresh = u min / emg + x·(u max / emg – u min / emg) bestimmt wird und das Unterschreiten des Schwellenwertkriteriums festgestellt wird, wenn u_emg ≤ u_thresh ist, wobei u max / emg bzw. u min / emg der maximale bzw. minimale Atemaktivitätssignalwert ist, die in einem bisherigen Intervall gemessen wurden und die angepasst werden, sobald sich ein neuer maximaler bzw. minimaler Signalwert ergeben, und wobei x ein vorgewählter Parameter ist (0 < x < 1).
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird das weitere Schwellenwertkriterium für das Atemaktivitätssignal gleitend angepasst, indem die Messwertverteilung V(u_emg) analysiert wird und das Unterschreiten des weiteren Schwellenwertkriteriums festgestellt wird, wenn ein Signalwert u_emg(t) so in der Verteilung V(u_emg) liegt, dass nur p% aller Messwerte bei kleineren Werten in der Verteilung V(u_emg) liegen (Unterschreitungsquantil), wobei p ein vorgegebener Parameter < 100 ist.
3 zeigt beispielhaft den Patientenflow (oben) und das Atemaktivitätssignal u_emg(t) (unten). Aktive Bereiche werden durch senkrechte gestrichelte Linien begrenzt, außerhalb liegen passive Bereiche. Die horizontale gestrichelte Linie markiert die Schwelle. 4 stellt die entsprechende empirische kumulative Messwertverteilung für die Amplituden des Signals u_emg(t) während eines aktiven Intervalls (A) sowie vergleichsweise während eines passiven Zeitintervalls (B) dar. Die Schwelle ist beispielhaft auf das Quantil der Ordnung 0.75 eingestellt, das einem Signalwert von 0.01 mV entspricht. Dies führt in (A) zu einer Wahrscheinlichkeit von 75%, mit der Signalwerte unterhalb der Schwelle verbleiben.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird eine Anpassung des weiteren Schwellenwertkriteriums nur dann vorgenommen, wenn eine Analyse der Messwertverteilung V(u_emg) ergibt, dass skalierungsinvariante Parameter der Verteilung (z. B. Skewness, Kurtosis) im Wesentlichen konstant geblieben sind. Letzteres deutet darauf hin, dass die Form der Verteilung gleich geblieben ist und sich lediglich die Verstärkung (Skalierung) des Signals z. B. durch eine veränderte Kopplung zwischen Elektroden und Signalquelle verändert hat. Somit wird verhindert, dass sich die Schwelle verschiebt, wenn der Patient längerfristig aktiver oder passiver wird, was sich in einer veränderten Form der Verteilung äußert.
Von daher darf eine Adaption des weiteren Schwellenwertkriteriums nur dann erfolgen, wenn sich die Form der Wahrscheinlichkeitsdichte nicht maßgeblich verändert hat. Dies kann mittels parametrischer statistischer (Signifikanz-)Tests entschieden werden (siehe Krishnamurty Muralidhar: ”The bootstrap approach for testing skewness persistence”, Management Science, 1993, 39(4), 487–491).
5 zeigt beispielhaft ein gemessenes Atemaktivitätssignal u_emg(t) und die berechnete Kurtosis bei aktiver Eigenatmung. Die Kurtosis steigt mit wachsender Eigenatmung deutlich an (s. Abweichung von der horizontalen gestrichelten Linie). 6 zeigt entsprechend ein Atemaktivitätssignal u_emg(t) mit gleichbleibender Eigenatmung, aber starker künstlicher Amplitudenverzerrung, was eine sich verschlechternde Kopplung simuliert. Die berechnete Kurtosis verläuft flach (nur geringe Abweichung von der horizontalen gestrichelten Linie), sodass im Gegensatz zu 5 eine Adaption des Schwellenwertkriteriums sinnvoll wäre.
