DE60224786T2

DE60224786T2 - Wiedereinatmungssystem mit oscillatorischen wiedereinatmungs- und nicht-wiedereinatmungsphasen

Info

Publication number: DE60224786T2
Application number: DE60224786T
Authority: DE
Inventors: Joseph A. Park City ORR; Kai Salt Lake City KUCK; Lara Bountiful BREWER
Original assignee: NTC Technology Inc
Current assignee: NTC Technology Inc
Priority date: 2001-03-20
Filing date: 2002-03-20
Publication date: 2008-10-09
Anticipated expiration: 2022-03-21
Also published as: JP2004532672A; US7135001B2; JP2010155111A; WO2002074166A1; DE60224786D1; EP1372480B1; JP4510378B2; EP1372480A1; US20020174866A1

Description

TECHNISCHER BEREICH
Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf Systeme zur nichtinvasiven Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung („PCBF") bzw. des Herzzeitvolumens („CO") eines Patienten. Insbesondere bezieht sich die vorliegende Erfindung auf so genannte differentielle Fick-Methoden zur Bestimmung der PCBF bzw. des CO einschließlich partieller Rückatmungsmethoden.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die Lungenkapillardurchblutung und das Herzzeitvolumen sind Beispiele für verschiedene hämodynamische Parameter, die bei kritisch kranken Patienten überwacht werden können. Das Herzzeitvolumen ist die Summe des am Gasaustausch beteiligten Blutflusses durch die Lungen, der üblicherweise als Lungenkapillardurchblutung bezeichnet wird, und des Blutflusses, der nicht am Gasaustausch beteiligt ist und üblicherweise als intrapulmonaler Shunt oder venöse Beimischung bezeichnet wird.
Herkömmlicherweise wurden die Lungenkapillardurchblutung und das Herzzeitvolumen durch direkte, invasive Methoden wie z. B. Indikatorverdünnung gemessen. Bei der Indikatorverdünnung wird u. a. eine vorbestimmte Menge eines Indikators durch das Herz eines Patienten in die Blutbahn eingeführt und das Blut stromabwärts des Einführungspunkts analysiert, um eine Zeit-/Verdünnungskurve zu erstellen. Die Thermodilution, bei der eine Salzlösung mit Raumtemperatur oder kühler, die auch als „kalte" Kochsalzlösung bezeichnet wird, als Indikator dient, ist eine weit verbreitete Art der Indikatorverdünnung. Die kalte Kochsalzlösung wird normalerweise durch einen Swan-Ganz-Katheter, an dessen einem Ende sich ein Thermistor befindet, in die Blutbahn im rechten Herzen eines Patienten eingeleitet. Der Thermistor dient dazu, die Temperatur des Blutes zu messen, wenn es das rechte Herz passiert hat, bzw. stromabwärts von der Stelle, wo die kalte Kochsalzlösung eingeleitet wird. Aus den Daten wird dann eine Thermodilutionskurve erstellt, aus der man das Herzzeitvolumen des Patienten ableiten kann. Die Thermodilution und andere Indikatorverdünnungsmethoden sind jedoch auf Grund des potenziellen Schadens, der dem Patienten durch Einführung und Befestigung solcher Katheter zugefügt werden kann, eher unbeliebt.
Es wurden auch weniger invasive Indikatorverdünnungsmethoden entwickelt, bei denen kein Katheter durch die Klappen des rechten Herzens geführt werden muss. Zu den weniger invasiven Methoden gehören die so genannten „transpulmonalen Indikatormethoden", bei denen Sonden in die Speiseröhre oder die Luftröhre gebracht werden (z. B. bei der transösophagealen Doppler-Echokardiographie). Während der Einsatz von ösophagealen oder endotrachealen Sonden weniger invasiv erscheint als die Einführung eines Katheters in das Herz des Patienten, besteht dennoch die Gefahr der Verletzung des Patienten.
