DE60203594T2

DE60203594T2 - Myoelektrisch aktivierte respiratorische leckdichtung

Info

Publication number: DE60203594T2
Application number: DE60203594T
Authority: DE
Inventors: Christer Sinderby
Original assignee: Universite de Montreal
Current assignee: Universite de Montreal
Priority date: 2001-01-16
Filing date: 2002-01-16
Publication date: 2006-02-02
Anticipated expiration: 2022-01-17
Also published as: CA2434728C; JP2004522505A; JP5139476B2; JP2010188195A; US7963283B2; WO2002056818A2; EP1351644A2; WO2002056818A3; CA2434728A1; EP1351644B1; AU2002231488A1; ATE292452T1; JP4885416B2; DE60203594D1; US20050011519A1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft ein myoelektrisch aktiviertes Atmungsleck-Abdichtungssystem.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Verfahren zum Anwenden einer Beatmungsunterstützung über die Abgabe eines Einatmungsstroms, -volumens und/oder -drucks an die Luftwege ist der Einfluss von Luftwegslecks inhärent, die zwischen dem Beatmungsgerätkreis und den Atemwegen auftreten. Eine schlechte Abdichtung zwischen der zur Anwendung einer Beatmungsunterstützung verwendeten Vorrichtung (z. B. Endotrachealtubus, Gesichts/Nasen-Maske) und dem Patienten (z. B. Luftweg, Luftwegöffnung) führt Schwierigkeiten in die Abgabe des geeigneten Gasstroms, -volumens und/oder -drucks in das Luftwegsystem, um die Lunge aufzublasen, ein.
Das Dokument WO 01/00267 A1 beschreibt eine Vorrichtung zum Steuern einer Luftdichtung zwischen einem Endotrachealtubus und der Luftröhre eines zu beatmenden Patienten gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1.
Die Luftdichtung ist eine Manschette um ein Ende des Endotrachealtubus. Dieses Dokument beschreibt eine Vorrichtung zum Steuern des Drucks eines Aufblasmediums zum Aufblasen der Manschette auf einen ersten bzw. einen zweiten Druckpegel während der Einatmungs- und Ausatmungsphasen von Atemzyklen durch die Verwendung eines Drucksensors, der den Druck des Beatmungsmediums überwacht, und eine Steuereinheit, die Übergänge von Phasen der Atmung aus Druckschwankungen folgert.
Das Dokument US 5 820 560 betrifft einen Prozess und ein Verfahren zum Steuern eines Lungenbeatmungsgeräts durch eine Erfassung von elektromyographischen Signalen, die durch das Diaphragma des Patienten erzeugt werden, mittels einer Anordnung von Elektroden, und zum Liefern eines Signals mit verbessertem Rauschabstand zum Lungenbeatmungsgerät, um den Grad der Einatmungsunterstützung in Bezug auf den realen Bedarf des Patienten einzustellen.
AUFGABEN DER ERFINDUNG
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Verwendung der myo elektrischen Aktivität des Diaphragma oder anderer atmungsbezogener Muskeln, um eine Dichtung zu aktivieren und/oder zu deaktivieren, um Lecks zwischen dem Beatmungsgerätkreis und den Atemwegen zu regulieren.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Eine vorliegende Erfindung betrifft ein System zum Abdichten/Freigeben von Luftweglecks zwischen den Luftwegen des Patienten und einem Beatmungsunterstützungsgerät als Reaktion auf eine Atmungsanstrengung über die Verwendung der myoelektrischen Aktivität des Diaphragma (oder anderer mit der Atmungsanstrengung verbundener Muskeln).
Ein erfindungsgemäßes System ermöglicht die Synchronisation der Aktivierung der Abdichtung zwischen den Atemwegen und dem Beatmungsgerätkreis mit der Nervenaktivierung der Einatmungsmuskeln.
Ein erfindungsgemäßes System ermöglicht ferner die Verringerung der mit der Schnittstelle verbundenen Probleme und der Lecks, die zwischen den Atemwegen und dem Beatmungsgerätkreis auftreten, während der ganzen (oder Teilen der) Periode der Nerveneinatmungsaktivierung, was hilft, eine angemessene Abgabe einer Gasströmung, eines Gasvolumens und/oder eines Gasdrucks in die Lunge sicherzustellen.
Ein erfindungsgemäßes System ermöglicht auch die Synchronisation der Deaktivierung der Abdichtung zwischen den Atemwegen und dem Beatmungsgerätkreis mit der Nervendeaktivierung der Einatmungsmuskeln.
Die vorliegende Erfindung betrifft ein System zum Steuern einer Luftdichtung zwischen einem Luftkreis eines Beatmungsgeräts und den Atemwegen eines Patienten, das Mittel umfasst, um die Luftdichtung zu modifizieren, dadurch gekennzeichnet, dass es umfasst: Mittel, um die myoelektrische Aktivität eines atmungsbezogenen Muskels des Patienten zu erfassen, um mindestens ein myoelektrisches Signal zu erfassen, das die Atmungsanstrengung des Patienten darstellt; und Mittel zum Steuern der Mittel zum Modifizieren der Luftdichtung in Abhängigkeit von der erfassten myoelektrischen Aktivität.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung umfassen die Mittel zum Modifizieren der Luftdichtung eine Steuereinheit, wobei die Mittel zum Erfassen der myoelektrischen Aktivität einen myoelektrischen Sensor umfassen, der mit der Steuereinheit verbunden ist, wobei der Sensor so konfiguriert ist, dass er mindestens ein myo elektrisches Signal erfasst, das die Atmungsanstrengung des Patienten darstellt, wobei die Atmungsabdichtungsvorrichtung mit der Steuereinheit verbunden ist und so konfiguriert ist, dass sie die Luftdichtung gemäß dem mindestens einen erfassten myoelektrischen Signal modifiziert.
In einer speziellen Ausführungsform umfasst das System Mittel zum Vergleichen des mindestens einen myoelektrischen Signals mit einem vorbestimmten Wert, um den höchsten Wert dazwischen zu bestimmen, und Mittel zum Modifizieren der Abdichtung gemäß dem höchsten Wert, um die Mittel zum Modifizieren der Luftdichtung zu steuern, wodurch der Durchlassgrad des Kreises gesteuert wird.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
In den beigefügten Zeichnungen:
ist 1 eine schematische Ansicht eines myoelektrisch aktivierten Atmungsleck-Abdichtungssystems gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, welches an einem menschlichen Patienten dargestellt ist;
ist 2 eine Vorderseitenansicht des myoelektrischen Sensors von 1 gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
ist 3 eine Vorderseitenansicht des myoelektrischen Sensors von 1 gemäß einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
ist 4 ein Kurvenbild, das einen Satz von EMG-Signalen des Diaphragma (EMGdi-Signalen) zeigt, die von Paaren von aufeinanderfolgenden Elektroden des Sensors von 2 erfasst werden;
ist 5 eine Querschnittsansicht entlang der Linie 5-5 von 1;
ist 6 eine schematische Ansicht einer Atmungsabdichtungsvorrichtung gemäß einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die in einen Nasenluftkanal des Patienten von 1 eingeführt dargestellt ist;
ist 7 eine schematische Ansicht einer Atmungsabdichtungsvorrichtung gemäß einer dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die am Gesicht des Patienten von 1 angebracht dargestellt ist;
ist 8 ein Ablaufplan eines myoelektrisch aktivierten Atmungsleck-Abdichtungsverfahrens;
stellen 9a und 9b einen Ablaufplan von Schritt 102 von 8 dar;
ist 10a ein Kurvenbild, das das Leistungsdichtespektrum von Elektro den-Bewegungsartefakten, das Leistungsdichtespektrum eines Elektrokardiogramms (ECG) und das Leistungsdichtespektrum von EMGdi-Signalen zeigt;
ist 10b ein Kurvenbild, das ein Beispiel der Übertragungsfunktion für ein Filter zeigt, das zum Ausfiltern der Elektroden-Bewegungsartefakte, des Elektrokardiogramms (ECG), der Störungen von 50 oder 60 Hz vom elektrischen Netz und von Hochfrequenzrauschen verwendet werden soll;
ist 11a ein Kurvenbild des Einatmungs- und Ausatmungsdurchflusses als Funktion der Zeit für eine ruhige Atmung eines Patienten mit einer chronischen verschließenden Lungenkrankheit (COPD);
ist 11b ein Kurvenbild des RMS-Werts des EMG als Funktion der Zeit für eine ruhige Atmung eines COPD-Patienten, wobei die Kurvenbilder der 10a und 10b die Zeitverzögerung vom EMG zum Luftwegeinatmungsdurchfluss zeigen;
ist 12 ein Kurvenbild, das die Verteilung von Korrelationskoeffizienten zeigt, die zum Bestimmen der Position des Zentrums des Depolarisationsbereichs des Diaphragma entlang der Anordnung von Elektroden von 2 berechnet werden;
ist 13 eine schematische Ansicht mit Kurvenbildern, die im Zeitbereich ein Doppelsubtraktionsverfahren zum Verbessern des Rauschabstandes und zum Verringern eines durch die Elektrodenposition induzierten Filtereffekts darstellt;
ist 14 ein schematisches Diagramm, das im Frequenzbereich die Stabilisierung der Mittenfrequenz bei Verlagerung des Zentrums des Depolarisationsbereichs des Diaphragma von 1 entlang der Anordnung von Elektroden von 2 durch das Doppelsubtraktionsverfahren darstellt; und
ist 15a ein Kurvenbild des Oesophagus- und Magendrucks als Funktion der Zeit für eine ruhige Atmung eines Patienten mit einer chronischen verschließenden Lungenkrankheit (COPD); und ist 15b ein Kurvenbild des RMS-Werts des EMG als Funktion der Zeit für eine ruhige Atmung eines COPD-Patienten; zeigen die Kurvenbilder von 15a und 15b die Beziehung zwischen dem EMG und dem Oesophagus- und dem Magendruck.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
In 1 der beigefügten Zeichnungen ist ein myoelektrisch aktiviertes Atmungsleck-Abdichtungssystem 10 gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dargestellt.
