DE102022101845A1 - Beatmungsvorrichtung, Verfahren, Computerprogramm und Vorrichtung zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck - Google Patents

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck in der Lunge eines Patienten.Es werden Möglichkeiten zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten (300) beschrieben. Dazu werden Information über einen, durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck zu unterschiedlichen Zeitpunkten erfasst und ausgewertet.

Description

• Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Beatmungsvorrichtung, ein Verfahren, ein Computerprogramm und eine Vorrichtung zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck in der Lunge eines Patienten, insbesondere, aber nicht ausschließlich, auf ein Konzept zur Ermittlung des intrinsischen endexspiratorischen Drucks, iPEEP, basierend auf einer Auswertung eines zeitlichen Verlaufs eines durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks. Die Erhaltung und Zurückgewinnung der Spontanatmung hatte lange Zeit hohe Priorität in der Intensivmedizin. Für den Fall, dass Spontanatmung für den Patienten nicht möglich ist, wird eine lungenprotektive Beatmung angewendet, die das Lungengewebe möglichst wenig schädigen soll. Der Schutz der Atemmuskulatur, insbesondere des Zwerchfells, ist erst seit kurzem in den Fokus gerückt.
• Details zum Hintergrund und Stand der Technik der vorliegenden Erfindung finden sich beispielsweise in den folgenden Dokumenten: US 5,820560 , WO2019154834A1 , WO2019154837A1 , WO2019154839 A1, WO2020079266 A1, DE 10 2019 006 480A1 , US20170252558A1 , DE10 2019 006 480A1 , DE102019007717 B3, DE10 2020 000 014A1 , DE10 2007 062 214B3 , WO2018143844A1 , DE 10 2015 011 390 A1 . Zum Hintergrund der Erfindung, betreffend ein Konzept zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck (iPEEP) in der Lunge eines Patienten basierend auf einer Auswertung eines zeitlichen Verlaufs eines, durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks sei weiterhin auf die nachfolgend gelisteten Publikationen verwiesen. Die nachfolgend genannten Quellen geben zusätzliche Informationen zum technischen, medizintechnischen, medizinischen wie auch klinischen Hintergrund. Die nachfolgende Auflistung umfasst - in nicht abschließender Form - eine exemplarische Auswahl von Druckschriften und Publikationen zu Erfassung und Verarbeitung unterschiedlicher Messsignale oder Signale in/am menschlichen Körper und deren Nutzung im Rahmen einer Beatmung, einer Beatmungskontrolle, wie auch im Umfeld von Beatmung mit Atmungs- Stimulation.
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• Purro A. et. al. „Static Intrinsic PEEP in COPD Patients during Spontaneous Breathing“, AJRCCM: 1988.
• Bernardi E. et. al. „A New Ultrasound Method for Estimating Dynamic Intrinsic Positive Airway Pressure: A Prospective Clinical Trial“, AJRCCM: 2018.
• Pisani L. et. al. „Noninvasive detection of positive end-expiratory pressure in COPD patients recovering from acute respiratory failure“, European Respiratory Journal: 2016.
• Bellani, G. et. al. „Clinical Assessment of Auto-positive End-expiratory Pressure by Diaphragmatic Electrical Activity during Pressure Support and Neurally Adjusted Ventilatory Assist“, Anesthesiology: 2014.
• Younes, M. „Dynamic Intrinsic PEEP (PEEPi,dyn) Is It Worth Saving?“, AJRCCM: 2000.
• Diese und weitere Dokumente werden teilweise jeweils zu besonderen Aspekten der Erfindung im Verlauf der Beschreibung in Bezug genommen.
• Zur Vermeidung von Unklarheiten aufgrund sprachlicher Formulierungen seien am Beginn der Anmeldung einige Hinweise zum Verständnis sowie auch einige Erläuterungen zur Verwendung von Begriffen gegeben. In der Beschreibung und/oder den Patentansprüchen werden im Rahmen der vorliegenden Erfindung, bzw. Erfindungen diejenigen Formulierungen in verbaler Form, substantivierter verbaler Form, welche im Verfahren, bzw. auch durch Ausgestaltungen der Kontrolleinheit in erfindungsgemäßen Ausgestaltungen der Vorrichtungen, wie beispielsweise und insbesondere „ein Bestimmen“, „ein Ermitteln“, „ein Stimulieren“, „ein Durchführen“, „ein Ausgeben“, „ein Erfassen“ mit der gleichen Bedeutung verwendet wie Formulierungen mit Nomen in substantivierter Form, wie beispielsweise und insbesondere „eine Bestimmung“, „eine Ermittlung“, „eine Durchführung“, „eine Ausgabe“, „eine Erfassung“, „eine Stimulation“. Im Hinblick auf die Offenbarung der Erfindung, bzw. Erfindungen ergeben sich gleichwertige und gleichwirkende Bedeutungen für die Formulierungen mit Substantiven, Nomen, substantivierten Verben und Verben, sodass auch für Merkmale und Details zwischen der verbalen Form und substantivierten Form bezüglich der Offenbarung stets wechselseitig Bezug genommen wird, beziehungsweise werden kann. Dabei sollen auch Formulierungen mit „Durchführungen von Bestimmungen, Ermittlungen, Erfassungen, Eingaben, Ausgaben, usw.“, in die gleichwertigen und gleichwirkenden Bedeutungen als mit einbezogen gelten.
• Die Atemmuskulatur besteht aus dem inspiratorisch wirkenden Hauptmuskel, dem Zwerchfell und der Hilfsmuskulatur. Dazu zählen u.a. die externe (inspiratorisch wirkende) und interne (exspiratorisch wirkende) Interkostalmuskulatur und die exspiratorisch wirkende Bauchmuskulatur. So wurde festgestellt, dass durch lange Beatmungszeiten und zu hohe Unterstützung der Spontanatmung das Zwerchfell atrophiert und eine aufwändige Entwöhnung notwendig macht. Auf der anderen Seite kann die Atemmuskulatur aufgrund erhöhter respiratorischer Last (Obstruktion, Restriktion) erschöpft und geschädigt werden (Fatigue). Manche Patienten neigen in bestimmten Situationen zu hohen eigenen Atemanstrengungen, die wiederum die Lunge schädigen können. In der letzten Zeit - wie auch zum Hintergrund der vorliegenden Erfindung aufgelistet - sind neue Systeme und Verfahren veröffentlicht worden, mittels derer die Atemmuskulatur stimuliert werden kann. Alle Muskeln können direkt durch Aktivierung der Muskelfasern oder der speisenden efferenten Nerven stimuliert werden. Beispielsweise können die Muskelfasern des Zwerchfells direkt transkutan stimuliert werden. Alternativ kann der Nervus Phrenicus, der für die Kontraktion des Zwerchfells verantwortlich ist, stimuliert werden. In beiden Fällen kommt es zur Aktivierung der Muskulatur und zu einer Kontraktion. Diese Verfahren haben zum Ziel, die Entwöhnung zu verbessern, den Abtransport von Sekret zu fördern und möglicherweise auch Beatmung oder Atemunterstützung zu vermeiden. Hierbei ist anders als bei der Beatmung oder unterstützten Spontanatmung eine Verabreichung eines Atemgases nicht nötig. Wie zum Hintergrund der vorliegenden Erfindung beschrieben, kann ein Fluss- und Drucksensor verwendet werden, um die Atemarbeit des Patienten zu bestimmen und die Stimulation so anzupassen, dass ein Zielkorridor erreicht wird. Allerdings gibt es keine informationstechnische Verbindung zu einem Beatmungsgerät. Parameter der Atemmechanik müssen dem graphischen User-Interface des Ventilators entnommen und in dem separaten Stimulator manuell eingegeben werden. Weiterhin kann man sich bei herkömmlichen Beatmungsgeräten auf die aus pneumatischen Signalen berechneten, angezeigten Werte der Atemmechanik nicht verlassen, solange der Patient stark spontan atmet. D.h., das ermittelte Maß der Atemarbeit ist nur ein grober Schätzwert. Es ist demnach bislang kein Verfahren bekannt, das adäquat die Beatmung und die Stimulation besonders mit Blick auf die zu leistende Atemarbeit adjustieren und koordinieren kann. Wie zum Hintergrund der vorliegenden Erfindung beschrieben, ist selbstverständlich und bekannt, dass Stimulation und Beatmung in ihrem grundlegenden Mechanismus koordiniert werden müssen. Es gibt bislang aber kein Verfahren, das den Grad der Unterstützung und der Stimulation vorgeben kann, z.B. abhängig von einem Therapieziel. Üblicherweise wird das für den Patienten notwendige Minutenvolumen sowie Schwellwerte und Grenzen der maschinellen Druckunterstützung (Trigger, Drücke, Frequenzen) eingestellt. Der zu leistende Anteil des Patienten kann dabei kaum festgelegt werden, da es bislang keine hinreichend präzise Möglichkeit zur Aufteilung der Atemarbeit zwischen Maschine und Patient gibt. Manuell koordinierte Abläufe, bei denen jeweils Atemmechanik-Parameter des verwendeten Beatmungsgerätes händisch übertragen und dann im Stimulator genutzt werden, ist praktisch nicht leistbar: Die Parameter ändern sich, z.B. nach Umlagerung des Patienten. Sie müssten also wiederholt eingegeben werden. Dazu sind sie sehr ungenau, solange im Beatmungsgerät nur pneumatische Signale für die Bestimmung der Parameter verwendet wurden. Wieviel der Patient tatsächlich leistet, ist also kaum bekannt, denn dafür wäre die Kenntnis des Beitrags des Patienten zum treibenden Druck (Pmus) oder Atemgasfluss (FlowMus) notwendig.
• Die DE 102019006480 beschreibt beispielsweise ein Verfahren, welches eine getrennte Schätzung dieser Atemarbeitsanteile mittels Elektromyographie der Atemmuskulatur erlauben.
• Die Elektromyografie (EMG) ist eine neurologische Untersuchung für Lebewesen, bei der die natürliche elektrische Aktivität eines Muskels gemessen wird. Elektromyographie (EMG) ermöglicht die Bestimmung derjenigen Kraft, mit der ein Muskel angespannt wird. Messungen an oberflächlichen Muskeln werden auch als sEMG bezeichnet. Die Elektrische Impedanzmyographie (EIM) ist eine nicht-invasive Technik zur Beurteilung der Muskelgesundheit, wobei mittels elektrische Impedanzmessungen die Eigenschaften einzelner Muskeln oder Muskelgruppen, bzw. auch die Muskelzusammensetzung und deren mikroskopische Strukturen untersucht werden können. Die Myomechanographie (MMG) ist ein Verfahren zur Erfassung elastischer, viskoser und plastischer Qualitäten von Muskeln. Der Parameter Pmus repräsentiert eine, von einem messtechnisch erfassten EMG- Signal (electromyogram), einem sEMG- Signal (Surface electro-myogram), einem EIM- Signal (Elektro-impedance-myogram) oder einem MMG- Signal (Mechano-myogram) abgeleitete Größe. Der Parameter Pmus indiziert dabei ein Druckniveau, welches aufgrund einer muskulären Atemanstrengung eines Patienten hervorgerufen worden ist. Dabei kann die Ursache der muskulären Atemanstrengung vom Patienten selbst in Form einer Spontanatemaktivität initiiert sein und/ oder mittels einer externen, beispielsweise elektrischen, magnetischen oder elektromagnetischen Stimulation hervorgerufen worden sein. Die muskuläre Atemanstrengung kann einerseits mittelbar von elektrischen, elektromagnetischen oder magnetischen Signalen abgeleitet werden. Muskuläre Atemanstrengung können auch unmittelbar messtechnisch als eine Druckdifferenz gegenüber einem Bezugsdruck, beispielsweise mittels einer Druckmessung am Thorax eines Patienten erfasst werden. Dabei kann als Bezugsdruck der Umgebungsdruck gewählt werden oder auch ein Druckniveau, welches von einem Beatmungsgerät bereitgestellt wird. Vom Beatmungsgeräten typischerweise bereitgestellte Druckniveaus sind beispielsweise ein Inspiratorisches Druckniveau, zumeist als inspiratorischer Druck oder Inspirationsdruck Pinsp bezeichnet, wie auch beispielsweise ein Exspiratorisches Druckniveau, zumeist als exspiratorischer Druck oder Exspirationsdruck Pexp bezeichnet, ein Sonderfall eines exspiratorischen Druckniveaus stellt der sogenannte PEEP (positive end expiratory pressure) dar, welcher ein Druckniveau beschreibt, welches am Ende der Ausatmung in den Atemwegen des Patienten als Druckdifferenz gegenüber dem Umgebungsdruck messtechnisch erfassbar ist. Sowohl der Inspirationsdruck Pinsp wie auch der Exspirationsdruck Pexp werden als Druckunterschied gegenüber dem Umgebungsdruck erfasst und zumeist in der Einheit mBar angegeben. Ein solcher Parameter Pmus kann auch als ein Atemmuskeldruck Pmus bezeichnet werden. In der Beschreibung und/oder den Patentansprüchen werden im Rahmen der vorliegenden Erfindung, bzw. Erfindungen die Begriffe „muskulärer Atemwegsdruck“, „Atemmuskeldruck“ mit Formulierungen, wie „Parameter Pmus“, „Druckparameter Pmus“, „Druckparameter oder Parameter P, Pmus, welcher einen Druck indiziert, welcher durch eine muskuläre Atemanstrengung eines Patienten verursacht worden ist“, „ein, durch eine Muskulatur eines Patienten aufgebrachter Atemdruck Pmus“ in einer gleichbedeutenden und gleichwirkenden Weise verwendet, sodass hinsichtlich des Begriffes wechselseitig Bezug genommen werden kann.
• Der Parameter Flowmus repräsentiert eine vom Parameter Pmus abgeleitete Größe. Höhere Frequenzen im Signalverlauf des Parameters Pmus können ein Maß für muskulär bedingte Anteile, Strömungsrichtung und Umkehr der Strömungsrichtung des Atemwegsflusses liefern. Die Hochpass-Filterung des Parameters Pmus kann dazu verwendet werden, den Parameter Flowmus zu ermitteln. Mit dem Begriff Atemwegsfluss werden Durchflussmengen bezeichnet, welche als Volumina während Einatemphasen in den Patienten hineinströmen, d.h. eingeatmet oder während Ausatemphasen aus dem Patienten herausströmen, d.h. ausgeatmet werden. Der Parameter Flowmus indiziert dabei eine Durchflussmenge mit einer Strömungsrichtung, wobei die Ursache des Durchflusses auf einer muskulären Atemanstrengung eines Patienten beruht. Dabei kann die Ursache der muskulären Atemanstrengung vom Patienten selbst in Form einer Spontanatemaktivität initiiert sein und/ oder mittels einer externen, beispielsweise elektrischen, magnetischen oder elektromagnetischen Stimulation hervorgerufen worden sein. Ein solcher Parameter Flowmus kann auch als ein muskulärer Atemwegsfluss oder auch als ein Atemmuskelflow Flowmus bezeichnet werden. Die Signalverarbeitung mit Hochpass-Signalfilterung des Signalverlaufs des Parameters Pmus ermöglicht es, muskulärbedingte Atemphasenwechsel und Zeitpunkte im Parameter Flowmus zu bestimmen finden, zu denen eine Umkehr des Vorzeichens des Parameters Flowmus gegeben ist. Die Umkehr des Vorzeichens des Parameters Flowmus indiziert dabei Zeitpunkte, zu denen ein Atemphasenwechsel zwischen Einatemphasen (Inspiration) und Ausatemphasen (Exspiration) gegeben ist, welche auf muskulären Atemanstrengungen des Patienten beruhen. In der Beschreibung und/oder den Patentansprüchen werden im Rahmen der vorliegenden Erfindung, bzw. Erfindungen die Begriffe „muskulärer Atemwegsflow“, „Atemmuskelflow“ mit Formulierungen, wie „Parameter Flowmus“, „Durchflussparameter Flowmus“, „Durchflussparameter oder Parameter Flow, Flowmus, welcher einen Druck indiziert, welcher durch eine muskuläre Atemanstrengung eines Patienten verursacht worden ist“, „ein, durch eine Muskulatur eines Patienten erbrachte Durchflussmenge Flowmus“ in einer gleichbedeutenden und gleichwirkenden Weise verwendet, sodass hinsichtlich des Begriffes wechselseitig Bezug genommen werden kann. Die nachfolgende Auflistung dient der Klarstellung einiger im Rahmen dieser Anmeldung verwendeter Begriffe:
• • Unter einem Atemwegsdruck wird im Sinne der vorliegenden Erfindung ein Druck oder ein Druckniveau - zumeist und üblicherweise oberhalb des Umgebungsdrucks - in den Atemwegen, in Lunge, Luftröhre (Trachea) eines Lebewesens verstanden.
• • Unter einem muskulären Atemwegsdruck oder einem Atemmuskeldruck wird im Sinne der vorliegenden Erfindung ein, durch eine Muskulatur aufgebrachter Atemdruck ein Anteil am Atemwegsdruck, insbesondere auf Basis - spontaner oder stimulierter - muskulärer Aktivität der Atemmuskulatur und/ oder muskulärer Aktivität der Atem- Hilfsmuskulatur des Lebewesens verstanden.
• • Unter einem Atemwegsfluss oder einem Atemgasfluss wird im Sinne der vorliegenden Erfindung jegliche Bewegung von Mengen an Atemgas als Menge an Einatemgasen hin zu einem und in ein Lebewesen, wie auch aus und von einem Lebewesen als Menge an Ausatemgasen verstanden.
• • Unter einem muskulären Atemwegsfluss (oder einem Atemmuskelfluss) wird im Sinne der vorliegenden Erfindung jegliche Bewegung von Mengen an Atemgas als Menge an Einatemgasen hin zu einem und in ein Lebewesen, wie auch aus und von einem Lebewesen als Menge an Ausatemgasen auf Basis - spontaner oder stimulierter - muskulärer Aktivität der Atemmuskulatur und/ oder muskulärer Aktivität der Atem- Hilfsmuskulatur des Lebewesens verstanden.
• Die Begriffe muskulärer Atemwegsdruck und Atemmuskeldruck werden im Rahmen der vorliegenden Erfindung synonym verwendet.
  Die Begriffe muskulärer Atemwegsfluss und Atemmuskelfluss werden im Rahmen der vorliegenden Erfindung synonym verwendet.
• Bei Verfahren mit „Neurally Adjusted Ventilatory Assist“ (NAVA), wie z. B. beschrieben in: Sinderby et al. „ls one fixed level of assist sufficient to mechanically ventilate spontaneously breathing patients?“, Yearbook of intensive care and emergency medicine, 2007,
  wie auch Sinderby et al.: „Neural ontrol of mechanically ventilation in respiratory failure“, Nature Medicine 1999;
  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.
• Aus der 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) mittels einer „closed-loop“-Regelung konstant gehalten werden soll.
• Aus der US 2009 159 082 AA, bzw. DE 10 2007 062 214 B3 - auf deren Ausführungen in Beschreibung und Figuren in dieser Anmeldung ausdrücklich auch hinsichtlich der Offenbarung zu Begriffen wie „Muskulatur“, „Atemmuskulatur“ „muskulärer Atemwegsdruck“, „Atemmuskeldruck“ „Parameter Pmus“, „Druckparameter Pmus“, „Druckparameter oder Parameter Pmus, welcher einen Druck indiziert, welcher durch eine muskuläre Atemanstrengung eines Patienten verursacht worden ist“ ein Bezug genommen werden soll- ergeben sich Varianten, wie der Druckparameter Pmus, bzw. der „muskuläre Atemwegsdruck“ oder Atemmuskeldruck Pmus , p_mus(t) beispielsweise ermittelt werden kann.
  Der Atemmuskeldruck p_mus(t) kann beispielsweise auf folgende Weise bestimmt werden:
1. a) Berechnung 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).
2. b) Bestimmung durch Gleichsetzung mit dem, während einer Okklusion gemessenen negativen Atemwegsdruck -P_okkl(t), wobei die lungenmechanischen Parameter R und E entweder auch berechnet werden oder vorgegeben sind.
3. c) Bestimmung mittels eines Ösophagus-Katheters, welcher mit Drucksensoren zur Messung des intrathorakalen Drucks Pes(t) ausgestattet ist. Der Ösophagus-Katheters kann optional zur Messung des abdominalen Drucks P_abd(t) ausgestattet sein und verwendet werden.
4. d) Bestimmung mittels einer Anordnung von Oberflächenelektroden oder Sensoren, welche am Thorax angeordnet elektromyografisch oder mechanomyographisch elektrische Signale liefern, die mittels geeigneter Zuordnungsvorschriften, Tabelle , Funktionen oder Konvertierungsparameter, beispielsweise der sogenannten „neuromechanical efficiency“ , bzw. „neuromuscular efficiency“ (NME) zum Atemmuskeldruck P_mus(t), bzw. mittels der sogenannten „neuroventilatory efficiency“ (NVE) entsprechend auch zu einem Volumen V_mus(t) in Beziehung gesetzt werden können.
5. e) Bestimmung mittels einer mit Elektroden bestückten Magensonde, welche elektrische Signale liefern, die mittels geeigneter Zuordnungsvorschriften, Tabellen, Funktionen oder Konvertierungsparameter zum Atemmuskeldruck P_mus(t) in Beziehung gesetzt werden können.
• Die in a) bis e) angeführten Varianten der Bestimmung von P_mus(t), bzw. Pmus und die entsprechend zu deren Umsetzung in einer Vorrichtung, einem System oder Verfahren erforderlichen weiteren Komponenten, wie Sensoren, Elektroden, Oberflächenelektroden, Drucksensoren, Durchflusssensoren, Magensonde, Ösophagus-Katheter ergeben sich jeweils entsprechend der Variante. Das Atemaktivitätssignal u_emg(t) kann mittels einer vorbestimmten Transformationsvorschrift einer Transformation in ein Drucksignal p_emg(u_emg(t)) unterzogen werden. Die Transformationsvorschrift kann durch lineare oder nichtlineare Regression zwischen u_emg(t) und P_mus(t) ermittelt werden oder auch mit anderen Verfahrensweisen, wie z. B. mit neuronalen Netzen, maschinellem Lernen, oder einfacher Skalierung. Beispielhaft kann zur Bestimmung der Regressionskoeffizienten für die gesuchte Transformationsvorschrift folgende lineare Regressionsgleichung P_mus(t) = a₀ + a₁*u_emg(t) + a₂*u² _emg(t) + a3*u³ _emg(t) + (t) dienen womit schließlich ein transformierte p_emg(t)-Signal für die weitere Verwendung, beispielsweise zur Beatmungssteuerung und/ oder zur Stimulation vorliegt.
• Der sogenannte „intrinsic PEEP“ oder Auto PEEP (iPEEP) ist der treibende Druck, der nötig ist, um im Rahmen von Dynamic Hyperinflation aufgebautes Volumen (sog. „trapped volume“) zum Ende der Exspiration auszuatmen. Als Ursachen gelten beeinträchtigte Lungenmechanik (z.B. exspiratorische Atemwegsflussbegrenzung), gestörte Spontanatmung oder Fehleinstellung der maschinellen Beatmung. So ist der iPEEP ein wichtiger diagnostischer Parameter für Patienten mit Obstruktionen, z.B. infolge von COPD (englisch chronic obstructive pulmonary disease). In der Therapie wird versucht, den iPEEP selbst oder dessen Wirkung zu reduzieren (z.B. durch Anpassung des externen PEEP bzw. CPAP-Levels (von englisch continuous positive airway pressure)). Damit soll die dynamische Hyperinflation (Dynamic Hyperinflation) und Überblähung verringert werden. Durch die Verschiebung des Arbeitspunktes der Druck-Volumen-Kurve in den linearen Bereich der Compliance (Dehnbarkeit der Lunge) wird eine Erhöhung der Atemarbeit verhindert. Gleichzeitig können die Muskelfasern des Zwerchfells effizienter kontrahieren. Schließlich kann damit der Vorteil erzielt werden, einer drohenden Erschöpfung spontanatmender Patienten entgegen zu wirken. Üblicherweise gibt es zwei Szenarien für die Bestimmung des iPEEP. Bei passiven beatmeten Patienten wird der (statische, static) iPEEP mittels end-exspiratorischer Okklusion bestimmt, wobei der nachfolgende Druckanstieg erfasst wird. Der Druckanstieg entspricht dem Druck, den das „aufgestaute“ nicht ausgeatmete Volumen bei einer entspannten Atemmuskulatur bzw. Brustwand ausübt. Herkömmliche Beatmungsgeräte haben eine Funktion für end-exspiratorische Okklusionen, sodass die Vermessung des iPEEP möglich ist. Allerdings ist eine manuelle Intervention (nämlich die Auslösung der Okklusion) notwendig. Weiterhin kann die Beatmung z.B. durch Veränderung des I:E-Verhältnisses (Verhältnis von Inspirationszeit zu Exspirationszeit) leicht angepasst werden, um den iPEEP zu verringern. Spontanatmende Patienten, insbesondere Patienten mit COPD, leiden erheblich unter iPEEP. Er behindert die spontane Atmung, da wegen der Vorspannung (Recoil, Rückstellkraft) eine erhebliche Atemanstrengung nötig ist, um überhaupt den exspiratorischen Fluss, auch „Flow“, zu stoppen (zu Null zu bekommen), ist doch die Überschreitung der Null-Linie für die übliche pneumatische Triggerung von Atemhüben notwendig. Spontanatmende Patienten tolerieren zumeist allerdings end-exspiratorische Okklusionen kaum, zumal für valide Ergebnisse, die Okklusion ausreichend lang durchgeführt werden muss, bis der Patient seine Muskulatur entspannt. Dies mag nicht in allen Situationen möglich sein. Eine Sedierungsgabe lediglich zum Zweck der Bestimmung des iPEEP ist wohl nur in seltenen Fällen zu rechtfertigen. Außerdem ist die Reduktion des iPEEP nach einmaliger Messung nicht so einfach zu bewerkstelligen, da Atemantrieb und -rhythmus des Patienten berücksichtigt werden müssen, d.h. das Okklusionsmanöver müsste wiederholt werden. Bei spontanatmenden Patienten kann der (Dynamic) iPEEP besser durch Differenzbildung des Ösophagusdrucks zu zwei Zeitpunkten bestimmt werden:
• - Der erste Zeitpunkt ist der Beginn der Einatmungsanstrengung,
• - der zweite Zeitpunkt ist der Moment, in dem der Fluss die Null-Linie durchschreitet.
• Allerdings erfordert diese Messung das (invasive und schwierige) Legen eines Ösophagusdruck-Katheters, was normalerweise mit dem klinischen Alltag nicht in Einklang zu bringen ist. Nur wenn der Katheter korrekt platziert ist, können sinnvolle Werte des Ösophagusdrucks gemessen werden. Die beschriebenen Verfahren sind für spontan atmende Patienten nachteilig, da entweder end-exspiratorische Okklusionen in Verbindung mit Sedierung ggf. wiederholt durchgeführt werden müssen oder eine invasive und schwierige Messung des Ösophagusdrucks nötig ist.
• Aus dem Stand der sind sogenannte p0.1- Manöver in Verbindung mit einer Ultraschall- Diagnostik bekannt, um eine invasive Ösopagusdruckmessung zu vermeiden.
• Weitere Besonderheiten zur Verwendung von Ultraschall- Diagnostik, siehe auch beispielsweise Bernardi E. et. al. „A New Ultrasound Method for Estimating Dynamic Intrinsic Positive Airway Pressure: A ProspectiveClinical Trial“, AJRCCM, 2018, wie auch Pisani L. et. al. „Noninvasive detection of positive end-expiratory pressure in COPD patients recovering from acute respiratory failure“, European Respiratory Journal 2016. Ein solches Ultraschall-Verfahren erfordert allerdings viel Erfahrung und steht am Krankenbett oft nicht zu Verfügung.
• Das Dokument Bellani, G. et. al. „Clinical Assessment of Auto-positive End-expiratory Pressure by Diaphragmatic Electrical Activity during Pressure Support and Neurally Adjusted Ventilatory Assist“, Anesthesiology 2014, beschreibt ein Verfahren im Rahmen einer klinischen Studie. Dabei wird das elektrische Aktivitätssignal EAdi des kruralen Zwerchfelllappens verwendet, welches invasiv über einen mit Elektroden bestückten Ösophaguskatheter (Maquet NAVA) erfasst wird. Für die Bestimmung des Dynamic Intrinisic PEEP wird zu Beginn des inspiratorischen Flusses das EAdi-Signal abgelesen und mit einem Faktor multipliziert. Nachteilig ist die Notwendigkeit eines invasiven Ösophaguskatheters zur Ableitung des Aktivitätssignals EAdi und die Durchführung von unangenehmen end-exspiratorischen Okklusionen zur Bestimmung des Faktors.
• Im Folgenden werden folgende Bezeichnungen verwendet, wobei die nachfolgenden Variablen zeitlich veränderlich sind, wie in der nachfolgenden Tabelle 1 gezeigt: Tabelle 1

