DE102010055253B4 - Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät - Google Patents

Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät Download PDF

Info

Publication number
DE102010055253B4
DE102010055253B4 DE102010055253.4A DE102010055253A DE102010055253B4 DE 102010055253 B4 DE102010055253 B4 DE 102010055253B4 DE 102010055253 A DE102010055253 A DE 102010055253A DE 102010055253 B4 DE102010055253 B4 DE 102010055253B4
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
pneu
pneumatic
ventilator
signals
signal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
DE102010055253.4A
Other languages
English (en)
Other versions
DE102010055253A1 (de
Inventor
Dr. Eger Marcus
Hans-Ullrich Hansmann
Tobias GLAW
Dr. Sattler Frank
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Draegerwerk AG and Co KGaA
Original Assignee
Draegerwerk AG and Co KGaA
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Draegerwerk AG and Co KGaA filed Critical Draegerwerk AG and Co KGaA
Priority to DE102010055253.4A priority Critical patent/DE102010055253B4/de
Priority to EP11170467.2A priority patent/EP2465560B1/de
Priority to US13/194,052 priority patent/US8939148B2/en
Publication of DE102010055253A1 publication Critical patent/DE102010055253A1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE102010055253B4 publication Critical patent/DE102010055253B4/de
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0051—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes with alarm devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/087—Measuring breath flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/091—Measuring volume of inspired or expired gases, e.g. to determine lung capacity
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/389—Electromyography [EMG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
    • A61M16/026—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor specially adapted for predicting, e.g. for determining an information representative of a flow limitation during a ventilation cycle by using a root square technique or a regression analysis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/005—Parameter used as control input for the apparatus
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/08—Other bio-electrical signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/60—Muscle strain, i.e. measured on the user