Das System 10 umfasst einen myoelektrischen Sensor 12, der am freien Endabschnitt 14 eines Oesophagus-Katheters 16 angebracht ist, eine Atmungsabdichtungsvorrichtung in Form eines Abdichtungsballons 18 und eine Steuereinheit 20.
Wie in 2 dargestellt ist, liegt der myoelektrische Sensor 12 in Form einer Anordnung von Elektroden 22 vor, die mit einem konstanten Zwischenelektrodenabstand d vorgesehen sind, und ermöglicht die Messung der elektromyographischen (EMG) Aktivität des Diaphragma 24 (EMGdi) eines Patienten 26.
Die Elektroden 22 sind am freien Endabschnitt 14 des Katheters 16 durch Wickeln von Draht aus rostfreiem Stahl (nicht dargestellt) um den Katheter 16 angebracht. Der gewickelte Draht aus rostfreiem Stahl weist eine raue Oberfläche auf, die durch Lötmittel geglättet ist, welches wiederum mit Nickel, Kupfer und dann Gold oder Silber galvanisiert ist. Es liegt natürlich innerhalb des Schutzbereichs der vorliegenden Erfindung, andere Elektrodenstrukturen zu verwenden.
In der in 1 und 2 dargestellten Ausführungsform ist der freie Endabschnitt 14 des Katheters 16 mit einer Anordnung von acht Elektroden 22 versehen, die sieben Paare 1, 2, 3, 4, 5, 6 und 7 von aufeinanderfolgenden Elektroden 22 definieren, die jeweils sieben verschiedene EMGdi-Signale sammeln.
Obwohl festgestellt wurde, dass die EMG-Aktivität des Diaphragma (EMGdi) mit einem Oesophagus-Katheter 16, der am freien Endabschnitt 14 davon mit einer Anordnung von acht Elektroden 22 versehen ist, genau gemessen werden kann, kann eine andere Anzahl und/oder Konfiguration von Paaren von Elektroden 22 in Abhängigkeit von der Anatomie des Patienten und von der Bewegung des Diaphragma 24 in Erwägung gezogen werden. Die Paare 1–7 müssen auch nicht Paare von aufeinanderfolgenden Elektroden sein; 3 stellt eine Anordnung von neun Elektroden zum Bilden von sieben überlappenden Paaren von Elektroden 1'–7' dar.
Alternativ können die Elektroden 22 möglicherweise auf einen Nasensonden-Schlauch (nicht dargestellt) angewendet werden, der routinemäßig in Intensivpflegestation-Patienten (ICU-Patienten) eingeführt wird.
Elektrische Drähte (nicht dargestellt) verbinden jedes Paar von aufeinanderfolgenden Elektroden wie z. B. 1–7 (2) mit einem jeweiligen einer Gruppe von Differenzverstärkern 30 (1). Offensichtlich folgen diese elektrischen Drähte dem Katheter 16 von den jeweiligen Elektroden 22 zu den entsprechenden Verstärkern 30 und sind vorzugsweise in den Katheter 16 integriert.
Die elektrischen Drähte, die die EMGdi-Signale, die von den verschiedenen Paaren 1–7 von Elektroden 22 gesammelt werden, übertragen, sind abgeschirmt, um den Einfluss von externem Rauschen, insbesondere eine Störung vom Strom und von der Spannung des elektrischen Netzes mit 50 oder 60 Hz, zu verringern.
Die Gruppe von Differenzverstärkern 30 verstärkt (erster Subtraktionsschritt des Doppelsubtraktionsverfahrens, das nachstehend beschrieben wird) und bandpassfiltert jedes EMGdi-Signal. Dieser erste Subtraktionsschritt kann auch in der Steuereinheit ausgeführt werden, die in Form eines Personalcomputers 20 vorliegt, wenn die Verstärker 16 einpolig geerdete oder äquivalent gestaltete Verstärker sind (einpolige Ablesungen).
Ein übliches Problem bei der Aufzeichnung von EMGdi-Signalen besteht darin, den Rauschpegel so niedrig und so konstant wie möglich zu halten. Da die elektrischen Drähte, die die EMGdi-Signale von den Elektroden 22 zu den Differenzverstärkern 30 übertragen, als Antenne wirken, sind diese elektrischen Drähte abgeschirmt, um dadurch die EMGdi-Signale vor zusätzlichem Artefaktrauschen zu schützen. Das Gehäuse, das die Differenzverstärker 30 umschließt, ist vorzugsweise auch so klein wie möglich gemacht (miniaturisiert) und ist in unmittelbarer Nähe der Nase des Patienten angeordnet, um den Abstand zwischen den Elektroden 22 und den Verstärkern 30 so weit wie möglich zu verringern.
Der Personalcomputer 20 ermöglicht die Abtastung der verstärkten EMGdi-Signale durch jeweilige Isolationsverstärker einer Einheit 32, um Signalsegmente mit fester Dauer zu bilden. Die Einheit 32 liefert elektrische Leistung zu den verschiedenen elektronischen Komponenten der Differenz- und Isolationsverstärker, während eine angemessene Isolation des Körpers des Patienten von einer solchen Leistungsversorgung sichergestellt wird. Die Einheit 32 beinhaltet auch Bandpassfilter, die in den jeweiligen EMGdi-Signalkanälen enthalten sind, um die Wirkungen von Aliasing zu verringern. Die aufeinanderfolgenden EMGdi-Signalsegmente werden dann im Personalcomputer 20 nach deren Analog-Digital-Wandlung digital verarbeitet. Ein Analog-Digital-Wandler, der im Personalcomputer 20 implementiert ist, führt diese Analog-Digital-Wandlung zweckmäßig aus.
Es wird angenommen, dass es innerhalb der Fähigkeit üblicher Fachleute liegt, geeignete Differenzverstärker 30 und angemessene Isolationsverstärker und die Leistungsversorgungseinheit 32 zu konstruieren. Folglich werden die Verstär ker 30 und die Einheit 32 in der vorliegenden Patentbeschreibung nicht weiter beschrieben.
