DE102022101848A1 - Vorrichtung, Verfahren und Computerprogramm zum Ermitteln eines Patienten-Anteils - Google Patents

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung, ein Verfahren sowie ein Computerprogramm zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten.Es werden Möglichkeiten zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten beschrieben. Die Bestimmung umfasst eine Durchführung mit Mitteln einer Signalverarbeitung, welche eine Hochpasscharakteristik ausbilden.

Description

• Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung, ein Verfahren sowie ein Computerprogramm zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten, insbesondere, aber nicht ausschließlich, auf ein Konzept zur Ermittlung des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf eines Atemmuskeldruckes. Die vorliegende Erfindung bezieht sich zudem auf eine Beatmungsvorrichtung, wie auch auf einer Messvorrichtung zur Ermittlung des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss. 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, insbes. 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 5,820,560 B1 , US 7,021,310 B1 , WO 2019 15 48 34 A1 , WO 2019 15 48 37 A1 ,
• WO 2019 154 839 A1 , WO 20 2007 92 66 A1 , WO 2020 188 069 A1 ,
• DE 10 2019 006 480 A1 , US 2017 0252558 A1 , DE10 2019 006 480 A1 ,
• US 2015 0366480 A1 , US 2012 0103334 A1 , US 2017 0252558 A1 ,
• DE 10 2019 007 717 B3 , DE 10 2020 000 014 A1 , DE 10 2007 062 214 B3 ,
• WO 2018 143 844 A1 , DE 10 2015 011 390 A1 . DE 10 2015 011 390 A1 ,
• DE 10 2021 115 865 A1 , DE 10 2020 123 138 A1 , DE 10 2007 052 897 B4 .
• Zum Hintergrund der Erfindung, betreffend eine Ermittlung eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten 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.
• Walker, D. J.: „Prädiktion des Ösophagusdruckes durch den Mundverschlussdruck nach Magnetstimulation des Nervus Phrenicus“, Dissertation Universität Freiburg: 2006.
• Kahl, L. et. Al.: „Comparison of algorithms to quantify muscle fatigue in upper limb muscles based on sEMG signals“, Medical Engineering & Physics: 2016.
• Jansen D. et. al.: „Estimation of the diaphragm neuromuscular efficiency index in mechanically ventilated critically ill patients“, Critical Care: 2018.
• Liu L. et. al.: „Neuroventilatory efficiency and extubation readiness in critically ill patients“, Critical Care: 2012.
• Cattapan, S. E. et. al: „Can diaphragmatic contractility be assessed by airway finiitch pressure in mechanically ventilated patients?“, Thorax: 2003.
• Younes, M. et. al. „A method for monitoring and improving patient ventilator interaction“, Intensive Care Med: 2007.
• Blanch Lluis et. al. „Measurement of Air Trapping, Intrinsic Positive End-Expiratory Pressure, and Dynamic Hyperinflation in Mechanically Ventilated Patients“, Respiratory Care: 2005.
• 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.
• Shalaby, R. E.-S.: „Development of an Electromyography Detection System for the Control of Functional Electrical Stimulation in Neurological Rehabilitation“, Dissertation, 2011.
• Younes, M. et. al. „A method for monitoring and improving patient ventilator interaction“, Intensive Care Med (2007).
• Putensen C. et. al. „Long-term effects of spontaneous breathing during ventilatory support in patients with acute lung injury“, AM Journal Respir Crit Care Med 2001.
• Otis, A. B. et. al.: „Mechanics of Breathing in Man“, J Appl Physiol. 1950.
• Osuagwu, B. A. C. et. al. „Active proportional electromyogram controlled functional electrical stimulation system“, Nature 2020.
• Virtanen, J. et. al. „Instrumentation for the measurement of electric brain responses to transcranial magnetic stimulation“, Med. Biol. Eng. Comput., 1999.
• 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 Hochpassfiltern“, „ein Ermitteln“, „ein Stimulieren“, „ein Durchführen“, „ein Transformieren“, „ein Ausgeben“, „ein Erfassen“ mit der gleichen Bedeutung verwendet wie Formulierungen mit Nomen in substantivierter Form, wie beispielsweise und insbesondere „eine Bestimmung“, „eine Hochpassfilterung“, „eine Ermittlung“, „eine Durchführung“, „eine Transformation“, „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, Hochpassfilterungen, Stimulationen, Stimulierungen, Ermittlungen, Erfassungen, Eingaben, Ausgaben, Transformationen, usw.“, in die gleichwertigen und gleichwirkenden Bedeutungen als mit einbezogen gelten. Merkmale und Details, die im Rahmen der vorliegen Erfindungen im Zusammenhang mit Vorrichtungen und Ausführungsformen von Vorrichtungen beschrieben sind, gelten selbstverständlich auch im Zusammenhang mit den beschriebenen im Rahmen dieser Erfindung beschriebenen Verfahren und deren Ausführungsformen, wie auch jeweils umgekehrt, sodass bezüglich der Offenbarung zu den einzelnen Erfindungsaspekten stets wechselseitig Bezug genommen wird, beziehungsweise werden kann.
• Die DE 102019006480 beschreibt beispielsweise ein Verfahren, welches eine Schätzung von Anteilen an der Atemarbeit 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, visköser 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.
• 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.
• Im Stand der Technik wird beschrieben, wie eine 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 es 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.
• In der US 20170252558A1 , wie auch in Cattapan, S. E. et. al: „Can diaphragmatic contractility be assessed by airway twitch pressure in mechanically ventilated patients?“, Thorax: 2003; wird ein Fluss- und Drucksensor verwendet, 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. Dass Stimulation und Beatmung in ihrem grundlegenden Mechanismus koordiniert werden müssen, ist selbstverständlich und bekannt, beispielsweise aus WO2019154834 , WO2019154837 , WO19154839 , WO2020079266 , US2017/0252558 A1. 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. Ein Verfahren, bei dem 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 10 2019 006 480 beschreibt die Schätzung dieser Atemarbeitsanteile mittels Elektromyographie der Atemmuskulatur.
• 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, Tabellen , 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.
• Davon ausgehend ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ein verbessertes Konzept für die Ermittlung eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten 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 basieren auf der Erkenntnis, dass ein Anteil des Atemwegsflusses (oder des Volumens = Integral des Flusses) der insgesamt vom Patienten eingeatmeten Menge an Atemgasen innerhalb der Atemwege bestimmt werden kann, der direkt auf einer Spontanatemtätigkeit eines Patienten beruht. Der gemessene Atemwegsfluss beinhaltet immer auch den Anteil des Flusses, der von der Unterstützung durch das Beatmungsgerät herrührt. Es ist eine weitere Erkenntnis, dass der Atemmuskeldruck Pmus, der ein Maß für die Atemanstrengung des Patienten ist, direkt die Spontanatemtätigkeit abbildet, da er den spontanen Anteil des treibenden Druckes darstellt.
• Ausführungsbeispiele schaffen daher ein Verfahren zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten. Das Verfahren umfasst ein Bestimmen eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten und ein Hochpassfiltern des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten. Das Verfahren umfasst ein Ermitteln des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes. Ausführungsbeispiele können so basierend auf den schnelleren Änderungen des Atemmuskeldruckes eines Patienten einen Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss bestimmen.
• Das Verfahren kann dabei beispielsweise ein Transformieren des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes in einen Frequenzbereich umfassen und das Hochpassfiltern kann in dem Frequenzbereich erfolgen, um ein gefiltertes Spektrum zu erhalten. Ein Filtern im Frequenzbereich kann durch einfaches Ausschneiden des Spektrums erfolgen. Anschließend kann das Verfahren ein Transformieren des gefilterten Spektrums in einen Zeitbereich umfassen, um den zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten. So kann eine effiziente Signalverarbeitung über eine Frequenzbereichstransformation bewerkstelligt werden.
• In manchen Ausführungsbeispielen kann das Hochpassfiltern auch im Zeitbereich durchgeführt werden. Dies kann eine schnellere Filterung ermöglichen, da keine blockweise oder ausschnittsweise Signalverarbeitung notwendig ist.
• Der Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss kann z.B. ein Minutenvolumen oder ein Tidalvolumen, das auf die Eigenaktivität des Patienten zurückgeht, umfassen.
• In Ausführungsbeispielen sind verschiedene Maße zur Angabe des Patienten-Anteils denkbar, insbesondere solche, die vom Klinikpersonal bevorzugt werden.
• Das Bestimmen des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes kann beispielsweise auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals durchgeführt werden. Dabei können beispielsweise mechanomyographisch erfasste Signale, mittels Dehnungssensor erfasste Signale und/oder per Ultraschallsensor erfasst Signale verwendet werden. Nicht-invasive Signalerfassungsmethoden können dabei vorteilhaft sein.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann das Verfahren ein Bestimmen einer Hochpasscharakteristik für das Hochpassfiltern aus dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes umfassen. Die Filtercharakteristik kann dann vorteilhaft direkt aus dem Signal bestimmt werden und damit an den Signalverlauf angepasst werden. Beispielsweise wird die Hochpasscharakteristik durch eine Zeitkonstante bestimmt. Diese kann dann im weiteren Verlauf auch überprüft und angepasst werden.
• Das Bestimmen der Hochpasscharakteristik kann basierend auf einer Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten erfolgen. Eine solche Bewegungsgleichung kann ein Modell des Atemapparates des Patienten beschreiben und damit als Grundlage für die Bestimmung der Filtercharakteristik dienen. In manchen Ausführungsbeispielen kann das Verfahren ein Durchführen einer linearen Regression, einer Kalman-Filterung oder eines Schätzverfahrens basierend auf der Bewegungsgleichung zur Ermittlung der Hochpasscharakteristik umfassen. Damit steht ein effizientes Mittel zur Bestimmung der Hochpasscharakteristik zur Verfügung.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann ein Ermitteln eines zeitlichen Verlaufs des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss erfolgen. Damit wird auch eine Entwicklung des Patienten-Atemanteils sichtbar und daraus können eine Trend-Darstellung und weitere Maßnahmen, beispielsweise zur Anpassung von Beatmungsparametern, abgeleitet werden. Ein (zeitlich hoch aufgelöster) Verlauf des FlowMus kann als Basis für weitere Maße, z.B. Trigger-Event, Minutenvolumen, Tidalvolumen usw. fungieren.