Alternativ wird für das weitere Schwellenwertkriterium ein fester Schwellenwert u_thresh vorgegeben, und die Messwerte so skaliert, dass die laufend aktualisierten Maximal- und Minimalwerte u max / emg und u min / emg des Atemaktivitätssignals innerhalb eines vorgegebenen festen Wertebereichs bleiben.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird der lungenmechanische Parameter Resistance (R) mittels Okklusionsverfahren während einer passiven oder konstanten Periode des Atemzyklus bestimmt.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird der lungenmechanische Parameter Resistance (R) mittels einer end-exspiratorischen Okklusion oder dem Sonderfall einer p0.1-Okklusion bestimmt. Hierbei werden keine passiven Zeitabschnitte im Atemmuster vorausgesetzt, sondern der Patient wird durch eine kurze end-exspiratorische Okklusion gezwungen, aktiv den nächsten Beatmungshub anzufordern. Aus dem durch den Patienten verursachten Unterdruck und dem nach Beenden der Okklusion entstehenden Flow lässt sich ein robuster Schätzwert für die Resistance gewinnen
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird der lungenmechanische Parameter ”intrinsischer PEEP” (iPEEP) mittels einer end-exspiratorischen Okklusion oder einer p0.1-Okklusion bestimmt (siehe L. Appendini et. al.: ”Noninvasive estimation of dynamic intrinsic PEEP (PEEPi,dyn) in COPD patients”, Am. J. Respir. Crit. Care Med. 2003; 167 (7): A912).
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird der lungenmechanische Parameter Elastance (E) durch Bestimmen der Zeitkonstanten τ während einer passiven Periode des Atemzyklus bei Einatmung oder Ausatmung durch E = R/τ bestimmt, wobei R die vorab bestimmte Resistance und τ die respiratorische Zeitkonstante ist. Die Zeitkonstante ergibt sich als Quotient aus dem ausgeatmeten Volumen und dem maximalen expiratorischen Flow gemäß τ = V_T/Flow_max.
Alternativ wird der lungenmechanische Parameter Elastance (E) durch Regression zwischen dem verabreichten Volumen und dem alveolären Druck während einer konstanten oder passiven Periode der Einatmung oder Ausatmung bestimmt. Dies ist dann besonders sinnvoll, wenn es während der Exspiration zu Atemanstrengungen kommt, sodass nicht die gesamte Exspirationsphase als passiv betrachtet werden kann. Nachdem ein Messwert für die Resistance (R) bekannt ist, lässt sich der für die Regression notwendige alveoläre Druck gemäß p_alv(t) = p_aw(t) – R Flow(t) berechnen. Damit lässt sich die lineare Regressionsgleichung aufstellen zu p_alv(t) = E Vol(t) + const + ∊(t). Nach Minimierung der Summe der Quadrate der Abweichungen ∊(t) innerhalb der konstanten oder passiven Periode resultiert die Elastance (E).
In einer vorteilhaften Ausführungsform sollte die ermittelte Elastance (E) verworfen werden, wenn der Verlauf des alveolären Drucks während des als konstant oder passiv angenommenen Zeitabschnitts weiträumig von der Regressionsgeraden abweicht. Hierfür kann ein Kriterium dienen, welches die größte zusammenhängende Fläche zwischen Kurve und Regressionsgerade A_cont zur Fläche des Steigungsdreiecks A_dreieck ins Verhältnis setzt. Falls bspw. der Quotient A_cont/A_dreieck größer als 0.2 ist, wird die ermittelte Elastance verworfen. 7 zeigt beispielhaft die Regression in einem durch senkrechte gestrichelte Linien festgelegten Intervall, die größte zusammenhängende Fläche zwischen Kurve und Regressionsgerade (schraffiert) und das durch die Intervallgrenzen festgelegte Steigungsdreieck.