Abstract

Beatmungsgerät mit einem Ventilator oder einer steuerbaren Atemgasdruckversorgung, einer Steuereinheit, die dazu eingerichtet ist, den Ventilator oder die Atemgasdruckversorgung zur Ausführung aufeinanderfolgender Inspirations- und Exspirationsphasen zu steuern, und Sensoren zur Erfassung eines pneumatischen Atemaktivitätssignals upneu(t) und eines nicht-pneumatischen Atemaktivitätssignals unon-pneu(t), die zur Übertragung ihrer Meßsignale mit der Steuereinheit verbunden sind, wobei die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, ein Verfahren zur automatischen Steuerung des Beatmungsgeräts zum Umschalten (Triggerung) zwischen aufeinanderfolgenden Beatmungsphasen (Inspirations- und Exspirationsphasen) durchzuführen, bei dem das pneumatische Atemaktivitätssignal upneu(t) und das nicht-pneumatisches Atemaktivitätssignal unon-pneu(t) eines Patienten aufgenommen wird und ab einem vorgegebenen Referenzzeitpunkt seit Beginn der gegenwärtigen Beatmungsphase jeweils die Abstände ∆pneu(t) und ∆non-pneu(t) zu zugehörigen Schwellengrößen bestimmt und diese so zueinander zu δpneu(t) und δnon-pneu(t) normiert werden, dass sie beim vorgegebenen Referenzzeitpunkt gleiche Abstandswerte haben, die normierten Abstände δpneu(t) und δnon-pneu(t) zu einem kombinierten Abstandsmaß gemittelt werden und in die nächste Beatmungsphase umgeschaltet wird, wenn das kombinierte Abstandsmaß 0 wird.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Beatmungsgerät mit einem Ventilator oder einer steuerbaren Atemgasdruckversorgung, einer Steuereinheit, die dazu eingerichtet ist, den Ventilator oder die Atemgasdruckversorgung zur Ausführung aufeinanderfolgender Inspirations- und Exspirationsphasen zu steuern, und Sensoren zur Erfassung eines pneumatischen Atemaktivitätssignals upneu(t) und eines nicht-pneumatischen Atemaktivitätssignals unon-pneu(t), die zur Übertragung ihrer Meßsignale mit der Steuereinheit verbunden sind, wobei die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, ein Verfahren zur automatischen Steuerung des Beatmungsgeräts zum Umschalten (Triggerung) zwischen abwechselnd aufeinanderfolgenden Beatmungsphasen (Inspirations- und Exspirationsphasen) durchzuführen, bei dem das pneumatische Atemaktivitätssignal upneu(t) und das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal unon-pneu(t) eines Patienten aufgenommen wird.
  • Die künstliche Beatmung mit Beatmungsgeräten zielt darauf ab, die Atemmuskulatur eines Patienten zu entlasten und eine hinreichende Sauerstoffversorgung und Kohlendioxid-Elimination zu gewährleisten. Dies kann durch vollständige Übernahme der Atemaktivität durch das Beatmungsgeräte oder bei unterstützenden Verfahren durch teilweise Übernahme der Atemaktivität durch das Beatmungsgerät geschehen, wobei bei den letzteren unterstützenden Verfahren eine vorhandene Atemaktivität des Patienten unterstützt oder verstärkt wird. Dazu enthalten die Beatmungsgeräte einen Ventilator zur Lieferung von Atemgas mit einem Druck, der von einer Steuereinheit vorgegeben wird. Ferner sind Sensoren vorhanden, die pneumatische Atemsignale zeitabhängig erfassen, zum Beispiel Atemwegsdruck, Volumenstrom (Flow) des Atemgases und Volumen (das sich aus der Integration des Flow ergibt), und diese an die Steuereinheit weiterleiten.
  • Angesichts der Zunahme von chronischen Lungenkrankheiten und der Forderung nach einer verbesserten Therapie ist die nicht-invasive Atemunterstützung bei verbesserter Interaktion von Patient und Ventilator eine maßgebliche Anforderung an moderne Beatmungsgeräte. Eine wesentliche Aufgabe ist dabei die Herstellung der zeitlichen Synchronität zwischen der geräteseitigen Unterstützung und der patienteneigenen Atemaktivität. In der Vergangenheit wurden spontan atmende Patienten häufig sediert, um die Beatmung korrekt einzustellen und Synchronität zwischen Patient und Beatmungsgerät zu erzwingen. Diese Vorgehensweise ist nach heutigem Wissen nicht mehr akzeptabel, da Risiken der Lungenschädigung durch die Beatmung eingegangen werden müssen.
  • Für eine verbesserte Synchronisation zwischen der Atemaktivität des Patienten und der Ventilatoraktion ist es wichtig, den Beginn der Inspiration und den Beginn der Exspiration in der Atemaktivität des Patienten sicher zu detektieren. Die Beatmungsphasendetektion ist besonders bei Neonaten und COPD-Patienten mit herkömmlichen Verfahren oft fehlerhaft und führt zu erhöhter Atemarbeit bis hin zur Erschöpfung.
  • Für eine künstliche Beatmung, die in verbesserter Weise die Patientenatemaktivität berücksichtigen soll, ist es aus DE 10 2007 062 214 B3 bekannt, neben pneumatischen Atemaktivitätssignalen elektromyographische Signale durch Elektroden am Brustkorb aufzunehmen und daraus elektromyographische Atemaktivitätssignale abzuleiten (EMG-Signale). Diese EMG-Signale sind unabhängig von den pneumatischen Atemaktivitätssignalen und stellen daher eine unabhängige Informationsquelle dar, die zur Erfassung des Beginns der Inspiration und Exspiration verwendet werden kann. Allerdings werden die EMG-Signale nicht selten von Störungen wie zum Beispiel dem EKG-Signal des Herzens, Bewegungsartefakten oder sogenanntes Übersprechen (Muskelaktivität, die nichts mit dem respiratorischen System des Patienten zu tun hat) überlagert.
  • Aus dem zuletzt genannten Grund können EMG-Signale nicht ohne Weiteres als alleinige Basis für die Detektierung des Beginns der Inspiration und der Exspiration und die entsprechende Steuerung des Beatmungsgerätes dienen. In diesem Zusammenhang ist ein Umschalten zwischen Signalquellen in dem Sinne bekannt, das zwischen herkömmlich genutzten pneumatischen Atemaktivitätssignalen (meist Volumenstrom oder Druck) und EMG-Signalen je nach Signalqualität umgeschaltet wird, wobei die Signalqualität zum Beispiel durch Ermittlung eines Signal-Rauschverhältnisses erfasst wird. Eine solche Umschaltung zwischen der Beatmungssteuerung auf Grundlage von EMG-Signalen und auf Grundlage von anderweitigen Atemaktivitätssignalen ist in WO 2008/131798 A1 beschrieben. Dabei wird von einer Steuerung auf Basis der EMG-Signale auf eine Steuerung auf Grundlage anderer Atemaktivitätssignale umgeschaltet, wenn eine mangelnde Synchronität zwischen dem EMG-Signal und der Atemaktivität festgestellt wird; sobald wieder hinreichende Synchronität zwischen EMG-Signal und Atemaktivität festgestellt wird, kehrt das Beatmungsgerät wieder in den Betriebsmodus auf Grundlage von EMG-Signalen zurück. Grundsätzlich wird jedoch bei einer solchen Umschaltung zwischen zwei Signalquellen der Beitrag einer Signalquelle vollständig vernachlässigt, so dass dadurch unabhängige Informationen verlorengehen. Dies ist besonders dann nachteilig, wenn die Qualität beider Signalquellen gering ist.
  • Eine Auslösung oder Triggerung von Atemhüben auf Grundlage von EMG-Signalen ist in U.S. 6,588,423 B1 beschrieben. Hier wird das EMG-Rohsignal vorverarbeitet und zur Triggerung schließlich ein Intensitätsmaß (Root Mean Square) des EMG-Signals überprüft, wobei das Überschreiten einer festen Schwelle als Schwellenkriterium verwendet wird.
  • Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Beatmungsgerät bereitzustellen, in dem die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, ein automatisches Verfahren zum Umschalten in die nächste Beatmungsphase durchzuführen, das empfindlicher und frühzeitiger auf Atembemühungen reagiert, ohne dabei im Falle von Störungen vermehrt fälschlich einen Übergang in die nächste Beatmungsphase auszulösen.
  • Zur Lösung dieser Aufgabe dient das Beatmungsgerät mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1. Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
  • Mit dem Beatmungsgerät der vorliegenden Erfindung wird ein pneumatisches Atemaktivitätssignal upneu(t) und ein nicht-pneumatisches Atemaktivitätssignal unon-pneu(t) eines Patienten erfasst und zu der Steuereinheit übertragen. Unter einem pneumatischen Atemaktivitätssignal wird hier ein Messsignal verstanden, das direkt die pneumatische Beatmungssteuerung betrifft, beispielsweise Druck, Volumenstrom (Flow) oder Volumen. Daneben wird ein nicht-pneumatisches Atemaktivitätssignal erfasst, das patientenseitig den Zustand des respiratorischen Systems und die Atemaktivität repräsentiert, z. B. ein elektromyographisches Signal (EMG-Signal), das über Elektroden am Brustkorb aufgenommen wird, oder den mittels eines Models berechneten Atemmuskeldruck. Die Steuereinheit ist dazu eingerichtet, für diese beiden unabhängigen Signale ab einem gegebenen Referenzzeitpunkt in der Beatmungsphase (z.B. 200 ms nach Beginn der Beatmungsphase) jeweils die Abstände ∆pneu(t) und ∆non-pneu(t) zu zugehörigen Schwellengrößen, die den Übergang in die nächste Beatmungsphase indizieren, zu bestimmen. Diese Abstände zu den zugehörigen Schwellengrößen werden dann von der Steuereinheit so zueinander normiert, dass die beiden Abstände direkt miteinander vergleichbar sind, was erreicht wird, indem sie zum Referenzzeitpunkt auf gleiche Abstandswerte normiert werden; beispielhafte Formeln dazu sind weiter unten angegeben. Dadurch werden die beiden Abstände ∆pneu(t) und ∆non-pneu(t) zu dem Referenzzeitpunkt auf gleichen Wert zu δpneu(t) und δnon-pneu(t) normiert. Diese normierten Abstände von den Schwellengrößen werden von der Steuereinheit schließlich zu einem kombinierten Abstandsmaß gemittelt oder kombiniert und das Umschalten in die nächste Beatmungsphase vorgenommen, wenn das kombinierte Abstandsmaß 0 wird.
  • Die Verwendung des kombinierten Abstandsmaßes zur Erkennung des Beginns von Inspiration und Exspiration zeichnet sich durch höhere Robustheit bei gleichzeitig schnellerer Detektion aus. Dadurch kann ein Auslöse- oder Steuersignal für das Beatmungsgerät abgeleitet werden, welches mit der minimalen notwendigen Verzögerung den höchstmöglichen Informationsgehalt für die Patientenaktivität repräsentiert und daher eine zuverlässigere Unterstützung der Beatmung als bisher möglich erlaubt. Im Stand der Technik werden verschiedene Kriterien zur Auslösung von Beatmungsphasen nur insoweit miteinander kombiniert, dass dem zeitlich zuerst erfüllten Kriterium Vorrang gegeben und daraufhin die Umschaltung bewirkt wird („first come – first served“), d.h. es wird zu jedem Signal ein Schwellenvergleich durchgeführt und bereits bei einem erfüllten Kriterium der Beginn der Beatmungsphase ausgelöst. In DE 699 32 782 T2 ist ein Beatmungsgerät beschrieben, das in dieser Weise gesteuert wird. Diese Vorgehensweise ist nachteilig, denn die Zuverlässigkeit der Atemaktivitätssignale im Vergleich zu ihren Schwellengrößen wird nicht in Betracht gezogen. Daher war es im Stand der Technik möglich, dass das zeitlich zuerst erfüllte Schwellenwertkriterium eine verfrühte Auslösung des Beginns der Beatmungsphase bewirkt, obwohl das diese Auslösung bewirkende Atemaktivitätssignal möglicherweise wenig zuverlässig und durch Artefakte gestört ist.
  • Durch die in der Steuereinheit des erfindungsgemäßen Beatmungsgeräts vorgenommene Kombinierung der Abstände zu den Schwellengrößen von einem pneumatischem Atemaktivitätssignal und einem nicht-pneumatischem Atemaktivitätssignal wird der Informationsgehalt und damit die Zuverlässigkeit der Umschaltung in die nächste Beatmungsphase beträchtlich erhöht, da in das kombinierte Abstandsmaß wenigstens zwei im Wesentlichen unkorrelierte Atemaktivitätssignale (d.h. Störungen in einem Signal treten in der Regel im anderen nicht auf) eingehen. Während pneumatische Atemaktivitätssignale untereinander mehr oder weniger große Korrelation (Störungen wirken sich in allen pneumatischen Signalen in gleiche Weise aus) aufweisen, kann durch die Hinzunahme eines nicht-pneumatischem Atemaktivitätssignals eine unabhängige Informationsquelle hinzugezogen werden, was die Verlässlichkeit der richtigen Erkennung des Beginns der Beatmungsphase beträchtlich erhöht. Ist zum Beispiel eines der beiden Atemaktivitätssignale durch eine Störung so beeinträchtigt, dass das Erreichen der zugehörigen Schwellengröße vorgetäuscht wird, wird das zu dem ersten Signal unkorrelierte zweite Atemaktivitätssignal dann in der Regel noch eine erhebliche Abweichung von seiner Schwellengröße haben, so dass das kombinierte Abstandsmaß noch ausreichend von 0 entfernt ist, so dass kein vorzeitiger Beginn der nächsten Beatmungsphase ausgelöst wird.
  • Der Referenzzeitpunkt dient dazu, eine minmale Verzögerung gegenüber dem Beginn der aktuellen Beatmungsphase vorzusehen. Diese Verzögerung soll so gering sein, dass die Wahrscheinlichkeit, dass innerhalb dieser Verzögerungszeit nach Beginn einer Beatmungsphase bereits wieder ein Wechsel in die nächste Beatmungsphase stattfinden könnte, verschwindend gering ist. Das ist bei einem Referenzzeitpunkt von 200 ms gegeben. Es reicht dann aus, ab diesem Referenzzeitpunkt die normierten Abstände zu den Schwellengrößen zu bestimmen und diese zu verarbeiten und zu beobachten, um dann später den Wechsel zu der nächsten Beatmungsphase auszulösen.
  • Vorzugsweise ist das pneumatische Atemaktivitätssignal aus den Signalen für den Atemwegsdruck, für den Flow, für das Volumen ausgewählt. Das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal ist ausgewählt aus Signalen, die patientenseitig den Zustand des respiratorischen Systems und die Atemaktivität repräsentieren. Neben dem berechneten Atemmuskeldruck, dem gemessenen Ösophagusdruck und dem Magendruck sind dies elektrische Signale, nämlich EMG-Signale, MMG-Signale (mechanomyographische Signale), Thoraximpedanzsignale, FEIT-Signale, geometrische Signale, nämlich Brustbandsignale, Abdominalbandsignale und Dehnmessstreifensignale, Bewegungssignale, nämlich Beschleunigungssensorsignale, und akustische Signale, nämlich Mikrophonsignale. Diese nicht-pneumatischen Atemaktivitätssignale beziehen sich also auf die internen patientenseitigen Druckverhältnisse, die mit der Atemaktivität verbunden sind, elektrische Aktivität, die mit der Atemaktivität verbunden ist, die geometrische Größenänderung im Brustkorbbereich, die mit der Atemaktivität verbunden ist, die Bewegung im Bereich des Brustkorbs, die mit der Atemaktivität verbunden ist, oder der akustischen Aktivität, die mit der Atemaktivität verbunden ist. Diese Atemaktivitätssignale sind mit den pneumatischen Atemaktivitätssignalen, die von dem Beatmungsgerät erfasst werden, nicht in dem Sinne korreliert, dass ein Artefakt oder eine Störung in dem einen Signal auch eine in dem anderen zur Folge hätte. Auf Grund dieser Unabhängigkeit der pneumatischen und nicht-pneumatischen Atemaktivitätssignale steht bei der Auswertung der Abstände zu den Schwellengrößen ein größerer Informationsgehalt zur Verfügung, so dass die Umschaltung zum Beginn der nächsten Beatmungsphase mit höherer Empfindlichkeit, aber gleichzeitig nicht mit erhöhter Störanfälligkeit ausgeführt werden kann.