  Volges, Vol'ges	das gesamte Volumen bzw. der gesamte Volumenfluss, der vom Beatmungsgerät zum Patienten oder umgekehrt fließt
  Volmus, Vol'mus	das Volumen bzw. der Volumenfluss, den der Patient mit seiner Atmungsmuskulatur erzielt, in der Regel nicht direkt messbar
  Volvent, Vol'vent	das Volumen bzw. der Volumenflusses, den das Beatmungsgerät erzielt
  Paw	der am Beatmungsgerät anliegende Druck
  Pdrv	der gesamte auf die Lunge einwirkende Druck (driving pressure)
  Pvent	der vom Beatmungsgerät erzeugte Druck
  Pmus	der Druck, den der Patient mit seiner Atmungsmuskulatur erzeugt
  R, E	Widerstand (Resistance) bzw. Elastizität des respiratorischen Systems bestehend aus der Lunge und den Brustkorb
  PEEP	endexspiratorischer Druck,
  iPEEP	intrinsischer endexspiratorischer Druck, der nach einem Atemzug in der Lunge verbleibt
  τ, tau	respiratorische Zeitkonstante des respiratorischen Systems, welches als lineares System aufgefasst wird
  s	die Frequenz (komplexe Zahl)

• Davon ausgehend ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ein verbessertes Konzept zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck in der Lunge eines Patienten zu schaffen.
• Die Aufgabe wird gelöst gemäß den Gegenständen der anhängigen unabhängigen Ansprüche.
• Die Aufgabe wird insbesondere gelöst durch eine Vorrichtung mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1.
• Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen und werden in der folgenden Beschreibung unter teilweiser Bezugnahme auf die Figuren näher erläutert.
• Ausführungsbeispiele basierend auf dem Kerngedanken, dass sich die o.g. Nachteile vermeiden lassen, wenn statt der invasiven Messung des Ösophagusdrucks oder der elektrischen Zwerchfellaktivität eine nicht-invasive kontinuierliche Pmus-Schätzung verwendet wird. Wie in DE 10 2007 062 214B3 beschrieben, kann Pmus beispielsweise in Verbindung mit der Messung des respiratorischen Oberflächen-Elektromyogramms (sEMG) kontinuierlich geschätzt werden. Der Ösophagusdruck, Pes, und der Atemmuskeldruck, Pmus, sind über die Gleichung $$\text{Pes}=\text{Ecw}\cdot \text{V}-\text{Pmus}$$