• Darüber hinaus kann in manchen Ausführungsbeispielen ein Bestimmen von Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss erfolgen. Diese Zeitpunkte können dann als Trigger für weitere Maßnahmen bei der Beatmung dienen. Demzufolge kann das Verfahren auch ein Ausgeben eines Triggersignals für ein Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, umfassen. Ausführungsbeispiele können so eine verbesserte Synchronisation zwischen der Spontanatemaktivität des Patienten und einer Beatmungsunterstützung durch ein Beatmungsgerät erreichen. In analoger Weise kann ergänzend oder alternativ auch ein Bestimmen von Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss erfolgen. Das Verfahren kann dann ein Ausgeben eines Cycling-Off-Signals für ein Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, umfassen. Diese Zeitpunkte können analog zur Synchronisation oder Einstellung von Beatmungsparametern herangezogen werden.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann das Verfahren ein Bestimmen einer Spontanatemrate des Patienten aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss umfassen. Die Spontanatemrate kann beispielsweise ausgegeben werden, um sie dem Klinikpersonal verfügbar zu machen oder aber die weitere Therapie oder Beatmungskonfiguration mit einfließen.
• 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 Messvorrichtung oder eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten. Die Vorrichtung umfasst ein oder mehreren Schnittstellen, die zum Informationsaustausch mit der Messvorrichtung oder der Beatmungsvorrichtung ausgebildet sind. Die Vorrichtung umfasst eine Kontrolleinheit, die ausgebildet ist, zum Bestimmen eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten und zum Hochpassfiltern des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten. Die Kontrolleinheit ist ausgebildet zum Ermitteln des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes.
• Die Kontrolleinheit kann ausgebildet sein, um das Bestimmen des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals durchzuführen. Dazu kann die Vorrichtung Elektroden oder Sensoren zur Erfassung des elektromyographischen Signals, Sensoren zur Erfassung eines pneumatischen Signals oder Sensoren zur Erfassung eines mechanischen Signals umfassen. Dabei können beispielsweise Dehnungssensoren oder Ultraschallsensoren verwendet werden.
• Die Kontrolleinheit kann ausgebildet sein um ein oder mehrere der hierein beschriebenen Verfahrensschritte durchzuführen.
• Weitere Ausführungsbeispiele sind eine Beatmungsvorrichtung oder eine Messvorrichtung mit einer hierin beschriebenen Vorrichtung zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten.
• Eine erfindungsgemäße Ausführungsform zeigt eine Vorrichtung für eine Messvorrichtung oder eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Gasaustausch eines beatmeten Patienten,
• • mit ein oder mehreren Schnittstellen, die zum Informationsaustausch mit der Messvorrichtung oder der Beatmungsvorrichtung ausgebildet sind,
• • mit einer Kontrolleinheit, die ausgebildet ist, zu
  • ◯ einer Bestimmung eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten,
  • ◯ einer Durchführung einer Hochpassfilterung des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten,
  • ◯ einer Ermittlung des Patienten-Anteils basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um die Bestimmung des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals durchzuführen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform kann die Vorrichtung
• • Elektroden zur Erfassung des elektromyographischen Signals,
• • oder Sensoren zur Erfassung eines pneumatischen Signals,
• • oder Sensoren zur Erfassung eines mechanischen Signals
umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit zu einer Durchführung der Hochpassfilterung im Zeitbereich ausgebildet sein, um den zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit zu einer Durchführung einer Transformation des zeitlichen Verlaufs des Atemmuskeldruckes in einen Frequenzbereich ausgebildet sein.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit zu einer Durchführung der Hochpassfilterung in dem Frequenzbereich ausgebildet ist, um ein gefiltertes Spektrum zu erhalten, ausgebildet sein.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit zu einer Durchführung einer Transformation des gefilterten Spektrums in einen Zeitbereich ausgebildet sein.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann der Patienten-Anteil an dem Gasaustausch ein Minutenvolumen oder ein Tidalvolumen, das auf die Eigenaktivität des Patienten zurückgeht, umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, eine Hochpasscharakteristik für die eine angepasste Durchführung der Hochpassfilterung
• - basierend auf dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes
• - und/oder basierend auf einer Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten
zu bestimmen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um eine lineare Regression, eine Kalman-Filterung oder ein Schätzverfahren basierend auf der Bewegungsgleichung zur Ermittlung der Hochpasscharakteristik durchzuführen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um Zeitpunkte, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, aus dem Patienten-Anteil zu bestimmen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt,
• • ein Triggersignal für das Beatmungsgerät auszugeben und/oder
• • ein Cycling-Off-Signal für das Beatmungsgerät auszugeben.
• In einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um eine Spontanatemrate des Patienten aus dem Patienten-Anteil zu bestimmen.
• Eine bevorzugte Ausführungsform kann eine Beatmungsvorrichtung mit einer Vorrichtung basierend auf den zuvor beschrieben Ausführungsformen ausbilden.
• Eine bevorzugte Ausführungsform kann eine Messvorrichtung mit einer Vorrichtung basierend auf den zuvor beschrieben Ausführungsformen ausbilden.
• Eine bevorzugte Ausführungsform kann durch ein Verfahren zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Gasaustausch eines beatmeten Patienten,
  mit den Schritten:
• • Durchführung einer Erfassung und Bestimmung eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals,
• • Durchführung einer angepassten Hochpassfilterung auf den zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten,
• • Durchführung einer Ermittlung des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes,
gebildet werden.
• In einer besonders bevorzugten Ausführungsform kann für die angepasste Durchführung der Hochpassfilterung eine Bestimmung einer Hochpasscharakteristik
• - basierend auf dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes,
und/oder
• - basierend auf einer Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten, erfolgen.
• 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 Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten;
• 2 Blockdiagramme eines Ausführungsbeispiels einer Vorrichtung für eine Messvorrichtung oder eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten und eines Ausführungsbeispiels einer Mess- oder Beatmungsvorrichtung;
• 3 einen zeitlichen Verlauf eines von einem Beatmungsgerät erzeugten Druckes, einen Volumenfluss zwischen Beatmungsgerät und Patient, und einen Verlauf von eigenen Atemanstrengungen eines Patienten;
• 4 Beispiele von Zeitverläufen von Beatmungssignalen; und
• 5 weitere Beispiele von Zeitverläufen von Beatmungssignalen.
• 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 Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten. Das Verfahren 10 zum Ermitteln des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss des Beatmungsgases umfasst ein Bestimmen 12 eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten und ein Hochpassfiltern 14 des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten. Das Verfahren 10 umfasst ein Ermitteln 16 des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes.
• 2 zeigt Blockdiagramme eines Ausführungsbeispiels einer Vorrichtung 20 für eine Messvorrichtung 200 oder eine Beatmungsvorrichtung 300 und zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten und eines Ausführungsbeispiels einer Mess- oder Beatmungsvorrichtung 200, 300. Die Vorrichtung 20 umfasst ein oder mehrere Schnittstellen 22, die zum Informationsaustausch mit der Messvorrichtung 200 oder der Beatmungsvorrichtung 300 ausgebildet sind. Die Vorrichtung 20 umfasst eine Kontrolleinheit, die mit den ein oder mehreren Schnittstellen 22 gekoppelt ist. Die Kontrolleinheit 24 ist ausgebildet, um eines der hierin beschriebenen Verfahren 10 durchzuführen, z.B. zum Bestimmen eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten, Hochpassfiltern des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten und Ermitteln des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes.
• Die 2 illustriert darüber hinaus ein Ausführungsbeispiel einer Beatmungsvorrichtung 300 mit einer Vorrichtung 20 und ein Ausführungsbeispiel einer Messvorrichtung 200 mit einer Vorrichtung 20.
• 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. Beatmungsgeräte, 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, wie im weiteren Verlauf der Beschreibung nachfolgend dargelegt, 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, wie beispielsweise in Walker, D. J.: „Prädiktion des Ösophagusdruckes durch den Mundverschlussdruck nach Magnetstimulation des Nervus Phrenicus“, Dissertation Universität Freiburg: 2006. 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, die „neuroventilatory efficiency“ NVE das erbrachte Volumen zum EMG in Beziehung, wie beispielsweise in WO2018143844 , Liu L. et. al.: „Neuroventilatory efficiency and extubation readiness in critically ill patients“, Critical Care: 2012 wie auch Jansen D. et. al.: „Estimation of the diaphragm neuromuscular efficiency index in mechanically ventilated critically ill patients“, Critical Care: 2018 beschrieben. Die Bestimmung der Wirksamkeit erfordert häufig Manöver, z.B. Okklusionen oder Änderungen der Atemunterstützung. Wie dort dargelegt, 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, wie beispielsweise in Cattapan, S. E. et. al: „Can diaphragmatic contractility be assessed by airway twitch pressure in mechanically ventilated patients?“, Thorax: 2003 beschrieben. Eine Triggerung der Stimulation ist dabei vorteilhaft, wie es beispielsweise auch in Walker, D. J.: „Prädiktion des Ösophagusdruckes durch den Mundverschlussdruck nach Magnetstimulation des Nervus Phrenicus“, Dissertation Universität Freiburg: 2006 beschrieben ist.
• 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: $$\text{LI}=\text{Pmus}/\text{PmusMax}$$