Somit wurden sicherere, nichtinvasive Methoden zur Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung und des Herzzeitvolumens entwickelt. Diese nichtinvasiven Methoden beruhen üblicherweise auf einer Form des grundlegenden physiologischen Prinzips, das als Fick'sches Prinzip bekannt ist: Die Rate der Aufnahme einer Substanz durch das Blut oder der Freisetzung einer Substanz aus dem Blut in der Lunge entspricht dem Blutfluss an der Lunge vorbei und der Differenz des Gehalts der Substanz auf jeder Seite der Lunge.
Eine Variation des Fick'schen Prinzips ist die so genannte Kohlendioxid-Fick-Gleichung: Qpcbf = VCO2/(CvCO2 – CaCO2) (1)
Dabei ist Q_pcbf die Lungenkapillardurchblutung, VCO₂ ist die Kohlendioxideliminierung, CvCO₂ ist der Kohlendioxidgehalt des venösen Bluts des Patienten und CaCO₂ ist der Kohlendioxidgehalt des arteriellen Bluts des Patienten.
Üblicherweise wird eine differentielle Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung zur nichtinvasiven Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten verwendet. Jede der differentiellen Fick-Methoden zur Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten beruht auf der grundlegenden Voraussetzung, dass die Lungenkapillardurchblutung und das Herzzeitvolumen auf der Grundlage der Veränderung anderer, messbarer Parameter geschätzt werden kann, wenn eine Veränderung in der effektiven Beatmung auftritt (d. h. der Gesamtventilation abzüglich der auf Grund des mit dem Apparat, dem Patienten oder einer Kombination davon zusammenhängenden Totraums vergeudeten Ventilation). Wird eine differentielle Form der Fick'schen Gleichung verwendet, so kann die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten auf der Grundlage von Unterschieden im VCO₂, CaCO₂, und CvCO₂ zwischen der „normalen" Atmung und während der Einleitung einer Veränderung in der effektiven Beatmung des Patienten bestimmt werden. Folgendes ist ein Beispiel für eine differentielle Fick'sche Gleichung:
Dabei sind VCO_2B und VCO_2D jeweils die Kohlendioxidelimination des Patienten während der „normalen" Atmung bzw. während der Einleitung einer Veränderung der effektiven Beatmung des Patienten, CvCO_2B und CvCO_2D sind der Gehalt an Kohlendioxid im venösen Blut des Patienten während der gleichen Zeiträume, und CaCO_2B und CaCO_2D sind der Gehalt an Kohlendioxid im arteriellen Blut des Patienten während der „normalen" Atmung bzw. wenn die effektive Beatmung des Patienten geändert wird.
Üblicherweise beruhen differentielle Fick-Methoden auf Grundlinienmessungen (d. h. solchen, die während der „normalen" Atmung durchgeführt werden) von VCO₂ und PetCO₂. Sobald die Grundliniendaten gesammelt worden sind, wird eine Veränderung der effektiven Beatmung des Patienten eingeleitet. Sobald die Werte von VCO₂ und PetCO₂ sich nach der Veränderung der effektiven Beatmung stabilisiert haben, werden diese Parameter erneut gemessen. Der Unterschied zwischen den Grundlinienwerten und jenen, die während der Veränderung der effektiven Beatmung des Patienten ermittelt wurden, wird zur Berechnung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens des Patienten verwendet. Bei kontinuierlicher Überwachung und Aktualisierung der Lungenkapillardurchblutung oder des Herzzeitvolumens eines Patienten geht der Wiederherstellung der Grundlinienwerte üblicherweise eine Erholungsperiode voraus. Die Erholungsperiode wurde eingeführt, um vor dem Beginn der Rückatmung die Wiederherstellung der Grundlinienniveaus zu erleichtern. Die meisten Untersucher sammeln während der Erholungsperiode keine Daten für die Analyse.