In einer vorteilhaften Ausführungsform werden die lungenmechanischen Parameter Resistance (R), Elastance (E) und intrinsischer PEEP (iPEEP) jeweils einer gleitenden Mittelwertbildung zur Ermittlung von zeitlichen Mittelwerten <R>, <E>, <iPEEP> unterworfen. Aus diesen zeitlichen Mittelwerten kann der zeitliche Verlauf p_mus(t) berechnet werden zu p_mus(t) = –p_aw(t) + <R> Flow(t) + <E> Vol(t) + <iPEEP>
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird das Atemaktivitätssignal u_emg(t) mit einer vorgegebenen Parametrisierung einer Transformation in ein Drucksignal p_emg(u_emg(t)) unterzogen, wobei das Atemaktivitätssignal u_emg(t) so transformiert wird, dass die Abweichung von p_emg(u_emg(t)) von p_mus(t) minimiert wird.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird das Atemaktivitätssignal u_emg(t) mittels einer vorgegebenen Transformationsvorschrift einer Transformation in ein Drucksignal p_emg(u_emg(t)) unterzogen, wobei die Transformationsvorschrift durch lineare oder nicht-lineare Regression zwischen u_emg(t) und dem gemessenen negativen Atemwegsdruck –p_okkl(t) während einer Okklusion gefunden wird.
In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform wird das Atemaktivitätssignal u_emg(t) mittels einer vorgegebenen Transformationsvorschrift einer Transformation in ein Drucksignal p_emg(u_emg(t)) unterzogen, wobei die Transformationsvorschrift durch lineare oder nicht-lineare Regression zwischen u_emg(t) und dem gemessenen transdiaphragmalen Druck p_abd(t) – p_es(t) gefunden wird.
Die Transformation kann gleitend über aufeinanderfolgende (ggf. teilweise überlappende) Zeitabschnitte erfolgen. Die Transformationsvorschrift kann in Abständen aktualisiert werden, wobei mittels überlappender Zeitabschnitte oder anderweitiger Mittelwertbildung Einflüsse von Störungen reduziert werden können.
In bevorzugten Ausführungsformen werden die Parameter k₁, k₂, k₃, k₄ bestimmt durch k₁ = R – FA / R – FA + (E – VA)·Δt. k₂ = FA + VA·Δt / R – FA + (E – VA)·Δt. k₃ = FA / R – FA + (E – VA)·Δt. k₄ = (PEEP·E – iPEEP·VA)·Δt / R – FA + (E – VA)·Δt.
Die Erfindung ermöglicht in bevorzugten Ausführungsformen:
Eine mögliche Ausführungsform sieht vor, dass die Wahl eines Unterstützungsgrades entweder getrennt für die Kompensation der resistiven bzw. elastischen Widerstände des respiratorischen Systems des Patienten oder zur gemeinsamen Kompensation mittels eines übergreifenden Unterstützungsgrades erfolgt. Während bei der getrennten Unterstützung FA und VA separat eingestellt werden, gibt es bei der gemeinsamen Kompensation einen einzigen Einsteller, dessen Wert „PPSp” i. Allg. zwischen 0 (keine Unterstützung) und 1 (ideale Unterstützung) vorgegeben wird. Damit ergeben sich schließlich Werte für Flow-Assist (FA) und Volume-Assist (VA) zu FA = (R – R_ideal)·PPSp VA = (E – E_ideal)·PPSp wobei R_ideal und E_ideal die aus ärztlicher Sicht „idealen” Werte für Resistance und Elastance des Patienten darstellen und in dem Beatmungsgerät hinterlegt sein müssen oder ebenfalls eingestellt werden.
Durch diese Vorgehensweise kann abhängig vom Unterstützungsgrad die vom Patienten zu leistende Atemarbeit (WOB = Work of Breathing) – wie üblicherweise definiert als Druck-Zeit-Integral oder als Druck-Volumen-Integral – auf einen bestimmten Wert eingestellt werden. Dies kann entweder getrennt für resistive und elastische Arbeit oder gemeinsam erfolgen.
10 zeigt dies schematisch für den letzteren Fall. Die resistive Atemarbeit ist durch die dicke gestrichelte, die elastische durch die gepunktete Gerade dargestellt. Die Gesamt-Atemarbeit (Summe der resistiven und elastischen Arbeit) ist durchgezogen gezeichnet. Auf die Angabe der Einheit der Atemarbeit (WOB) wurde in der schematischen Zeichung verzichtet. Proportional zur Erhöhung des PPSp nimmt die Atemarbeit ab. Der Wert PPSp = 1 markiert die Atemarbeit, die im idealen Fall (z. B. Patient mit gesunder Lunge) vom Patienten zu leisten wäre. Der PPSp darf in diesem Beispiel nicht über einen Wert von etwa 1.4 erhöht werden, da sonst die Gefahr eines Run-Aways durch eine Überkompensation der resistiven Atemarbeit besteht.