  
• 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: $$\text{LBC}=1-\text{PmusBase}/\text{PmuxMax}$$

  
• 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, dies ist beispielsweise in Kahl, L. et. Al.: „Comparison of algorithms to quantify muscle fatigue in upper limb muscles based on sEMG signals“, Medical Engineering & Physics: 2016, wie auch in der DE 10 2015 011 390 A1 beschrieben.
• 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 Pressure-Time-Produkt herangezogen werden: $$\text{WOBtot}\sim ={\displaystyle \int \text{Pdrv}}\left(\text{t}\right)\text{dt}$$

  
• Der treibende Druck teilt sich - analog zur Atemarbeit - in verschiedene Anteile auf: $$\text{Pdrv}=\text{Pvent}+\text{Pmus}=\text{Pvent}+\text{Pspon}+\text{Pstim}$$

  

  $$\text{WOBtot}=\text{WOBvent}+\text{WOBmus}=\text{WOBvent}+\text{WOBspon}+\text{WOBstim}$$

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

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

  

  wobei mit R und E=1/C die atemmechanischen Parameter Resistance und Elastance (der Kehrwert der Compliance) des Patienten gemeint sind. Die Gleichung gilt unter der Annahme, dass das respiratorische System des Patienten als einfaches RC-Glied beschreibbar ist.
• 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: $$\text{Pvent}=\text{R}\cdot \text{FlowVent}+\text{E}+\text{VolVent}+\text{const}$$

  

  und $$\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{FlowMus}+\text{E}\cdot \text{VolMus}+\text{const}.$$

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

  

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

  
• 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: $$\text{Pmus}=\text{NME1}\cdot \text{EMG2}+\text{NME}2\cdot \text{EMG}2$$

  

  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 bestimmbar ist, ist beispielsweise bereits in DE 10 2007 062 214B3 , WO 2018 143 844 A , DE 10 2019 006 480A1 , DE 10 2019 006 480 A1 , DE 10 202000 0014 A1 dargelegt. 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 der durch Stimulation ausgelösten Aktivität mit der Aktivierbarkeit k und der Amplitude der Stimulationsintensität lstim^ multiplikativ zusammenhängt: $$\text{EMGstim}=\text{k}\cdot \text{Istim}$$

  

  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 Kern der Modellierung (Kernel) 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 $$\text{Pvent}\left(\text{t}\right)=\text{R}\cdot \text{Flow}\left(\text{t}\right)+\text{E}\cdot \text{Vol}\left(\text{t}\right)+\text{const}-\text{NME}\cdot \left[\text{EMGspon}\left(\text{t}\right)+\text{k}\left(\text{t}\right)*\text{Istim}\left(\text{t}\right)\right]$$

  

  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: $$\text{EMG}=\text{EMG}1+\text{EMG}2=\text{EMG1spon}+\text{EMG1stim}+\text{EMG2spon}+\text{EMG2stim}$$

  

  und $$\begin{array}{l}\text{Pvent}\left(\text{t}\right)=\text{R}\cdot \text{Flow}\left(\text{t}\right)+\text{E}\cdot \text{Vol}\left(\text{t}\right)+\text{const}\\ -\text{NME}1\cdot \left[\text{EMG1spon}\left(\text{t}\right)+\text{k}1\left(\text{t}\right)*\text{Istim}1\left(\text{t}\right)\right]\\ -\text{NME2}\cdot \left[\text{EMG2spon}\left(\text{t}\right)+\text{k2}\left(\text{t}\right)*\text{Istim2}\left(\text{t}\right)\right]\end{array}$$