  • Die Steuereinheit kann dazu eingerichtet sein, den normierten Abstand zu der Schwellengröße für das pneumatische Atemaktivitätssignal zum Beispiel zu bestimmen durch
    Figure DE102010055253B4_0002
    wobei upneu ref der pneumatische Atemaktivitätssignalwert zu einem vorgegebenen Referenzzeitpunkt der gegenwärtigen Beatmungsphase ist. Zum Referenzzeitpunkt der gegenwärtigen Beatmungsphase sind Zähler und Nenner gleich und der normierte Abstand zum Referenzzeitpunkt 1.
  • In der oben aufgeführten Formel ist die Schwelle upneu,thresh(t) als zeitabhängig angegeben; zwar kann auch mit einer zeitlich konstanten Schwelle gearbeitet werden, im Allgemeinen ist es jedoch auch möglich, sogenannte dynamische Schwellen einzusetzen, die als Funktion der Zeit variieren und weiter unten noch beschrieben werden.
  • Die Steuereinheit kann dazu eingerichtet sein, den normierten Abstand zu der Schwellengröße für das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal zum Beispiel zu bestimmen durch
    Figure DE102010055253B4_0003
    wobei unon-pneu ref das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal zu dem vorgegebenen Referenzzeitpunkt nach Beginn der Beatmungsphase ist.
  • Vorzugsweise wird als pneumatisches Atemaktivitätssignal das Flow-Signal V .(t) verwendet, so dass die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, den normierten Abstand zur zugehörigen Schwellengröße zu bestimmen durch
    Figure DE102010055253B4_0004
    wobei V .ref der Wert des Flow-Signals zu dem vorgegebenen Referenzzeitpunkt ist.
  • Vorzugsweise wird als nicht-pneumatisches Atemaktivitätssignal ein elektromyographisches Signal EMG(t) verwendet, so dass die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, den normierten Abstand zur zugehörigen Schwellengröße zu bestimmen durch
    Figure DE102010055253B4_0005
    wobei EMGref das EMG-Signal zu dem vorgegebenen Referenzzeitpunkt in der Beatmungsphase ist.
  • Es ist zu erkennen, dass die Normierung der Abstände zu den zugehörigen Schwellengrößen so ist, dass die Abstände des nicht-pneumatischen Atemaktivitätssignals und des pneumatischen Atemaktivitätssignals zu dem Referenzzeitpunkt in der vorhergehenden Beatmungsphase gleich sind, im vorliegenden Fall nämlich 1.
  • Die Steuereinheit kann dazu eingerichtet sein, zur Mittelung der Abstände des pneumatischen und des nicht-pneumatischen Atemaktivitätssignals zu ihren zugehörigen Schwellenwertgrößen eine gewichtete Mittelung als gewichtetes arithmetisches, geometrisches oder harmonisches Mittel, als gewichteter Median oder als Minimum oder Maximum durchzuführen.
  • Die Steuereinheit kann dazu eingerichtet sein, für eine gewichtete Mittelung zur Ermittlung des kombinierten Abstandsmaßes Qualitätsmaße für die Atemaktivitätssignale zum Beispiel in folgender Weise zu verwenden:
    Figure DE102010055253B4_0006
    wobei Qpneu ein Qualitätsmaß für das pneumatische Atemaktivitätssignal und Qnon-pneu ein Qualitätsmaß für das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal ist. Beispiele für Qualitätsmaße sind weiter unten angegeben.
  • Die Steuereinheit ist vorzugsweise dazu eingerichtet, ein vorverarbeitetes EMG-Signal zu verwenden. Eine solche Vorverarbeitung des EMG-Rohsignals erfolgt in bekannter Weise derart, dass das EMG-Rohsignal von Störsignalen (z.B. EKG, Bewegungsartefakte, Netzbrummen) befreit und schließlich eine Hüllkurvendetektion durchgeführt wird. Eine Hüllkurvendetektion kann zum Beispiel durch eine „Gleichrichtung“ und anschließende Tiefpassfilterung erfolgen, wobei die „Gleichrichtung“ durch eine den Betrag abbildende Operation (z.B. Quadrierung oder reine Betragsbildung) vorgenommen wird. Nach einer Tiefpassfilterung erhält man dann die Hüllkurve (Envelope), d.h. die den Signalverlauf des Rohsignals einhüllende Kurve. Eine bevorzugte Realisierung der Hüllkurvendetektion ist die Bildung des sogenannten RMS (Root Mean Square) über die Länge eines gleitenden Zeitfensters. Das Konzept der EMG-Amplitudenschätzung, das unter dem Begriff „Hüllkurvendetektion“ verstanden wird, ist ausführlich in Merletti, R. Parker P. A.: Electromyography. Physiology, Engineering, and Noninvasive Applications. IEEE Press, Wiley Interscience, 2004, ab Kapitel 6.4 bzw. Seite 139 ff, beschrieben.
  • Die Erfindung wird im Folgenden anhand von Beispielen im Zusammenhang mit den Zeichnungen beschrieben, in denen:
  • 1 ein pneumatisches Atemaktivitätssignal, nämlich den Volumenstrom, als Funktion der Zeit über eine Exspiration, eine volle Inspiration und den Beginn einer weiteren Exspiration zeigt,
  • 2 ein normiertes Abstandsmaß für das pneumatische Atemaktivitätssignal aus 1 zu dessen Schwellengröße zeigt,
  • 3 ein nicht-pneumatisches Atemaktivitätssignal, nämlich ein EMG-Signal, als Funktion der Zeit über den gleichen Zeitraum wie in 1 zeigt,
  • 4, ein normiertes Abstandsmaß für das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal aus 3 zu dessen Schwellengröße zeigt
  • 5 die in den 2 und 4 gezeigten normierten Abstandsmaße sowie ein daraus gebildetes mittleres Abstandsmaß als Funktion der Zeit über eine Exspirationsphase zeigt.
  • In 1 ist als pneumatisches Atemaktivitätssignal der Volumenstrom als Funktion der Zeit für Periode gezeigt, die das Ende einer Inspiration, eine darauf folgende vollständige Exspiration, eine darauffolgende vollständige Inspiration und den Beginn der nächsten Exspiration gezeigt. Das Volumenstromsignal ist mit dem Bezugszeichen 1 versehen. Zum Zeitpunkt 2 wird durch Erfüllung der noch zu beschreibenden Kriterien in die Exspirationsphase umgeschaltet. Zu diesem Zeitpunkt wird auch die Schwellengröße neu gesetzt, die zum Umschalten in die nächste Inspiration dienen soll. In diesem Ausführungsbeispiel wird nicht mit einem festen Schwellenwert (der in 1 eine horizontale Gerade wäre), sondern mit einer sogenannten dynamischen Schwelle gearbeitet. Im vorliegenden Fall ist eine dynamische Schwelle zur Erkennung der nächsten Inspiration geeignet, die zu Beginn einer Exspiration zunächst mit einem relativ hohen Wert für eine vorgegebene Zeitdauer beginnt und danach auf einen Zielwert abgesenkt wird, der zum erwarteten Zeitpunkt des Endes der Exspiration erreicht werden soll; der erwartete Endpunkt der Exspiration kann zum Beispiel aus der Dauer der vorangegangenen Exspirationsphasen abgeschätzt sein. Die vorgegebene Zeitdauer, für die die Schwelle nach Beginn der Exspiration auf einem relativ hohen konstanten Wert gehalten wird, soll so gewählt sein, dass sie deutlich kürzer als alle erwarteten Exspirationsphasen ist, d.h. die Wahrscheinlichkeit, dass während dieser Zeitdauer bereits eine neue Inspiration beginnt, sollte verschwindend gering sein; eine solche Zeitdauer kann zum Beispiel 200 ms sein. Der Zielwert der Schwelle kann z.B. aus den Maximal- und Minimalwerten der Signale u max / pneu und u min / pneu und u max / non pneu und u min / non pneu in vorhergehende Beatmungsphasen abgeleitet werden.