Claims

Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems für proportional unterstützende Ventilation mit einer Steuereinrichtung und einem Ventilator, der ein Atemgas mit einem von der Steuereinheit vorgegebenen Druck liefert, wobei in dem Verfahren durch Elektroden am Thorax elektromyografisch ein elektrisches Signal aufgenommen oder durch Sensoren am Thorax mechanomyographisch ein elektrisches Signal erzeugt und in der Steuereinrichtung einer Signalaufbereitung unterzogen wird, um ein die Atemaktivität repräsentierendes Signal u_emg(t) zu erhalten, der Atemmuskeldruck p_mus(t) bestimmt wird, indem p_mus(t) entweder (i) aus Messwerten für Atemwegsdruck und Volumenstrom Flow(t) sowie den lungenmechanischen Parametern des Patienten in der Steuereinheit berechnet wird, oder (ii) durch Gleichsetzung mit dem während einer Okklusion gemessenen negativen Atemwegsdruck –p_okkl(t) bestimmt wird, oder (iii) mittels eines Ösophagus-Katheters, welcher mit Drucksensoren zur Messung des intrathorakalen Drucks p_es(t) und optional des abdominalen Drucks p_abd(t) ausgestattet ist, durch Gleichsetzung mit dem transdiaphragmalen Druck p_abd(t) – p_es(t) bestimmt wird, wobei p_abd(t) optional als konstant angenommen werden kann, das Atemaktivitätssignal u_emg(t) mittels einer vorgegebenen Transformationsvorschrift in ein Drucksignal p_emg(u_emg(t)) transformiert wird, wobei die Transformationsvorschrift so bestimmt ist, dass die mittlere Abweichung des resultierenden transformierten Drucksignals p_emg(t) von dem bestimmten Atemmuskeldruck p_mus(t) minimiert ist, der Atemanstrengungsdruck p_pat(t) von der Steuereinheit als gewichtetes Mittel gemäß p_pat(t) = a·p_mus(t) + (1 – a)·p_emg(t) bestimmt wird, wobei a ein unter der Randbedingung 0 ≤ a ≤ 1 gewählter Parameter ist, in Abhängigkeit von vorgewählten Unterstützungsgraden VA (Volume Assist) für die Kompensation der elastischen Rückstellkräfte/Widerstände und FA (Flow Assist) für die Kompensation der resistiven Rückstellkräfte/Widerstände der von dem Ventilator des Beatmungssystems zu liefernde Atemwegsdruck p_aw(t) in der Steuereinheit durch gleitende Anpassung berechnet wird als
wobei t_i ein gegenwärtiger Zeitpunkt und t_i-j, j = 1, ... n, vorhergehende Zeitpunkte einer periodischen zeitdiskreten Abtastung sind und die k_j und h_j mit j = 1, ... n von R, E, PEEP, iPEEP, VA, FA und der Abtastzeit Δt abhängige Parameter sind, und der Ventilator von der Steuereinheit so eingestellt wird, um diesen Atemwegsdruck p_aw(t_i) bereitzustellen.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Atemmuskeldruck p_mus(t) basierend auf den lungenmechanischen Parametern R (Resistance), E (Elastance) und optional dem Wert für den intrinsischen PEEP (iPEEP) berechnet wird, wobei die lungenmechanischen Parameter R und E entweder berechnet werden oder vorgegeben sind.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der Atemwegsdruck p_aw(t) in der Steuereinheit durch gleitende Anpassung berechnet wird als p_aw(t_i) = k₁·p_aw(t_i-1) + k₂·p_pat(t_i) + k₃·p_pat(t_i-1) + k₄.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die vorgegebene Transformationsvorschrift durch lineare oder nicht-lineare Regression, mit Hilfe neuronaler Netzwerke, maschinellem Lernen oder durch einfache Skalierung definiert wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Änderungsgeschwindigkeit (Zeitableitung) u ._emg(t) des Atemaktivitätssignals u_emg(t) in der Steuereinheit kontinuierlich auf ein Unterschreiten eines Schwellenwertkriteriums untersucht und für die Dauer der Unterschreitung eine bezüglich der Atemaktivität konstante Periode des Atemzyklus festgestellt wird, wobei der lungenmechanische Parameter E (Elastance) oder/und