  

  miteinander verknüpft (Ecw ist die Rückstellkraft/Elastizität des Brustkorbs (chestwall)). Zum Anfang eines Atemzugs ist das akkumulierte Volumen noch Null, sodass Pes und Pmus (abgesehen vom Vorzeichen) identisch sind. Statt nun den Ösophagusdruck für die Differenzbildung heranzuziehen, kann das geschätzte Pmus verwendet werden. Als Zeitpunkte werden beispielsweise der Beginn der Atemanstrengung (tA) und der Moment, in dem der Flow die Null-Linie durchschreitet (tB), gewählt. Letzterer ist (beispielsweise auch im Beatmungsgerät) bekannt. Um den Zeitpunkt für den Beginn der Atemanstrengung zu bestimmen, kann z.B. der Nulldurchgang des Anteils des Flow-Signals verwendet werden, der von der Spontanatmung herrührt, V'mus. Alternativ kann er mittels Schwellwertdurchschreitung eines beliebigen Atemanstrengungssignals (z.B. des Pmus) ermittelt werden. Der Intrinsic PEEP ergibt sich beispielsweise damit zu $$\text{iPEEP}=\Delta \text{Pmus}=\text{Pmus}\left(\text{tB}\right)-\text{Pmus}\left(\text{tA}\right)$$