  • Umgekehrt beginnt die Schwelle zur Erkennung der nächsten Exspiration bei Beginn einer Inspiration mit einem niedrigen Wert für eine vorgegebene Zeitdauer und wird danach auf einen vorgegebenen Zielwert angehoben wird, der zum erwarteten Zeitpunkt des Endes der Inspiration erreicht werden soll. Der erwartete Endpunkt der Inspiration kann wiederum aus der Dauer der vorangegangenen Inspirationsphasen abgeschätzt sein und die Zielwerte aus den Maximal- und Minimalwerten der Signale u max / pneu und u min / pneu und u max / non-pneu und u min / non-pneu phasen abgeleitet sein.
  • Der Gedanke, der solchen dynamischen Schwellen zugrunde liegt, besteht darin, dass gerade nach Beginn einer Beatmungsphase die Wahrscheinlichkeit sehr gering ist, dass innerhalb der vorgegebenen kurzen Zeitdauer bereits wieder ein Wechsel in die nächste Beatmungsphase stattfinden könnte. Daher kann zu Beginn einer Beatmungsphase mit so gesetzten Schwellen gearbeitet werden, dass eine fehlerhafte Umschaltung auch bei großen Störungen nahezu ausgeschlossen ist, während nach der vorgegebenen Zeitdauer die Schwelle auf einen Zielwert gebracht wird, der zum erwarteten Ende der Beatmungsphase erreicht werden soll, so dass der Beginn der nächsten Beatmungsphase mit hoher Empfindlichkeit detektiert werden kann. Der erwartete Wert kann dem Wert entsprechen, der für eine empfindliche konstante Schwelle geeignet ist. Insofern wird gegen Ende der Beatmungsphase eine empfindliche Auslösung sichergestellt, zu deren Beginn jedoch eine Fehlauslösung durch Störungen unterdrückt.
  • Würde nur aufgrund des pneumatischen Atemaktivitätssignals getriggert, würde bei Erreichen der Schwelle 5 durch das Atemaktivitätssignal 1 zum Zeitpunkt 4 die nächste Inspirationsphase ausgelöst. Nach der vorliegenden Erfindung wird jedoch kein Schwellenkriterium bezogen auf ein einzelnes Signal angewendet, sondern kombinierte Schwellenkriterien, die auf unterschiedlichen Atemaktivitätssignalen basieren.
  • In 2 ist der Abstand des Volumenstromsignals 1 von der dynamischen Schwelle 5 aus 1 nach Normierung als normiertes Abstandsmaß δpneu(t) über eine Exspirationsphase dargestellt (7). Das Abstandsmaß δpneu(t) wird ab dem Referenzzeitpunkt in der Beatmungsphase bestimmt. Die Normierung erfolgt dabei so, dass der vorliegende Abstand des Volumenstromsignals 1 von der dynamischen Schwelle 5 durch den Abstand des Wertes des Volumenstromsignals zu dem vorgegebenen Referenzzeitpunkt der gegenwärtigen Beatmungsphase von der dynamischen Schwelle auf den gleichen Wert, nämlich 1, normiert werden:
    Figure DE102010055253B4_0007
  • Ein solcher vorgegebener Referenzzeitpunkt ist in 1 mit 3 und der entsprechende Wert des Volumenstromsignals mit 6 bezeichnet. Zu diesem Zeitpunkt werden die pneumatischen und nicht-pneumatischen Abstände auf gleichen Wert normiert.
  • In 3 ist das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal für den gleichen Zeitraum wie in 1 als Funktion der Zeit dargestellt. Das EMG-Signal ist mit 1’ bezeichnet. Mit 2 ist der Beginn der Exspirationsphase angedeutet, mit 3 die vorgegebene kurze Zeitdauer nach Beginn der Exspirationsphase 2, nach der die anfangs hohe konstante dynamische Schwelle 5’ abgesenkt wird.
  • In 4 ist das normierte Abstandsmaß für das EMG-Signal aus 3 gezeigt. Wie oben in Bezug auf 2 erläutert beginnt das normierte Abstandsmaß zum Referenzzeitpunkt 3, mit dem Wert 1. Die normierten Abstandsmaße für das pneumatische Atemaktivitätssignal aus 2 und das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal aus 4 sind also gleich skaliert und können so in geeigneter Weise miteinander verglichen und kombiniert werden.
  • Das normierte Abstandsmaß 8 für das nicht-pneumatische EMG-Signal aus 4 erreicht zum Zeitpunkt 4’ den Wert 0. Dies würde also den Trigger-Zeitpunkt bestimmen, wenn allein das EMG-Signal zur Umschaltung der Beamtungsphasen verwendet würde.
  • In 5 sind die normierten Abstandsmaße 5 und 6 aus 2 und 4 in einer Darstellung zusammengefasst. Es ist zu erkennen, dass die Abstandsmaße nicht zum gleichen Zeitpunkt zu 0 werden, im vorliegenden Fall erreicht das Abstandsmaß 8 für das EMG-Signal zu einem früheren Zeitpunkt 4’ den Wert 0 als das Abstandsmaß 7 für das Volumenstromsignal, das zum Zeitpunkt 4 den Wert 0 erreicht. Bei herkömmlichen Verfahren wäre nun vorab festgelegt worden, welches Atemaktivitätssignal den Auslöser für die Umschaltung der Beatmungsphasen liefern soll, es wäre also die Umschaltung aus der Exspiration in die Inspiration entweder zum Zeitpunkt 4’ vorgenommen worden (bei Verwendung des EMG-Signals als Trigger) oder zum Zeitpunkt 4 (bei Verwendung des Volumenstromsignals zum Triggern folgenden Inspiration).
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung werden die beiden Abstandsmaße zu einem mittleren Abstandsmaß gemittelt oder kombiniert. Dabei kann ein einfaches arithmetisches Mittel gebildet werden, es sind aber auch andere Mittelungen etwa als geometrischer oder harmonischer Mittelwert, als Median oder als Minimum oder Maximum von beiden anwendbar. Es ist jedoch bevorzugt, keine einfache arithmetische Mittelwertbildung vorzunehmen, sondern ein gewichtetes Mittel zu bilden. Dabei sollte die Gewichtung dasjenige Abstandsmaß stärker gewichten, das demjenigen von pneumatischen und nicht-pneumatischen Atemaktivitätssignalen entspricht, das die höhere Signalqualität aufweist. Eine solche Mittelwertbildung mit Gewichtungsfaktoren auf Signalqualitätsbasis kann dann so gebildet werden:
    Figure DE102010055253B4_0008
    wobei Qpneu ein Qualitätsmaß für das pneumatische Atemaktivitätssignal und Qnon-pneu ein Qualitätsmaß für das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal ist. In dem Beispiel aus 5 wurde eine solche gewichtete Mittelung auf Signalqualitätsbasis durchgeführt, wobei dies in dem vorliegenden Beispiel zu einer Gewichtung von 80% für das EMG-Signal und 20% für das Flow-Signal geführt hat. Dies führt unter anderem dazu, dass der Nulldurchgang für das kombinierte Abstandsmaß bei 8 näher an dem Nulldurchgang 4’ für das EMG-Signal als an dem Nullgang 4 für das Flow-Signal liegt.
  • Als Qualitätsmaß für das Flow-Signal kann zum Beispiel gewählt werden: Qflow = max{0,1 – Vleak/Vexp}.
  • Dabei ist Vleak das ausfließende Volumen, das durch ein Leck abfließt. Bei einem minimalen Leck nähert sich dieses Qualitätsmaß dem Wert 1. Bei einem größeren Leck, das ein Vleak nahe des exspiratorischen Volumens ergibt, nähert sich das Qualitätsmaß dem Wert 0. Es lassen sich auch alternative Qualitätsmaße definieren, welche zum Beispiel die Störungen von Kondenswasser im Schlauchsystem oder kardiogene Oszillationen berücksichtigen. Dies ist möglich, indem z.B. mittels Fouriertransformation die Signalleistungen in höheren Frequenzbereichen bestimmt und ins Verhältnis zu einer Bezugsleistung (bspw. die Signalleistung im Atemfrequenzbereich) gesetzt werden.