Für die Kohlendioxid-Fick-Gleichung (1) und die differentielle Kohlendioxid-Fick-Gleichung (2) muss jeweils die VCO₂ eines Patienten bestimmt werden. Die Kohlendioxidelimination ist das Nettovolumen des bei der Atmung von dem Patienten produzierten oder vom Körper des Patienten ausgeschiedenen Kohlendioxids. Deshalb ist die Kohlendioxidelimination ein nützlicher Indikator für die Stoffwechselrate des Patienten. Die VCO₂ eines Patienten kann nichtinvasiv als der Unterschied pro Atemzug zwischen dem Volumen des bei der Inspiration eingeatmeten Kohlendioxids und dem Volumen des bei der Expiration ausgeatmeten Kohlendioxids gemessen werden. Die Kohlendioxidelimination bei einem Atemzug wird normalerweise folgendermaßen berechnet: VCO2 = ∫breath V × fCO2 dt, (3)
Dabei ist V der gemessene Atemfluss, und f_CO2 ist das im Wesentlichen gleichzeitig erkannte Kohlendioxidsignal oder der Bruchteil der Atmungsgase, der Kohlendioxid enthält, bzw. die „Kohlendioxidfraktion".
Während der Rückatmung ist es möglich, dass sich das ausgeatmete Kohlendioxidvolumen nur leicht ändert, während sich das eingeatmete Kohlendioxidvolumen, das normalerweise vernachlässigbar ist, erheblich erhöhen kann. Demzufolge werden sowohl der Unterschied zwischen den Mengen an Kohlendioxid, die während der Rückatmung aus- bzw. eingeatmet werden, als auch die Kohlendioxidelimination eines Patienten erheblich reduziert.
Eine Bestimmung des CaCO₂ eines Patienten beruht üblicherweise auf dem gemessenen PetCO₂ des Patienten. Nach einer Korrektur von Totraum in den Atemwegen des Patienten oder in einem Beatmungskreislauf wird herkömmlicherweise angenommen, dass der PetCO₂ ungefähr dem Partialdruck des Kohlendioxids in den Alveolen der Lungen des Patienten (PACO₂) oder, wenn kein intrapulmonaler Shunt vorliegt, dem Partialdruck des Kohlendioxids im arteriellen Blut des Patienten (PaCO₂) entspricht. Unter Verwendung einer standardmäßigen Kohlendioxid-Dissoziationskurve kann entweder die PetCO₂-Messung oder die PaCO₂-Berechnung zur Bestimmung des CaCO₂ eingesetzt werden.
Tritt eine Veränderung der effektiven Beatmung eines Patienten ein, wenn z. B. ein Patient erhöhte Konzentrationen von Kohlendioxid einatmet, so ändert sich der CaCO₂ relativ schnell im Vergleich zu der Änderungsrate des CvCO₂, der einen höheren Kohlendioxidgehalt aufweist als der CaCO₂. Der Kohlendioxidgehalt in venösem Blut ändert sich auch deshalb relativ langsam, weil der Körper ein großes Kohlendioxidvolumen in anderen Geweben speichert. Die Kohlendioxidspeicher in einem „durchschnittlichen" männlichen Menschen können 15 bis 40 Liter betragen. Somit muss die Dauer oder Größe einer Veränderung der effektiven Beatmung eines Patienten erheblich sein (z. B. muss der Patient eine erhebliche Menge an Kohlendioxid einatmen), um eine messbare Änderung (z. B. eine Erhöhung) des Kohlendioxidgehalts im venösen Blut des Patienten zu bewirken. Gleichermaßen ändert sich die VCO₂ eines Patienten schneller als der CvCO₂. Tatsächlich ändert sich der CvCO₂ im Vergleich zu den Raten, mit denen sich der CaCO₂ und die VCO₂ verändern, so langsam, dass, wenn über einen relativ kurzen Zeitraum (z. B. einige Minuten oder weniger) eine Veränderung der effektiven Beatmung erfolgt, angenommen werden kann, dass der CvCO₂ in dem Zeitraum, der zur Vollendung eines konventionellen Rückatmungsmanövers benötigt wird, im Wesentlichen gleich bleibt (d. h. nur kleine oder gar keine Veränderungen). Da die Auswirkungen der Rückatmung auf Grund der Transportzeit und der Dämpfung verzögert werden, wird bei herkömmlichen Rückatmungsprozessen üblicherweise eine Erholungsperiode eingesetzt.