Wie in 1 gezeigt ist, wird der Katheter 16 in den Oesophagus des Patienten durch ein Nasenloch oder den Mund eingeführt, bis die Anordnung von Elektroden 22 auf der Höhe der Magen-Oesophagus-Verbindung liegt. Da das Diaphragma 24 und/oder der Oesophagus sich während der Atmung des Patienten 26 geringfügig bewegt, bewegt sich auch die Anordnung von Elektroden 22 geringfügig um das Diaphragma 24. Wie in der folgenden Beschreibung erläutert wird, wird vorteilhafterweise für eine automatische Kompensation dieser Verlagerung gesorgt.
Ein Beispiel der sieben EMGdi-Signalkomponenten (nachstehend EMGdi-Signale), die durch die Paare 1–7 von aufeinanderfolgenden Elektroden 22 (1 und 2) gesammelt und zum Computer 20 geliefert werden, ist in 4 dargestellt.
Der Abdichtungsballon 18 (1) ist an einem Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 um diesen angebracht.
Der Schlauch 34 ist ein Endotrachealtubus, der in die Luftröhre 36 des Patienten 26 über den Mund oder die Nase oder Tracheotomie eingeführt werden soll. Der Schlauch 34 ist ein Teil des Beatmungsgerät-Luftkreises eines herkömmlichen Beatmungsunterstützungssystems und ist daher mit Beatmungsunterstützungs- und Abdichtungsballon-Steuereinheiten (beide nicht dargestellt) verbunden.
Wie in 5 gezeigt, umfasst der Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 zwei Hohlräume: einen Beatmungsgerät-Hilfshohlraum 38 und einen Abdichtungsdruck-Steuerhohlraum 40. Der Beatmungsgerät-Hilfshohlraum 48 ist ein Luftkanal von der Beatmungsgerät-Unterstützungsvorrichtung (nicht dargestellt) und der Lunge des Patienten. Der Abdichtungsdruck-Steuerhohlraum 40 ist ein Luft- oder Flüssigkeitskanal von einer Ballonaufblasvorrichtung (nicht dargestellt) zum Abdichtungsballon 18 oder zur Maske 46 (siehe 7). Die Ballonaufblasvorrichtung kann eine beliebige Vorrichtung sein, die ein bekanntes Volumen oder einen bekannten Druck liefert.
Die Abdichtungsballon-Steuereinheit ist mit dem Computer 20 verbunden und ihr Betrieb wird dadurch gesteuert.
Im Betrieb wird der Beatmungs-Endotracheal-Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 mit dem an diesem einteilig angebrachten Abdichtungsballon 18 in die Luftröhre 36 des Patienten 26 über den Mund oder die Nase oder Tracheoto mie eingeführt. Der Oesophagus-Katheter 16 mit dem myoelektrischen Sensor 12 wird in den Oesophagus des Patienten durch ein Nasenloch oder den Mund eingeführt, bis die Anordnung von Elektroden 22 auf der Höhe der Magen-Oesophagus-Verbindung liegt.
Wie nachstehend genauer erläutert wird, wird beim Einatmen des Patienten 26 die Änderung der EMG-Aktivität des Diaphragma 24 durch den Sensor 12 erfasst und das erfasste Signal wird vom Computer 20 analysiert, welcher der Ballonsteuereinheit befiehlt, den Abdichtungsballon 18 aufzublasen, wodurch eine Luftdichtung zwischen dem Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 und den Atemwegen des Patienten (in dieser beispielhaften Ausführungsform der Luftröhre 36) geschaffen wird. Beim Ausatmen des Patienten 26 erfasst der Sensor 12 die Änderung der EMG-Aktivität des Diaphragma 24 und der Computer 20 befiehlt der Ballonsteuereinheit, den Ballon 18 zu entleeren, wodurch Gaslecks um den Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 zugelassen werden.
6 und 7 zeigen zwei alternative Ausführungsformen von Atmungsabdichtungsvorrichtungen.
In der Ausführungsform von 6 ist der Abdichtungsballon 18' so am Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 angebracht, dass er sich im Betrieb im Nasenkanal 42 des Patienten 26 befindet. Im Betrieb bläst sich beim Einatmen des Patienten 26 der Abdichtungsballon 18' auf, wodurch eine Luftdichtung zwischen dem Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 und den Atemwegen des Patienten (in dieser beispielhaften Ausführungsform dem Nasenkanal 42) geschaffen wird. Beim Ausatmen des Patienten 26 entleert sich der Abdichtungsballon 18', wodurch Gaslecks um den Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 zugelassen werden und dem Patienten 26 auch die Fähigkeit zu sprechen gegeben wird.
7 zeigt den menschlichen Patienten 26 mit einer Beatmungsunterstützungs-Gesichtsmaske 44 über seinem Mund und seiner Nase. Die Gesichtsmaske 44 ist mit dem Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 verbunden. Der Beatmungsgerät-Hilfsschlauch 34 ist wiederum mit Beatmungsunterstützungs- und Abdichtungsballon-Steuereinheiten (beide nicht dargestellt) verbunden. In dieser speziellen Ausführungsform ist eine Dichtung 46 am Kantenabschnitt der Gesichtsmaske 44 vorgesehen. Die Dichtung 46 ist fluidmäßig mit einem Beatmungsgerät-Hilfsschlauch-Abdichtungsdruck-Steuerhohlraum 40 (5) über den Gesichtsmasken-Abdichtungsdruck-Steuerhohlraum 48 verbunden. Beim Einatmen des Patienten 26 bläst sich die Dichtung 46 auf, wodurch eine Luftdichtung zwischen der Gesichtsmaske 44 und den Atemwegen des Patienten (in dieser beispielhaften Ausführungsform dem Mund und der Nase des Patienten) geschaffen wird. Beim Ausatmen des Patienten 26 entleert sich die Dichtung 46, wodurch Gaslecks um die Gesichtsmaske 62 zugelassen werden.
Weitere Merkmale des Systems 10 werden beim Lesen der folgenden Beschreibung eines myoelektrisch aktivierten Atmungsleck-Abdichtungsverfahrens 100 besser ersichtlich. Wie nun genauer beschrieben wird, ermöglicht das Verfahren 100 die Steuerung der Luftdichtung 18.
Allgemein angegeben umfasst das Verfahren 100 die folgenden Schritte:

102 – Erfassen der myoelektrischen Aktivität des Diaphragma 24;
104 – Vergleichen des myoelektrischen Signals mit einem vorbestimmten Wert; und
106 – Modifizieren des Zustands der Abdichtungsvorrichtung 18 gemäß dem Vergleichsergebnis in Schritt 104.

Jeder dieser Schritte wird nun genauer beschrieben.
In Schritt 102 wird die myoelektrische Aktivität des Diaphragma unter Verwendung des Sensors 12 gemessen. Das Ziel besteht darin, ein myoelektrisches Signal bereitzustellen, das die Atmungsanstrengung des Patienten 26 darstellt.
Insbesondere wird ein Schenkeldiaphragma-EMG von einer Muskelfläche aufgezeichnet, deren Faserrichtung zu einer bipolaren Oesophagus-Elektrode im Allgemeinen senkrecht ist. Der Bereich, von dem die Aktionspotentiale entnommen werden, der elektrisch aktive Bereich des Diaphragma (DDR) und das Zentrum dieses Bereichs, das DDR-Zentrum, können während vorsätzlichen Kontraktionen hinsichtlich ihrer Position in Bezug auf eine Oesophagus-Elektrode variieren. In Abhängigkeit von der Position der bipolaren Elektrode in Bezug auf das DDR-Zentrum wird das EMGdi-Signal in verschiedenen Graden gefiltert.
Auf der Basis von Versuchsergebnissen und anatomischen Beschreibungen des Schenkeldiaphragma, wurde eine Übertragungsfunktion
für ein Diaphragma-EMG, das mit bipolaren Elektroden wie z. B. den Elektroden 22 gemessen wird, entwickelt, wobei K₀ () = modifizierte Bessel-Funktion,
ω = Winkelfrequenz (d. h. 2πf (wobei f die Frequenz ist), h = Abstand zwischen der Signalquelle und dem Beobachtungspunkt, d = ½ Zwischenelektrodenabstand,
v = Leitungsgeschwindigkeit, a = Muskelfaserdurchmesser.