der lungenmechanische Parameter R (Resistance) nur aus Messwerten bestimmt wird, die während einer konstanten Periode aufgenommen wurden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Wert des Atemaktivitätssignals u_emg(t) in der Steuereinheit kontinuierlich auf ein Unterschreiten eines weiteren Schwellenwertkriteriums untersucht und für die Dauer der Unterschreitung eine passive Periode des Atemzyklus festgestellt wird, wobei der weitere lungenmechanische Parameter Elastance (E) oder/und der lungenmechanische Parameter R (Resistance) nur aus Messwerten bestimmt wird, die während einer passiven Periode aufgenommen wurden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem das elektromyografische Signal als Differenzsignal zwischen zwei Oberflächenelektroden abgeleitet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 6, bei dem mehr als zwei Oberflächenelektroden zur Ableitung von elektromyographischen Signalen verwendet werden und jeweils Differenzsignale zwischen zwei Elektroden als Atemaktivitätssignale u_emg,i gebildet werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 6, bei dem mehr als ein Sensor zur Ableitung von mechanomyographischen Atemaktivitätssignalen u_emg,i(t) verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 8, bei dem jedes Einzelsignal u_emg,i(t) einer Filterung und Störsignalunterdrückung sowie einer Hüllkurvendetektion unterzogen wird.
Verfahren nach Anspruch 10, bei dem die Hüllkurvendetektion durch Betragsbildung oder Quadrierung und anschließende Tiefpassfilterung jedes Einzelsignals u_emg,i(t) durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, bei dem für jedes Einzelsignal u_emg,i(t) das Maximum der Korrelation zwischen dem jeweiligen Signal u_emg,i und den Messsignalen für den negativen Atemwegsdruck, Volumenstrom (Flow) und Volumen als c_i berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 12, bei dem dasjenige Signal u_emg,i(t) als Atemaktivitätssignal u_emg(t) ausgewählt wird, das die höchste Korrelation c_i aufweist.
Verfahren nach Anspruch 11, bei dem das Aktivitätssignal u_emg(t) als mit Funktionen der maximalen Korrelationen der jeweiligen Einzelsignale u_emg,i(t) gewichtetes Mittel berechnet wird: u_emg(t) = f(c₁)·u_emg,1(t) + ... + f(c_n)·u_emg,n(t)
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 14, bei dem das Unterschreiten des Schwellenkriteriums für die Zeitableitung des Aktemaktivitätssignals u ._emg(t) nur festgestellt wird, wenn das Unterschreiten eine Mindestdauer anhält.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 15, bei dem das Schwellenwertkriterium für die Zeitableitung des Atemaktivitätssignals gleitend angepasst wird, indem ein Schwellenwert gemäß u ._thresh = u . min / emg + x·(u . max / emg – u . min / emg) bestimmt wird und das Unterschreiten des Schwellenwertkriteriums festgestellt wird, wenn u ._emg ≤ u ._thresh ist, wobei u . max / emg bzw. u . min / emg der maximale bzw. minimale Wert der Zeitableitung des Atemaktivitätssignals ist, die in einem bisherigen Intervall gemessen wurden und die angepasst werden, sobald sich ein neuer maximaler bzw. minimaler Signalwert ergeben, und wobei x ein vorgewählter Parameter ist (0 < x < 1).
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 15, bei dem das Schwellenwertkriterium für die Zeitableitung des Atemaktivitätssignals gleitend angepasst wird, indem die Messwertverteilung V(u ._emg) analysiert wird und das Unterschreiten des Schwellenwertkriteriums festgestellt wird, wenn ein Signalwert u ._emg(t) so in der Verteilung V(u ._emg) liegt, dass nur p% aller Messwerte bei kleineren Werten in der Verteilung V(u_emg) liegen (Unterschreitungsquantil), wobei p ein vorgegebener Parameter < 100 ist.