Die Kohlendioxidelimination und der PetCO₂ werden üblicherweise während beider Phasen einer differentiellen Fick-Methode gemessen.
In einem Beispiel einer bekannten differentiellen Fick-Methode zur Einleitung einer Veränderung in der effektiven Beatmung eines Patienten kann den von dem Patienten eingeatmeten Gasen Kohlendioxid beigemischt werden, und zwar entweder direkt (z. B. durch Zugabe von Kohlendioxid aus einem Gaszylinder oder einer sonstigen externen Quelle) oder dadurch, dass man den Patienten bereits ausgeatmete Gase rückatmen lässt. Bei einer beispielhaften eingesetzten differentiellen Fick-Methode, die in Gedeon, A. et al. in 18 Med. & Biol. Eng. & Comput. 411–418 (1980) (nachfolgend „Gedeon") offengelegt ist, wird eine Periode verstärkter Beatmung eingesetzt, auf die unmittelbar eine Periode reduzierter Beatmung folgt. Wenn die in Gedeon offengelegte Methode oder ein anderes so genanntes „Rückatmungs"-Verfahren eingesetzt wird, sinkt die VCO₂ des Patienten auf ein niedrigeres als das bei normaler Atmung gemessene Niveau. Eine Rückatmung, während der die VCO₂ auf beinahe Null absinkt, wird normalerweise als „komplette Rückatmung" bezeichnet. Eine Rückatmung, die zu einem gewissen Absinken, jedoch nicht zu einer kompletten Reduzierung der VCO₂ führt, wird normalerweise als „partielle Rückatmung" bezeichnet. Diese Rückatmungsverfahren können eingesetzt werden, um entweder auf nichtinvasive Weise den CvCO₂ zu schätzen, wie bei der „kompletten Rückatmung", oder um die Kenntnis des CvCO₂ unnötig zu machen, wie bei der „partiellen Rückatmung".
Die Rückatmung wird typischerweise mit einem Rückatmungskreislauf durchgeführt, der den Patienten veranlasst, eine Gasmischung einzuatmen, die Kohlendioxid enthält. So enthält beispielsweise die rückgeatmete Luft, die während der Rückatmung aus einem Totraum eingeatmet werden kann, Luft, die von dem Patienten ausgeatmet wurde (d. h. kohlendioxidreiche Luft).
Während der kompletten Rückatmung ist das gesamte von dem Patienten eingeatmete Gas im Wesentlichen das während des vorhergehenden Atemzugs ausgeatmete Gas. Somit wird bei der kompletten Rückatmung üblicherweise davon ausgegangen, dass der PetCO₂ dem Partialdruck des Kohlendioxids im arteriellen (PaCO₂), venösen (PvCO₂) und alveolaren (PACO₂) Blut des Patienten entspricht oder eng daran angelehnt ist. Komplette Rückatmungsverfahren beruhen auf der Annahme, dass weder die Lungenkapillardurchblutung oder das Herzzeitvolumen noch der CvCO₂ des Patienten sich während des Rückatmungsprozesses wesentlich ändern. Der Partialdruck des Kohlendioxids im Blut kann durch eine Kohlendioxid-Dissoziationskurve in den Kohlendioxidgehalt des Blutes umgewandelt werden, wobei die Veränderung des Kohlendioxidgehalts im Blut (CvCO₂ ^– CaCO₂) der/den Steigung(en) der Kohlendioxid-Dissoziationskurve multipliziert mit der gemessenen Veränderung des PetCO₂ entspricht, der durch eine Veränderung der effektiven Beatmung, wie z. B. Rückatmung, verursacht werden kann.
Bei der partiellen Rückatmung atmet der Patient eine Mischung aus „frischen" Gasen und beim vorhergehenden Atemzug ausgeatmeten Gasen ein. Somit ist das vom Patienten eingeatmete Kohlendioxidvolumen kleiner als das Kohlendioxidvolumen, das bei einem kompletten Rückatmungsverfahren eingeatmet würde.