Auf der Basis dieser Übertragungsfunktion wurde ein Signalanalyseverfahren entwickelt, das beinhaltet:

(a) Auffinden des Elektrodenpaars im Zentrum des Diaphragma-Depolarisationsbereichs (DDR) (dieser Bereich wird nachstehend definiert);
(b) Auswählen der Signale oberhalb und unterhalb des Zentrums des DDR (in der Polarität umgekehrt), die den höchsten Rauschabstand liefern; und
(c) Subtrahieren dieser zwei Signale (Doppelsubtraktionsverfahren).

Das Doppelsubtraktionsverfahren ermöglicht es, den Einfluss der Bewegung des DDR-Zentrums relativ zur Elektrodenanordnung 12 auf die EMG-Leistungsspektrum-Mittenfrequenz- und -Quadratmittelwerte zu verringern, den Rauschabstand um 2 dB zu erhöhen und die Anzahl von EMG-Abtastwerten, die von den Signalqualitätsindizes akzeptiert werden, um 50 % zu erhöhen. Eine detailliertere Beschreibung des vorstehend erwähnten Doppelsubtraktionsverfahrens wird nachstehend gegeben.
Schritt 102 wird nun mit Bezug auf 9 genauer beschrieben.
Die erste Operation (Teilschritt 202), die vom Computer 20 durchgeführt wird, ist eine Filteroperation, um Elektroden-Bewegungsartefakte, ECG, Störung vom elektrischen Netz mit 50 und 60 Hz und Hochfrequenzrauschen aus allen EMGdi-Signalen von 4 zu entfernen. Das Kurvenbild von 10a zeigt das Leistungsdichtespektrum der vorstehend definierten Elektroden-Bewegungsartefakte, das Leistungsdichtespektrum des ECG und das Leistungsdichtespektrum von EMGdi-Signalen.
Es ist zu beachten, dass Bewegungsartefakte durch die Bewegung der Elektroden 22 induziert werden. Allgemeiner sind Bewegungsartefakte als Niederfrequenzschwankung des Gleichstrompegels der EMGdi-Signale definiert, die durch mechanische Änderungen der Grenzfläche des Elektrodenmetalls zum Elektrolyten, d. h. Änderungen der Elektrodenkontaktfläche und/oder Änderungen des Drucks, den das Gewebe auf die Elektrode ausübt, induziert werden.
Der Einfluss des ECG auf die EMGdi-Signale kann in verschiedenen Weisen unterdrückt oder beseitigt werden. In Abhängigkeit von der Arbeitsart, d. h. Online- oder Offline-Analyse, Zeitbereichs- oder Frequenzbereichsverarbeitung, können verschiedene optimale Signalaufbereitungsverfahren gewählt werden. In zeitkritischen Anwendungen wurde eine optimierte Filterung als vorteilhaft festgestellt.
10b stellt eine optimale Filterübertragungsfunktion zum Isolieren des EMGdi von einem Verbundsignal, einschließlich ECG, das auch durch Hintergrundrauschen und Elektroden-Bewegungsartefakte gestört wird, dar. In 10b zeigt die gestrichelte Linie die optimale Übertragungsfunktion, während die durchgezogene Linie die von den Erfindern implementierte Übertragungsfunktion zeigt. 10b ist daher ein Beispiel der Filterübertragungsfunktion, die im Teilschritt 202 zum Ausfiltern der Elektroden-Bewegungsartefakte, des ECG, der Störung vom elektrischen Netz mit 50 oder 60 Hz und des Hochfrequenzrauschens verwendet werden kann. Die Verarbeitung der EMGdi-Signale durch den Computer 20, damit sie der optimalen Übertragungsfunktion von 10b so eng wie möglich folgen, stellt eine angemessene Filterung im Teilschritt 202 bereit.
Ein Beispiel eines integrierten EMGdi-Signals von einem Patienten mit einer chronischen verschließenden Lungenkrankheit (COPD) in Bezug auf den Oesophagus- und Magendruck ist in 10a und 10b dargestellt.
Der Teilschritt 204 beinhaltet die Bestimmung der Position des Zentrums des DDR.
Da das Diaphragma zur Längsachse des Oesophagus-Katheters 16, der mit einer Anordnung von Elektroden 22 ausgestattet ist, im Allgemeinen senkrecht ist, liegt nur ein Teil der Elektroden 22 in der Nähe des Diaphragma 24. Die Bestimmung der Position des Diaphragma 24 in Bezug auf die Oesophagus-Elektrodenanordnung 12 schafft daher bessere Ergebnisse.
Der Abschnitt des Schenkeldiaphragma 24, der den Muskeltunnel bildet, durch den der Oesophagus-Katheter 16 geführt wird, wird als "Diaphragma-Depolarisationsbereich" (DDR) bezeichnet. Die Dicke des DDR beträgt etwa 20–30 mm. Es wird angenommen, dass innerhalb des DDR die Verteilung von aktiven Muskelfasern ein Zentrum aufweist, von dem die Mehrheit der EMGdi-Signale ausgeht, d. h. das "Diaphragma-Depolarisationsbereichszentrum" (DDR-Zentrum). Daher werden auf entgegengesetzten Seiten des DDR erfasste EMGdi-Signale ohne Phasenverschiebung in der Polarität umgekehrt, d. h. EMGdi-Signale, die entlang der Elektrodenanordnung 12 erhalten werden, kehren sich am DDR-Zentrum in der Polarität um.
Bei Bewegung zentral von den Grenzen des DDR schwächen sich die EMGdi-Leistungsspektren fortschreitend ab und verstärken sich in der Frequenz.
Die Umkehr der Signalpolarität auf beiden Seiten des Elektrodenpaars 4 mit dem am stärksten gedämpften Leistungsspektrum bestätigt die Position, von der die EMGdi-Signale ausgehen, das DDR-Zentrum.
In Schritt 204 von 9a wird die Position des Zentrums des DDR entlang der Anordnung von Elektroden 22 bestimmt.
Das Zentrum des DDR wird wiederholt aktualisiert, d. h. in vorbestimmten Zeitintervallen erneut bestimmt. Für diesen Zweck werden die EMGdi-Signale im Teilschritt 204a paarweise kreuzkorreliert, um Kreuzkorrelationskoeffizienten r zu berechnen. Wie Fachleuten gut bekannt ist, ist die Kreuzkorrelation eine statistische Bestimmung der Phasenbeziehung zwischen zwei Signalen und berechnet im Wesentlichen die Ähnlichkeit zwischen zwei Signalen hinsichtlich eines Korrelationskoeffizienten r. Ein negativer Korrelationskoeffizient r weist darauf hin, dass die kreuzkorrelierten Signale entgegengesetzte Polaritäten aufweisen.
12 zeigt Kurven des Werts des Korrelationskoeffizienten r als Funktion des Mittelpunkts zwischen den Paaren von Elektroden 22, von denen die korrelierten EMGdi-Signale ausgehen. In diesem Beispiel ist der Zwischenelektrodenabstand d 10 mm. Die Kurven sind für Abstände zwischen den korrelierten Paaren von Elektroden 22 von 5 mm (Kurve 52), 10 mm (Kurve 54), 15 mm (Kurve 56) und 20 mm (Kurve 58) gezeichnet. Aus 12 ist zu erkennen, dass negative Korrelationskoeffizienten r erhalten werden, wenn EMGdi-Signale von jeweiligen Elektrodenpaaren, die auf entgegengesetzten Seiten des Elektrodenpaars 4 liegen, kreuzkorreliert werden. Daher scheint es, dass die Änderung der Polarität im Bereich des Elektrodenpaars 4 geschieht, was durch die Kurven von 4 bestätigt wird. Folglich kann angenommen werden, dass das Zentrum des DDR im Wesentlichen auf halbem Wege zwischen den Elektroden 22, die das Paar 4 bilden, liegt.
Im Teilschritt 204b werden die Korrelationskoeffizienten systematisch verglichen, um das Zentrum des DDR zu bestimmen. Das Zentrum des DDR kann beispielsweise durch Interpolation unter Verwendung einer Anpassung auf Quadratgesetzbasis der drei negativsten Korrelationskoeffizienten der Kurve 54 von 12 genau bestimmt werden, die durch aufeinanderfolgende Kreuzkorrelation der EMGdi-Signalsegmente von jedem Elektrodenpaar mit den EMGdi-Signalsegmenten vom zweiten nächsten Elektrodenpaar erhalten werden. Der Zusammenhang des Zentrums des DDR mit einem Paar von Elektroden 22 liefert eine "Referenzposition", von der EMGdi-Signalsegmente innerhalb des DDR zu erhal ten sind.