  
• 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 oder dessen Integral über Zeit, das Volumen VolMus, vorteilhaft sein, siehe dazu auch US 2017 0252558A1 . 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 ein 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.
• Ausführungsbeispiele können eine Berechnung des Patienten-Anteils am Atemwegsfluss beispielsweise für Triggerung und Automatisierung bei der Beatmung ermöglichen. Dabei können Ausführungsbeispiele z.B. in zwei Teile A und B unterteilt werden, die sich ein Verfahren für die Berechnung des Anteils des Atemwegsfluss bzw. das Verfahren 10 zum Ermitteln eines Patienten-Anteils teilen, wobei der Patienten-Anteil direkt auf der Spontanatemtätigkeit des Patienten beruht. Die Anwendung von Ausführungsbeispielen kann jedoch deutlich unterschiedlich sein. Bei A geht es um die Automatisierung in der Beatmung, bei B um die Triggerung (das Auslösen) und das Cycling-Off (Auslaufen) von Unterstützungshüben. Die Automatisierung in der Beatmung ist besonders in den Situationen nötig, in denen der Patient Spontanatemanstrengungen zeigt, aber gleichzeitig nicht in der Lage ist, für eine adäquate Ventilation der Lunge zu sorgen. Verfahren für die Automatisierung verwenden daher häufig Maße, die die Spontanatemtätigkeit des Patienten erfassen. So greifen manche Systeme wie beispielsweise SmartCare von Dräger u.a. auf die Spontanatemrate (fspn, Spontanatemfrequenz) zurück, also die Anzahl der durch Spontanatmung getriggerten Atemzüge pro Minute. Weiterhin wird das während der getriggerten Atemdruckunterstützung erzielte Spontan-Tidalvolumen (VT) herangezogen, um zusammen mit dem end-tidalen CO₂-Wert den Druckunterstützungsgrad anzupassen. Andere Verfahren nutzen ebenfalls fspn bei der Anpassung der Beatmung.
• 3 zeigt einen zeitlichen Verlauf eines von einem Beatmungsgerät erzeugten Druckes 310 oben, einen Volumenfluss 320 zwischen Beatmungsgerät und Patient in der Mitte und einen Verlauf 330 von eigenen Atemanstrengungen eines Patienten unten. Die echte Spontanatemrate ist fast um den Faktor 2 höher als die Rate der druckunterstützen Hübe, vgl. E10, was durch die Pfeile in den jeweiligen Verläufen angedeutet ist. Nachteilig ist, dass die benötigte Spontanatemrate lediglich die Anzahl der getriggerten Atemzüge erfasst, aber nicht etwa alle Atemanstrengungen des Patienten. So bleiben z.B. die sog. Missed Efforts unberücksichtigt. Diese treten besonders häufig auf, wenn die Druckunterstützung (zu) hoch ist (siehe 3). Weiterhin ist nachteilig, dass das erzielte Tidalvolumen (VT) direkt abhängig vom Druckunterstützungsgrad ist. Bspw. kann ein Patient so atmen, dass er mit minimaler Energie Atemzüge triggert. Gleichzeitig wird aufgrund der Unterstützung ein beträchtliches Spontan-Tidalvolumen erzielt, das jedoch kaum mit der Atemanstrengung korreliert. Ein Automatisierungsschema, das berücksichtigen will, welches Volumen der Patient allein aufgrund seiner eigener Atemanstrengung erreicht hat, kann auf das o.g. VT nicht zurückgreifen. Für die Steuerung der Beatmung, insbesondere für die Triggerung und das Cycling-Off, kann neben pneumatischen Signalen (wie Flow, Druck, Volumen) auch ein Maß der Atemmuskelanstrengung vorgeschlagen oder verwendet. In der DE 10 2015 011 390A1 wird ein sog. „Improvised Effort Signal“ vorgeschlagen. In der US 5,820,560 wird über einen Ösophaguskatheter ein Signal, das die Aktivierung des Zwerchfells erfasst, verwendet.
• In DE 10 2020 000 014A1 , DE 10 2007 062 214B3 wird beschrieben, wie ein Muskeldrucksignal aus dem respiratorischen Oberflächenelektromyogramm ermittelt werden kann. In allen diesen Fällen geht es dabei um ein Maß für die Muskelanstrengung oder den Atemantrieb. Das Muskeldrucksignal Pmus kann auch berechnet werden, wenn eine Schätzung des Pleuradrucksignals (erfasst mittels Ösophagusdruckkatheter) und die Schätzung der Brustwand-Elastance verfügbar sind. Eine Triggerung basierend auf solchen Maßen der Atemmuskelanstrengung ist schwierig, da die Signale auch in den vorgeblich passiven Phasen (z.B. während passiver Ausatmung) ungleich Null sind. So ist die Bestimmung einer Schwelle erforderlich, die zudem häufig dynamisch (online) nachjustiert werden muss, weil das Aktivitätsniveau schwankt. Bei Überschreitung dieser (ggf. dynamischen) Schwelle wird der Beginn der Atemanstrengung festgestellt und ggf. ein entsprechender Event ausgelöst, bspw. mit dem Ziel der Triggerung eines Unterstützungshubs. Das Cycling-Off kann analog realisiert werden, erfordert dann aber eine weitere (ggf. dynamische) Schwelle. Weniger problematisch ist es, wenn für das Cycling-Off eine relative Schwelle (z.B. Abfall um x %) angewendet werden kann. Die o.g. Nachteile lassen sich vermeiden, wenn der Anteil des Atemwegsflusses (oder des Volumens = Integral des Flusses) bestimmt wird, der direkt auf der Spontanatemtätigkeit beruht. Der gemessene Atemwegsfluss beinhaltet immer auch den Anteil des Flusses, der von der Unterstützung durch das Beatmungsgerät herrührt. Wenn ein Patient künstlich beatmet wird und außerdem spontan atmet, so resultiert der Fluss von Gas zwischen dem Beatmungsgerät und dem Patienten aus einer Überlagerung der künstlichen Beatmung und der spontanen Atmung. Falls der Patient einatmet, so fließt das Gas vom Beatmungsgerät zum Patienten. Das Volumen Vol und der Volumenfluss Vol' werden mit einem positiven Vorzeichen angegeben, wenn der Patient einatmet. Falls der Patient ausatmet, so fließt das Gas vom Patienten zum Beatmungsgerät (negatives Vorzeichen von Flow/ Durchflussmengen).
• 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)

• Der Volumenfluss Vol'mus kann auch durch eine magnetische oder elektrisch stimulierte Atmung des Patienten ausgelöst werden. Der Begriff „eigene Atmungsaktivität“ des Patienten bezeichnet die spontane Atmung zuzüglich der stimulierte Atmungsaktivität. Die künstliche Beatmung soll besser mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten synchronisiert werden. Das Diagramm in 3 veranschaulicht ein mögliches Problem bei der künstlichen Beatmung. In der 3 zeigt die oberste Kurve den zeitlichen Verlauf des vom Beatmungsgerät erzeugten Drucks, Pvent, die mittlere Kurve den Volumenfluss zwischen dem Beatmungsgerät und dem Patienten, Vol`ges. Das Beatmungsgerät wird in einer Ausgestaltung mit dem Ziel geregelt, dass der Volumenflusses Vol`ges einem vorgegebenen Sollverlauf folgt. 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 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 Atmungsaktivität des Patienten synchronisiert. Ein Maß der Atemanstrengung, der Atemmuskeldruck Pmus, bildet direkt die Spontanatemtätigkeit ab, indem es den spontanen Anteil des treibenden Druckes darstellt. Allerdings ist die direkte Korrespondenz mit einem entsprechenden Fluss (oder Volumen) bislang nicht bekannt. Im Folgenden wird dargestellt, wie der spontane Anteil des Atemwegsflusses (im folgenden V'mus genannt) hergeleitet und bestimmt wird. Danach wird aufgezeigt, wie man ihn sinnvoll verwendet. Im einfachen linearen Fall lautet die Bewegungsgleichung für den Atemkreis: $$\text{Paw}+\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{V'}+\text{E}\cdot \text{V}+\text{PEEP}$$

  

  wobei der Flow V' und das Volumen V jeweils als Summe der Anteile, die Patient und Ventilator leisten, zu verstehen sind und PEEP der positive endexspiratorische Druck ist. Paw ist am Beatmungsgerät anliegende Druck. D.h., es gilt $$\text{V'}=\text{V'mus}+\text{V'vent}\text{,}$$

  

  und $$\text{V}=\text{Vmus}+\text{Vvent}\text{.}$$

  
• Damit lässt sich schreiben $$\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{V'mus}+\text{E}\cdot \text{Vmus}$$

  

  und nach Laplace-Transformation ergibt sich im Frequenzbereich $$\text{V'vent}=\text{s}/\text{E}\cdot \left(\text{Paw}-\text{PEEP}\right)/\left(1+\text{tau}\cdot \text{s}\right)$$

  

  oder in einer bevorzugten Form in Abhängigkeit von Pmus anstelle von Paw $$\text{V'mus}=\text{s}/\text{E}\cdot \text{Pmus/}\left(1+\text{tau}\cdot \text{s}\right)$$

  
• Hierbei ist tau=R/E die respiratorische Zeitkonstante.
• Herleitung: $$\text{V'}=\text{V'mus}+\text{V'vent}$$

  

  $$\text{V'vent}=\text{V'}-\text{V'mus}$$

  

  $$\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{V'mus}+\text{E}\cdot \text{Vmus}$$

  

  $$\begin{array}{l}\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{V'mus}+\text{E}/\text{s}\cdot \text{V'mus}=\text{V'mus}\left(\text{R}+\text{E}/\text{s}\right)\\ =>\text{V'mus}=\text{Pmus}/\left(\text{R}+\text{E}/\text{s}\right)=\text{s}/\text{EPmus}/\left(1+\text{tau}\cdot \text{s}\right)\end{array}$$

  

  $$\text{V'vent}=\text{V'}-\text{Pmus}/\left(\text{R}+\text{E}/\text{s}\right)$$

  

  $$\begin{array}{l}\text{Paw}+\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{V'}+\text{E}\cdot \text{V}+\text{PEEP}\\ =\text{R}\cdot \text{V'}+\text{E}/\text{s}\cdot \text{V'}+\text{PEEP}\\ =\text{V'}\left(\text{R}+\text{E}/\text{s}\right)+\text{PEEP}\\ =>\text{V'}=1/\left(\text{R}+\text{E}/\text{s}\right)\left(\text{Paw}+\text{Pmus}-\text{PEEP}\right)\end{array}$$

  

  $$\begin{array}{l}\text{V'vent}=1/\left(\text{R}+\text{E}/\text{s}\right)\left(\text{Paw}+\text{Pmus}-\text{PEEP}-\text{Pmus}\right)\\ =1/\left(\text{R}+\text{E}/\text{s}\right)\left(\text{Paw}-\text{PEEP}\right)\\ =1/\left(\text{E}/\text{s}\left(1+\text{tau}\cdot \text{s}\right)\right)\left(\text{Paw}-\text{PEEP}\right)\\ =\text{s}/\text{E}\cdot 1/\left(1+\text{tau}\cdot \text{s}\right)\left(\text{Paw}-\text{PEEP}\right)\end{array}$$