Als Beispiel für ein bekanntes partielles Rückatmungsverfahren verwendet das System NICO^TM von Novametrix Medical Systems Inc. aus Wallingford, Connecticut eine Grundlinienperiode von 60 Sekunden, eine Rückatmungsperiode von 50 Sekunden und eine Erholungsperiode von 70 Sekunden. Der gesamte Rückatmungszyklus dauert etwa drei Minuten. Ein weiteres beispielhaftes Rückatmungsverfahren ist in Capek, JM, und Roy, RJ, Noninvasive measurement of cardiac Output using partial CO2 rebreathing, IEEE Trans Biomed Eng 1988; 35:653–661, offengelegt. Dieses Rückatmungsverfahren hat eine Gesamtzykluszeit von ca. 3 ½ Minuten, wobei die eigentliche Rückatmungsphase etwa 30 Sekunden dauert. In Gama de Abreu, M, et al., Partial carbon dioxide rebreathing: A reliable technique for noninvasive measurement of nonshunted pulmonary capillary blond flow, Crit. Care Med. 1997; 25: 675–683, ist ein Rückatmungsverfahren mit einer 35-sekündigen Rückatmungsphase und einer Gesamtzykluszeit (einschließlich Grundlinien- und Erholungsphase) von ca. 3 Minuten offengelegt.
Konventionelle Rückatmungsverfahren bedienen sich typischerweise einer differentiellen Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung, wie z. B. Gleichung (2), um die Lungenkapillardurchblutung oder das Herzzeitvolumen des Patienten zu bestimmen, ohne den Kohlendioxidgehalt des venösen Bluts des Patienten kennen zu müssen, da davon ausgegangen wird, dass der Kohlendioxidgehalt des venösen Bluts des Patienten in den Zeiträumen, in denen die Messungen erfolgen, im Wesentlichen gleich (d. h. konstant) bleibt.
Wieder kann mittels einer Kohlendioxid-Dissoziationskurve der gemessene Partialdruck des endexpiratorischen Kohlendioxids verwendet werden, um die Veränderung des Kohlendioxidgehalts im Blut vor dem Rückatmungsprozess und währenddessen zu bestimmen. Entsprechend kann bei partieller Rückatmung die folgende Gleichung verwendet werden, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen zu bestimmen: Q = ΔVCO2/sΔPetCO2, (4)
Dabei ist s die Steigung der Kohlendioxid-Dissoziationskurve.
Während die partielle Rückatmung die am häufigsten gebrauchte Methode zur Verursachung einer Veränderung in der effektiven Beatmung eines Patienten ist, werden auch alternative differentielle Fick-Methoden eingesetzt, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen zu messen. Solche differentiellen Fick-Methoden beinhalten typischerweise eine kurzzeitige Veränderung des PetCO₂ und der VCO₂ als Reaktion auf eine Veränderung der effektiven Beatmung. Diese kurze Veränderung kann durch eine Anpassung der Atemfrequenz, der inspiratorischen und/oder expiratorischen Zeit, des Atemzugvolumens, der inspiratorischen Pause oder des positiven endexpiratorischen Drucks (PEEP) der Atmung des Patienten erreicht werden.
Während viele der bestehenden differentiellen Fick-Methoden zuverlässige, nichtinvasiv erhaltene Messungen der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens liefern, sind die Zeiträume, über die hinweg diese Methoden ausgeübt werden, jedoch weniger wünschenswert, insbesondere in den üblichen kritischen und intensivpflegerischen Situationen, in denen eine häufigere Aktualisierung der Messungen der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten wünschenswert ist.
Entsprechend besteht Bedarf nach einem System, das die Lungenkapillardurchblutung und das Herzzeitvolumen auf nichtinvasive Weise mit größerer Häufigkeit berechnet.
OFFENLEGUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Rückatmungssystem gemäß der Definition in Anspruch 1.