Wie in der vorangehenden Beschreibung erwähnt, wird die Position des DDR-Zentrums entlang der Anordnung von Elektroden 22 kontinuierlich aktualisiert, d. h. in vorbestimmten Zeitintervallen, die überlappen oder nicht, erneut berechnet. Im Teilschritt 204c wird die Aktualisierung der Position des DDR-Zentrums durch Vergleichen des negativsten Korrelationskoeffizienten r_NEG mit einer Konstante K3 gesteuert (Teilschritt 204d). Wenn r_NEG < K3, wird angenommen, dass das EMGdi-Signal das Diaphragma 24 darstellt, und die Position des Zentrums des DDR wird aktualisiert (Teilschritt 204e); wenn r_NEG > K3, wird angenommen, dass das EMGdi-Signal nicht das Diaphragma 21 darstellt, und die Position des Zentrums des DDR wird nicht aktualisiert (Teilschritt 204f). Die im Teilschritt 204c ausgeführte Steuerung ermöglicht die Überwindung des Artefakteinflusses auf das EMGdi-Leistungsspektrum oder die Signalstärkemessung.
Es wurde experimentell demonstriert, dass EMGdi-Signale, die im Oesophagus von Erwachsenen aufgezeichnet werden, zufriedenstellend sind, solange sie von Elektrodenpaaren (mit einem Zwischenelektrodenabstand, der zwischen 5 und 20 mm liegt), die in einem Abstand, der zwischen 5 und 30 mm liegt, auf den entgegengesetzten Seiten des DDR-Zentrums positioniert sind (wobei der Zwischenpaarabstand daher zwischen 5 und 30 mm liegt), erhalten werden. Bei Kindern kann sich dies ändern. Obwohl EMGdi-Signale, die von diesen Positionen erhalten werden, eine klare Verbesserung in annehmbaren Raten bieten, bleibt der Rauschabstand während einer ruhigen Atmung immer noch gewöhnlich unbefriedigend niedrig.
In 4 sind beispielsweise die EMGdi-Signale, die von den Elektrodenpaaren 3 und 5 stammen, die jeweils 10 mm unterhalb und 10 mm oberhalb des DDR angeordnet sind, stark invers mit einer Zeitverzögerung von Null korreliert. Im Gegensatz zu den invers korrelierten EMGdi-Signalen sind die Rauschkomponenten für die Elektrodenpaare 3 und 5 wahrscheinlich positiv korreliert. Wie in 13 dargestellt, führt daher die Subtraktion der EMGdi-Signale 60 und 62 von den Elektrodenpaaren 3 und 5 zu einer Addition der entsprechenden EMGdi-Signale (siehe Signal 64) und zu einer Subtraktion, d. h. einer Beseitigung, der gemeinsamen Rauschkomponenten. Dieses Verfahren wird als "Doppelsubtraktionsverfahren" bezeichnet.
Dieser zweite Subtraktionsschritt des Doppelsubtraktionsverfahrens kann entweder im Zeitbereich oder nach Umwandlung der Signale 60 und 62 in den Frequenzbereich ausgeführt werden. Ein Doppelsubtraktionsverfahren kann durch Subtrahieren anderer Kombinationen von Signalen oder durch Ändern der Polaritäten von Elektrodenpaaren durchgeführt werden. Zwei Signale mit entgegengesetzten Polaritäten, die in der Nähe des Muskels auf entgegengesetzten Seiten des DDR erhalten werden, werden subtrahiert, oder wenn die Polarität geändert ist, auf entgegengesetzten Seiten des DDR, um Signale von entgegengesetzten Seiten des DDR zu addieren.
Daher werden am Ausgang von Schritt 206a durch Subtrahieren der EMGdi-Signalsegmente von dem Paar von Elektroden 22 an der optimalen Stelle über dem Diaphragma 24 von den EMGdi-Signalsegmenten von dem Paar von Elektroden 22 an der optimalen Stelle unter dem Diaphragma 24 doppelt subtrahierte Signalsegmente 206 erhalten.
Das Doppelsubtraktionsverfahren kompensiert die Änderungen der Signalstärke und der Frequenz, die durch die Bewegung des Diaphragma 24 (1) und/oder des Oesophagus während der Atmung des Patienten 26 verursacht werden, was eine Bewegung der Anordnung von Elektroden 22 bezüglich des Diaphragma 24 verursacht.
Mit Bezug auf 14 verursacht eine Außermittigkeit der Anordnung von Elektroden 22 (durch die Elektrodenposition induzierter Filtereffekt) eine Veränderung der Mittenfrequenzwerte (siehe Kurven 66 und 68) für die EMGdi-Signale von den Elektrodenpaaren 3 und 5. Das Doppelsubtraktionsverfahren beseitigt eine solche Veränderung der Mittenfrequenzwerte, wie durch die Kurve 70 angegeben, sowie eine Veränderung der Signalstärke. Daher wird der reziproke Einfluss der Position des DDR-Zentrums auf den EMGdi-Signal-Frequenzgehalt durch das Doppelsubtraktionsverfahren beseitigt.
Es wurde festgestellt, dass das Doppelsubtraktionsverfahren den Rauschabstand um mehr als 2 dB verbessern kann und einen durch die Elektrodenposition induzierten Filtereffekt verringern kann. Das Doppelsubtraktionsverfahren ermöglicht auch eine relative Erhöhung der Akzeptanzraten um mehr als 50%.
Nebensprechsignale von benachbarten Muskeln sind stark mit einer Zeitverzögerung von Null korreliert und in der Polarität zwischen allen Paaren von Elektroden 22 gleich. Daher erscheinen diese Nebensprechsignale als Gleichtaktsignal für alle Elektrodenpaare und werden daher durch das Doppelsubtraktionsverfahren beseitigt.
Im Teilschritt 206 wird die Stärke des EMGdi-Signals berechnet. Im Teil schritt 206a wird ein Paar von EMGdi-Signalen (Signale 1–7 von 4), das von Elektrodenpaaren oberhalb und unterhalb des DDR-Zentrums erhalten wird, voneinander subtrahiert und der RMS-Wert (quadratischer Mittelwert) des resultierenden Signals wird berechnet und als RMSsub bezeichnet (Teilschritt 206c). Andere Maße für die Signalintensität als der RMS-Wert können auch alternativ verwendet werden.
In einem Teilschritt 206b wird das vorstehend erwähnte Paar von EMGdi-Signalen (siehe Signale 1–7 von 4), das von Elektrodenpaaren oberhalb und unterhalb des DDR-Zentrums erhalten wird, zueinander addiert und der RMS-Wert (quadratischer Mittelwert) des resultierenden Additionssignals wird berechnet und als RMSadd bezeichnet (Teilschritt 206d). Andere Maße für die Signalintensität als der RMS-Wert können auch potentiell verwendet werden.
Im Teilschritt 208 wird ein ausreichendes Inkrement der RMS-Signalamplitude RMSsub erfasst. Insbesondere wird im Teilschritt 208a die RMS-Amplitude RMSsubn des letzten EMGdi-Subtraktionssignalsegments, wie durch den Teilschritt 206c berechnet, mit RMSsubn-1 des EMGdi-Subtraktionssignalsegments, das zuletzt im Teilschritt 210c angenommen wurde, verglichen. Wenn (RMSsubn × K1) < RMSsubn-1, wird kein Inkrement erfasst und das System wartet, bis die Analyse des nächsten EMGdi-Subtraktionssignalsegments durchgeführt wird. Wenn im Gegenteil (RMSsubn × K1) > RMSsubn-1, wird ein Inkrement der RMS-Intensität des EMGdi-Signals erfasst und die Erfassung des Gleichtakteinflusses (Teilschritt 210) wird aktiviert. Die Multiplikationsoperation (× K1) kann natürlich durch andere geeignete mathematische Operationen ersetzt werden, die entweder am Term RMSsubn oder RMSsubn-1 durchgeführt werden.