  
• Da eine Wiederholung dieser Messung und Berechnung im Gegensatz zur Durchführung von längeren Okklusionen nicht nachteilig ist, kann ein verbesserter Wert des iPEEP durch Mittelung von mehr als einer Messung, ggf. bei einer Vielzahl von Atemzügen, erzielt werden. Ausführungsbeispiele schaffen daher ein Verfahren zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten. Das Verfahren umfasst ein Bestimmen , bzw. eine Bestimmung einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt oder beginnt. Das Verfahren umfasst weiter ein Bestimmen einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt. Das Verfahren umfasst darüber hinaus ein Ermitteln des Maßes, bzw. eine Ermittlung des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information. Ausführungsbeispiele können so eine Bestimmung des iPEEP aus dem aufgebrachten Atemdruck erlauben. Das Ermitteln kann ein Bestimmen eines Maßes für eine Differenz oder eine gewichtete Differenz zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen. Damit kann eine effiziente Grundlage zur Bestimmung des iPEEP bereitgestellt werden. Ergänzend oder alternativ kann das Ermitteln ein Bestimmen eines Maßes für einen Quotienten oder einen gewichteten Quotienten zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen. Auch die Betrachtung eines Quotienten kann zu einer effektiven Bestimmung des iPEEP beitragen. Das Ermitteln kann darüber hinaus ein Mitteln, ein Sortieren und/oder ein Bewerten von Druckmesswerten aus mehreren Atemphasen umfassen, beispielsweise, um eine Schätzung des Atemmuskeldrucks robuster zu machen.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann das Bestimmen der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals umfassen. Ein elektromyographisches Signal kann eine robuste und nicht-invasiv erfasste Grundlage zur Schätzung des Atemmuskeldruckes bilden.
• Beispielsweise kann das Bestimmen der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines an dem Patienten erzeugten Atemwegsdruckes Paw, eines Atemvolumens V und eines Atemvolumenstroms V` umfassen. Diese Größen können zu einer effektiven oder robusten Schätzung beitragen und beispielsweise pneumatisch erfasst werden.
• In manchen Ausführungsbeispielen kann das Verfahren auch ein Empfangen von Information über den erzeugten Atemwegsdruck Paw, das Atemvolumen V und den Atemvolumenstrom V' von einem den Patienten beatmenden Beatmungssystem umfassen. Es können damit auch pneumatische Signale oder pneumatisch erfasste Signale (Drucksensoren) in die Schätzung mit einfließen.
• Das Bestimmen der ersten Information kann ein Schätzen des ersten Zeitpunkts, tA, anhand eines Einsetzens eines durch die Muskulatur des Patienten bedingten Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen. Der Verlauf oder das Einsetzen des Atemgasflusses kann eine effektive Grundlage zur Schätzung des ersten Zeitpunktes bilden.
• Beispielsweise kann das Bestimmen der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Schwellwertdurchschreitung eines Atemanstrengungssignals des Patienten umfassen. Eine Schwellwertdurchschreitung kann aufwandgünstig implementiert und detektiert werden.
• Das Bestimmen der ersten Information kann auch ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Einsetzung einer Spontanatmung des Patienten umfassen. Ein Einsetzen der Spontanatmung kann beispielsweise aus einem Aktivierungssignal der Atemmuskeln bestimmt werden.
• Ergänzend oder alternativ kann das Bestimmen der zweiten Information ein Schätzen des zweiten Zeitpunktes anhand eines Einsetzens eines Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen. Auch ist der Verlauf oder das Einsetzen des Atemgasverlaufes ein effektives Maß oder eine effektive Grundlage zur Schätzung des zweiten Zeitpunktes, tB.
• Das Verfahren kann darüber hinaus ein Mitteln, ein Glätten, eine Ausreißer-Unterdrückung oder ein Bestimmen eines Medians mehrerer zeitlich aufeinanderfolgend bestimmter Maße für den iPEEP, um ein verbessertes Maß für den iPEEP zu erhalten, umfassen. Ausführungsbeispiele können so ein verlässlicheres Maß für den iPEEP bestimmen.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann das Verfahren ein Kalibrieren des Ermittelns des Maßes für den iPEEP basierend auf einer Messung einer Beatmungsvorrichtung während einer Okklusion umfassen. Ein Kalibrieren kann zu einem Ermitteln eines zuverlässigeren Maßes für den iPEEP beitragen.
• Ein weiteres Ausführungsbeispiel ist ein Computerprogramm mit einem Programmcode zur Durchführung eines der hierin beschriebenen Verfahren, wenn der Programmcode auf einem Computer, einem Prozessor oder einer programmierbaren Hardwarekomponente ausgeführt wird.
• Ausführungsbeispiele schaffen darüber hinaus eine Vorrichtung für eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten. Die Vorrichtung umfasst ein oder mehrere Schnittstellen, die zum Informationsaustausch mit der Beatmungsvorrichtung ausgebildet sind. Die Vorrichtung umfasst darüber hinaus eine Kontrolleinheit, die ausgebildet ist, zum Bestimmen einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt oder beginnt. Die Kontrolleinheit ist ausgebildet zum Bestimmen einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt. Darüber hinaus ist die Kontrolleinheit ausgebildet zum Ermitteln des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information. Ausführungsbeispiele können so auch eine Vorrichtung zur Bestimmung des iPEEP aus dem aufgebrachten Atemdruck bereitstellen.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann die Vorrichtung ein oder mehrere Sensoren zur Erfassung von Messwerten während einer Beatmung eines Patienten umfassen. Beispielsweise kann die Vorrichtung zur Erfassung von Druckmesswerten oder Druckmesssignalen während einer Beatmung eines Patienten ausgebildet sein.
• In Ausführungsbeispielen kann die Kontrolleinheit zur Durchführung eines der bereits erläuterten Verfahren oder von Verfahrensschritten ausgebildet sein. So kann das Ermitteln ein Bestimmen eines Maßes für eine Differenz oder eine gewichtete Differenz zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen. Ergänzend oder alternativ kann das Ermitteln ein Bestimmen eines Maßes für einen Quotienten oder einen gewichteten Quotienten zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen. Das Ermitteln kann auch ein Mitteln, ein Sortieren und/oder ein Bewerten von Druckmesswerten aus mehreren Atemphasen umfasst.
• Die Kontrolleinheit kann ausgebildet sein, um das Bestimmen der ersten Information und der zweiten Information auf der Grundlage eines Schätzens des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals durchzuführen. Das Bestimmen der ersten Information und der zweiten Information kann ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines an dem Patienten erzeugten Atemwegsdruckes Paw, eines Atemvolumens V und eines Atemvolumenstroms V` umfassen.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um Information über den erzeugten Atemwegsdruck Paw, das Atemvolumen V und/oder den Atemvolumenstrom V' von einer, den Patienten aktuell beatmenden Beatmungsvorrichtung zu empfangen.
• In manchen Ausführungsbeispielen kann das Bestimmen der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand eines Einsetzens eines durch die Muskulatur des Patienten bedingten Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen. Ergänzend oder alternativ kann das Bestimmen der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Schwellenwertdurchschreitung eines Atemanstrengungssignals des Patienten umfassen.
• Das Bestimmen der ersten Information kann ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Einsetzung einer Spontanatmung des Patienten umfassen. Das Bestimmen der zweiten Information kann ein Schätzen des zweiten Zeitpunktes, tB, anhand eines Einsetzens eines Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um mehrere zeitlich aufeinanderfolgend bestimmte Maße für den iPEEP zu mitteln, zu glätten, Ausreißer zu unterdrücken oder einen Median daraus zu bestimmen, um ein verbessertes Maß für den iPEEP zu erhalten. Die Kontrolleinheit kann ausgebildet sein, um das Ermitteln des Maßes für den iPEEP basierend auf einer Messung der Beatmungsvorrichtung während einer Okklusion zu kalibrieren.
• Eine erfindungsgemäße Ausführungsform zeigt eine Vorrichtung für eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten, mit ein oder mehreren Schnittstellen, die zum Informationsaustausch mit der Beatmungsvorrichtung ausgebildet sind und einer Kontrolleinheit, die ausgebildet ist,
• - zu einem Bestimmen einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt,
• - zu einem Bestimmen einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt,
• - zu einem Ermitteln des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Vorrichtung ein oder mehrere Sensoren zur Erfassung von Messwerten während einer Beatmung eines Patienten umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform kann die Vorrichtung zu einer Erfassung von Druckmesswerten oder Druckmesssignalen während einer Beatmung eines Patienten ausgebildet sein.
• In einer bevorzugten Ausführungsform kann das Ermitteln ein Bestimmen eines Maßes
• - für eine Differenz oder eine gewichtete Differenz zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB), und/oder ein Bestimmen eines Maßes
• - für einen Quotienten oder einen gewichteten Quotienten zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB)
umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung das Ermitteln ein Mitteln, ein Sortieren und/oder ein Bewerten von Druckmesswerten aus mehreren Atemphasen umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann das Bestimmen der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage
• - eines elektromyographischen Signals und/oder ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage und/ oder auf der Grundlage
• - eines an dem Patienten erzeugten Atemwegsdruckes Paw, eines Atemvolumens V und eines Atemvolumenstroms V`
umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um Informationen über den erzeugten Atemwegsdruck Paw, das Atemvolumen V und den Atemvolumenstrom V' von der den Patienten beatmenden Beatmungsvorrichtung zu empfangen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann das Bestimmen der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes anhand eines Einsetzens eines durch die Muskulatur des Patienten bedingten Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung das Bestimmen der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes
• - anhand einer Schwellwertdurchschreitung eines Atemanstrengungssignals des Patienten, und/ oder ein Schätzen des ersten Zeitpunktes
• - anhand einer Einsetzung einer Spontanatmung des Patienten,
umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann das Bestimmen der zweiten Information ein Schätzen des zweiten Zeitpunktes anhand eines Einsetzens eines Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um mehrere zeitlich aufeinanderfolgend bestimmte Maße für den iPEEP zu mitteln, zu glätten, Ausreißer zu unterdrücken oder einen Median daraus zu bestimmen, um ein verbessertes Maß für den iPEEP zu erhalten. Ausreißer sind beispielsweise Messwerte oder Werte, welche durch, den Messwerten überlagerte Störungen von einer, über einen längeren Beobachtungszeitraum betachteten der Grundgesamtheit von Werten oder Messwerten abweichende Werte aufweisen. Wenn diese Abweichung signifikant gegenüber der Grundgesamtheit von Werten oder Messwerten ausgebildet ist, können solche Ausreißer mittels Signal-/ oder Datenverarbeitung identifiziert und unterdrückt werden.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, das Ermitteln des Maßes für den iPEEP basierend auf einer Messung der Beatmungsvorrichtung während einer Okklusion zu kalibrieren.
• Eine bevorzugte Ausführungsform kann eine Beatmungsvorrichtung mit einer Vorrichtung basierend auf den zuvor beschrieben Ausführungsformen ausbilden.
• Eine bevorzugte Ausführungsform kann durch ein Verfahren zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten,
• - mit einem Bestimmen einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt,
• - mit einem Bestimmen einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt,
• - mit einem Ermitteln des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information,
gebildet werden.
• Eine bevorzugte Ausführungsform kann durch ein Computerprogramm mit einem Programmcode zur Durchführung des Verfahrens gebildet werden, wenn der Programmcode auf einem Computer, einem Prozessor oder einer programmierbaren Hardwarekomponente ausgeführt wird.
• Einige Beispiele von Vorrichtungen und/oder Verfahren werden nachfolgend bezugnehmend auf die beiliegenden Figuren näher erläutert. Es zeigen:
• 1 ein Ausführungsbeispiel eines Verfahrens zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten;
• 2 Blockdiagramme eines Ausführungsbeispiels einer Vorrichtung für eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten, und eines Ausführungsbeispiels einer Beatmungsvorrichtung;
• 3 eine Übersichtsfigur zur Beatmung eines Patienten und zur Erfassung eines elektromyografischen Signals;
• 4 einen zeitlichen Verlauf eines von einem Beatmungsgerät erzeugten Druckes, einen Volumenfluss zwischen Beatmungsgerät und Patient, und einen Verlauf von eigenen Atemanstrengungen eines Patienten;
• 5 einen zeitlichen Verlauf eines Volumenflusses Vol' und einen zeitlichen Verlauf eines Atemwegdruckes Paw in einem Ausführungsbeispiel;
• 6 Signalverläufe eines EMG-Signals, eines Atemmuskeldruckes, eines Atemwegdruckes und eines Volumenflusses in einem Ausführungsbeispiel;
• 7 Signalverläufe eines sEMG-Signals, eines Volumenflusses Vol' und eines vom Patienten muskulär erzeugten Volumenflusses, Vol'mus, in einem Ausführungsbeispiel; und
• 8 Signalverläufe eines Volumenflusses Flow, eines Atemwegsdruckes Paw, eines Speiseröhrendruckes Pes und eines gastralen Druckes Pga.
• Verschiedene Beispiele werden nun ausführlicher Bezug nehmend auf die beiliegenden Figuren beschrieben. In den Figuren können die Stärken von Linien, Schichten und/oder Bereichen zur Verdeutlichung übertrieben sein.
• Weitere Beispiele können Modifikationen, Entsprechungen und Alternativen abdecken, die in den Rahmen der Offenbarung fallen. Gleiche oder ähnliche Bezugszeichen beziehen sich in der gesamten Beschreibung der Figuren auf gleiche oder ähnliche Elemente, die bei einem Vergleich miteinander identisch oder in modifizierter Form implementiert sein können, während sie die gleiche oder eine ähnliche Funktion bereitstellen.
• Es versteht sich, dass, wenn ein Element als mit einem anderen Element „verbunden“ oder „gekoppelt“ bezeichnet wird, die Elemente direkt, oder über ein oder mehrere Zwischenelemente, verbunden oder gekoppelt sein können. Wenn zwei Elemente A und B unter Verwendung eines „oder“ kombiniert werden, ist dies so zu verstehen, dass alle möglichen Kombinationen offenbart sind, d. h. nur A, nur B sowie A und B, sofern nicht explizit oder implizit anders definiert. Eine alternative Formulierung für die gleichen Kombinationen ist „zumindest eines von A und B“ oder „A und/oder B“. Das Gleiche gilt, mutatis mutandis, für Kombinationen von mehr als zwei Elementen.
• 1 zeigt ein Ausführungsbeispiel eines Verfahrens 10 zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten. Das Verfahren umfasst ein Bestimmen 12 einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt oder beginnt. Das Verfahren umfasst weiter ein Bestimmen 14 einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt. Das Verfahren umfasst ein Ermitteln 16 des Maßes für den iPEEP, bzw. eine Ermittlung des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information.
• 2 zeigt Blockdiagramme eines Ausführungsbeispiels einer Vorrichtung 20 für eine Beatmungsvorrichtung 200 und zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten, und eines Ausführungsbeispiels einer Beatmungsvorrichtung 200. Die Vorrichtung 20 umfasst ein oder mehreren Schnittstellen 22, die zum Informationsaustausch mit der Beatmungsvorrichtung 200 ausgebildet sind und die mit einer von der Vorrichtung 20 ebenfalls umfassten Kontrolleinheit 24 gekoppelt sind. Die Kontrolleinheit 24 ist ausgebildet zum Bestimmen 12 einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt oder beginnt und zum Bestimmen 14 einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt. Die Kontrolleinheit 24 ist ausgebildet zum Ermitteln 16 des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information. 2 illustriert darüber hinaus ein Ausführungsbeispiel einer Beatmungsvorrichtung 200 mit einer Vorrichtung 20. Darüber hinaus kann die Vorrichtung 20 ein oder mehrere Sensoren (z.B. Drucksensoren, Dehnungssensoren, elektrische Sensoren, usw.) zur Erfassung von Messwerten während einer Beatmung eines Patienten umfassen. Beispielsweise kann die Vorrichtung 20 zur Erfassung von Druckmesswerten oder Druckmesssignalen während einer Beatmung eines Patienten ausgebildet sein.
  Die Vorrichtung 20 umfasst eine oder mehrere Schnittstellen 22, die mit der Kontrolleinheit 24 gekoppelt sind. Die eine oder mehrere Schnittstellen 22 können beispielsweise in Form einer Maschinenschnittstelle oder in Form einer Softwareschnittstelle ausgebildet sein.
  Die eine oder mehrere Schnittstellen 22 können in Ausführungsbeispielen als typische Schnittstelle(n) zur Kommunikation in Netzwerken oder zwischen Netzwerkkomponenten oder medizinischen Geräten, z.B. Beatmungsgeräten, Sensor- oder Messeinheiten, Stimulatoren, usw., ausgebildet sein. Beispielsweise können diese in Ausführungsbeispielen durch entsprechende Kontakte ausgebildet sein. Sie kann in Ausführungsbeispielen auch als separate Hardware ausgeführt sein und einen Speicher umfassen, der die zu sendenden oder die empfangenen Signale zumindest vorübergehend speichert. Die eine oder mehrere Schnittstellen 22 können zum Empfang von elektrischen Signalen ausgebildet sein, zum Beispiel als Busschnittstelle, als optische Schnittstelle, als Ethernet-Schnittstelle, als Funkschnittstelle, als Feldbusschnittstelle, usw. Sie kann darüber hinaus in Ausführungsbeispielen zur Funkübertragung ausgebildet sein und ein Radio-Frontend sowie zugehörige Antennen umfassen. Über die ein oder mehreren Schnittstellen 22 können auch Ein- und/oder Ausgabegeräte, wie beispielsweise Bildschirm, Tastatur, Maus, angeschlossen werden, um Benutzereingaben zu erfassen und/oder Ausgaben zu ermöglichen.
  Die Kontrolleinheit 24 kann in Ausführungsbeispielen ein oder mehrere beliebige Kontroller, Mikrokontroller, Netzwerkprozessoren, Prozessorkerne, wie Digitale Signal Prozessorkerne (DSPs), programmierbare Hardwarekomponenten, usw. umfassen. Ausführungsbeispiele sind dabei nicht auf einen bestimmten Typ von Prozessorkern eingeschränkt. Es sind beliebige Prozessorkerne oder auch mehrere Prozessorkerne oder Mikrokontroller zur Implementierung einer Kontrolleinheit 24 denkbar. Es sind auch Implementierungen in integrierter Form mit anderen Vorrichtungen denkbar, beispielsweise in einer Steuereinheit die zusätzlich noch ein oder mehrere andere Funktionen umfasst. In Ausführungsbeispielen kann eine Kontrolleinheit 24 durch einen Prozessorkern, einen Computerprozessorkern (CPU = Central Processing Unit), einen Grafikprozessorkern (GPU = Graphics Processing Unit), einen anwendungsspezifischen integrierten Schaltkreiskern (ASIC = Application-Specific Integrated Circuit), einen integrierten Schaltkreis (IC = Integrated Circuit), ein Ein-Chip-Systemkern (SOC = System on Chip), ein programmierbares Logikelement oder ein feldprogrammierbares Gatterarray mit einem Mikroprozessor (FPGA = Field Programmable Gate Array) als Kern des Bausteins oder der Bausteine realisiert sein.
• Die vorliegende Beschreibung verwendet folgende Begriffe und Begriffsdefinitionen:
• (Muskuläre) Atemanstrengung:
• Der Begriff wird im generischen Sinne verwendet. Er bezeichnet die muskuläre Anstrengung des Patienten, einen Atemmuskeldruck zu generieren, um einen Atemwegsfluss zu erzielen. Wird während der Atemanstrengung okkludiert, d.h., der Atemwegsfluss durch Blockade unterbrochen, dann wird zwar ein Atemmuskeldruck erzeugt (den man bei offenen Atemwegen als „mouth pressure“ (Druck im Mundbereich) messen kann), aber es stellt sich kein Atemwegsfluss ein. Es handelt sich dabei um eine isometrische Kontraktion der Atemmuskulatur. Der Atemanstrengung entspricht immer eine physiologische Arbeit, die aber nicht direkt messbar ist. Eine dagegen messbare physikalische Arbeit wird nur geleistet, wenn die Kontraktion nicht isometrisch ist, d.h., wenn ein Atemwegsfluss generiert wird.
• Atemunterstützung:
• Die Atemunterstützung ist ein ventilatorisches Pendant zur muskulären Atemanstrengung. Das Beatmungsgerät unterstützt die (durch Triggerung) detektierte Atemanstrengung des Patienten synchron mit einem Unterstützungshub. Der Patient legt also den Atemrhythmus fest. Es kann sich um eine druckkontrollierte Unterstützung (der Atemwegsdruck wird festgelegt) oder - seltener - um eine volumenkontrollierte Unterstützung (das Atemzugvolumen wird festgelegt) handeln. In allen Fällen wird vom Beatmungsgerät eine physikalische Arbeit geleistet, d.h., dem Patienten wird ein Teil der insgesamt zu leistenden Atemarbeit abgenommen.
• (Mandatorische) Beatmung:
• Bei der mandatorischen Beatmung wird dem Patienten die ganze Atemarbeit abgenommen. Der Atemrhythmus wird von der Maschine bestimmt. Normalerweise ist der Patient während der mandatorischen Beatmung passiv, sodass es zu keinem Konflikt zwischen Mensch/Patient und Maschine kommt. Die Passivität des Patienten wird häufig durch Gabe von Sedativa und Relaxantien erwirkt.
• WOB - Atemarbeit:
• Dies ist die physiologische oder physikalische Arbeit, die für die Atmung oder/und Beatmung geleistet wird. Bei isometrischer Kontraktion wird im Sinne der Bewegungsgleichung (s.u.) zwar keine physikalische Arbeit geleistet. Allerdings können andere Definitionen von Arbeit herangezogen werden, z.B. das sog. Pressure-Time-Produkt (Zeitintegral).
• WOBtot - Gesamte Atemarbeit:
• Dies ist die gesamte physiologische oder physikalische Arbeit, die für die Atmung oder/und Beatmung geleistet wird.
• WOBvent - Maschinen-/Ventilator-seitige Atemarbeit:
• Dies ist der Anteil der Atemarbeit, der vom Ventilator geleistet wird.
• WOBmus - Patientenseitige (muskuläre) Atemarbeit:
• Dies ist der Anteil der Atemarbeit, der allein vom Patienten geleistet wird, sowohl mit als auch ohne Stimulation der Muskulatur.
• WOBspon - Spontane (patientenseitige) Atemarbeit:
• Dies ist die durch spontane Eigenatmung des Patienten geleistete Atemarbeit. Die Muskulatur wird dabei nicht stimuliert.
• WOBstim - Stimulierte (patientenseitige) Atemarbeit:
• Dies ist die durch Stimulation der Atemmuskulatur des Patienten geleistete Atemarbeit.
• Pdrv - Treibender Druck:
• Pdrv ist die Summe der Drücke, die vom Beatmungsgerät und vom Patienten aufgebracht werden.
• Pvent - Beatmungsdruck:
• Pvent ist der Druck, der vom Beatmungsgerät aufgebracht wird.
• Pmus - Muskeldruck:
• Pmus ist der Druck, der allein von der Muskulatur des Patienten aufgebracht wird, sowohl mit als auch ohne Stimulation der Muskulatur.
• Pspon - Spontaner Muskeldruck:
• Pspon ist der Anteil des Muskeldrucks, der spontan, d.h. ohne Stimulation, vom Patienten aufgebracht wird.
• Pstim - Stimulierter Muskeldruck:
• Pstim ist der Anteil des Muskeldrucks, der allein aufgrund der Stimulation der Muskulatur vom Patienten aufgebracht wird.
• WOBbase bzw. PmusBase - Atemgrundlast:
• Die Atemgrundlast lässt sich mit der Atemarbeit oder dem treibenden Druck gleichsetzen, der nötig ist, um die resistiven, elastischen und ggf. anderen Widerstände zu überwinden und ein ausreichendes Volumen (z.B. das vom klinischen Personal eingestellte Minutenvolumen) bei einem gesunden Atemmuster zu erreichen. Als Atemmuster wird vorzugsweise ein energieoptimiertes Muster vorausgesetzt. Die Atemarbeit bzw. der treibende Druck kann patientenseitig oder/und maschinenseitig aufgebracht werden. Letzteres wäre bei einer (mandatorischen) Beatmung der Fall.
• Atemlast:
• Die Atemlast kann durch Erfassung der Atemarbeit oder des treibenden Drucks bestimmt werden, die/der für die Ventilation wirklich anfällt. Die Atemlast ist normalerweise höher als die Atemgrundlast, da der Atemrhythmus des Patienten nicht energieoptimiert ist, der Patient z.B. aufgrund von Lufthunger ein höheres Volumen anstrebt als nötig oder eine Asynchronie zwischen Patient und Beatmungsgerät vorliegt. Im Falle einer Atemunterstützung übernimmt das Beatmungsgerät einen Teil der Atemlast.
• Aktivierungssignal:
• Dies ist ein Signal, das die neuronale Aktivierung des Muskels erfasst (ob durch Stimulation oder spontane Atemanstrengung hervorgerufen), bspw. das (s)EMG (Surface electro-myogram, EIM (Elektro-impedance-myogram), MMG (Mechano-myogram). Alternativ kommen auch Signale in Frage, die mittels neuartiger optischer oder akustischer (z.B. Ultraschall-) Technologie erfasst werden. Im Folgenden wird ohne andere Signale auszuschließen, die Hüllkurve des EMG als Aktivierungssignal verwendet (der Einfachheit halber mit „EMG“ bezeichnet). Damit soll nicht ausgeschlossen werden, dass es unterschiedliche Aktivierungssignale von verschiedenen Muskelgruppen (z.B. Zwerchfell und Interkostalmuskulatur) gibt, die jeweils ein eigenes Aktivierungssignal liefern. Im Kontext der Stimulation des Zwerchfells (bspw. durch Magnetstimulation des Nervus Phrenicus) steht das Zwerchfellaktivierungssignal im Vordergrund.
• Aktivierbarkeit:
• Dies ist die Fähigkeit, die Muskulatur bspw. durch elektrische oder magnetische Stimulation elektrisch zu erregen (aktivieren). Die Aktivierung wird vorzugsweise von einer sog. magnetischen Twitch-Stimulation hervorgerufen, einem transienten Stimulationsimpuls mit hoher Intensität, der zu einer maximalen Kontraktion des stimulierten Muskels führt. Auch andere Stimulationsmuster wären denkbar. Die Aktivierung kann mittels eines Aktivierungssignals erfasst werden, vorzugsweise mit EMG.
• Wirksamkeit:
• Die Wirksamkeit ist eine pneumatische Zielgröße (Druck oder Volumen), die durch eine muskuläre Aktivierung erreicht wird. Die „neuromechanical efficiency“ (oder „neuromuscular efficiency“) NME setzt den erbrachten Muskeldruck zum EMG in Beziehung, siehe dazu beispielsweise WO2018143844A1 , wie auch: Jansen D. et. al.: „Estimation of the diaphragm neuromuscular efficiency index in mechanically ventilated critically ill patients“, Critical Care (2018) 22:238.
  Die „neuroventilatory efficiency“ NVE das erbrachte Volumen zum EMG in Beziehung, siehe dazu beispielsweise Liu L. et. al.: „Neuroventilatory efficiency and extubation readiness in critically ill patients“, Critical Care 2012, 16:R143. Die Bestimmung der Wirksamkeit erfordert häufig Manöver, z.B. Okklusionen oder Änderungen der Atemunterstützung. Wie darin ausgeführt, haben die Werte eine diagnostische Bedeutung, z.B. bei der Bewertung des Fortschritts der Entwöhnung vom Beatmungsgerät.
• Maximal erbringbare Atemanstrengung:
• Diese entspricht der Atemarbeit WOBmusMax, dem Volumen VolMusMax oder dem Muskeldruck PmusMax, die/das/der durch maximale Anstrengung der Atemmuskulatur erreichbar ist. PmusMax ist am ehesten standardisiert messbar. So wird in der Literatur oft der Wert Plmax als Maß für den max. erreichbaren Muskeldruck genutzt, also der während einer Inspiration erzeugte maximale Druck bei Mundverschluss. Da die willentliche Kontraktion des Zwerchfells zu unzuverlässigen Ergebnissen führt, wird neuerdings zur Auslösung der Kontraktion häufig eine sog. (üblicherweise magnetische) Twitch-Stimulation verwendet, die unabhängig von der Kooperationsfähigkeit des Patienten durchführbar ist. Normalerweise wird der PmusMax über einen Ösophagusdruckkatheter erfasst, aber der einfacher messbare Mundverschlussdruck hat sich als ebenfalls aussagekräftig erwiesen, siehe dazu auch: Cattapan, S. E. et. al: „Can diaphragmatic contractility be assessed by airway finiitch pressure in mechanically ventilated patients?“, Thorax 2003;58:58-62. Eine Triggerung der Stimulation kann dabei vorteilhaft sein.
• LI - Belastung (Load Index):
• Dieser ist ein Maß, das von dem Verhältnis aus erbrachter Atemarbeit zu maximal erbringbarer Atemarbeit abhängig ist, wobei statt „Arbeit“ auch der Muskeldruck oder ein anderes Maß verwendet werden kann. Für den Muskeldruck kann die Belastung definiert werden als: $$\begin{array}{ccc}\text{LI}& =& \text{Pmus/PmusMax}\end{array}$$