Die vorliegende Erfindung umfasst eine differentielle Fick-Methode zur nichtinvasiven Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten. Die differentielle Fick-Methode der vorliegenden Erfindung weist zwei Phasen auf: eine „normale" Atmungsphase und eine Phase, in der eine Veränderung der effektiven Beatmung eines Patienten eingeleitet wird; diese Phase wird in diesem Dokument als „veränderungsinduzierende Phase" bezeichnet. Die Dauer dieser Phasen wird im Vergleich zu ähnlichen Phasen bei bekannten differentiellen Fick-Methoden verkürzt. Die Phasen der erfinderischen differentiellen Fick-Methode können wiederholt zyklisch durchlaufen oder oszilliert werden, wobei die jeweilige Dauer der normalen Atmungsphase und der veränderungsinduzierenden Phase im Wesentlichen gleich ist.
In einem Aspekt der erfinderischen differentiellen Fick-Methode wird eine veränderungsinduzierende Phase in der Atmung eines Patienten bewirkt, die Atmung des Patienten kann wieder zur Normalität zurückkehren, und die veränderungsinduzierende Phase der Atmung wird dann sofort wiederholt. Diese Methode unterscheidet sich von konventionellen differentiellen Fick-Methoden dadurch, dass die typische Erholungsperiode ausgelassen wird, bei der man die Atmung eines Patienten vor einer erneuten Messung des Atmungskohlendioxids und der Durchblutung wieder zum normalen oder Grundlinienniveau übergehen lässt.
In einem anderen Aspekt einer differentiellen Fick-Methode, die Lehren der vorliegenden Erfindung beinhaltet, wird die Dauer der normalen Atmungsphase und der veränderungsinduzierenden Phase im Verhältnis zur Dauer der entsprechenden Phasen bei konventionellen differentiellen Fick-Methoden verkürzt. So kann beispielsweise jede Phase eine Dauer von ca. 30 Sekunden haben. Die Länge eines ganzen Zyklus der differentiellen Fick-Methode, gemessen als die Zeitdifferenz zwischen dem Ende einer veränderungsinduzierenden Phase und dem Ende einer weiteren, unmittelbar darauf folgenden veränderungsinduzierenden Phase wird ebenfalls im Verhältnis zur Dauer konventioneller Zyklen vergleichbarer differentieller Fick-Methoden verkürzt. So kann beispielsweise eine differentielle Fick-Methode, die in Übereinstimmung mit den Lehren der vorliegenden Erfindung durchgeführt wird, eine Zykluszeit von ca. zwei Minuten oder weniger aufweisen.
Die Lehren der vorliegenden Erfindung können auf Rückatmungsprozesse sowie auf andere differentielle Fick-Methoden angewandt werden. So induzieren beispielsweise Veränderungen der Atemfrequenz eines Patienten, Veränderungen des Atemzugsvolumens eines Patienten, Veränderungen der inspiratorischen Pause eines Patienten und Veränderungen des positiven endexpiratorischen Drucks eines Patienten jeweils Veränderungen der effektiven Beatmung des Patienten, die in einer differentiellen Form der Fick'schen Gleichung verwendet werden können, um auf nichtinvasive Weise die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten zu bestimmen.