Der Teilschritt 210 ermöglicht die Erfassung von Signalartefakten von Nicht-Diaphragma-Ursprung. Wie in der vorangehenden Beschreibung angegeben, weisen EMGdi-Signale, die durch das Diaphragma erzeugt werden und auf beiden Seiten des Diaphragma 24 aufgezeichnet werden, eine umgekehrte Polarität und keine Zeitverzögerung auf. Folglich weist ein Subtraktionssignal, das die Differenz zwischen diesen zwei EMGdi-Signalen darstellt, eine größere Amplitude auf als ein Additionssignal, das die Summe solcher EMGdi-Signale darstellt. Im Gegensatz dazu weisen Signale, die vom Diaphragma 24 entfernt und auf derselben Seite desselben erzeugt werden, dieselbe Polarität an allen Elektrodenpaaren und keine Zeitverzögerung auf. Ebenso weisen Signale vom Herzen, die nicht mit Elektrodenpaaren erhalten werden, die zu weit entfernt angeordnet sind, eine ähn liche Form auf, weisen jedoch eine Zeitverzögerung auf. Im Unterschied zu Signalen mit umgekehrter Polarität weisen subtrahierte Signale mit derselben Polarität kleinere Amplituden als addierte Signale auf. Daher kann das Verhältnis oder die Differenz zwischen der Summe und der Differenz zwischen Signalen, die von denselben Elektrodenpaaren auf beiden Seiten des Diaphragma erhalten werden, anzeigen, ob ein Signal von Diaphragma- oder Artefaktursprung ist.
Für diesen Zweck wird im Teilschritt 210b die Amplitude RMSsubn mit der Amplitude RMSaddn, multipliziert mit einer Konstante K2, verglichen. Es ist zu beachten, dass der Index "n" das letzte EMGdi-Subtraktions- oder -Additionssignalsegment darstellt. Wenn RMSsubn < (RMSaddn × K2), wird die RMS-Signalamplitude verworfen (Teilschritt 210a) und die zwei EMGdi-Signale werden als von Artefaktursprung betrachtet. Wenn RMSsubn > (RMSaddn × K2), wird die RMS-Signalamplitude akzeptiert (Teilschritt 210c) und die zwei EMGdi-Signale werden als von Diaphragmaursprung betrachtet. Die Multiplikationsoperation (× K2) kann natürlich durch andere geeignete mathematische Operationen ersetzt werden, die entweder am Term RMSsubn oder RMSaddn durchgeführt werden.
Im EMGdi-Signalaustausch-Teilschritt 216 bestimmt ein Teilschritt 216a, ob die letzte RMS-Signalamplitude akzeptiert wird. Wenn die letzte RMS-Signalamplitude akzeptiert wird, wird RMSsubn beibehalten (Teilschritt 216a). Wenn die letzte RMS-Signalamplitude nicht akzeptiert wird, wird RMSsubn gegen RMSsubn-1 oder gegen eine andere Vorhersage ausgetauscht (Teilschritt 216c).
Eine Erhöhung der Amplitude von RMSsubn bedeutet nicht notwendigerweise, dass das Diaphragma 24 die Signalquelle ist. Es ist daher vorteilhaft, Signale, die vom Diaphragma 24 stammen, von Signalen anderer Ursprünge zu unterscheiden. In der vorangehenden Beschreibung wurde beschrieben, dass ein Verfahren sequentieller Kreuzkorrelation der EMGdi-Signale von Paaren von Elektroden 22 verwendet werden kann, um die Stelle des Diaphragma durch den negativsten Korrelationskoeffizienten rNEG zu bestimmen. Andere vereinfachte Korrelationsberechnungen können verwendet werden. Der Betrag des Korrelationskoeffizienten rNEG ist für jede Person charakteristisch, ist jedoch typischerweise negativ, wenn das Diaphragma aktiv ist. Wenn das Diaphragma nicht aktiv ist, ist der negative Korrelationskoeffizient rNEG sehr niedrig oder der Korrelationskoeffizient ist positiv. Der Beginn der Diaphragmaaktivierung kann daher durch die Amplitude des Korrelationskoeffizienten rNEG erfasst werden.
Um den mittleren Rauschpegel RMSsubNOISE zu bestimmen (Schritt 218), wird eine mittlere Amplitude von RMSsubn berechnet. Für diesen Zweck gibt dies an, wenn rNEG > K4, wobei K4 eine Konstante ist, dass das Diaphragma nicht aktiv ist (Teilschritt 218a), und der mittlere Pegel von RMSsubn, d. h. RMSsubNOISE wird berechnet (Teilschritt 218b) und ausgegeben. Wenn rNEG < K4, bleibt das System 10 in einem Ruhezustand (Schritt 218c).
Eine Alternative zu Teilschritt 218 besteht darin, den Beginn des Einatmens durch Erfassung eines Luftwegeinatmungsdurchflusses zu erfassen.
Selbst wenn Schritt 102 durch Bezugnahme auf die Messung der myoelektrischen Aktivität des Diaphragma 24 unter Verwendung des Systems 10 beschrieben wurde, kann die Messung eines anderen atmungsbezogenen EMG mit einer geeigneten Vorrichtung erhalten werden, die in der Nähe des atmungsbezogenen Muskels angeordnet wird, auf der Oberfläche des interessierenden Muskels oder in diesen eingesetzt oder implantiert wird.
Ferner können andere Steigerungen der EMGdi-Signalamplitude, ihrer Integrale oder Ableitungen oder Kombinationen davon, die über eine EMG-Aufzeichnung des Diaphragma oder anderer mit der Einatmung verbundener Muskeln erfasst werden, über einen gewünschten Schwellenpegel, die eine gewünschte Dauer überschreiten, verwendet werden, um den Beginn einer Einatmungsanstrengung anzuzeigen.
Die Amplitude des Signals selbst kann auch verwendet werden. Das Signal kann beispielsweise im Verhältnis zu dem Signal mal einer Konstante und seinem Maximalwert bis zu einem bestimmten Druck- oder Volumenpegel angewendet werden.
Nachdem ein myoelektrisches Signal, das die Einatmungsanstrengung des Patienten 26 darstellt, erhalten wurde, wird dieses Signal in Schritt 104 mit einem vorbestimmten Schwellenwert verglichen, um den höchsten Wert dazwischen zu bestimmen und um einen Steuerbefehl zur Atmungsabdichtungsvorrichtung 18 zu senden, um den Zustand der Abdichtungsvorrichtung gemäß einem Vergleichsergebnis zu modifizieren (Schritt 106).
Die Bestimmung des zu überschreitenden Pegels (Schwellenwert) hinsichtlich der Amplitude und Dauer kann entweder durch manuelle Einstellung, die über visuelle Rückkopplung überwacht wird, oder dadurch, dass der Pegel automatisch relativ zum vorstehend beschriebenen mittleren Rauschpegel sein lassen wird, durchgeführt werden. Ein Algorithmus kann ferner verwendet werden, um die Atmungsabdichtungsvorrichtung 18 auszulösen, wenn die Amplitude eines EMG- Signalsegments mit definierter Dauer den Schwellenwert übersteigt.
Die Zeitdauer, die die EMG-Amplitude oberhalb des Schwellenpegels bleibt, kann verwendet werden, um die Dauer der Atmung zu bestimmen, z. B. kann das Beatmungsunterstützungssystem eine volle Atmung unabhängig von der Anwesenheit von EMG-Aktivität, die den Schwellenpegel übersteigt, beginnen und liefern. Der Algorithmus kann auch eingestellt werden, um die Beatmungsunterstützung zu unterbrechen, wenn die EMG-Amplitude unter den Schwellenpegel fällt, oder als Reaktion auf eine Abnahme der Amplitude, die einen gegebenen Betrag (Dekrement) übersteigt.
In Schritt 104 kann die RMS-Amplitude RMSsubn mit einem vorbestimmten Parameter P5 verglichen werden.
Wenn RMSsubn > P5, ist die RMS-Amplitude höher als der Schwellenwert P5 und die Abdichtungsvorrichtung 18 wird aktiviert, um das Luftleck abzudichten, um Gaslecks während der Atmungsanstrengung des Patienten 26 zu vermeiden.