  
• LBC - Belastbarkeit (Load Bearing Capacity):
• Dies ist die Fähigkeit der Muskulatur, durch Kontraktion eine bestimmte Kraft oder - im Fall der Atemmuskulatur - Druck zu entfalten und damit Arbeit leisten zu können. Zur Quantifizierung der Belastbarkeit wird der von der Muskulatur entfaltete Muskeldruck/Atemarbeit gerne zum maximal erbringbaren Muskeldruck/Atemarbeit in Bezug gesetzt. So kann die Belastbarkeit quantitativ abhängig von dem Verhältnis aus der Atemgrundlast zur maximal erbringbaren Atemanstrengung bestimmt werden.
  Wenn die Atemgrundlast einen bestimmten Teil der maximal erbringbaren Atemanstrengung überschreitet, ist die Belastbarkeit für ausschließliche Spontanatmung nicht mehr gegeben und eine Beatmung zwingend.
  Für den Muskeldruck kann die Belastbarkeit definiert werden als $$\text{LBC}=\text{1}-\text{PmusBase/PmusMax}$$

  
• Erschöpfung:
• Diese tritt nach einiger Zeit ein, wenn die Belastbarkeit der Atemmuskulatur so gering ist, dass der vom Patienten erbrachte Anteil der Atemlast einen bestimmten Teil der maximal erbringbaren Atemanstrengung überschreitet, z.B. 50%.
• Erschöpfungsgrad:
• Der Grad der Erschöpfung hängt mit der Belastbarkeit, der Atemanstrengung und deren Zeitdauer zusammen, kann aber nicht ausschließlich und direkt daraus berechnet werden. Allerdings gibt es Maßzahlen, die bspw. aus dem Elektromyogramm der Muskulatur berechnet und als Surrogat für den Erschöpfungsgrad verwendet werden können, siehe dazu beispielsweise DE 10 2015 011 390A1 , wie auch Kahl, L. et. Al.: „Comparison of algorithms to quantify muscle fatigue in upper limb muscles based on sEMG signals“, September 2016, Medical Engineering & Physics.
• Die Zusammenhänge der relevanten Größen können auch über Formeln beschreiben werden, von denen nachfolgend einige dargestellt werden.
  Die Atemarbeit lässt sich als Integral des entsprechenden Drucks über das Volumen berechnen, z.B. für die gesamte Atemarbeit: $$\text{WOBtot}={\displaystyle \int \text{Pdrv}\left(\text{t}\right)\text{dV}={\displaystyle \int \text{Pdrv}\left(\text{t}\right)\cdot \text{Flow}\left(\text{t}\right)\text{dt}}}$$

  
• Alternativ (besonders für den Fall isometrischer Last)
  kann das Druck-Zeit-Produkt (Pressure-Time-Product) herangezogen werden: $$\text{WOBtot}\sim {\displaystyle \int \text{Pdrv}\left(\text{t}\right)\text{dt}}$$

  
• Der treibende Druck teilt sich - analog zur Atemarbeit - in die verschiedenen Anteile auf: $$\begin{array}{l}\text{Pdrv}=\text{Pvent}+\text{Pmus}=\text{Pvent}+\text{Pspon}+\text{Pstim}\\ \text{WOBtot}=\text{WOBvent}+\text{WOBmus}=\text{WOBvent}+\text{WOBspon}+\text{WOBstim}\end{array}$$

  
• Der Flow bzw. das Volumen lässt sich analog zur Atemarbeit rechnerisch ebenfalls in die verschiedenen Anteile aufteilen: $$\text{Flow}=\text{FlowVent}+\text{FlowMus}=\text{FlowVent}+\text{FlowSpon}+\text{FlowStim}\text{, bzw}\text{.}$$

  

  $$\text{Vol}=\text{VolVent}+\text{VolMus}=\text{VolVent}+\text{VolSpon}+\text{VolStim}$$

  
• Für die grundlegende Bewegungsgleichung am Atemkreis gilt: $$\text{Pdrv}=\text{Pvent}+\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{Flow}+\text{E}\cdot \text{Vol}+\text{const}$$

  
• Wenn der Flow bzw. das Volumen (wie oben beschrieben) jeweils als Summe der Anteile des Beatmungsgeräts und des Patienten definiert werden,
  ergibt sich für Pvent und Pmus: $$\text{Pvent}=\text{R}\cdot \text{FlowVent}+\text{E}\cdot \text{VolVent}+\text{const}\text{,}$$

  

  $$\text{Pmust}=\text{R}\cdot \text{FlowMust}+\text{E}\cdot \text{VolMust}+\text{const}\text{.}$$

  
• Die Atemarbeit des Beatmungsgeräts und die des Patienten lässt sich so berechnen: $$\text{WOBvent}={\displaystyle \int \text{Pvent}}\cdot \text{Flow dt}={\displaystyle \int \text{Pdrv}}\cdot \text{FlowVent dt}\text{,}$$

  

  $$\text{WOBmust}={\displaystyle \int \text{Pmus}}\cdot \text{Flow dt}={\displaystyle \int \text{Pdrv}}\cdot \text{FlowMus dt}\text{,}$$

  
• Dass es jeweils zwei Möglichkeiten gibt, leitet sich aus der Bewegungsgleichung (s.o.) ab und lässt sich durch Einsetzen in die Integrale beweisen. In einer vereinfachten Annahme kann Pmus proportional zum EMG-Signal angenommen werden: $$\text{Pmus}=\text{NME}\cdot \text{EMG}$$

  

  oder bspw. als Linearkombination der EMG-Signale zweier Muskelgruppen: $$\text{Pmus}=\text{NME1}\cdot \text{EMG1}+\text{NME2}\cdot \text{EMG2}$$

  

  wobei NME, NME1 und NME2 die neuromechanische Effizienz der jeweiligen Muskelgruppe darstellt. Damit verändert sich die Bewegungsgleichung: $$\text{Pvent}+\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{Flow}+\text{E}\cdot \text{Vol}+\text{const}$$

  

  zu: $$\text{Pvent}=\text{R}\cdot \text{Flow }+\text{E}\cdot \text{Vol}+\text{const}-\text{NME EMG}$$

  
• Wie die NME bestimmt werden können, ist bereits bekannt und im Rahmen dieser Erfindung um Aspekt „Wirksamkeit“ ausgeführt. Die Muskelaktivierung ist die Summe aus der spontanen und der durch Stimulation ausgelösten Aktivität: $$\text{EMG}=\text{EMGspon}+\text{EMGstim}\text{,}$$

  

  wobei angenommen wird, dass die Amplitude EMGstim^ der durch Stimulation ausgelösten Aktivität mit der Aktivierbarkeit k und der Amplitude der Stimulationsintensität Istim^ multiplikativ zusammenhängt: $$\text{EMGstim}=\text{k}\cdot \text{Istim}\text{.}$$

  
• Der skalare Zusammenhang ist dann anwendbar, wenn Maße für Stimulationsintensität und Aktivierung für größere Zeitbereiche, z.B. ganze Atemzüge, gelten. Nun erfolgt die Stimulation jedoch typischerweise als Sequenz von gewichteten Impulsen mit einem Abstand von 20-100ms entsprechend 10-50Hz (vorzugsweise 40-50ms entsprechend 20-25Hz). Jeder einzelne Impuls (Twitch) löst eine einzelne Aktivierung aus, aber erst nach der gesamten Impuls-Sequenz ergibt sich die atemzugähnliche Form des Aktivierungssignals. Das heißt, der Zeitverlauf der ausgelösten Aktivität EMGstim(t) unterscheidet sich deutlich vom Zeitverlauf der Stimulationsintensität Istim(t). Die Aktivierbarkeit kann nur bei zeitlich gemittelten Größen als einfache Konstante (oder Kennlinie) dargestellt werden. Für das Zeitverhalten ist eine kernelbasierte Schätzung möglich, z.B. mit der einfachen Annahme: $$\text{EMGstim}\left(\text{t}\right)=\text{Istim}\left(\text{t}\right)*\text{k}\left(\text{t}\right)$$

  

  wobei * das Faltungssymbol und k(t) den zu schätzenden Kernel, d.h. den Kern der Modellierung, der Aktivierbarkeit darstellt. Gleichanteile (Offsets) der Aktivierung im Sinne einer tonischen Muskelanspannung werden hier vernachlässigt. Üblicherweise ist Istim(t) eine Sequenz von transienten Stimulationsimpulsen. k(t) entspricht dann der Impulsantwort der Aktivierung auf einen Stimulationsimpuls der Intensität Istim(t). Es gibt viele Verfahren zur Schätzung des Kernels k(t), z.B. Methoden der Systemidentifikation, stimulusabhängige Mittelung (bspw. analog zu Peri-Stimulus-Time-Histogramm) oder Least-Squares-Schätzverfahren.
• In der Gleichung : $$\text{EMG}=\text{EMGspon}+\text{Istim}\left(\text{t}\right)*\text{k}\left(\text{t}\right)$$

  

  wird EMGspon als Fehlersignal angenommen, welches durch Anpassung des Kernels minimiert wird. Schließlich ist so auch die Spontanaktivität EMGspon bestimmbar, sodass alle Faktoren der Bewegungsgleichung: $$\begin{array}{l}\text{Pvent}\left(\text{t}\right)=\\ \text{R}\cdot \text{Flow}\left(\text{t}\right)+\text{E}\cdot \text{Vo}\left(\text{t}\right)+\text{const}-\text{NME}\cdot \left[\text{EMGspon}\left(\text{t}\right)+\text{k}\left(\text{t}\right)*\text{Istim}\left(\text{t}\right)\right]\end{array}$$

  

  bekannt sind. Damit können die Anteile an der gesamten Atemarbeit und dem treibenden Druck bestimmt und zur Steuerung der Beatmung und Stimulation verwendet werden. Statt die Abtastwerte des Kernels zu schätzen, kann auch eine parametrische Schätzung erfolgen. So könnte der Kernel als Systemimpulsantwort aufgefasst und dessen Parameter identifiziert werden. Für die Aktivierung von bspw. zwei Muskelgruppen ggf. mittels Stimulation gilt entsprechend $$\begin{array}{l}\text{EMG}=\text{EMG1}+\text{EMG2}\\ =\text{EMG1spon}+\text{EMG1stim}+\text{EMG2spon}+\text{EMG2stim}\end{array}$$

  

  und $$\begin{array}{lll}\text{Pvent}\left(\text{t}\right)\hfill & =\hfill & \text{R}\cdot \text{Flow}\left(\text{t}\right)+\text{E}\cdot \text{Vol}\left(\text{t}\right)+\text{const}\hfill \\ \hfill & \hfill & -\text{NME1}\cdot \left[\text{EMG1spon}\left(\text{t}\right)+\text{k1}\left(\text{t}\right)*\text{Istim1}\left(\text{t}\right)\right]\hfill \\ \hfill & \hfill & -\text{NME2}\cdot \left[\text{EMG2spon}\left(\text{t}\right)+\text{k2}\left(\text{t}\right)*\text{Istim2}\left(\text{t}\right)\right]\hfill \end{array}$$

  
• Damit lassen sich die Anteile der Atemarbeit, die von verschiedenen Muskelgruppen aufgebracht werden, bestimmen. Die spezifische Stimulation ermöglicht nämlich Stimulationsmanöver, die gezielt bestimmte Muskelgruppen betreffen und zur Aktivierung führen. Dadurch ist eine Schätzung der neuromechanischen Effizienzen und der Kernels bzw. Stimulationsimpulsantworten vergleichsweise einfach. Statt Atemarbeit (WOB) oder Muskeldruck (Pmus) als Zielgrößen für die Stimulation zu verwenden, könnte alternativ auch der Anteil des Flusses, der von der Muskulatur verursacht wird, FlowMus, verwendet werden. Unter manchen Umständen können FlowMus (Durchflussmenge) oder dessen Integral nach der Zeit, VolMus (Volumen), vorteilhaft sein, wie beispielsweise anhand des Dokumentes US20170252558 A1 nachzuvollziehen. Vorteilhaft wäre dazu, dass für klinisches Personal die Begriffe Fluss (Flow) und Volumen im Gegensatz zu Muskeldruck oder Atemarbeit sehr geläufig sind. Die Aufteilung des Flusses oder Volumens in Patienten- und Maschinen-Anteile ist eine Grundlage in Ausführungsbeispielen. Wenn FlowMus verfügbar ist, kann sehr einfach durch Integral von VolMus (als Zeitverlauf), aber auch VTmus (muskulär geleistetes Tidalvolumen) oder MVmus (musk. Minutenvolumen) bestimmt werden. Diese Größen können wichtig für die respiratorische Diagnostik und Therapie sein.
• 3 zeigt eine Übersichtsfigur zur Beatmung eines Patienten und zur Erfassung eines elektromyografischen Signals. Die 3 zeigt rechts eine Beatmungsvorrichtung 200, die einen Patienten 300 beatmet. An der Atemmuskulatur (Zwerchfell und Hilfsmuskulatur) des Patienten wird ein elektromyografisches Signal über Sensoren erfasst und ein Rohsignal EMG(t) wird einer Signalverarbeitung 310 zugeführt, die aus dem Rohsignal eine Einhüllende EMG(t) bestimmt. Eine weitere Signalverarbeitung 320 bestimmt dann aus der Einhüllenden EMG(t) und aus von der Beatmungsvorrichtung 200 gelieferten Signalen (Atemwegsdruck, Paw(t), Volumenfluss V'(t) und Atemvolumen V(t)) einen Verlauf des Atemmuskeldrucks Pmus des Patienten 300.
• Demnach kann das Bestimmen 12, 14 der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines an dem Patienten erzeugten Atemwegsdruckes Paw, eines Atemvolumens V und eines Atemvolumenstroms V` umfassen. Das Verfahren 10 kann ein Empfangen von Information über den erzeugten Atemwegsdruck Paw, das Atemvolumen V und den Atemvolumenstrom V' von einem den Patienten 300 beatmenden Beatmungssystem 200 umfassen.
• Der iPEEP ist der Druck, den die Lunge am Ende eines Atemzugs (Ende der Ausatmung) aufweist. Wenn iPEEP sehr hoch ist, gelingt es dem Patienten nicht, beim Einatmen gegen den iPEEP ausreichend Luft in die Lunge einzusaugen. Daher ist die Kenntnis des iPEEP für Diagnosen und für die Steuerung eines Beatmungsgeräts wichtig. Ausführungsbeispiele ermöglichen es, den iPEEP zu berechnen, ohne den Patienten einen Katheter und eine Messsonde in die Speiseröhre zu legen, also ohne Kenntnis des Speiseröhren-Drucks Pes. Im Folgenden bezeichnet Pvent den vom Beatmungsgerät erzeugten Druck; Vol, Vol' das gesamte Volumen bzw. den gesamten Volumenfluss, der vom Beatmungsgerät zum Patienten oder umgekehrt fließt; und Volmus, Vol'mus, das Volumen bzw. den Volumenfluss, den der Patient mit seiner Atmungsmuskulatur erzielt.
• 4 zeigt einen zeitlichen Verlauf eines von einem Beatmungsgerät erzeugten Drucks Pvent, 410, einen Volumenfluss 420 zwischen Beatmungsgerät und Patient, Vol', und einen Verlauf von eigenen Atemanstrengungen 430 eines Patienten Pes. Das Beatmungsgerät arbeitet in diesem Ausführungsbeispiel druckkontrolliert, d.h. der Flow stellt sich ein, der Druck wird vorgegeben. Alternativ könnte auch andersherum geregelt werden, wobei davon bei Spontanatmung eher nicht Gebrauch gemacht wird, sondern nur bei mandatorischer Beatmung. Die untere Kurve 430 zeigt die eigenen Atmungsanstrengungen des Patienten, gemessen als Speiseröhren-Druck Pes. Zu sehen ist, dass die spontane Atemrate doppelt so hoch ist wie die Frequenz der Beatmungshübe. Das Beatmungsgerät ist nicht optimal mit der eigenen Atemaktivität des Patienten synchronisiert.
• Ausführungsbeispiele können dabei den Verlauf des Atemmuskeldruckes nutzen, um beispielsweise eine automatische Detektion von Zeitpunkten, an denen der Patient einen Versuch beginnt, einzuatmen, durchzuführen.
• 5 zeigt einen zeitlichen Verlauf eines Volumenflusses Vol' 510 und einen zeitlichen Verlauf eines Atemwegdruckes Paw 520 in einem Ausführungsbeispiel.
  Im zeitlichen Verlauf 510 des Volumenflusses Vol' in [I/sec] bezeichnen Abschnitte oberhalb der Nulllinie einen Einatmungsvorgang. Paw ist der zeitliche Verlauf 520 des Drucks Pvent in [mbar], den das Beatmungsgerät erzielt und der stets größer oder gleich null ist. Die senkrechten gestrichelten Linien 570 zeigen die Zeitpunkte des Beginns der Atemanstrengung, die Linien 590 des Endes der Atemanstrengung. Der Patient hat COPD (Chronisch obstruktive Lungenerkrankung (von englisch chronic obstructive pulmonary disease) und leidet unter „Dynamic Hyperinflation“ bzw. intrinsischem PEEP. Dies erkennt man daran, dass das Paw-Signal 520 lange, bevor der Flow 510 seinen Nulldurchgang hat, abfällt. Der Patient muss also stark arbeiten, um den Flow 510 von negativen Werten (Ausatmung) auf Null zu bekommen. Zum Zeitpunkt t=396.5 sec wird eine p0.1-Okklusion ausgelöst. Jede senkrechte Linie 570 zeigt den Beginn eines Versuchs des Patienten an, einzuatmen. Dieser Zeitpunkt wird mit tA bezeichnet. Das Bestimmen12 der ersten Information umfasst hier ein Schätzen des ersten Zeitpunkts, tA, anhand eines Einsetzens eines durch die Muskulatur des Patienten bedingten Atemgasflusses in Richtung des Patienten. Das Bestimmen 12 der ersten Information kann durch Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Schwellwertdurchschreitung eines Atemanstrengungssignals des Patienten erfolgen. Der erste Zeitpunkt, tA, kann ebenso anhand einer Einsetzung einer Spontanatmung des Patienten geschätzt werden. Jeder Nulldurchgang von Vol' 580 zeigt einen Zeitpunkt an, ab dem der Atemwegsfluss in Richtung Patient fließt. Dies entspricht noch nicht einer aktiven Zufuhr. Dafür muss das Beatmungsgerät erst noch triggern, was normalerweise kurz danach passiert, sodass dann ein Druckunterstützungshub ausgelöst wird. Dieser Zeitpunkt wird mit tB bezeichnet. Das Bestimmen 12 der zweiten Information kann ein Schätzen des zweiten Zeitpunktes, tB, anhand eines Einsetzens eines Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen. Weil die Beatmungshübe des Beatmungsgeräts hinterherhinken, vgl. Verlauf des Gesamtvolumenflusses 510, liegt tB zeitlich hinter tA. Der zeitliche Verlauf von Pmus kann mittels sEMG berechnet werden. Demnach kann das Bestimmen 12, 14 der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals umfassen.
• Das Ermitteln 16 kann in Ausführungsbeispielen ein Bestimmen eines Maßes für eine Differenz oder eine gewichtete Differenz zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen.
  In einem Ausführungsbeispiel ergibt sich beispielsweise $$\text{iPEEP}=\text{Pmus}\left(\text{tB}\right)-\text{Pmus}\left(\text{tA}\right).$$