Verfahren nach Anspruch 16 oder 17, bei dem eine Anpassung des Schwellenwertkriteriums nur dann vorgenommen wird, wenn eine Analyse der Messwertverteilung V(u ._emg) ergibt, dass skalierungsinvariante Parameter der Verteilung (z. B. Skewness, Kurtosis) im Wesentlichen konstant geblieben sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 14, bei dem für das Schwellenwertkriterium ein fester Schwellenwert u ._thresh vorgegeben wird, und die Messwerte so skaliert werden, dass die laufend aktualisierten Maximal- und Minimalwerte u . max / emg und u . min / emg der Zeitableitung des Atemaktivitätssignals innerhalb eines vorgegebenen festen Wertebereichs bleiben.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 19, bei dem das Unterschreiten des weiteren Schwellenwertkriteriums für das Atemaktivitätssignal u_emg(t) nur festgestellt wird, wenn das Unterschreiten eine Mindestdauer anhält.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 20, bei dem das weitere Schwellenwertkriterium für das Atemaktivitätssignal gleitend angepasst wird, indem ein Schwellenwert gemäß u_thresh = u min / emg + x·(u max / emg – u min / emg) bestimmt wird und das Unterschreiten des Schwellenwertkriteriums festgestellt wird, wenn u_emg ≤ u_thresh ist, wobei u max / emg bzw. u min / emg der maximale bzw. minimale Atemaktivitätssignalwert ist, die in einem bisherigen Intervall gemessen wurden und die angepasst werden, sobald sich ein neuer maximaler bzw. minimaler Signalwert ergeben, und wobei x eine vorgewählter Parameter ist (0 < x < 1).
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 20, bei dem das weitere Schwellenwertkriterium für das Atemaktivitätssignal gleitend angepasst wird, indem die Messwertverteilung V(u_emg) analysiert wird und das Unterschreiten des weiteren Schwellenwertkriteriums festgestellt wird, wenn ein Signalwert u_emg(t) so in der Verteilung V(u_emg) liegt, dass nur p% aller Messwerte bei kleineren Werten in der Verteilung V(u_emg) liegen (Unterschreitungsquantil), wobei p ein vorgegebener Parameter < 100 ist.
Verfahren nach Anspruch 21 oder 22, bei dem eine Anpassung des weiteren Schwellenwertkriteriums nur dann vorgenommen wird, wenn eine Analyse der Messwertverteilung V(u_emg) ergibt, dass skalierungsinvariante Parameter der Verteilung (z. B. Skewness, Kurtosis) im Wesentlichen konstant geblieben sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 20, bei dem für das weitere Schwellenwertkriterium ein fester Schwellenwert u_thresh vorgegeben wird, und die Messwerte so skaliert werden, dass die laufend aktualisierten Maximal- und Minimalwerte u max / emg und u min / emg des Atemaktivitätssignals innerhalb eines vorgegebenen festen Wertebereichs bleiben.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der lungenmechanische Parameter Resistance (R) mittels Okklusionsverfahren während einer passiven oder konstanten Periode des Atemzyklus bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 24, bei dem der lungenmechanische Parameter Resistance (R) mittels einer end-exspiratorischen Okklusion bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der lungenmechanische Parameter ”intrinsischer PEEP” (iPEEP) mittels einer end-exspiratorischen Okklusion bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 27, bei dem der lungenmechanische Parameter Elastance (E) durch Bestimmen der respiratorischen Zeitkonstanten τ während einer passiven Periode des Atemzyklus bei Einatmung oder Ausatmung erfolgt durch E = R/τ, wobei R die vorab bestimmte Resistance ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 25, bei dem der lungenmechanische Parameter Elastance (E) durch Regression zwischen dem verabreichten Volumen und dem berechneten alveolären Druck p_alv(t) = p_aw(t) – R·Flow(t) während einer konstanten oder passiven Periode der Einatmung oder Ausatmung bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die lungenmechanischen Parameter Resistance (R), Elastance (E) und intrinsischer PEEP (iPEEP) jeweils einer gleitenden Mittelwertbildung zur Ermittlung von zeitlichen Mittelwerten <R>, <E>, <iPEEP> unterworfen werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine end-expiratorische Okklusion zur Bestimmung der Transformationsvorschrift verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 26, 27 oder 31, wobei als end-expiratorische Okklusion eine p0.1-Okklusion, d. h. eine Okklusion für eine Zeit von 0,1 s verwendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 32, bei dem der Parameter k₁ bestimmt wird gemäß k₁ = R – FA / R – FA + (E – VA)·Δt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 33, bei dem der Parameter k₂ bestimmt wird gemäß. k₂ = FA + VA·Δt / R – FA + (E – VA)·Δt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 34, bei dem der Parameter k₃ bestimmt wird gemäß. k₃ = FA / R – FA + (E – VA)·Δt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 35, bei dem der Parameter k₄ bestimmt wird gemäß. k₄ = (PEEP·E – iPEEP·VA)·Δt / R – FA + (E – VA)·Δt.