Sonstige Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden dem Durchschnittsfachmann durch Erwägung der nachfolgenden Beschreibung, der begleitenden Zeichnungen und der beigefügten Ansprüche klar werden.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
In den Zeichnungen, die eine beispielhafte Ausgestaltung zur Ausführung der Erfindung veranschaulichen, zeigt:
1 eine schematische Darstellung, welche die Bauelemente veranschaulicht, die verwendet werden können, um die Parameter eines Atmungsprofils mit einer Methode zu messen, die Lehren der vorliegenden Erfindung beinhaltet;
2A einen idealisierten, bidirektionalen Rückatmungszyklus mit VCO₂-Werten für verschiedene Atemzüge, die als Rauten dargestellt sind, und PetCO₂-Werten für verschiedene Atemzüge, die als Quadrate dargestellt sind;
2B ein zweidimensionales Diagramm, das die Verwendung eines bidirektionalen Rückatmungsprozesses veranschaulicht, mit dem man drei VCO₂-Werte erhält sowie drei Werte, die den Kohlendioxidgehalt des Blutes eines Patienten vor, während und nach der Rückatmung darstellen; diese drei Werte wurden dazu verwendet, die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten im Wesentlichen nichtinvasiv zu bestimmen;
3 ein Kurvendiagramm, das die VCO₂ eines Patienten jeweils während der Phasen vor, während und nach der bidirektionalen Rückatmungsmethode veranschaulicht;
4 ein Kurvendiagramm, das den PetCO₂ eines Patienten jeweils während der Phasen vor, während und nach der bidirektionalen Rückatmungsmethode veranschaulicht;
5 ein zweidimensionales Kurvendiagramm, das einen typischen Verlauf der VCO₂ auf der y-Achse und des PetCO₂ auf der x-Achse veranschaulicht;
5B ein zweidimensionales Kurvendiagramm, das einen Verlauf der VCO₂ auf der y-Achse und des CaCO₂ auf der x-Achse nach Modifizierung der VCO₂- und der CaCO₂-Daten veranschaulicht;
6 ein zweidimensionales Diagramm einer Reihe von VCO₂-Werten im Vergleich zu derselben Anzahl von Kohlendioxidgehaltswerten, die im Lauf eines einzigen bidirektionalen Rückatmungszyklus erzielt wurden;
7 ein beispielhaftes zweidimensionales Diagramm, das modifizierte VCO₂- und Kohlendioxidgehaltswerte aus demselben Rückatmungszyklus zeigt, der in 5A dargestellt ist;
8A und 8B zweidimensionale Diagramme, die eine beispielhafte Rückatmungstechnik sowie eine begleitende Methode zur Modifizierung der Atmungsdaten zur Erzielung einer genauen Ausgleichsgeraden („Best-Fit-Gerade") veranschaulicht;
9A eine schematische Darstellung der zeitlichen Abstimmung der Rückatmungs- und Nichtrückatmungsphasen eines konventionellen Rückatmungsprozesses; und
9B eine schematische Darstellung der zeitlichen Abstimmung der Phasen einer Ausgestaltung einer Methode, die Lehren der vorliegenden Erfindung beinhaltet.
BESTE ART(EN) ZUR AUSFÜHRUNG DER ERFINDUNG
Wie aus dem Stand der Technik bekannt ist, ändert sich auf Grund der Kohlendioxid-Pufferung und der hohen Speichervolumina für Kohlendioxid im Körper der CvCO₂ eines Patienten sehr langsam im Verhältnis zu der Rate, mit der sich der CaCO₂ des Patienten ändert, wenn eine Änderung der effektiven Beatmung des Patienten eintritt. Das Unvermögen eines Signals, wie z. B. des CvCO₂ eines Patienten, schnell auf eine Veränderung der effektiven Beatmung zu reagieren, wird auch als „Dämpfung" des Signals bezeichnet.
9A veranschaulicht ein Beispiel einer herkömmlichen Rückatmungstechnik, bei der R die Zeiträume angibt, in denen eine Rückatmung erfolgt, und N die Zeiträume der Nichtrückatmung bezeichnet, in denen eine normale Beatmung stattfinden kann. Nach herkömmlicher Überzeugung sollten differentielle Fick-Methoden kurz genug sein, um die Einleitung von Änderungen des CvCO₂ eines Patienten zu vermeiden, dabei jedoch lang genug, um eine wesentliche Veränderung des CaCO₂ des Patienten zu bewirken. Ungeachtet dieser herkömmlichen Überzeugung entdeckten die Erfinder der vorliegenden Erfindung, dass jegliche Veränderung der effektiven Beatmung eines Patienten von Nutzen ist, die ausreicht, um eine Veränderung des CaCO₂ des Patienten herbeizuführen, ohne dass der CvCO₂ des Patienten wesentlich erhöht wird.