  
• Dabei können die einzelnen Summanden auch gewichtet werden. In weiteren Ausführungsbeispielen ist auch denkbar, dass das Ermitteln 16 ein Bestimmen eines Maßes für einen Quotienten oder einen gewichteten Quotienten zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfasst. Das Ermitteln 16 kann ein Mitteln, ein Sortieren und/oder ein Bewerten von Druckmesswerten aus mehreren Atemphasen umfassen. So wird beispielsweise die Differenz aus der obigen Gleichung mehrmals hintereinander berechnet, und dann wird der Mittelwert gebildet.
• 6 zeigt Signalverläufe eines EMG-Signals 610, 620, eines Atemmuskeldruckes Pmus 630, eines Atemwegdruckes Paw 640 und eines Volumenflusses Vol' 650 in einem Ausführungsbeispiel. Die oberste Kurve der 6 zeigt den zeitlichen Verlauf elektrischer Signale 610, 620, die mittels sEMG erzeugt wurden. Costmar 620 zeigt den zeitlichen Verlauf, der aufgrund von zwei Messelektroden nahe dem Zwerchfell gewonnen wurde, Intercost 610 zeigt den zeitlichen Verlauf, der aufgrund von zwei Elektroden in Höhe der Rippen gewonnen wurde (Atemhilfsmuskulatur), vgl. auch 3. In den beiden Rohsignalen wurden rechnerisch den Herzschlagzeiträume entfernt (EcgR = ECG Removal), was zu Lücken geführt hat. In dem gezeigten Diagramm wurden die Lücken interpoliert. Die beiden zugehörigen durchgezogenen Linien 612, 622 (Kurven, Einhüllenden) sind ein Maß für die spontane Atmung des Patienten. Pmus 630 wird hier basierend auf der Formel (1) Pmus=Ecw · Vol - Pes geschätzt. Jede senkrechte Linie 670 ist ein Zeitpunkt tA (Pmus>Schwellwert), also der Beginn eines Versuchs des Patienten, einzuatmen. Alternativ oder ergänzend kann Pmus auch abhängig von Costmar 620 und Intercost 610 geschätzt werden, beispielsweise so wie in DE 10 2020 133 460A1 beschrieben. Allgemein kann Pmus 630 abhängig von Costmar 620 und Intercost 610 geschätzt werden. Beispielsweise kann Pmus 630 aus Costmar 620 und Intercost 610 als Linearkombination (mit den Koeffizienten NME1 und NME2) berechnet werden.
  Die dritte Kurve 640 zeigt den Atemwegsdruck Paw. Die vierte Kurve 650 zeigt den Atemgasfluss Vol' und veranschaulicht, dass die Beatmungshübe nicht optimal mit der eigenen Atmungsanstrengung des Patienten synchronisiert sind. Die senkrechten Linien 680 bezeichnen das Einsetzen eines tatsächlichen Flusses in Richtung des Patienten (Beginn Inspirationsphase, tB), und die Linie 690 bezeichnen das Einsetzen eines tatsächlichen Flusses weg vom Patienten (Beginn Exspirationsphase). Die senkrechten Linien 680, 690 zeigen jeweils einen Phasenwechsel im jeweiligen Signal an und die Phasenwechsel des Atemgasdruckes 640 und die des Atemgasvolumenflusses 650 eilen Zeitpunkten tA nach, zu denen der Patient spontan versucht einzuatmen. Phasenwechsel bezeichnen hier die Atemphasenwechsel (zwischen Inspiration oder Exspiration), die das Beatmungsgerät (etwas später) erkennt.
• 7 zeigt Signalverläufe eines sEMG-Signals 710, 720, eines Volumenflusses Vol' 730 und eines vom Patienten muskulär erzeugten Volumenflusses, Vol'mus, 740 in einem Ausführungsbeispiel. 7 zeigt eine typische Situation, wenn der Patient COPD hat und daher ein hoher iPEEP entsteht: Vol' 730 bezeichnet den gesamten Volumenflusses zwischen dem Beatmungsgerät und dem Patienten, und Vol'mus = Flow-mus = fmus 740 den vom Patienten erzeugten Anteil am gesamten Volumenfluss. Die senkrechten Linien 770 zeigen an, wann der Patient mit dem Versuch beginnt, einzuatmen. Der Nulldurchgang 780 des gesamten Volumenflusses Vol' 730 liegt immer zeitlich hinter einer Linie 770. Zum Zeitpunkt t = 396,5 wird eine Okklusion mit 100ms Dauer durchgeführt.
• 8 zeigt Signalverläufe eines Volumenflusses Flow 810, eines Atemwegsdruckes Paw 820, eines Speiseröhrendruckes Pes 830 und eines gastralen Druckes Pga 840. Bei Erfassung des Ösophagusdrucks Pes wird häufig auch der gastrale Druck über ein zweites Lumen des Ösophaguskatheters miterfasst. Die Differenz zwischen dem Ösophagusdruck und dem gastralen Druck liefert ein weiteres Maß für den Muskeldruck, den das Zwerchfell ausübt. Hierbei bedeuten Flow 810 der erzeugte Volumenfluss, also Vol', Paw 820 der am Beatmungsgerät anliegende Druck, also Paw, und P0.1 eine Okklusion, die durch einen Nulldurchgang von - nach + von Vol' 810 ausgelöst wird, also an einem Zeitpunkt tB, und beispielsweise Δt = 100 msec dauert. Pes ist schon zum Zeitpunkt tA geringer geworden. In manchen Ausführungsbeispielen kann an mehreren Zeitpunkten tB jeweils eine Okklusion ausgelöst werden. Das Verfahren 10 kann demnach ein Mitteln, ein Glätten, eine Ausreißer-Unterdrückung oder ein Bestimmen eines Medians mehrerer zeitlich aufeinanderfolgend bestimmter Maße für den iPEEP umfassen, um ein verbessertes Maß für den iPEEP zu erhalten. Das Beatmungsgerät misst das Signal Paw 820 für den Atemwegsdruck. Während der Okklusion, also in dem Zeitfenster von 100ms Dauer, stimmt dieses Signal Paw, abgesehen vom Vorzeichen, gut überein mit dem Druck Pmus, der durch die eigene Atemanstrengung das Patienten erzeugt wird. In dem Zeitfenster zwischen tA und tB+Δt kann außerdem Pmus als linear ansteigend angenommen werden. Pmus steigt also linear vom Wert Pmus(tB) zum Wert Pmus(tB+Δt) an.
• Somit gilt: $$\text{iPEEP}=\text{Pmus}\left(\text{tB}\right)-\text{Pmus}\left(\text{tA}\right),\text{ s}\text{.o}\text{.}$$

  

  sowie $$\text{P0}\text{.1}=\text{Paw}\left(\text{tB}\right)-\text{Paw}\left(\text{tB}+\Delta \text{t}\right),$$

  

  die bei der Okklusion gemessene Druckdifferenz.
• Weil der Verlauf von Pmus im Intervall [tA, tB+Δt] als linear angesehen wird, gilt: $$\left[\text{Pmus}\left(\text{tB}\right)-\text{Pmus}\left(\text{tA}\right)\right]/\left[\text{tB}-\text{tA}\right]=\left[\text{Paw}\left(\text{tB}\right)-\text{Paw}\left(\text{tB}+\Delta \text{t}\right)\right]/\Delta \text{t}\text{.}$$

  
• Hieraus und aus (3) folgt $$\text{iPEEP}=\left[\text{Paw}\left(\text{tB}\right)-\text{Paw}\left(\text{tB}+\Delta \text{t}\right)\right]\left[\text{tB}-\text{tA}\right]/\Delta \text{t}\text{.}$$

  
• In Ausführungsbeispielen kann die Okklusionsdauer Δt beispielsweise einen Wert um 100ms annehmen. In einer Verallgemeinerung von (3) ist $$\text{iPEEP}=\text{f}\left(\Delta \text{Pmus}\right)\text{ mit }\Delta \text{Pmus}=\text{Pmus}\left(\text{tB}\right)-\text{Pmus}\left(\text{tA}\right).$$

  
• Beispielsweise ist f(x) = a · x + b mit einer Steigung a und einem Offset b. Aus den Gleichungen (6) und (7) folgt $$\begin{array}{l}\text{a}\cdot \left[\text{Pmus}\left(\text{tB}\right)-\text{Pmus}\left(\text{tA}\right)\right]+\text{b}\\ =\left[\text{Paw}\left(\text{tB}\right)-\text{Paw}\left(\text{tB}+\Delta \text{t}\right)\right]\cdot \left[\text{tB}-\text{tA}\right]/\Delta \text{t}\text{.}\end{array}$$

  
• Mehrere Okklusionen liefern eine Stichprobe, und eine lineare Regressionsanalyse liefert Schätzungen für die beiden Parameter a und b.
  In der 8 wird die p0.1-Okklusion nach der Durchschreitung der Flow-Null-Linie ausgelöst. Die Atemanstrengung hat aber schon vorher begonnen. Das ist am Abfall des Ösophagusdruck Pes 830 erkennbar, der dem Pmus-Abfall entspricht (da das Volumen in dem Atemzug zu dem Zeitpunkt vernachlässigbar ist). Weiterhin kann das verwendete Pmus-Signal durch Einstreuung herkömmlicher und klinisch akzeptierter p0.1-Okklusionen kalibriert werden, vgl. 8 und Gleichung (8). Das Verfahren 10 kann daher ein Kalibrieren des Ermittelns 16 des Maßes für den iPEEP basierend auf einer Messung einer Beatmungsvorrichtung 200 während einer Okklusion umfassen. Die Zeitdauer dieser Okklusionen beträgt ungefähr 100ms, sodass sie von den Patienten selbst kaum bemerkt werden. Die Einstreuung kann regelmäßig erfolgen, durch den Arzt initiiert werden oder abhängig von Eigenschaften, die die Signalqualität des Pmus-Signals bzw. des sEMG-Signals betreffen, ausgelöst werden, siehe dazu beispielsweise DE 10 2019 007 717B3 . Das vom Beatmungsgerät 200 erfasste Drucksignal Paw während der p0.1-Okklusion ist ein beinahe ideales Maß für den Muskeldruck Pmus in diesem kleinen (100 ms) Zeitfenster. Weiterhin ist zu erwarten, dass der Anstieg des Pmus um den Zeitpunkt tA herum stetig ist. D.h. der Anstieg von Pmus während des Intervalls [tA, tB] entspricht dem Anstieg während der Okklusion, also: $$\begin{array}{l}\Delta \text{Pmus/}\left(\text{tB}-\text{tA}\right)\\ =\left(\text{Pmus}\left(\text{tB}\right)-\text{Pmus}\left(\text{tA}\right)\right)/\left(\text{tB}-\text{tA}\right)\\ =\text{iPEEP/}\left(\text{tB}-\text{tA}\right)=\text{p0}\text{.1/100 ms}\text{,}\end{array}$$

  

  und $$\begin{array}{l}\text{iPEEP}\\ =\text{p0}\text{.1}\cdot \left(\text{tB}-\text{tA}\right)\text{/100 ms}\text{,}\\ \text{vgl}\text{.auch Gleichung }\left(6\right).\end{array}$$