Wenn andererseits RMSsubn < P5, liegt die RMS-Amplitude unterhalb des Schwellenwerts P5 und die Abdichtungsvorrichtung 18 wird aktiviert, um das Luftleck freizugeben, um während der Relaxation der Atmungsanstrengung des Patienten Gaslecks zu gestatten. P5 ist ein Parameter gleich RMSsub_NOISE × K7, wobei K7 eine vorbestimmte Konstante ist. Es ist zu beachten, dass der Parameter P5 normalerweise zum Aktivieren und Deaktivieren der Abdichtungsvorrichtung 18 unterschiedlich wäre, da der Rauschpegel in beiden Fällen unterschiedlich ist.
Wiederum kann die Multiplikationsoperation (× K7) gegen andere geeignete mathematische Operationen ausgetauscht werden, die am Term RMSsub_NOISE durchgeführt werden.
Alternativ oder zusätzlich zum Vergleich zwischen der korrigierten Amplitude RMSsub des myoelektrischen Signals mit einem vorbestimmten Schwellenwert kann eine Inkrement- und Dekrementerfassung der RMSsub-Amplitude durchgeführt werden. Der vorbestimmte Wert, mit dem die Amplitude verglichen wird, ist in diesem speziellen Fall eine vorher gemessene und korrigierte Signalamplitude.
Der vorherige Wert RMSsubn-1 wird mit (RMSsubn × K6) verglichen. Wenn (RMSsubn × K6) < RMSsubn-1, bleibt die Abdichtungsvorrichtung 18 in einem Ruhezustand. Wenn (RMSsubn × K6) > RMSsubn-1, deutet dies auf ein Inkrement der RMS-Amplitude hin und die Abdichtung des Luftlecks durch die Abdichtungsvorrichtung 18 wird durch eine Inkrementzählung/Integration angefor dert, um den Patienten 26 zu unterstützen. Die Multiplikationsoperation (× K6) kann gegen andere geeignete mathematische Operationen ausgetauscht werden, die entweder am Term RMSsubn oder RMSsubn-1 durchgeführt werden.
Die Funktion des Inkrementzähl-/Integrations-Teilschritts besteht darin, die Zeit/Amplituden-Reaktion zu bestimmen. Das Inkrementsignal wird gemittelt, um auf die Empfindlichkeit einzustellen.
Der vorherige Wert RMSsubn-1 wird auch mit (RMSsubn × (1/K6)) verglichen. Wenn (RMSsubn × (1/K6)) > RMSsubn-1, bleibt die Abdichtungsvorrichtung 18 in einem Ruhezustand. Wenn (RMSsubn × (1/K6)) < RMSsubn-1, deutet dies auf ein Dekrement der RMS-Amplitude hin und die Freigabe des Luftlecks wird über die Abdichtungsvorrichtung 18 durch einen Dekrementzähl-/Integrationsschritt durchgeführt. Die Multiplikationsoperation (× (1/K6)) kann natürlich gegen andere geeignete mathematische Operationen ausgetauscht werden, die entweder am Term RMSsubn oder RMSsubn-1 durchgeführt werden.
Die Funktion des Dekrementzähl-/Integrationsschritts besteht darin, die Zeit/Amplituden-Reaktion zu bestimmen. Das Dekrementsignal wird gemittelt, um auf die Empfindlichkeit einzustellen.
Als Reaktion auf EMG-Signale werden Luftweg-Einatmungsdurchflussund/oder Drucksteuerbefehle vom Computer 20 gesandt, um ein Beatmungsunterstützungssystem (Beatmungsgerät) durch eine Schnittstelle (nicht dargestellt) auszulösen. Tatsächlich umfasst das System 10 vorteilhafterweise einen Digital-Analog-Wandler und/oder ein anderes Mittel für eine analoge und digitale Schnittstelle.
Die Entscheidung zum Auslösen wird von einer Logikschaltung auf der Basis "was zuerst kommt, dient zuerst" durchgeführt. Wenn das Diaphragma-EMG (oder das EMG eines anderen einatmungsbezogenen Muskels) beispielsweise eine Einatmungsanstrengung anzeigt, bevor ein Luftweg-Einatmungsdurchfluss und/oder -druck den Beginn der Einatmung anzeigt, wird die Beatmungsunterstützung in Anspruch genommen. In derselben Weise wird die Beatmungsunterstützung eingeleitet, wenn die Einatmungsanstrengung durch einen Schwellenwert für den Luftweg-Einatmungsdurchfluss und/oder -druck erfasst wird, der überschritten wird, bevor der EMG-Schwellenwert überschritten wird.
Andere Änderungen des Luftweg-Einatmungsdurchflusses und/oder -drucks, seiner Integrale oder Ableitungen oder Kombinationen davon in der Einatmungsrichtung über einen gewünschten Schwellenpegel hinaus, die über die Einatmungs- und/oder Ausatmungsleitungen erfasst werden, können verwendet werden, um den Beginn einer Einatmung anzuzeigen.
Die Kurven in 10a und 10b zeigen im Fall der ruhigen Atmung eines COPD-Patienten, dass ein EMG-RMS-Signal ungefähr 200 ms vor dem Beginn des Luftweg-Einatmungsdurchflusses erfasst wird. Die Kurven in 11a und 11b zeigen immer noch im Fall der ruhigen Atmung eines COPD-Patienten eine ähnliche Beziehung zwischen dem EMG-RMS-Signal und dem Magen- und Oesophagusdruck. In diesem speziellen Beispiel ermöglicht die Abdichtung/Freigabe als Reaktion auf ein EMG, dass die Luftleck-Regulierungsvorrichtung den Patienten direkt beim Beginn der Einatmung unterstützt, der 200 ms nach der Erfassung eines EMG-RMS-Amplitudensignals auftritt.
Das Verfahren und die Vorrichtung gemäß der Erfindung sind auf alle Patienten (Erwachsene und Kinder) bei der Beatmungsunterstützung anwendbar und können die Möglichkeiten des Erhaltens einer spontanen Atmung und der Optimierung der Patienten-Beatmungsgerät-Wechselwirkung verbessern. Das Verfahren und die Vorrichtung gelten für viele Arten von Beatmungsunterstützungssystemen, die in Intensivpflegestations-Einrichtungen und anderen Stationen verwendet werden, wo eine unterstützte Beatmung angewendet wird, und für andere Atmungsabdichtungsvorrichtungen (auch als Luftleck-Regulierungsvorrichtung bezeichnet).
Es soll beachtet werden, dass die Teilschritte 204 und 210 von 9 ein Teil des Doppelsubtraktionsverfahrens sind und daher nicht notwendigerweise mit anderen Signalanalyseverfahren ausgeführt werden. Überdies ist der Teilschritt 210 optional, selbst wenn das Doppelsubtraktionsverfahren verwendet wird.
Alternativ kann der Betrieb eines erfindungsgemäßen Systems auf der Amplitude der Signale oder auf der Fläche unter der Kurve (Integration) dieser Signale oder auf anderen Maßen der Signalstärke basieren.
Obwohl die bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung in Bezug auf die Verwendung eines EMGdi-Signals beschrieben wird, das mittels eines doppelt subtrahierten Signals erhalten wird und die myoelektrische Aktivität des Diaphragma darstellt, sollte daran gedacht werden, dass es innerhalb des Schutzbereichs der vorliegenden Erfindung liegt, eine andere Art von EMGdi-Signal zu verwenden oder ein Signal zu verwenden, das die myoelektrische Aktivität von anderen Muskeln als des Diaphragma darstellt und dennoch mit der Einatmungsanstrengung verbunden ist, um die Beatmungsunterstützungsvorrichtung auszulösen. Beispiele anderer Muskeln sind die parasternalen Zwischenrippenmuskeln, die Kopfwender, die Skalenusmuskeln, die Nasenflügel usw. Die myoelektrische Aktivität dieser Muskeln kann schließlich mittels Elektroden erfasst werden, die direkt in den Muskel implantiert sind.