Beatmungsvorrichtung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche, mit einem Ventilator (5) zur Zufuhr von Atemgas mit einem einstellbaren Druck, elektromyographischen oder mechanomyographischen Sensoren (1, 2) zur Aufnahme eines Atemaktivitätssignals u_emg(t), Einrichtungen zur Aufnahme von Messwerten für Atemwegsdruck und Volumenstrom Flow(t) und zum Bestimmen des Atemvolumens Vol(t), und einer Steuer- und Auswerteeinheit (4), die dazu eingerichtet ist, unter Verwendung der bestimmten Signale für Atemaktivität u_emg(t), Atemwegsdruck und Volumenstrom Flow(t) den Atemmuskeldruck p_mus(t) zu bestimmen, indem p_mus(t) entweder (i) aus Messwerten für Atemwegsdruck und Volumenstrom Flow(t) sowie den lungenmechanischen Parametern des Patienten berechnet wird, oder (ii) durch Gleichsetzung mit dem während einer Okklusion gemessenen negativen Atemwegsdruck –p_okkl(t) bestimmt wird, oder (iii) mittels eines Ösophagus-Katheters, welcher mit Drucksensoren zur Messung des intrathorakalen Drucks p_es(t) und optional des abdominalen Drucks p_abd(t) ausgestattet ist, durch Gleichsetzung mit dem transdiaphragmalen Druck p_abd(t) – p_es(t) bestimmt wird, wobei p_abd(t) optional als konstant angenommen werden kann, das Atemaktivitätssignal u_emg(t) mittels einer vorgegebenen Transformationsvorschrift in ein Drucksignal p_emg(u_emg(t)) zu transformieren, wobei die Transformationsvorschrift so bestimmt ist, dass die mittlere Abweichung des resultierenden transformierten Drucksignals p_emg(t) von dem bestimmten Atemmuskeldruck p_mus(t) minimiert ist, den Atemanstrengungsdruck p_pat(t) als gewichtetes Mittel gemäß p_pat(t) = a·p_mus(t) + (1 – a)·p_emg(t) zu bestimmen, wobei a ein unter der Randbedingung 0 ≤ a ≤ 1 gewählter Parameter ist, in Abhängigkeit von vorgewählten Unterstützungsgraden VA (Volume Assist) für die Kompensation der elastischen Rückstellkräfte/Widerstände und FA (Flow Assist) für die Kompensation der resistiven Rückstellkräfte/Widerstände der von dem Ventilator des Beatmungssystems zu liefernde Atemwegsdruck p_aw(t) in der Steuereinheit durch gleitende Anpassung zu berechnen durch
wobei t_i ein gegenwärtiger Zeitpunkt und t_i-j, j = 1, ... n, vorhergehende Zeitpunkte einer periodischen zeitdiskreten Abtastung sind und die k_j und h_j mit j = 1, ... n von R, E, PEEP, iPEEP, VA, FA und der Abtastzeit Δt abhängige Parameter sind, und den Ventilator so einzustellen, um diesen Atemwegsdruck p_aw(t_i) bereitzustellen.