  
• Mittels dieser Stetigkeitsbedingung kann das Pmus-Signal oder direkt der Wert iPEEP durch Verwendung von p0.1-Okklusionen überprüft und ggf. skaliert/kalibriert werden (siehe unten, Gleichungen (11) und (12)). Diese Gleichung (10) wird übrigens auch im Kontext der Ultraschallmessung verwendet, wie aus Bernardi E. et. al. „A New Ultrasound Method for Estimating Dynamic Intrinsic Positive Airway Pressure: A ProspectiveClinical Trial“, AJRCCM, 2018, wie auch Pisani L. et. al. „Noninvasive detection of positive end-expiratory pressure in COPD patients recovering from acute respiratory failure“, European Respiratory Journal 2016 bekannt. Die Berechnung des Dynamic Intrinsic PEEP muss nicht zwingend wie in Gleichung (2) dargestellt erfolgen, da möglicherweise Korrekturterme nötig sind (siehe Diskussion dazu in Younes, M. „Dynamic Intrinsic PEEP (PEEPi,dyn) Is It Worth Saving?“, AJRCCM) Allerdings ist davon auszugehen, dass gilt $$\text{iPEEP}=\text{f}\left(\text{Pmus}\right)=\text{f}\left(\text{Pmus}\right)=\text{f}\left(\text{Pmus}\left(\text{tB}\right)-\text{Pmus}\left(\text{tA}\right)\right)$$

  

  wobei die Funktion f (x) bevorzugt eine lineare Funktion ist $$\text{f}\left(\text{x}\right)=\text{a}\cdot \text{x}+\text{b}$$

  
• Der Faktor a und der Offset b können bspw. aus einer Regression (Kalibrierung) mittels p0.1-Okklusionen bestimmt werden. Die Regressionsgleichung ergibt sich nach Gleichsetzung von iPEEP aus Gleichungen (10) und (11) $$\begin{array}{l}\text{p0}\text{.1}\cdot \left(\text{tB}-\text{tA}\right)/100\text{ ms}=\text{a}\cdot \Delta \text{Pmus}+\text{b}\\ \text{vgl}\text{.Gleichnung}\left(\text{8}\right).\end{array}$$

  
• Wegen der unkomplizierten Wiederholbarkeit der Messungen von p0.1 und ΔPmus sind a und b z.B. mit linearer Regression direkt bestimmbar. Die oben beschriebenen Verfahrensschritte können in Ausführungsbeispielen durch die Kontrolleinheit 24 der Vorrichtung 20 ausgeführt werden. Diese kann ausgebildet sein, um das Ermitteln 16 des Maßes für den iPEEP durchzuführen, was beispielsweise ein Bestimmen eines Maßes für eine Differenz oder eine gewichtete Differenz zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB), ein Bestimmen eines Maßes für einen Quotienten oder einen gewichteten Quotienten zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) oder ein Mitteln, ein Sortieren und/oder ein Bewerten von Druckmesswerten aus mehreren Atemphasen umfassen kann.
• Die Kontrolleinheit 24 kann ausgebildet sein, um das Bestimmen 12, 14 der ersten Information und der zweiten Information durch ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals und/oder durch ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines an dem Patienten erzeugten Atemwegsdruckes Paw, eines Atemvolumens V und eines Atemvolumenstroms V` durchzuführen.
  Die Kontrolleinheit 24 kann ausgebildet sein, um, beispielsweise über die ein oder mehreren Schnittstellen 22, Information über den erzeugten Atemwegsdruck Paw, das Atemvolumen V und den Atemvolumenstrom V' von der den Patienten 300 beatmenden Beatmungsvorrichtung 200 zu empfangen.
• Die Kontrolleinheit 24 kann in manchen Ausführungsbeispielen ausgebildet sein, zum Bestimmen 12 der ersten Information durch ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand eines Einsetzens eines durch die Muskulatur des Patienten bedingten Atemgasflusses in Richtung des Patienten, durch ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Schwellwertdurchschreitung eines Atemanstrengungssignals des Patienten und /oder durch ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Einsetzung einer Spontanatmung des Patienten.
• Die Kontrolleinheit 24 kann in weiteren Ausführungsbeispielen ausgebildet sein zum Bestimmen der zweiten Information durch ein Schätzen des zweiten Zeitpunktes, tB, anhand eines Einsetzens eines Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfasst. Die Kontrolleinheit 24 kann ausgebildet sein, um mehrere zeitlich aufeinanderfolgend bestimmte Maße für den iPEEP zu mitteln, zu glätten, Ausreißer zu unterdrücken oder einen Median daraus zu bestimmen, um ein verbessertes Maß für den iPEEP zu erhalten. Die Kontrolleinheit 24 kann ausgebildet sein, um das Ermitteln 16 des Maßes für den iPEEP basierend auf einer Messung der Beatmungsvorrichtung während einer oder mehrerer Okklusionen zu kalibrieren. Beispielsweise werden dazu die oben beschriebenen p0.1-Okklusionen verwendet, da sie von kurzer Dauer und in vielen Beatmungsgeräten als Funktion verfügbar sind.
• Die Aspekte und Merkmale, die zusammen mit einem oder mehreren der vorher detaillierten Beispiele und Figuren beschrieben sind, können auch mit einem oder mehreren der anderen Beispiele kombiniert werden, um ein gleiches Merkmal des anderen Beispiels zu ersetzen oder um das Merkmal in das andere Beispiel zusätzlich einzuführen.
• Beispiele können weiterhin ein Computerprogramm mit einem Programmcode zum Ausführen eines oder mehrerer der obigen Verfahren sein oder sich darauf beziehen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer oder Prozessor ausgeführt wird. Schritte, Operationen oder Prozesse von verschiedenen, oben beschriebenen Verfahren können durch programmierte Computer oder Prozessoren ausgeführt werden. Beispiele können auch Programmspeichervorrichtungen, z. B. Digitaldatenspeichermedien, abdecken, die maschinen-, prozessor- oder computerlesbar sind und maschinenausführbare, prozessorausführbare oder computerausführbare Programme von Anweisungen codieren. Die Anweisungen führen einige oder alle der Schritte der oben beschriebenen Verfahren aus oder verursachen deren Ausführung. Die Programmspeichervorrichtungen können z. B. Digitalspeicher, magnetische Speichermedien wie beispielsweise Magnetplatten und Magnetbänder, Festplattenlaufwerke oder optisch lesbare Digitaldatenspeichermedien umfassen oder sein. Weitere Beispiele können auch Computer, Prozessoren oder Steuereinheiten, die zum Ausführen der Schritte der oben beschriebenen Verfahren programmiert sind, oder (feld-) programmierbare Logik-Arrays ((F)PLAs = (Field) Programmable Logic Arrays) oder (feld-)programmierbare Gate-Arrays ((F)PGA = (Field) Programmable Gate Arrays), die zum Ausführen der Schritte der oben beschriebenen Verfahren programmiert sind, abdecken.
• Durch die Beschreibung und Zeichnungen werden nur die Grundsätze der Offenbarung dargestellt. Weiterhin sollen alle hier aufgeführten Beispiele grundsätzlich ausdrücklich nur illustrativen Zwecken dienen, um den Leser beim Verständnis der Grundsätze der Offenbarung und der durch den (die) Erfinder beigetragenen Konzepte zur Weiterentwicklung der Technik zu unterstützen. Alle hiesigen Aussagen über Grundsätze, Aspekte und Beispiele der Offenbarung sowie konkrete Beispiele derselben umfassen deren Entsprechungen.
• Ein als „Mittel zum...“ Ausführen einer bestimmten Funktion bezeichneter Funktionsblock kann sich auf eine Schaltung beziehen, die ausgebildet ist zum Ausführen einer bestimmten Funktion. Somit kann ein „Mittel für etwas“ als ein „Mittel ausgebildet für oder geeignet für etwas“ implementiert sein, z. B. ein Bauelement oder eine Schaltung ausgebildet für oder geeignet für die jeweilige Aufgabe.
• Funktionen verschiedener in den Figuren gezeigter Elemente einschließlich jeder als „Mittel“, „Mittel zum Bereitstellen eines Signals“, „Mittel zum Erzeugen eines Signals“, etc. bezeichneter Funktionsblöcke kann in Form dedizierter Hardware, z. B „eines Signalanbieters“, „einer Signalverarbeitungseinheit“, „eines Prozessors“, „einer Steuerung“ etc. sowie als Hardware fähig zum Ausführen von Software in Verbindung mit zugehöriger Software implementiert sein. Bei Bereitstellung durch einen Prozessor können die Funktionen durch einen einzelnen dedizierten Prozessor, durch einen einzelnen gemeinschaftlich verwendeten Prozessor oder durch eine Mehrzahl von individuellen Prozessoren bereitgestellt sein, von denen einige oder von denen alle gemeinschaftlich verwendet werden können. Allerdings ist der Begriff „Prozessor“ oder „Steuerung“ bei Weitem nicht auf ausschließlich zur Ausführung von Software fähige Hardware begrenzt, sondern kann Digitalsignalprozessor-Hardware (DSP-Hardware; DSP = Digital Signal Processor), Netzprozessor, anwendungsspezifische integrierte Schaltung (ASIC = Application Specific Integrated Circuit), feldprogrammierbare Logikanordnung (FPGA = Field Programmable Gate Array), Nurlesespeicher (ROM = Read Only Memory) zum Speichern von Software, Direktzugriffsspeicher (RAM = Random Access Memory) und nichtflüchtige Speichervorrichtung (storage) umfassen. Sonstige Hardware, herkömmliche und/oder kundenspezifische, kann auch eingeschlossen sein.
• Ein Blockdiagramm kann zum Beispiel ein grobes Schaltdiagramm darstellen, das die Grundsätze der Offenbarung implementiert. Auf ähnliche Weise können ein Flussdiagramm, ein Ablaufdiagramm, ein Zustandsübergangsdiagramm, ein Pseudocode und dergleichen verschiedene Prozesse, Operationen oder Schritte repräsentieren, die zum Beispiel im Wesentlichen in computerlesbarem Medium dargestellt und so durch einen Computer oder Prozessor ausgeführt werden, ungeachtet dessen, ob ein solcher Computer oder Prozessor explizit gezeigt ist. In der Beschreibung oder in den Patentansprüchen offenbarte Verfahren können durch ein Bauelement implementiert werden, das ein Mittel zum Ausführen eines jeden der jeweiligen Schritte dieser Verfahren aufweist.
• Es versteht sich, dass die Offenbarung mehrerer, in der Beschreibung oder den Ansprüchen offenbarter Schritte, Prozesse, Operationen oder Funktionen nicht als in der bestimmten Reihenfolge befindlich ausgelegt werden soll, sofern dies nicht explizit oder implizit anderweitig, z. B. aus technischen Gründen, angegeben ist. Daher werden diese durch die Offenbarung von mehreren Schritten oder Funktionen nicht auf eine bestimmte Reihenfolge begrenzt, es sei denn, dass diese Schritte oder Funktionen aus technischen Gründen nicht austauschbar sind. Ferner kann bei einigen Beispielen ein einzelner Schritt, Funktion, Prozess oder Operation mehrere Teilschritte, -funktionen, - prozesse oder -operationen einschließen und/oder in dieselben aufgebrochen werden. Solche Teilschritte können eingeschlossen sein und Teil der Offenbarung dieses Einzelschritts sein, sofern sie nicht explizit ausgeschlossen sind.
• Weiterhin sind die folgenden Ansprüche hiermit in die detaillierte Beschreibung aufgenommen, wo jeder Anspruch als getrenntes Beispiel für sich stehen kann. Während jeder Anspruch als getrenntes Beispiel für sich stehen kann, ist zu beachten, dass - obwohl ein abhängiger Anspruch sich in den Ansprüchen auf eine bestimmte Kombination mit einem oder mehreren anderen Ansprüchen beziehen kann - andere Beispiele auch eine Kombination des abhängigen Anspruchs mit dem Gegenstand jedes anderen abhängigen oder unabhängigen Anspruchs umfassen können. Solche Kombinationen werden hier explizit vorgeschlagen, sofern nicht angegeben ist, dass eine bestimmte Kombination nicht beabsichtigt ist. Fernerhin sollen auch Merkmale eines Anspruchs für jeden anderen unabhängigen Anspruch eingeschlossen sein, selbst wenn dieser Anspruch nicht direkt abhängig von dem unabhängigen Anspruch gemacht ist.
• Nachfolgend werden weitere und bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung mit einem Konzept zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck (iPEEP) in der Lunge eines Patienten basierend auf einer Auswertung eines zeitlichen Verlaufs eines, durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks näher beschrieben.
• Eine grundlegende Ausführungsform zeigt eine Vorrichtung für eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten, mit ein oder mehreren Schnittstellen, die zum Informationsaustausch mit der Beatmungsvorrichtung ausgebildet sind und einer Kontrolleinheit, die ausgebildet ist zum
• - Bestimmen einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt;
• - Bestimmen einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt;
• - Ermitteln des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf den zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann einen oder mehrere Sensoren zur Erfassung von Messwerten während einer Beatmung eines Patienten umfassen.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann zur Erfassung von Druckmesswerten oder Druckmesssignalen während einer Beatmung eines Patienten ausgebildet sein.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln ein Bestimmen eines Maßes für eine Differenz oder eine gewichtete Differenz zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln ein Bestimmen eines Maßes für einen Quotienten oder einen gewichteten Quotienten zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln ein Mitteln, ein Sortieren und/oder ein Bewerten von Druckmesswerten aus mehreren Atemphasen umfassen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals umfassen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines an dem Patienten erzeugten Atemwegsdruckes Paw, eines Atemvolumens V und eines Atemvolumenstroms V` umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, eine Information über den erzeugten Atemwegsdruck Paw, das Atemvolumen V und den Atemvolumenstrom V' von der den Patienten beatmenden Beatmungsvorrichtung zu empfangen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes anhand eines Einsetzens eines durch die Muskulatur des Patienten bedingten Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes anhand einer Schwellenwertdurchschreitung eines Atemanstrengungssignals des Patienten umfassen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes anhand einer Einsetzung einer Spontanatmung des Patienten umfassen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln der zweiten Information ein Schätzen des zweiten Zeitpunktes anhand eines Einsetzens eines Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, mehrere zeitlich aufeinanderfolgend bestimmte Maße für den iPEEP zu mitteln, zu glätten, Ausreißer zu unterdrücken oder einen Median daraus zu bestimmen, um ein verbessertes Maß für den iPEEP zu erhalten.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf den zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, das Ermitteln des Maßes für den iPEEP basierend auf einer Messung der Beatmungsvorrichtung während einer Okklusion zu kalibrieren.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Vorrichtung als eine Beatmungsvorrichtung ausgebildet sein.
• Eine grundlegende Ausführungsform zeigt ein Verfahren zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten, mit
• - Bestimmen einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt;
• - Bestimmen einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt,
• - Ermitteln (16) des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf der zuvor beschriebenen Ausführungsform kann das Ermitteln ein Bestimmen eines Maßes für eine Differenz oder eine gewichtete Differenz zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln ein Bestimmen eines Maßes für einen Quotienten oder einen gewichteten Quotienten zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Ermitteln ein Mitteln, ein Sortieren und/oder ein Bewerten von Druckmesswerten aus mehreren Atemphasen umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Bestimmen der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Bestimmen der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage eines an dem Patienten erzeugten Atemwegsdruckes Paw, eines Atemvolumens V und eines Atemvolumenstroms V` umfassen.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann ein Empfangen von Information über den erzeugten Atemwegsdruck Paw, das Atemvolumen V und den Atemvolumenstrom V' von einem den Patienten beatmenden Beatmungssystem umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Bestimmen der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunkts, tA, anhand eines Einsetzens eines durch die Muskulatur des Patienten bedingten Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Bestimmen der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Schwellwertdurchschreitung eines Atemanstrengungssignals des Patienten umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Bestimmen der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes, tA, anhand einer Einsetzung einer Spontanatmung des Patienten umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Bestimmen der zweiten Information ein Schätzen des zweiten Zeitpunktes, tB, anhand eines Einsetzens eines Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfassen.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann ein Mitteln, Glätten, Unterdrücken von Ausreißern oder Bestimmen eines Medians mehrerer zeitlich aufeinanderfolgend bestimmter Maße für den iPEEP umfassen, um ein verbessertes Maß für den iPEEP zu erhalten.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann ein Kalibrieren des Ermittelns des Maßes für den iPEEP basierend auf einer Messung einer Beatmungsvorrichtung während einer Okklusion umfassen.
• Eine grundlegende Ausführungsform kann ein Computerprogramm mit einem Programmcode zur Durchführung mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen umfassen. Der Programmcode kann in vorteilhafter Weise auf einem Computer, einem Prozessor oder einer programmierbaren Hardwarekomponente ausgeführt werden.
• Die nachfolgende Tabelle 2 umfasst die im Rahmen dieser Erfindung verwendeten Abkürzungen und Bezeichnungen, verbunden mit jeweils kurzen Erläuterungen. Tabelle 2