  • Als Qualitätsmaß für das EMG-Hüllkurvensignal bietet sich der Grad der Unterdrückung von Artefakten (z.B. QRS-Komplexen, d.h. Ausschläge und Spitzen des EKG-Signals) sowie das Verhältnis der mittleren Aktivität des Signals während der Einatmung zu der mittleren Aktivität während der Ausatmung an.
  • Der Grad der Auslöschung oder Unterdrückung von Artefakten – hier speziell von QRS-Komplexen – lässt sich zum Beispiel als Leistungsverhältnis QQRS = min{1,Pmean/PQRS} bestimmen. PQRS bezeichnet die mittlere Signalleistung in vergangenen Zeitfenstern, die QRS-Komplexe einschlossen. Pmeans ist dagegen die gesamte mittlere Leistung. Die mittleren Leistungen lassen sich zum Beispiel als RMS-Werte des Signals geteilt durch die Länge des Zeitintervalls berechnen, über das die RMS-Berechnung durchgeführt wird. QQRS ist 1, wenn PQRS nicht größer ist als die mittlere Leistung Pmean, was bedeutet, dass die Artefakte praktisch keinen Beitrag mehr zur mittleren Aktivität liefern, d.h. sie hinreichend ausgelöscht sind. Wenn dagegen PQRS erheblich größer als die mittlere Leistung Pmean ist, geht der Wert des Maßes QQRS gegen 0.
  • Alternativ lässt sich die gesamte mittlere Leistung Pmean mit der Leistung während der Inspiration Pinsp vergleichen. Das entsprechende Qualitätsmaß ist dann Qinsp = max{0,1 – Pmean/Pinsp}. Qinsp geht gegen 1, wenn die Leistung während der Inspiration Pinsp erheblich größer als die mittlere Leistung Pmean ist. Umgekehrt erreicht Qinsp den Wert 0, wenn die Leistung während der Inspiration Pinsp nicht größer als die mittlere Leistung Pmean ist.
  • Entsprechend lässt sich die gesamte mittlere Leistung Pmean mit der Leistung während der Exspiration Pexp vergleichen. Das Qualitätsmaß ist dann Qexp = max{0,1 – Pmean/Pexp}. Qinsp erreicht den Wert 1, wenn die Leistung während der Exspiration Pexp erheblich größer als die mittlere Leistung Pmean ist.
  • Diese Qualitätsmaße quantifizieren die Unterscheidbarkeit einer inspiratorischen bzw. exspiratorischen Anstrengung von der mittleren Aktivität und stellen eine Art normiertes Signal-Rauschverhältnis dar. Nur dann, wenn eine gute Unterscheidbarkeit gegeben ist, d.h. wenn die mittlere inspiratorische Aktivität höher bzw. die mittlere exspiratorische Aktivität niedriger als die mittlere Aktivität ist, ist die Verwendung eines solchen EMG-Hüllkurvensignals zur Triggerung ratsam.
  • Vorraussetzung für die valide Bestimmung eines solchen Qualitätsmaßes ist, dass die Atemphasen bspw. durch die Analyse der pneumatischen Signale eindeutig bestimmt werden, denn nur dann sind die Zeitfenster für die Bestimmung der Leistungen bekannt. In der Praxis bietet es sich an, die mittleren EMG-Hüllkurvensignalleistungen unter CPAP-Beatmungseinstellung zu bestimmen, also unter Auslassung von Unterstützungshüben. Hierdurch wird eine mögliche Asynchronität vermieden oder auch, dass eine hohe Unterstützung die EMG-Aktivität zu stark unterdrückt. Die Auslassung von einzelnen Unterstützungshüben lässt sich durch transiente Manöver am Beatmungsgerät bewerkstelligen.
  • Zur Darstellung eines Qualitätsmaßes für das EMG-Hüllkurvensignal kann zum Beispiel auch eine Kombination der vorher genannten Qualitätsmaße vorgesehen werden, zum Beispiel als Produkt Qemg = Qinsp·(1 – Qexp)·QQRS
  • Qemg erreicht den Wert 1, wenn die inspiratorische Aktivität des EMG-Hüllkurvensignals hoch und die exspiratorische Aktivität gering im Vergleich zur mittleren Aktivität sind und die QRS-Artefakte erfolgreich ausgelöscht worden sind. Die oben genannte Bedingung, dass die inspiratorische Aktivität hoch und die exspiratorische Aktivität gering im Vergleich zur mittleren Aktivität sind, bedeutet, dass die Inspiration eine einer erhöhten Muskelaktivität bei der Atemanstrengung erhöhte Signalaktivität widerspiegelt, während dies in der Exspiration nicht der Fall ist, was konsistent ist mit der Annahme, dass das EMG-Hüllkurvensignal tatsächlich eine Abbildung der Muskelaktivität ist.
  • Die einzelnen Qualitätsmaße könnten auch alternativ zu der oben dargestellten Produktbildung durch gewichtete Mittelung kombiniert werden: Qemg = α1Qinsp + α2(1 – Qexp) + α3QQRS wobei die Summe der Gewichte αi den Wert 1 ergibt. Wenn dieses kombinierte Qualitätsmaß bspw. für die Bewertung der inspiratorischen Triggerkriterien verwendet werden soll, ist der Einfluss von Qinsp möglicherweise wichtiger zu nehmen als Qexp, weil eine erhöhte expiratorische Aktivität für die inspiratorische Triggerung wenig relevant ist. In diesem Sinne könnte α1 erheblich größer als α2 gewählt werden.
  • Weiterhin lassen sich Qualitätsmaße definieren, die die Variabilität der Atemzyklen bewerten. Dies lässt sich bspw. durch die Bestimmung der Variabilität vergangener Atemzugsdauern (z.B. mittels Berechnung der Standardabweichung) bezogen auf die mittlere Atemzugsdauer erreichen. Während eine sehr geringe Variabilität pathologisch erscheint, ist eine sehr hohe Variabilität ein Hinweis auf Asynchronie und erhöhte Atemarbeit möglicherweise als Folge einer falschen Beatmungseinstellung.
  • Weitere mögliche Qualitätsmaße basieren auf dem Korrelationskoeffizienten, der Korrelationsfunktion, der Transinformation (Mutual Information) oder auf einem anderen statistischen Maß zur Bestimmung von Korrelationseigenschaften zwischen verschiedenen respiratorischen Signalen. Als Beispiel müsste der Korrelationskoeffizient zwischen dem Flow-Signal und dem Signal von Dehnmessstreifen (am Thorax befestigt) sehr hoch sein, da beide Signale maßgeblich die Veränderung des Thoraxvolumens erfassen. Ergibt sich ein nur geringer Wert des Korrelationskoeffizienten, ist entweder das Flow-Signal oder das Signal des Dehnmessstreifens (oder beide Signale) gestört. Für den Fall, dass bspw. das Flow-Signal von anderer Seite als zuverlässig eingeschätzt wird, muss eine geringe Qualität des Signals des Dehnmessstreifens angenommen werden.
  • Als weitere Möglichkeiten für die Kombination solcher Qualitätsmaße eignen sich – wie oben beschrieben – das gewichtete arithmetische Mittel, aber auch der (ggf. gewichtete) geometrische oder harmonische Mittelwert, als auch der (ggf. gewichtete) Median.
  • Die Qualitätsmaße können vor ihrer Kombination quantisiert werden, d.h. in Intervalle unterteilt werden (z.B. in Kategorien wie niedrig = [0, 0,3), mittel = [0,3, 0,7) und hoch = [0,7, 1,0]). Weiterhin können die Qualitätsmaße einer Schwellwertschaltung unterworfen werden, so dass bspw. ein Qualitätsmaß erst dann wirksam in die Kombination einfließt, wenn es einen Mindestwert überschritten hat.
  • Ferner bietet sich zur Auswertung der Kombination von Qualitätsmaßen die Verwendung eines Fuzzy-Controllers an, insbesondere wenn viele Qualitätsmaße und ggf. andere Einflussgrößen, die auch widersprüchlich sein können, miteinander kombiniert werden sollen. Die Verwendung von Fuzzy-Controllern ist Stand der Technik und wird hier nicht weiter beschrieben.