  
• V'mus lässt sich demnach über einen DT1-Hochpass aus Pmus berechnen. Das Verfahren 10 kann demgemäß ein Transformieren des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes in einen Frequenzbereich umfassen. Dazu können beispielsweise eine Fouriertransformation oder eine Fast-Fouriertransformation (FFT) verwendet werden. Das Hochpassfiltern kann dann in dem Frequenzbereich erfolgen, um ein gefiltertes Spektrum zu erhalten. Das Filtern im Frequenzbereich kann beispielsweise durch einfaches Abschneiden der Signalanteile in einem unteren Frequenzbereich erfolgen. Das Verfahren 10 umfasst dann ein Transformieren des gefilterten Spektrums in einen Zeitbereich, um den zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten. Dies kann analog unter Verwendung der entsprechend inversen Transformation geschehen. In Ausführungsbeispielen kann das Verfahren 10 das Hochpassfiltern auch im Zeitbereich durchführen, was sich positiv auf die Berechnungszeiten auswirken kann. Die Zeitbereichsverarbeitung kann beispielsweise von Abtastwert zu Abtastwert erfolgen, wohingegen die Frequenzbereichsverarbeitung eine blockweise Verarbeitung voraussetzen kann. Beispielsweise kann auch eine gleitende Fouriertransformation (Sliding DFT, die auf einer diskreten Fouriertransformation basiert) verwendet werden.
• Vorrichtungsseitig kann die Kontrolleinheit 24 ausgebildet sein, um das Bestimmen 12 des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals durchzuführen. Das Bestimmen 12 des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes kann auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals durchgeführt werden. Dabei sind auch Kombinationen dieser Signale denkbar, beispielsweise kann Pmus aus Paw und Flow berechnet werden. In den Zeitbereichen, in denen der Patient passiv ist (Pmus also zu Null angenommen werden kann) können beispielsweise die Parameter der Bewegungsgleichung geschätzt werden und mit den geschätzten Parametern kann dann Pmus berechnet werden. Die Vorrichtung 20 kann entsprechend Elektroden zur Erfassung des elektromyographischen Signals, Sensoren zur Erfassung eines pneumatischen Signals oder Sensoren zur Erfassung eines mechanischen Signals umfassen. Dabei sind vielerlei Elektroden denkbar, wobei eine nicht-invasive Signalerfassung vorzuziehen ist. Beispielsweise können auf die Haut aufgeklebte Elektroden zum Einsatz kommen.
• Die Kontrolleinheit 24 ist dann beispielsweise ausgebildet, um den zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes in einen Frequenzbereich zu transformieren und das Hochpassfiltern in dem Frequenzbereich durchzuführen, um ein gefiltertes Spektrum zu erhalten und um das gefilterte Spektrum in einen Zeitbereich zu transformieren, um den zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten. Analog dem Verfahren 10 kann die Kontrolleinheit 24 auch ausgebildet sein, um das Hochpassfiltern im Zeitbereich durchzuführen. Das Hochpassfiltern kann beispielsweise mittels Differenzengleichungen geschehen, die sich aus der z- oder s-Übertragungsfunktion ableiten und die mit vergleichsweise geringem Rechenaufwand gelöst werden können.
• Für den Zeitverlauf (von einem Faktor abgesehen) muss nur die respiratorische Zeitkonstante tau bekannt sein, solange sich das respiratorische System hinreichend gut durch die Bewegungsgleichung $$\text{Pdrv}=\text{Pvent}+\text{Pmus}=\text{R}*\text{Flow}=\text{E}*\text{Vol}+\text{PEEP}$$

  