Claims

System (1) zum Steuern einer Luftdichtung zwischen dem Luftkreis (34) eines Beatmungsgerätes und den Atemwegen eines Patienten, das Mittel (18, 18', 46) umfasst, um die Luftdichtung zu modifizieren, dadurch gekennzeichnet, dass es Mittel (12), um die myoelektrische Aktivität eines atmungsbezogenen Muskels des Patienten zu erfassen, und Mittel (20), um die Mittel (18, 18', 46) zum Modifizieren der Luftdichtung in Abhängigkeit von der erfassten myoelektrischen Aktivität zu modifizieren und um dadurch den Durchlassgrad zu steuern, umfasst.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel (12) zum Erfassen der myoelektrischen Aktivität so beschaffen sind, dass sie wenigstens ein die Atmungsanstrengung des Patienten repräsentierendes myoelektrisches Signal liefern; wobei das System ferner Mittel (104, 106) umfasst, um das wenigstens eine myoelektrische Signal mit einem vorgegebenen Wert zu vergleichen, um so den höchsten Wert zwischen ihnen zu bestimmen, und um die Dichtung in Übereinstimmung mit dem höchsten Wert zu modifizieren, um so die Durchlässigkeit zu steuern.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 2, bei dem der atmungsbezogene Muskel das Diaphragma ist und die Mittel (12) zum Erfassen der myoelektrischen Aktivität so beschaffen sind, dass sie die Aktivität in dem elektrisch aktiven Bereich des Diaphragma (DDR) erfassen.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 3, bei dem die myoelektrische Aktivität in der Nähe des Zentrums des DDR erfasst wird.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 4, das ferner umfasst: Mittel (204, 206, 208, 210, 216), um wenigstens ein Signal über dem DDR und wenigstens ein Signal unter dem DDR zu erfassen und um diese zwei Signale zu subtrahieren, um wenigstens ein myoelektrisches Signal zu liefern, das die Atmungsanstrengung des Patienten darstellt.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 2, das ferner Mittel (202) umfasst, um aus dem wenigstens einen myoelektrischen Signal wenigstens eine der folgenden Störungen zu filtern: Bewegungsartefakte, Elektrocardiogramm (ECG), elektrische Störung und Hochfrequenzrauschen.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 2, bei dem der vorgegebene Wert ein Schwellenwert ist; wobei die Mittel zum Steuern (20) und die Mittel (18, 18', 46) zum Modifizieren der Luftdichtung so beschaffen sind, dass sie: (a) die Atmungswege des Patienten abdichten, wenn das wenigstens eine myoelektrische Signal den höchsten Wert hat, wodurch Gaslecks während der Atmungsanstrengung des Patienten vermieden werden, und (b) die Abdichtung der Luftwege des Patienten aufgehoben wird, wenn der Schwellenwert gleich dem höchsten Wert ist, wodurch Gaslecks während der Relaxation der Atmungsanstrengung des Patienten zugelassen werden.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 7, bei dem in (a) und in (b) zwei verschiedene Schwellenwerte verwendet werden.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 7, bei dem der Schwellenwert durch eine manuelle Einstellung unter Verwendung einer visuellen Rückkopplung bestimmt wird.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 7, bei dem der Schwellenwert automatisch vorgegeben wird, indem der Pegel zu einem vorgegebenen Rauschpegel in Beziehung gesetzt wird.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 2, das ferner Mittel umfasst, um einen momentanen Abtastwert des wenigstens einen myoelektrischen Signals mit einer vorgegebenen Konstante zu multiplizieren, um einen multiplizierten Abtastwert zu erzeugen; wobei der vorgegebene Wert einem früheren Abtastwert des wenigstens einen myoelektrischen Signals entspricht; wobei die Mittel (20) zum Steuern und die Mittel (18, 18', 46) zum Modifizieren der Luftdichtung so beschaffen sind, dass sie: (a) die Atemwege des Patienten abdichten, wenn der momentane Abtastwert der höchste Wert ist, wodurch Gaslecks während der Atmungsanstrengung des Patienten vermieden werden, und (b) die Abdichtung der Atemwege des Patienten aufheben, wenn der frühere Abtastwert des wenigstens einen myoelektrischen Signals der höchste Wert ist, wodurch Gaslecks während der Relaxation der Atmungsanstrengung des Patienten zugelassen werden.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 2, das ferner Detektormittel umfasst, um den Rauschpegel in dem wenigstens einen myoelektrischen Signal zu erfassen; und um unter Bezugnahme auf den erfassten Rauschpegel festzustellen, ob der atmungsbezogene Muskel des Patienten aktiv ist.
System zum Steuern einer Luftdichtung zwischen dem Luftkreis (34) eines Beatmungsgeräts und den Atemwegen eines Patienten nach Anspruch 1, bei dem die Steuermittel (20) eine Steuereinheit (20) umfassen; die Mittel (12) zum Erfassen der Aktivität einen myoelektrischen Sensor (22) umfassen, der mit der Steuereinheit (20) verbunden und so konfiguriert ist, dass er wenigstens ein myoelektrisches Signal erfasst, das die Atmungsanstrengung des Patienten darstellt; und die Mittel zum Modifizieren der Luftdichtung eine Atmungsabdichtungsvorrichtung (18, 18', 46) umfassen, die mit der Steuereinheit (20) verbunden und so konfiguriert ist, dass sie die Luftdichtung in Übereinstimmung mit dem wenigstens einen erfassten myoelektrischen Signal modifiziert.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 13, bei dem die Atmungsabdichtungsvorrichtung die Form eines Abdichtungsballons (18, 18') hat.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 14, bei dem der Abdichtungsballon an einem Beatmungsgerät-Hilfsschlauch (34) des Beatmungsgerät-Luftkreises angebracht ist; wobei der Beatmungsgerät-Hilfsschlauch (34) einen ersten Hohlraum (38) in Form eines Luftkanals von dem Beatmungsgerät-Luftkreis und einen zweiten Hohlraum (40) in Form eines Fluidkanals für die Fluidverbindung zwischen dem Abdichtungsballon (18, 18') und einer Ballonaufblasvorrichtung und für die Drucksteuerung des Ballons umfasst.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 15 und 7, bei dem in (a) und in (b) zwei verschiedene Schwellenwerte verwendet werden.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 13, bei dem die Atmungsabdichtungsvorrichtung die Form einer Gesichtsmaske (44), die einen Abdichtungsdruckhohlraum (48) aufweist, hat.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 13, bei dem der myoelektrische Sensor (12) die Form einer Anordnung von Elektroden (22) hat.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 18, bei dem die Elektrodenanordnung (22) einen konstanten Zwischenelektrodenabstand aufweist.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 18, bei dem die Elektrodenanordnung (22) neun Elektroden umfasst.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 13, bei dem der myoelektrische Sensor (12) am freien Ende eines Katheters (16) angebracht ist.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 21, bei dem der myoelektrische Sensor (12) einen um den Katheter gewickelten Stahldraht umfasst.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 22, bei dem der gewickelte Stahldraht durch Lötmittel geglättet ist.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 21, bei dem der Katheter (16) ein Esophagus-Katheter ist.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 13, bei dem der myoelektrische Sensor (12) am freien Ende eines Nasensonden-Schlauchs angebracht ist.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 18, das ferner wenigstens einen Differenzverstärker (30) umfasst, der sowohl mit den Elektroden als auch mit der Steuereinheit verbunden ist.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 26, bei dem der wenigstens eine Verstärker (30) einpolig geerdete Verstärker umfasst, die einpolige Ablesungen ermöglichen.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 26, bei dem der wenigstens eine Verstärker (30) mit den Elektroden (22) über elektrische Drähte verbunden ist.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 26, das einen Differenzverstärker (30) für jedes Paar Elektroden (22) umfasst.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 18, das wenigstens einen Isolationsverstärker (32) umfasst, der so konfiguriert ist, dass er das wenigstens eine myoelektrische Signal abtastet, um Signalsegmente zu bilden.
System zum Steuern einer Luftdichtung nach Anspruch 13, bei der die Steuereinheit (20) die Form eines Personal Computers hat.
System nach Anspruch 28, das ferner Mittel (32, 202) umfasst, um aus dem wenigstens einen myoelektrischen Signal wenigstens eine der folgenden Störungen zu filtern: Bewegungsartefakte, ECG, elektrische Störung und Hochfrequenzrauschen.