Claims (11)

  1. Beatmungsgerät mit einem Ventilator oder einer steuerbaren Atemgasdruckversorgung, einer Steuereinheit, die dazu eingerichtet ist, den Ventilator oder die Atemgasdruckversorgung zur Ausführung aufeinanderfolgender Inspirations- und Exspirationsphasen zu steuern, und Sensoren zur Erfassung eines pneumatischen Atemaktivitätssignals upneu(t) und eines nicht-pneumatischen Atemaktivitätssignals unon-pneu(t), die zur Übertragung ihrer Meßsignale mit der Steuereinheit verbunden sind, wobei die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, ein Verfahren zur automatischen Steuerung des Beatmungsgeräts zum Umschalten (Triggerung) zwischen aufeinanderfolgenden Beatmungsphasen (Inspirations- und Exspirationsphasen) durchzuführen, bei dem das pneumatische Atemaktivitätssignal upneu(t) und das nicht-pneumatisches Atemaktivitätssignal unon-pneu(t) eines Patienten aufgenommen wird und ab einem vorgegebenen Referenzzeitpunkt seit Beginn der gegenwärtigen Beatmungsphase jeweils die Abstände ∆pneu(t) und ∆non-pneu(t) zu zugehörigen Schwellengrößen bestimmt und diese so zueinander zu δpneu(t) und δnon-pneu(t) normiert werden, dass sie beim vorgegebenen Referenzzeitpunkt gleiche Abstandswerte haben, die normierten Abstände δpneu(t) und δnon-pneu(t) zu einem kombinierten Abstandsmaß gemittelt werden und in die nächste Beatmungsphase umgeschaltet wird, wenn das kombinierte Abstandsmaß 0 wird.
  2. Beatmungsgerät nach Anspruch 1, bei dem das pneumatische Atemaktivitätssignal upneu(t) aus Atemwegsdruck, Flow, Volumen, ausgewählt ist.
  3. Beatmungsgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal unon-pneu(t) ausgewählt ist aus Atemmuskeldruck, Ösophagusdruck oder Magendruck, aus elektrischen Signalen, nämlich EMG-Signalen, MMG-Signalen, Thoraximpedanzsignalen, FEIT-Signalen, geometrischen Signalen, nämlich Brustbandsignalen, Abdominalbandsignalen und Dehnmessstreifensignalen, Bewegungssignalen, nämlich Beschleunigungssensorsignalen, und akustischen Signalen, nämlich Mikrofonsignalen.
  4. Beatmungsgerät nach einem der vorgehenden Ansprüche, in dem die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, den normierten Abstand zu der Schwellengröße für das pneumatische Atemaktivitätssignal zu bestimmen durch
    Figure DE102010055253B4_0009
    wobei upneu ref umatische Atemaktivitätssignal zu dem das pne vorgegebenen Referenzzeitpunkt der gegenwärtigen Beatmungsphase ist.
  5. Beatmungsgerät nach einem der vorgehenden Ansprüche, in dem die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, den normierten Abstand zu der Schwellengröße für das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal zu bestimmen durch
    Figure DE102010055253B4_0010
    wobei unon-pneu ref das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal zu dem vorgegebenen Referenzzeitpunkt der gegenwärtigen Beatmungsphase ist.
  6. Beatmungsgerät nach einem der vorgehenden Ansprüche, bei dem als pneumatisches Atemaktivitätssignal das Flow-Signal V .(t) verwendet wird und die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, den normierte Abstand zur zugehörigen Schwellengröße zu bestimmen durch
    Figure DE102010055253B4_0011
    wobei V .ref der Wert des Flow-Signals zu dem gegebenen Referenzzeitpunkt in der gegenwärtigen Beatmungsphase ist.
  7. Beatmungsgerät nach einem der vorgehenden Ansprüche, bei dem als nicht-pneumatisches Atemaktivitätssignal ein elektromyographisches Signal EMG(t) verwendet wird und die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, den normierten Abstand zur zugehörigen Schwellengröße zu bestimmen durch
    Figure DE102010055253B4_0012
    wobei EMGref das EMG-Signal zu dem gegebenen Zeitpunkt in der gegenwärtigen Beatmungsphase ist.
  8. Beatmungsgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, das kombinierte Abstandsmaß aus den normierten Abständen δpneu(t) und δnon-pneu(t) als gewichteten arithmetischen, geometrischen oder harmonischen Mittelwert, als gewichteter Median, als Minimum oder als Maximum zu bilden.
  9. Beatmungsgerät nach Anspruch 8, bei dem die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, das kombinierte Abstandsmaß zu bestimmen durch die Beziehung:
    Figure DE102010055253B4_0013
    wobei Qpneu ein Qualitätsmaß für das pneumatische Atemaktivitätssignal und Qnon-pneu ein Qualitätsmaß für das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal ist.
  10. Beatmungsgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, mehrere nicht-pneumatische Atemaktivitätssignale unon-pneu,i(t) (i = 1, ... n) eines Patienten zu erfassen und für jedes jeweils der Abstand ∆non-pneu,i(t) und den normierten Abstand δnon-pneu,i(t) zu bestimmen und sämtliche Abstände δpneu(t) und δnon-pneu,i(t) zu einem kombinierten Abstandsmaß zu mitteln und in die nächste Beatmungsphase umzuschalten, wenn das kombinierte Abstandsmaß 0 wird.
  11. Beatmungsgerät nach Anspruch 10, bei dem die Steuereinheit dazu eingerichtet ist, das kombinierte Abstandsmaß zu bestimmen durch die Beziehung:
    Figure DE102010055253B4_0014
    wobei Qpneu ein Qualitätsmaß für das pneumatische Atemaktivitätssignal und Qnon-pneu,i ein Qualitätsmaß für das nicht-pneumatische Atemaktivitätssignal unon-pneu,i(t) (i = 1, ... n) ist.
DE102010055253.4A 2010-12-20 2010-12-20 Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät Active DE102010055253B4 (de)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102010055253.4A DE102010055253B4 (de) 2010-12-20 2010-12-20 Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät
EP11170467.2A EP2465560B1 (de) 2010-12-20 2011-06-19 Apparat zur automatischen Steuerung der Beatmungsphasen basierend auf pneumatischen und nicht pneumatischen Signalen
US13/194,052 US8939148B2 (en) 2010-12-20 2011-07-29 Process for the automatic control of a respirator