  beschreiben lässt. Wenn kompliziertere respiratorische Systeme betrachtet werden, z.B. Patienten mit „Babylung“ oder Pendelluft, dann kommen Nichtlinearitäten oder weitere Zeitkonstanten dazu. „Babylung“ meint den Zustand einer atelektatischen Lunge, bei der nur noch ein kleiner Bereich offen (ventilierbar) ist. D.h. bei der Beatmung wirkt die Lunge so, als sei es die Lunge eines Babys. Erst nach Eröffnen der atelektatischen Bereiche (im Sinne des sog. Recruitments, insbes. durch Einstellung eines hinreichend hohen PEEP) nimmt das ventilierbare Volumen wieder zu. Werden atelektatische Lungen normal beatmet, ist die Kennlinie (Volumen pro Druck) sehr nichtlinear, sodass die einfache Gleichung nicht mehr gilt. Entsprechend anders würde dann die Gleichung für die Hochpass-Filterung lauten.
• In der Praxis kann man von dem idealisierten Modell ausgehen, da die Bestimmung der Parameter für komplexere respiratorische Systeme schwierig und ungenau sein kann sowie zeitintensiver ist. Wenn das Signal auch in seiner Skalierung benötigt wird (beispielsweise, wenn man absolute Volumina durch Integration bestimmen will), kann zusätzlich eine Schätzung des Atemwegswiderstands oder der Elastance (Elastanz) verwendet werden. Es gilt tau=R/E. In manchen Ausführungsbeispielen kann R bei bekanntem tau einfacher zu bestimmen sein als E.
• 4 zeigt Beispiele von Zeitverläufen von Beatmungssignalen. 4 zeigt Verläufe von Paw 410 und Flow 420 oben, Verläufe der sEMG-Signale (Costmar 430 (Signal am unteren Rippenbogen) und Intercost 440 (Signal der Interkostalmuskulatur)), mittig und der Muskelsignale Pmus 450 und V'mus=fmus 460, unten.
• Die senkrechten gestrichelten Linien 470 zeigen die Zeitpunkte des Beginns der Atemanstrengung, die Linien 480 des Endes der Atemanstrengung. Sie wurden aus dem V'mus-Signal 460 direkt bestimmt (Null-Durchgang). 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 410 lange, bevor der Flow 420 seinen Nulldurchgang hat, abfällt. Der Patient muss also stark arbeiten, um den Flow von negativen Werten (Ausatmung) auf Null zu bekommen. Zum Zeitpunkt t=396.5 sec wird eine p0.1-Okklusion ausgelöst.
• Das Diagramm in der 4 zeigt in der Mitte den zeitlichen Verlauf eines elektrischen Signals, das mittels sEMG erzeugt wurde. Costmar 430 zeigt den zeitlichen Verlauf, der aufgrund von zwei Messelektroden nahe dem Zwerchfell gewonnen wurde, Intercost 440 den zeitlichen Verlauf, der aufgrund von zwei Elektroden in Höhe der Rippen gewonnen wurde (Atemhilfsmuskulatur). Z.B. kann ein solches Signal im zweiten Rippenzwischenraum von oben gezählt, links und rechts vom Brustbein (um möglichst wenig in den Bereich der Brust/Armmuskulatur zu gelangen) erfasst werden. In den beiden Rohsignalen wurden rechnerisch die Signalabschnitte in den Herzschlag-Zeiträumen entfernt (EcgR = ECG Removal), was zu Lücken geführt hat. Bei den in den Figuren gezeigten Verläufen wurden die Lücken interpoliert. Die beiden durchgezogenen Linien (Kurven) sind ein Maß für die spontane Atmung des Patienten. Pmus ist in diesem Fall etwa gleich Intercost mit umgekehrtem Vorzeichen (multipliziert mit (-1)). Allgemein wird Pmus abhängig von Costmar und Intercost geschätzt, beispielsweise so wie in E14 beschrieben. Beispielsweise wird Pmus aus Costmar 430 und Intercost 440 als Linearkombination (mit den Koeffizienten NME1 und NME2) berechnet.
• Für Anwendung B (Triggerung /Cycling-Off), kann das berechnete V'mus genau wie der Flow V' bei einer Flow-Triggerung behandelt werden. Letztlich geht es um die Detektion des Zeitpunkts, bei dem das Signal die Null-Linie durchschreitet - sowohl für die Triggerung eines Hubs als auch für das Cycling-Off. Die Festlegung einer bestimmten absoluten Schwelle ist nicht nötig. Dies liegt u.a. daran, dass durch die DT-1-Hochpass-Filterung ein möglicher Offset entfernt wird. Ein Beispiel für den Verlauf des V'mus-Signals 460 ist in 4 dargestellt.
• Das Verfahren 10 kann in Ausführungsbeispielen ein Ermitteln eines zeitlichen Verlaufs des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss umfassen, wie beispielsweise in der 4 anhand der Signalverläufe für Pmus 450 und V'mus 460 gezeigt. Die Kontrolleinheit 24 kann entsprechend ausgebildet sein, um einen zeitlichen Verlauf des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss zu ermitteln.
• Wie aus der 4 ersichtlich ist, kann das Verfahren 10 ein Bestimmen von Zeitpunkten 470, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, aus dem Patienten-Anteil 460 an dem Atemwegsfluss 420 umfassen. Das Verfahren 10 kann auch ein Ausgeben eines Triggersignals für ein Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten 470, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, umfassen. Entsprechend kann die Kontrolleinheit 24 ausgebildet sein, um Zeitpunkte 470, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss zu bestimmen und ggf. um ein Triggersignal für das Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, auszugeben.
• Fernerhin kann die Kontrolleinheit 24 ausgebildet sein, um Zeitpunkte, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss zu bestimmen. Die Kontrolleinheit 24 kann ausgebildet sein, um ein Cycling-Off-Signal für ein Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, auszugeben. Dieses Signal kann beispielsweise dazu dienen, dass das Beatmungsgerät Unterstützungshübe dann beenden kann, wenn der Patient ausatmen will.
• Wie die 4 weiter zeigt, kann das Verfahren 10 auch ein Bestimmen von Zeitpunkten 480, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, aus dem Patienten-Anteil 460 an dem Atemwegsfluss 420 umfassen. Es kann dann auch eine Ausgabe eines Cycling-Off-Signals für ein Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, erfolgen. Darüber hinaus kann der Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss ein Minutenvolumen oder ein Tidalvolumen umfassen, das auf die Eigenaktivität des Patienten zurückgeht. Information über das Minutenvolumen oder das Tidalvolumen kann dann einem Klinikpersonal zur Verfügung gestellt werden.
• Für Anwendung A, Automatisierung der Beatmung, lässt sich aus dem beschriebenen Triggerverfahren eine wesentlich verbesserte Spontanatemrate bestimmen, indem die Anzahl der detektieren Anstrengungen pro Minute gezählt werden. Das Verfahren 10 kann demnach ein Bestimmen einer Spontanatemrate des Patienten aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss umfassen. Entsprechend kann die Kontrolleinheit 24 ausgebildet sein, um eine Spontanatemrate des Patienten aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss zu bestimmen.
• Dabei kann es sinnvoll sein, nur solche Anstrengungen zu berücksichtigen, bei denen das spontane Volumen (Vmus) einen sinnvollen Mindestwert überschreitet, sodass zufällige Schwankungen um die Null-Linie unberücksichtigt bleiben. Die hierfür notwendige Schwelle ist vergleichsweise einfach festlegbar, z.B. auf einen Wert zwischen 10...50ml. Das spontane Volumen kann als Integral von V'mus 460 direkt berechnet werden und steht somit ebenfalls für eine Automatisierung der Beatmung zu Verfügung.
• In Ausführungsbeispielen kann das Verfahren 10 ein Bestimmen einer Hochpasscharakteristik für das Hochpassfiltern aus dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes umfassen. Wie bereits oben erläutert kann die Hochpasscharakteristik durch eine Zeitkonstante tau bestimmt sein. Beispielsweise kann die Zeitkonstante tau aus dem zeitlichen Verlauf von Pmus ermittelt werden.
• Die Zeitkonstante kann auch aus dem Volumen und Flow-Signal berechnet werden (bei passiver Ausatmung ergibt sich eine e-Kurve) und der Quotient aus Volumen und Flow ergibt wegen der Ableitung das gewünschte tau. Alternativ können R und E mittels Regression (oder einem anderen Schätzverfahren) bestimmt werden und daraus kann das tau berechnet werden. Pmus kann auch eine indirekte Rolle spielen und die Zeitbereiche, in denen Pmus != 0 (Pmus ungleich 0) ist, eignen sich nicht, um den/die Parameter zu ermitteln.
• Für die Berechnung von V'mus wird die Kenntnis von Pmus vorausgesetzt. Wenn aber Pmus bekannt ist, können sowohl R und E, also auch die Zeitkonstante tau=R/E über die Gleichung (1), z.B. mittels linearer Regression, Kalman-Filterung oder einem anderen Schätzverfahren, bestimmt werden. Ergänzend oder alternativ können die sEMG- Signale als Anhaltspunkte oder Modellsignale für Pmus herangezogen werden. Wenn z.B. sEMG = 0, dann ist Pmus auch Null und die Regression lässt sich rechnen.
• Wenn sEMG != 0, d.h. „sEMG ungleich Null“, dann kann sEMG in die Bewegungsgleichung hineingezogen werden (z.B. einfachste Modellannahme: Pmus=NME · EMG). Wenn dann R und E oder NME bekannt sind, lässt sich Pmus schätzen: entweder „pneumatisch“ (Pmus=R · Flow + E · Vol - Paw) oder „elektromyografisch“ (Pmus=NME · Flow) oder als Mittelung dazwischen.
• Demnach kann die Hochpasscharakteristik basierend auf der Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten bestimmt werden. Das Verfahren 10 kann ein Durchführen einer linearen Regression, einer Kalman-Filterung oder eines Schätzverfahrens basierend auf der Bewegungsgleichung zur Ermittlung der Hochpasscharakteristik umfassen. Dabei kann ein Modell von Lunge und Thorax in Wechselwirkung mit Komponenten des Beatmungsgerätes, des Beatmungsschlauchsystems und der patientenseitigen Ankopplung mit Tubus, bzw. Maske oder Tracheostoma berücksichtigt werden.
• Dementsprechend kann die Kontrolleinheit 24 ausgebildet sein, um eine Hochpasscharakteristik für das Hochpassfiltern aus dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes zu bestimmen, beispielsweise um die Hochpasscharakteristik basierend auf einer Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten zu bestimmen. Die Kontrolleinheit 24 kann ausgebildet sein, um die lineare Regression, eine Kalman-Filterung oder ein Schätzverfahren basierend auf der Bewegungsgleichung zur Ermittlung der Hochpasscharakteristik durchzuführen. Schätzverfahren können beispielsweise sequenzielle Monte-Carlo-Methoden (Particle Filtering), nichtlineare Regression, Bayes-Schätzer, usw. umfassen.
• In weiteren Ausführungsbeispielen kann der zeitliche Verlauf von Pmus auch mittels einer Sonde in der Speiseröhre ermittelt werden, z.B. mit der Modellgleichung: $$\text{Pmus}=\text{ECW}\cdot \text{Vol}-\text{Pes}\text{.}$$

  
• 5 zeigt weitere Beispiele von Zeitverläufen von Beatmungssignalen. Das Diagramm der 5 zeigt oben einen anderen Verlauf des elektrischen Signals, das mit zwei Paaren von Messelektroden (Costmar 510 bzw. Intercost 520) erzeugt wurde. Die mittlere Kurve zeigt den Verlauf für Pmus 530, der gleich der Kurve von 510 Costmar ist. Die untere Kurve zeigt Ecw · Vol - Pes 540. Dies stellt eine andere Art der Schätzung von Pmus dar, nämlich eine invasive Signalerfassung mittels eines Ösophagusdrucksensors. Die Verwendung solcher invasiven Sensoren (Katheter) kann erfolgen, um eine Referenz für andere Schätzungen zu schaffen, insbesondere solche, die auf nicht-invasiv erfassten Signalen basieren. Die Referenz, Pmus über Pes zu berechnen, kann als eine Art Standard angesehen werden. Deshalb wird dieser Wert auch PmusRef genannt. Weil die Rückstellkraft des Brustkorbs (chestwall) zu berücksichtigen ist, gilt: Pes = ECW · Vol - Pmus.
• Ausführungsbeispiele schaffen beispielsweise einen Weg, um automatisch zu detektieren, wann der Patient eine eigene Atmungsanstrengung beginnt.
  Es gilt: $$\text{Volges}=\text{Volmus}+\text{Volvent}$$

  

  $$\text{Vol'ges}=\text{Vol'mus}+\text{Vol'vent}$$

  

  $$\text{Pdrv}=\text{Pmus}+\text{Pvent}$$

  
• Wenn der Ventilator angeschlossen ist, gilt: $$\text{Paw}=\text{Pvent}$$

  

  
  „aw“ ist die Abkürzung für „Airway“ oder Atemweg.
  Pdrv ist immer die Summe aller treibenden Drücke (wie in Gleichung (4)).
  Wenn Pmus=0 ist, dann gilt: $$\text{Paw}=\text{Pvent}=\text{Pdrv}.$$

  
• Ein einfaches lungenmechanisches Modell lautet: $$\begin{array}{l}\text{Pdrv}=\text{Pmus}+\text{Pvent}\\ =\text{R}\cdot \text{Vol'ges}+\text{E}\cdot \text{Volges}+\text{PEEP}\text{.}\end{array}$$

  
• Die Beatmungshübe dehnen die Lunge und überwinden den Widerstand. Daher gilt $$\text{Pvent}=\text{R}\cdot \text{Vol'vent}+\text{E}\cdot \text{Vol vent}+\text{PEEP}$$

  
• Hieraus folgt: $$\text{Pmus}=\text{R}\cdot \text{Vol'mus}+\text{E}\cdot \text{Volmus}.$$