  Symbol	Beschreibung/ Kurz- Erläuterung	Einheiten
  R	Widerstand (Resistance) des respiratorischen Systems; R=P/(dV/dt)	mbar/(l/s)
  C	Compliance, Dehnbarkeit; C=V/P	l/mbar
  E	Elastizität des respiratorischen Systems; E=1/C; E=P/V	mbar/l
  τ, tau	Zeitkonstante des respiratorischen Systems	s
  s	Frequenz (komplexe Zahl)	s-1
  Flow, dV/dt	Atemgasfluss, Durchflussmenge an Gasen, die vom Patienten fort strömt oder zum Patienten hin strömt	l/min; I/s
  Vol, V	Volumen, welches vom/ zum Patienten strömt	I
  sEMG, sEMG(t)	EMG- Signal, Zeitverlauf des EMG- Signals	µV
  MV	Minutenvolumen	I
  VT	Tidalvolumen des Patienten	I
  Vol'ges	der gesamte Volumenfluss, der vom/ zum Patienten fließt	l/min; I/s
  Volmus	durch muskuläre Aktivität verursachtes Volumen	I
  VolmusMax	durch muskuläre Aktivität verursachtes maximales Volumen	I
  Vol'mus	durch muskuläre Aktivität verursachter Volumenfluss,	l/s
  Flowspon	Durch muskuläre Spontanaktivität verursachter Atemgasfluss	l/min; I/s
  Flowmus	durch muskuläre Aktivität verursachter Volumenfluss	l/min; I/s
  Volvent	durch das Beatmungsgerät aufgebrachtes Volumen	I
  Vol'vent	durch das Beatmungsgerät aufgebrachter Atemgasfluss	l/min; I/s
  Volstim	durch Stimulation bewirktes Volumen	I
  VT mus	durch muskuläre Aktivität erbrachtes Tidalvolumen	I
  MVmus	durch muskuläre Aktivität erbrachtes Minutenvolumen	I
  Paw	Atemwegsdruck (airway pressure)	mbar
  Pdrv	Gesamter, auf das respiratorische System einwirkender Druck (driving pressure)	mbar
  Pvent	Beatmungsdruck, der vom Beatmungsgerät erzeugte Druck	mbar
  Pmus, Pmus(t)	Durch muskuläre Aktivität verursachter Druck	mbar
  Pmus base, Pbase	Atemgrundlast, der Druck, der mindestens nötig ist, um die respiratorischen Widerstände zu überwinden	mbar
  PmusMax	Durch maximale muskuläre Aktivität verursachter Druck	mbar
  Plmax	während Inspiration erzeugter maximaler Druck bei Mundverschluss	mbar
  Pspon	spontaner Muskeldruck, durch muskuläre Spontanaktivität verursachter Druck	mbar
  Pstim	stimulierter Muskeldruck, durch Muskelstimulation verursachter Druck	mbar
  Pinsp.	Atemwegsdruck während der Einatemphase (Inspiration)	mbar
  Pexp.	Atemwegsdruck während der Ausatemphase (Exspiration)	mbar
  PEEP	Positiver end-exspiratorischer Druck am Ende der Ausatemphase	mbar
  iPEEP	Intrinsischer end-exspiratorischer Druck	mbar
  WOB	Atemarbeit= Work of Breathing; [mbar * I] = [1 hPa * m3/1000] = 0.1 Nm	Nm, J
  WOBtot	Gesamte Atemarbeit	Nm, J
  WOBvent	Vom Beatmungsgerät erbrachte Atemarbeit	Nm, J
  WOBspon	durch muskuläre Spontanaktivität erbrachte Atemarbeit	Nm, J
  WOBstim	durch Stimulation erbrachte Atemarbeit	Nm, J
  WOBbase	Atemgrundlast im Sinne der Atemarbeit	Nm, J
  WOBmusMax	durch maximale muskuläre Aktivität erbrachte Atemarbeit	Nm, J
  NVE	neuroventilatory efficiency, neuro-ventilatorische Effizienz	I/µV
  NME	neuromechanical efficiency, neuro-mechanische Effizienz	mbar/µV
  LBC	Belastbarkeit (Load Bearing Capacity)	-
  LI	Belastung (Load Index)	-
  EMGstim	durch Stimulation bewirktes EMG-Signal	µV
  EMGspon	durch muskuläre Spontanaktivität bewirktes EMG-Signal	µV
  SVE(t)	ventilatorische Effizienz bezogen auf Muskelstimulation SVE(t) = k(t) · NVEstim	l/%
  k(t)	Aktivierbarkeit	µV/%
  NVEstim	neuro-ventilatorische Effizienz bei Stimulation	I/µV
  NMEstim	neuro-mechanische Effizienz bei Stimulation	mbar/µV
  NMEspon	neuro-mechanische Effizienz bei Spontanatmung / muskulärer Spontanaktivität	mbar/µV
  NVEspon	neuro-ventilatorische Effizienz bei Spontanatmung / muskulärer Spontanaktivität	I/µV
  Istim, Istim(t)	Stimulationsintensität, Intensität des Stimulationssignals	%
  a2	Anteil am treibenden Druck	-
  b2	Anteil am treibenden Druck	-
  α	Mitkopplungsfaktor	-
  β	β = α / (1 + α)	-

• In der nachfolgenden Tabelle 3 sind sämtliche in dieser Beschreibung angeführten Patendokumente und Publikationen mit Publikationsnummer, bzw. einem Kurztitel der Publikation gelistet. Die vollständigen Titel sind den Ausführungen zum Stand der Technik der Beschreibungseinleitung zu entnehmen. In der Beschreibung werden anstatt umfänglicher Zitierungen teilweise die in dieser Tabelle 3 angeführten Referenznummern [E1] bis [E38] verwendet. Tabelle 3

  [Ref]	Publikation / Offenlegung/ Kurzbezeichnung
  [E1]	US5820560
  [E5	WO2019154834
  [E6]	WO2019154837
  [E7]	WO2019154839
  [E8]	WO2020079266
  [E9]	DE102019006480 ,
  [E11]	Walker, D. J.: „Prädiktion des Oesophagusdruckes...“
  [E13]	US2017/0252558
  [E14]	DE102019006480
  [E15]	DE102019007717
  [E16]	DE102020000014
  [E17]	DE102007062214
  [E18]	WO2018143844
  [E19]	Kahl, L. et. AI.:„Comparison of algorithms to...“
  [E20]	DE102015011390
  [E21]	Jansen D. et. al.: „Estimation of the diaphragm neuromuscular...“
  [E22]	Liu L. et. al.: „Neuroventilatory efficiency and extubation readiness...“
  [E23]	Cattapan, S. E. et. Al.: „Can diaphragmatic contractility be assessed by ...?“
  [E24]	Younes, M. et. al.: „A method for monitoring and improving ...“
  [E25]	Putensen C. et al.: „Long?term effects of spontaneous breathing ....“
  [E26]	Bellani, G. et. al.: „The Ratio of Inspiratory Pressure Over....“
  [E27]	US7021310
  [E28]	US20120103334
  [E29]	DE102021115865
  [E30]	Otis, A. B. et. al.: „Mechanics of Breathing in Man“
  [E31]	US20150366480
  [E32]	WO2020188069
  [E34]	DE102020123138
  [E35]	Shalaby, R. E.-S.: „Development of an Electromyography Detection System...“
  [E36]	Osuagwu, B. A. C. et. al.: „Active proportional electromyogram controlled..:“
  [E37]	DE102007052897
  [E38]	Virtanen, J. et. al.: „Instrumentation for the measurement of electric...“

• Bezugszeichenliste

10

Verfahren zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP

12

Bestimmen einer ersten Information

14

Bestimmen einer zweiten Information

16

Ermitteln des Maßes für den iPEEP

20

Vorrichtung zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP,

22

ein oder mehreren Schnittstellen

24

Kontrolleinheit

200

Beatmungsvorrichtung

300

Patient

310

Signalverarbeitung

320

Signalverarbeitung

410

Pvent, von einem Beatmungsgerät erzeugter Druck

420

Vol', Volumenfluss

430

Pes, Verlauf von eigenen Atemanstrengungen

510

Volumenflusses Vol' in [I/sec]

520

Paw, zeitlicher Verlauf des Drucks Pvent in [mbar]

570

Zeitpunkte des Beginns der Atemanstrengung, tA

580

Nulldurchgang von Vol', tB

590

Ende der Atemanstrengung

610

Intercost

612

Einhüllende von Intercost

620

Costmar

622

Einhüllende von Costmar

630

Atemmuskeldruck Pmus

640

Atemwegdruck Paw

650

Volumenfluss Vol'

680

Einsetzen eines tatsächlichen Flusses in Richtung des Patienten, tB

690

Einsetzen eines tatsächlichen Flusses weg vom Patienten

710

sEMG-Signal, Intercost

720

sEMG-Signal, Costmar

730

Volumenfluss, Vol'

740

muskulär erzeugter Volumenfluss, Vol'mus

770

Einatmungsversuch, tA

780

Nulldurchgang des gesamten Volumenflusses Vol', tB

810

Volumenfluss Flow

820

Atemwegsdruck Paw

830

Speiseröhrendruck Pes

840

gastraler Druck Pga

• ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
• Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
• Zitierte Patentliteratur
• US 5820560 [0002, 0165]
• WO 2019154834 A1 [0002]
• WO 2019154837 A1 [0002]
• WO 2019154839 [0002, 0165]
• WO 2020079266 [0002, 0165]
• DE 102019006480 A1 [0002]
• US 20170252558 A1 [0002, 0101]
• DE 102019007717 [0002, 0165]
• DE 102020000014 A1 [0002]
• DE 102007062214 B3 [0002, 0012, 0024]
• WO 2018143844 A1 [0002, 0084]
• DE 102015011390 A1 [0002, 0089]
• DE 102019006480 [0006, 0165]
• US 7021310 B1 [0011]
• US 2009159082 [0012]
• DE 102020133460 A1 [0110]
• DE 102019007717 B3 [0118]
• WO 2019154834 [0165]
• WO 2019154837 [0165]
• US 20170252558 [0165]
• DE 102020000014 [0165]
• DE 102007062214 [0165]
• WO 2018143844 [0165]
• DE 102015011390 [0165]
• US 7021310 [0165]
• US 20120103334 [0165]
• DE 102021115865 [0165]
• US 20150366480 [0165]
• WO 2020188069 [0165]
• DE 102020123138 [0165]
• DE 102007052897 [0165]

Claims (15)

1. Vorrichtung (20) zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten (300), mit ein oder mehreren Schnittstellen (22), die zum Informationsaustausch mit der Beatmungsvorrichtung (200) ausgebildet sind und einer Kontrolleinheit (24), die ausgebildet ist, - zu einem Bestimmen (12) einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt, - zu einem Bestimmen (14) einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt, - zu einem Ermitteln (16) des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information.
2. Die Vorrichtung (20) nach Anspruch 1, die ein oder mehrere Sensoren zur Erfassung von Messwerten während einer Beatmung eines Patienten (300) umfasst.
3. Die Vorrichtung (20) nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei die Kontrolleinheit (24) zu einer Erfassung von Druckmesswerten oder Druckmesssignalen während einer Beatmung eines Patienten (300) ausgebildet ist.
4. Die Vorrichtung (20) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das Ermitteln (16) ein Bestimmen eines Maßes - für eine Differenz oder eine gewichtete Differenz zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB), und/oder ein Bestimmen eines Maßes - für einen Quotienten oder einen gewichteten Quotienten zwischen Pmus (tA) und Pmus (tB) umfasst.
5. Die Vorrichtung (20) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei das Ermitteln (16) ein Mitteln, ein Sortieren und/oder ein Bewerten von Druckmesswerten aus mehreren Atemphasen umfasst.
6. Die Vorrichtung (20) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei das Bestimmen (12; 14) der ersten Information und der zweiten Information ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage - eines elektromyographischen Signals und/oder ein Schätzen des durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdrucks auf der Grundlage und/ oder auf der Grundlage - eines an dem Patienten erzeugten Atemwegsdruckes Paw, eines Atemvolumens V und eines Atemvolumenstroms V` umfasst.
7. Die Vorrichtung (20) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, um Informationen über den erzeugten Atemwegsdruck Paw, das Atemvolumen V und/oder den Atemvolumenstrom V' von einer, den Patienten aktuell beatmenden Beatmungsvorrichtung zu empfangen.
8. Die Vorrichtung (20) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Bestimmen (12) der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes anhand eines Einsetzens eines durch die Muskulatur des Patienten bedingten Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfasst.
9. Die Vorrichtung (20) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Bestimmen (12) der ersten Information ein Schätzen des ersten Zeitpunktes - anhand einer Schwellwertdurchschreitung eines Atemanstrengungssignals des Patienten, und/ oder ein Schätzen des ersten Zeitpunktes - anhand einer Einsetzung einer Spontanatmung des Patienten, umfasst.
10. Die Vorrichtung (20) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Bestimmen (14) der zweiten Information ein Schätzen des zweiten Zeitpunktes anhand eines Einsetzens eines Atemgasflusses in Richtung des Patienten umfasst.
11. Die Vorrichtung (20) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, um mehrere zeitlich aufeinanderfolgend bestimmte Maße für den iPEEP zu mitteln, zu glätten, Ausreißer zu unterdrücken oder einen Median daraus zu bestimmen, um ein verbessertes Maß für den iPEEP zu erhalten.
12. Die Vorrichtung (20) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, um das Ermitteln des Maßes für den iPEEP basierend auf einer Messung der Beatmungsvorrichtung während einer Okklusion zu kalibrieren.
13. Beatmungsvorrichtung (200) mit einer Vorrichtung (20) nach einem der Ansprüche 1 bis 12.
14. Verfahren (10) zum Ermitteln eines Maßes für einen intrinsischen endexspiratorischen Druck, iPEEP, in der Lunge eines Patienten (300), - mit einem Bestimmen (12) einer ersten Information über einen ersten durch eine Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tA), zu einem ersten Zeitpunkt, tA, bei dem ein Einatmungsversuch des Patienten vorliegt, - mit einem Bestimmen (14) einer zweiten Information über einen zweiten durch die Muskulatur des Patienten aufgebrachten Atemdruck, Pmus (tB), zu einem zweiten Zeitpunkt, tB, bei dem ein Atemgasfluss zum Patienten hin einsetzt, - mit einem Ermitteln (16) des Maßes für den iPEEP basierend auf der ersten Information und basierend auf der zweiten Information.
15. Computerprogramm mit einem Programmcode zur Durchführung des Verfahrens (10) nach Anspruch 14, wenn der Programmcode auf einem Computer, einem Prozessor oder einer programmierbaren Hardwarekomponente ausgeführt wird.

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