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102010055253.4A DE102010055253B4 (de) 2010-12-20 2010-12-20 Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE102010055253A1 DE102010055253A1 (de) 2012-06-21
DE102010055253B4 true DE102010055253B4 (de) 2016-11-10

Family

ID=45463186

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE102010055253.4A Active DE102010055253B4 (de) 2010-12-20 2010-12-20 Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät

Country Status (3)

Country Link
US (1) US8939148B2 (de)
EP (1) EP2465560B1 (de)
DE (1) DE102010055253B4 (de)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9364624B2 (en) * 2011-12-07 2016-06-14 Covidien Lp Methods and systems for adaptive base flow
ITMI20120428A1 (it) * 2012-03-19 2013-09-20 Giacomo Bellani Apparecchio per la ventilazione assistita e relativo metodo di regolazione
JP6563929B2 (ja) * 2014-01-09 2019-08-21 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 患者と人工呼吸器との間の非同期検出
DE102015202768A1 (de) * 2015-02-16 2016-08-18 Robert Bosch Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen einer Atemmanöver-Qualitätskennzahl für eine Atemgasanalyse, Verfahren und Vorrichtung zum Analysieren von Atemgas sowie Atemgasmessgerät
DE102015014106A1 (de) * 2015-11-03 2017-05-04 Drägerwerk AG & Co. KGaA Vorrichtung zur druckunterstützenden oder druckkontrollierten Beatmung eines Patienten mit eingeschränkter Spontanatmung
EP3789067B1 (de) * 2018-05-02 2024-01-10 Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. Beatmungsgerät
DE102019006866A1 (de) * 2019-10-02 2021-04-08 Drägerwerk AG & Co. KGaA Verfahren und Vorrichtung zum Ermitteln eines respiratorischen oder eines kardiogenen Signals
CN114209940B (zh) * 2021-12-30 2024-01-02 江苏鱼跃医疗设备股份有限公司 基于动态阈值的呼吸机呼吸相位控制方法

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE69921782T2 (de) * 1998-02-27 2005-10-27 Université de Montreal, Montreal Durch myoelektrische wirkung beeinflusste vorrichtung, zur aktivierung einer unterstützten beatmung

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5632269A (en) * 1989-09-22 1997-05-27 Respironics Inc. Breathing gas delivery method and apparatus
US5239995A (en) * 1989-09-22 1993-08-31 Respironics, Inc. Sleep apnea treatment apparatus
US5540733A (en) * 1994-09-21 1996-07-30 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting and treating obstructive sleep apnea
US5820560A (en) * 1995-03-31 1998-10-13 Universite De Montreal Inspiratory proportional pressure assist ventilation controlled by a diaphragm electromyographic signal
WO2000078379A1 (en) * 1999-06-16 2000-12-28 Resmed Ltd. Apparatus with automatic respiration monitoring and display
WO2001026721A1 (en) * 1999-10-14 2001-04-19 The Trustees Of Boston University Variable peak pressure ventilation method and system
DE10031079A1 (de) * 2000-06-30 2002-02-07 Map Gmbh Vorrichtung zur Erfassung der Atmungsstätigkeit einer Person sowie Vorrichtung zur Vorgabe physikalischer Parameter bei der Zufuhr eines Atemgases
DE10103810A1 (de) * 2001-01-29 2002-08-01 Map Gmbh Vorrichtung zur Zufuhr eines Atemgases
US20080281219A1 (en) * 2007-04-11 2008-11-13 Deepbreeze Ltd. Method and System for Assessing Lung Condition and Managing Mechanical Respiratory Ventilation
CN101657152B (zh) 2007-04-27 2012-10-31 马奎特紧急护理公司 肌电图控制的通气机和用于肌电图控制的通气机的方法
DE102007062214C5 (de) 2007-12-21 2017-12-21 Drägerwerk AG & Co. KGaA Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems sowie zugehörige Beatmungsvorrichtung
US8439034B2 (en) * 2008-05-28 2013-05-14 Ipg, Llc Oxygen conserving oxygen delivery system
WO2010039989A1 (en) * 2008-10-01 2010-04-08 Breathe Technologies, Inc. Ventilator with biofeedback monitoring and control for improving patient activity and health

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE69921782T2 (de) * 1998-02-27 2005-10-27 Université de Montreal, Montreal Durch myoelektrische wirkung beeinflusste vorrichtung, zur aktivierung einer unterstützten beatmung

Also Published As

Publication number Publication date
DE102010055253A1 (de) 2012-06-21
US8939148B2 (en) 2015-01-27
EP2465560B1 (de) 2018-08-08
US20120152250A1 (en) 2012-06-21
EP2465560A1 (de) 2012-06-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE102010055253B4 (de) Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät
DE69924163T2 (de) Vorrichtung zur druckunterstützten Einatmung, gesteuert durch ein elektromyographisches Zwerchfellssignal
DE69926394T2 (de) Verfahren und gerät zur bestimmung alveolaren öffnens und schliessens
DE69433051T2 (de) Sensor für Apnoe und Hindernis im Luftweg eines Atmungssystems
DE102007062214B3 (de) Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems sowie zugehörige Beatmungsvorrichtung
DE69921782T2 (de) Durch myoelektrische wirkung beeinflusste vorrichtung, zur aktivierung einer unterstützten beatmung
DE60032929T2 (de) Synchronisierung einer beatmungsvorrichtung mittels doppelphasensensoren
EP1148907B1 (de) Nichtinvasives verfahren zur optimierung der beatmung atelektatischer lungen
DE60203594T2 (de) Myoelektrisch aktivierte respiratorische leckdichtung
DE69636501T2 (de) Einrichtung zur messung von mindestens zwei pneumatischen lungenparametern und messverfahren dazu
DE102010055243B4 (de) Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät
DE102006018198A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Lungenventilation
EP2961315A1 (de) System zur automatisierten einstellung eines durch eine beatmungseinrichtung vorgegebenen drucks
EP3725222B1 (de) System und beatmungsgerät zur echtzeit-bestimmung einer lokalen beanspruchung einer lunge während der künstlichen beatmung
DE102007031017B3 (de) Verfahren zum Betreiben einer Anästhesie- oder Beatmungsvorrichtung mit Triggerfunktion und Vorrichtung hierzu
DE102007035549A1 (de) Verfahren und Gerät zur Atmungsüberwachung
WO2021063601A1 (de) Verfahren und vorrichtung zum ermitteln eines respiratorischen und / oder eines kardiogenen signals
EP3861932A1 (de) Verfahren und vorrichtung zur bestimmung einer regionalen compliance einer lunge bei spontanatmung
EP2845616B1 (de) Vorrichtung zum erzeugen eines steuersignals für ein beatmungsgerät
EP2908720B1 (de) Vorrichtung und verfahren zum erkennen und melden eines belastungszustandes einer person
DE102015014106A1 (de) Vorrichtung zur druckunterstützenden oder druckkontrollierten Beatmung eines Patienten mit eingeschränkter Spontanatmung
EP3698713B1 (de) System zur erfassung von atemanstrengungen eines patienten
DE102010055242B4 (de) Automatisch gesteuertes Beatmungsgerät
DE102015011390A1 (de) Vorrichtung, Verfahren und Computerprogramm zur Beatmung eines Patienten
DE102018210051A1 (de) Messvorrichtung und Verfahren zur Bestimmung zumindest eines respiratorischen Parameters

Legal Events

Date Code Title Description
R016 Response to examination communication
R081 Change of applicant/patentee

Owner name: DRAEGERWERK AG & CO. KGAA, DE

Free format text: FORMER OWNER: DRAEGER MEDICAL GMBH, 23558 LUEBECK, DE

R018 Grant decision by examination section/examining division
R020 Patent grant now final