  

  Außerdem gilt τ = R/E.
• Die Laplace-Transformation liefert im Frequenzbereich $$\begin{array}{l}\text{Vol'mus}=\text{Vol'ges}-\text{Vol'vent}\\ =\text{Vol'ges s}/\text{E*}\left(\text{Pvent}-\text{PEEP}\right)/\left(1+\mathrm{\tau }\cdot \text{s}\right).\end{array}$$

  
• Dann folgt: $$\text{Vol'mus}=\text{s}/\text{E}\cdot \text{Pmus}/\left(1+\mathrm{\tau }\cdot \text{s}\right).$$

  
• Der vom Patienten erzeugte Volumenfluss Vol'mus lässt sich also gemäß der Formel (10) berechnen, wenn die respiratorische Zeitkonstante τ bekannt ist. Beispielsweise setzt man einen DT1-Hochpass ein. Eine entsprechende Umformung kann man auch auf Pvent anwenden und erhält dann eine Vorschrift für Vol`vent.
  Ein DT1-Hochpass liefert dann: $$\text{Vol'vent}=\text{s}/\text{E}\cdot \left(\text{Pvent}-\text{PEEP}\right)/\left(1+\mathrm{\tau }\cdot \text{s}\right).$$

  
• Eine mögliche Verbesserung, welche durch die Erfindung erzielt wird, veranschaulicht das Diagramm in der 4 oben. Der Flow 420 ist der zeitliche Verlauf des Volumenflusses Vol`ges in [l/sec], wobei Abschnitte oberhalb der Nulllinie einen Einatmungsvorgang bezeichnen. Paw 410 ist der zeitliche Verlauf des Drucks Pvent in [mbar], den das Beatmungsgerät erzielt und der stets größer oder gleich null ist, insbesondere wenn PEEP > 0 eingestellt ist. Jede Linie 470 zeigt den Beginn eines Versuchs des Patienten, Luft einzuatmen. Wenn PEEP = 0 und der Patient stark einatmet, kann der Atemwegsdruck kurzzeitig einbrechen, wenn der Ventilator es nicht schafft, schnell genug Fluss nachzuliefern. Dann könnte Pvent < 0 werden. In dem gezeigten Beispiel werden die Beatmungshübe durch den Verlauf von Pmus 450 ausgelöst, der beispielsweise auf der Basis von ein oder mehreren von sEMG-Signalen bestimmt wird, s.o. Die Beatmungshübe hinken der spontanen Atmung des Patienten hinterher, was durch die senkrechten Linien 470 angedeutet wird. Dies ist am besten für t = 398,8 zu sehen: Der Patient versucht bereits, Luft einzuatmen.
• Weil der Flow<0 ist, erkennt das Beatmungsgerät die Einatmungsbemühung noch nicht. Erst wenn die Bedingung erfüllt ist (t=399), kann das Beatmungsgerät triggern und mit einem Unterstützungshub reagieren. Davor läuft lediglich der PEEP-Regler, d.h. das Beatmungsgerät versucht so gut es geht, Flow nachzuliefern, um den PEEP konstant zu halten. Schafft es aber bei der enormen Atemanstrengung des Patienten nicht, was sich im Paw-Druckeinbruch zwischen T=398.8 und t=399 äußert.
• Das Beatmungsgerät ist also zunächst immer noch in der Exspirationsphase und versucht den PEEP aufrecht zu halten. Wenn der Patient nun einatmen will, dann regelt das Beatmungsgerät etwas Fluss nach, aber kommt nicht hinterher. Deswegen bricht der Druck ein wenig ein. Der Patient muss nicht gegen das Gerät atmen, das Gerät hilft nur nicht mit. Das passiert erst dann, wenn der Flow-sensor einen positiven Flow detektiert hat. Dann wird in die Inspirationsphase umgeschaltet und ein Druckhub wird ausgelöst. Der dabei entstehende Flow kommt zum (kleinen Teil) vom Patienten, der getriggert hat, zum größeren Teil vom Beatmungsgerät, das mit dem Hub geantwortet hat. Wenn die Beatmungshübe ideal mit der spontanen Atmung des Patienten synchronisiert würden, müsste der Druck bei den Linien 470 bereits ansteigen - in der Praxis kurz danach. Idealerweise liefert das Beatmungsgerät das Volumen derart, dass möglichst schnell ein eingestellter Unterstützungsdruck erreicht wird. Ein Nulldurchgang von Vol'mus (Beginn des Einatmens) löst also einen Beatmungshub aus. Ausführungsbeispiele ermöglichen so eine bessere Synchronisierung. Insbesondere werden der Beginn und das Ende eines Beatmungshubs besser mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten synchronisiert, und zwar sowohl hinsichtlich des Zeitpunkts als auch hinsichtlich der Stärke.
• In weiteren Ausführungsbeispielen wird festgestellt, welchen Beitrag die spontane Atmung zum Minutenvolumen Vol'ges leistet.
• Das Diagramm in der 4 unten zeigt den zeitlichen Verlauf des Drucks Pmus 450 und den des Volumenflusses Vol'mus 460, den die spontane Atmung des Patienten erzielt. Die Linien 470 zeigen an, wann der Patient beginnt, einzuatmen. Der jeweils nächste Nulldurchgang von Vol'mus 480 zeigt an, wann der Patient anfängt, auszuatmen. Der Druck Pmus fällt schon vor dem Beginn des Ausatmens ab.
• 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. Ferner 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 Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten, insbesondere, aber nicht ausschließlich, auf ein Konzept zur Ermittlung des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf eines Druckparameters, bzw. Atemmuskeldruckes näher beschrieben.
• Eine grundlegende Ausführungsform zeigt ein Verfahren zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten, mit
• - Bestimmen eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten,
• - Hochpassfiltern des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten,
• - Ermitteln des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf der grundlegenden Ausführungsform kann ein Transformieren des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes in einen Frequenzbereich mit umfassen, wobei das Hochpassfiltern in dem Frequenzbereich erfolgt, um ein gefiltertes Spektrum zu erhalten.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann ein Transformieren des gefilterten Spektrums in einen Zeitbereich mit umfassen, um den zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann das Hochpassfiltern im Zeitbereich durchgeführt werden.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen umfasst der Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss ein Minutenvolumen oder ein Tidalvolumen, das auf die Eigenaktivität des Patienten zurückgeht.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen wird das Bestimmen des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals durchgeführt.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen erfolgt das Bestimmen einer Hochpasscharakteristik für das Hochpassfiltern aus dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen ist die Hochpasscharakteristik durch eine Zeitkonstante bestimmt.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen basiert das Bestimmen der Hochpasscharakteristik auf einer Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen umfasst das Bestimmen der Hochpasscharakteristik basierend auf der Bewegungsgleichung ein Durchführen einer linearen Regression, einer Kalman-Filterung oder eines Schätzverfahrens.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen umfasst ein Ermitteln eines zeitlichen Verlaufs des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen umfasst ein Bestimmen von Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen umfasst ein Ausgeben eines Triggersignals für ein Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen umfasst ein Bestimmen von Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann ein Ausgeben eines Cycling-Off-Signals für ein Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, mit umfassen.
• Eine bevorzugte Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann ein Bestimmen einer Spontanatemrate des Patienten aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss mit 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.
• Eine grundlegende Ausführungsform zeigt eine Vorrichtung für eine Messvorrichtung oder eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten, mit ein oder mehreren Schnittstellen, die zum Informationsaustausch mit der Messvorrichtung oder der Beatmungsvorrichtung ausgebildet sind, und mit einer Kontrolleinheit, die ausgebildet ist zum
• - Bestimmen eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten;
• - Hochpassfiltern des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten,
• - Ermitteln des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, das Bestimmen des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals durchzuführen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Vorrichtung Elektroden zur Erfassung des elektromyographischen Signals, Sensoren zur Erfassung eines pneumatischen Signals oder Sensoren zur Erfassung eines mechanischen Signals mit umfassen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, den zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes in einen Frequenzbereich zu transformieren und das Hochpassfiltern in dem Frequenzbereich durchzuführen, um ein gefiltertes Spektrum zu erhalten.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, das gefilterte Spektrum in einen Zeitbereich zu transformieren, um den zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, das Hochpassfiltern im Zeitbereich durchzuführen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann der Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss ein Minutenvolumen oder ein Tidalvolumen mit umfassen, das auf die Eigenaktivität des Patienten zurückgeht.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, eine Hochpasscharakteristik für das Hochpassfiltern aus dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes zu bestimmen. Die Hochpasscharakteristik kann durch eine Zeitkonstante bestimmt sein.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, die Hochpasscharakteristik basierend auf einer Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten zu bestimmen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, eine lineare Regression, eine Kalman-Filterung oder ein Schätzverfahren basierend auf der Bewegungsgleichung zur Ermittlung der Hochpasscharakteristik durchzuführen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, einen zeitlichen Verlauf des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss zu ermitteln.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um Zeitpunkte, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss zu bestimmen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, ein Triggersignal für das Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, auszugeben.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, um Zeitpunkte, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss zu bestimmen.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, ein Cycling-Off-Signal für das Beatmungsgerät basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, auszugeben.
• In einer bevorzugten Ausführungsform basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen kann die Kontrolleinheit ausgebildet sein, eine Spontanatemrate des Patienten aus dem Patienten-Anteil an dem Atemwegsfluss zu bestimmen.
• Eine Messvorrichtung und/oder eine Beatmungsvorrichtung kann basierend auf mindestens einer der zuvor beschriebenen Ausführungsformen der Vorrichtung ausgebildet 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=Pj(dVjdt)	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	I/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,	I/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
  VTmus	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
  PImax	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	I/%
  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 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. AI.: "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]	DE 102007052897
  [E38]	Virtanen, J. et. al.: „Instrumentation for the measurement of electric...“

• Bezugszeichenliste

10

Verfahren zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten

12

Bestimmen eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten

14

Hochpassfiltern des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten

16

Ermitteln des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes

20

Vorrichtung für eine Messvorrichtung oder eine Beatmungsvorrichtung und zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Atemwegsfluss eines Beatmungsgases eines beatmeten Patienten

22

ein oder mehreren Schnittstellen

24

Kontrolleinheit

200

Messvorrichtung

300

Beatmungsvorrichtung

310

zeitlicher Verlauf eines von einem Beatmungsgerät erzeugten Druckes

320

Volumenfluss zwischen Beatmungsgerät und Patient

330

Verlauf von eigenen Atemanstrengungen eines Patienten

410

Verlauf von Paw

420

Verlauf von Flow

430

Costmar

440

Intercost

450

Verlauf von Pmus

460

Verlauf von V'mus=fmus

470

Zeitpunkte des Beginns der Atemanstrengung

480

Zeitpunkte des Endes der Atemanstrengung

510

Costmar

520

Intercost

530

Pmus

540

Ecw · Vol - Pes

• 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 B1 [0002]
• US 7021310 B1 [0002, 0018]
• WO 2019154834 A1 [0002]
• WO 2019154837 A1 [0002]
• WO 2019154839 A1 [0002]
• WO 2020079266 A1 [0002]
• WO 2020188069 A1 [0002]
• DE 102019006480 A1 [0002, 0102]
• US 20170252558 A1 [0002, 0015, 0104]
• US 20150366480 A1 [0002]
• US 20120103334 A1 [0002]
• DE 102019007717 B3 [0002]
• DE 102020000014 A1 [0002, 0102, 0107]
• DE 102007062214 B3 [0002, 0019, 0102, 0107]
• WO 2018143844 A1 [0002]
• DE 102015011390 A1 [0002, 0092, 0106]
• DE 102021115865 A1 [0002]
• DE 102020123138 A1 [0002]
• DE 102007052897 B4 [0002]
• DE 102019006480 [0006, 0016, 0193]
• WO 2019154834 [0016, 0193]
• WO 2019154837 [0016, 0193]
• WO 19154839 [0016]
• WO 2020079266 [0016, 0193]
• US 20170252558 [0016, 0193]
• US 2009159082 [0019]
• WO 2018143844 [0087, 0193]
• WO 2018143844 A [0102]
• US 5820560 [0106, 0193]
• WO 2019154839 [0193]
• DE 102019007717 [0193]
• DE 102020000014 [0193]
• DE 102007062214 [0193]
• DE 102015011390 [0193]
• US 7021310 [0193]
• US 20120103334 [0193]
• DE 102021115865 [0193]
• US 20150366480 [0193]
• WO 2020188069 [0193]
• DE 102020123138 [0193]
• DE 102007052897 [0193]

Claims (15)

1. Vorrichtung (20) für eine Messvorrichtung (200) oder eine Beatmungsvorrichtung (300) und zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Gasaustausch eines beatmeten Patienten, • mit ein oder mehreren Schnittstellen (22), die zum Informationsaustausch mit der Messvorrichtung (200) oder der Beatmungsvorrichtung (300) ausgebildet sind, • mit einer Kontrolleinheit (24), die ausgebildet ist, zu ◯ einer Bestimmung (12) eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten, ◯ einer Durchführung einer Hochpassfilterung (14) des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten, ◯ einer Ermittlung (16) des Patienten-Anteils basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes.
2. Vorrichtung (20) gemäß Anspruch 1, wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, um die Bestimmung (12) des zeitlichen Verlaufes des Atemmuskeldruckes auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals durchzuführen.
3. Vorrichtung (20) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 2, wobei die Kontrolleinheit (24) zu einer Durchführung der Hochpassfilterung (14) im Zeitbereich ausgebildet ist, um den zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten.
4. Vorrichtung (20) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Kontrolleinheit (24) • zu einer Durchführung einer Transformation des zeitlichen Verlaufs des Atemmuskeldruckes in einen Frequenzbereich ausgebildet ist, • zu einer Durchführung der Hochpassfilterung in dem Frequenzbereich ausgebildet ist, um ein gefiltertes Spektrum zu erhalten, • zu einer Durchführung einer Transformation des gefilterten Spektrums in einen Zeitbereich ausgebildet ist, um den zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten.
5. Vorrichtung (20) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei der Patienten-Anteil an dem Gasaustausch ein Minutenvolumen oder ein Tidalvolumen, das auf die Eigenaktivität des Patienten zurückgeht, umfasst.
6. Vorrichtung (20) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, eine Hochpasscharakteristik für die eine angepasste Durchführung der Hochpassfilterung (14) • basierend auf dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes • und/oder basierend auf einer Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten zu bestimmen.
7. Die Vorrichtung (20) gemäß Anspruch 6 wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, um eine lineare Regression, eine Kalman-Filterung oder ein Schätzverfahren basierend auf der Bewegungsgleichung zur Ermittlung der Hochpasscharakteristik durchzuführen.
8. Die Vorrichtung (20) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, um Zeitpunkte, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten endet, aus dem Patienten-Anteil zu bestimmen, und/oder die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, um Zeitpunkte, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, aus dem Patienten-Anteil zu bestimmen.
9. Die Vorrichtung (20) nach Anspruch 8, wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, basierend auf den Zeitpunkten, zu denen eine Atemanstrengung des Patienten beginnt, • ein Triggersignal für das Beatmungsgerät auszugeben • und/oder ein Cycling-Off-Signal für das Beatmungsgerät auszugeben.
10. Vorrichtung (20) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei die Kontrolleinheit (24) ausgebildet ist, um eine Spontanatemrate des Patienten aus dem Patienten-Anteil zu bestimmen.
11. Vorrichtung (20) gemäß Anspruch 2, umfassend • Elektroden zur Erfassung des elektromyographischen Signals • oder Sensoren zur Erfassung des pneumatischen Signals • oder Sensoren zur Erfassung des mechanischen Signals.
12. Messvorrichtung (200) oder Beatmungsvorrichtung (300) mit einer Vorrichtung (20) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 11.
13. Verfahren (10) zum Ermitteln eines Patienten-Anteils an einem Gasaustausch eines beatmeten Patienten, mit den Schritten: • Durchführung einer Erfassung und Bestimmung (12) eines zeitlichen Verlaufes eines Atemmuskeldruckes des Patienten auf der Grundlage eines elektromyographischen Signals, eines pneumatischen Signals oder eines mechanischen Signals, • Durchführung einer angepassten Hochpassfilterung (14) auf den zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes, um einen zeitlichen Verlauf eines gefilterten Atemmuskeldruckes zu erhalten, • Durchführung einer Ermittlung (16) des Patienten-Anteils an dem Atemwegsfluss basierend auf dem zeitlichen Verlauf des gefilterten Atemmuskeldruckes.
14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei für die angepasste Durchführung der Hochpassfilterung (14) eine Bestimmung einer Hochpasscharakteristik • basierend auf dem zeitlichen Verlauf des Atemmuskeldruckes und/oder • basierend auf einer Bewegungsgleichung für den Atemkreis des Patienten erfolgt.
15. Computerprogramm mit einem Programmcode zur Durchführung eines der Verfahren (10) gemäß Anspruch 13 oder Anspruch 14, wenn der Programmcode auf einem Computer, einem Prozessor oder einer programmierbaren Hardwarekomponente ausgeführt wird.

Images