Entsprechend weist die vorliegende Erfindung ein System zur Einleitung einer Veränderung der effektiven Beatmung eines Patienten über einen Zeitraum auf, der im Verhältnis zu dem in bekannten Rückatmungs- und sonstigen differentiellen Fick-Methoden verwendeten Zeitraum verkürzt ist. 9B zeigt ein Beispiel der durch das System der vorliegenden Erfindung umgesetzten Methode. In 9B stellt R die Zeiträume dar, in denen eine Änderung der effektiven Beatmung eines Patienten stattfindet, während N Zeiträume ohne Veränderung der effektiven Beatmung des Patienten darstellt, in denen eine normale Beatmung stattfinden kann. Die Änderung der effektiven Beatmung erfolgt häufiger im Verhältnis zu der Häufigkeit, mit der Veränderungen der effektiven Beatmung eines Patienten bei den bisher bekannten differentiellen Fick-Techniken eingeleitet werden.
Auf Grund der Abnahme der Gesamtzykluszeit der erfinderischen differentiellen Fick-Methode und des erhöhten Anteils des Zyklus, in dem eine Veränderung der effektiven Beatmung eingeleitet wird, kann eine anfängliche Erhöhung des CvCO₂ eines Patienten auftreten. Nach einer solchen anfänglichen Erhöhung in dem gemessenen CvCO₂ des Patienten sollten weitere Veränderungen in der effektiven Beatmung des Patienten, wenn sie mit ausreichender Häufigkeit oder Oszillationsrate durchgeführt werden, jedoch keine weiteren wesentlichen Änderungen des CvCO₂ des Patienten verursachen. Somit bleibt der CvCO₂-Wert des Patienten bei der differentiellen Fick-Methode der vorliegenden Erfindung gleich, sobald er ein neues, im Wesentlichen konstantes Niveau erreicht hat. Da der CvCO₂ gedämpft wird, führen größere Frequenzänderungen oder Oszillationen zu einem stabileren CvCO₂.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung kann eine differentielle Fick-Methode eine erste Phase oder einen Beatmungszustand aufweisen, in der bzw. dem eine Veränderung der effektiven Beatmung erfolgt, und eine zweite Phase oder einen Beatmungszustand, in der bzw. dem eine „normale" Beatmung bzw. Atmung oder Respiration erfolgt.
Selbstverständlich kann der Wechsel zwischen dem ersten und dem zweiten Beatmungszustand entweder abrupt erfolgen, wie in 9B dargestellt, oder allmählich. So kann die Änderung oder Oszillation zwischen einem minimalen Atemzugsvolumen und einem maximalen Atemzugsvolumen, wenn die Veränderung der effektiven Beatmung eines Patienten eine Veränderung des Atemzugsvolumens eines Patienten ist, einer sinusförmigen Kurve folgen (z. B. 400 ml, 410 ml, 420 ml, ... 580 ml, 590 ml, 600 ml, 590 ml, 580 ml, ... 420 ml, 410 ml, 400 ml, 410 ml, 420 ml, ...).
Die ersten und die zweiten Phasen bzw. Beatmungszustände der erfinderischen differentiellen Fick-Methode können im Wesentlichen für dieselbe Zeit erfolgen, d. h. während die erste und die zweite Phase genau dieselbe Dauer haben können, wie in 9B dargestellt, kann eine der Phasen alternativ dazu auch etwas länger sein als die andere. Sowohl die erste als auch die zweite Phase der differentiellen Fick-Methode gemäß der vorliegenden Erfindung können jeweils minimal 30% der Gesamtdauer der ersten und der zweiten Phase oder bis zu ca. 70% der Gesamtdauer der ersten und der zweiten Phase umfassen. Wenn z. B. die Gesamtzykluszeit einer differentiellen Fick-Methode etwa eine Minute beträgt, so kann die erste oder die zweite Phase 18 Sekunden dauern, während die andere Phase etwa 42 Sekunden dauert. Alternativ können die erste und die zweite Phase, wie in 9B dargestellt, jeweils etwa dreißig Sekunden dauern.
Die Dauer der jeweiligen ersten oder zweiten Phasen oder der Beatmungszustände können für einen Patienten durch Auswertung der Beatmung des Patienten optimiert werden (d. h. Atemzugsvolumen × Frequenz). Optional kann die berechnete Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten zusammen mit der Beatmung des Patienten ausgewertet werden, um die jeweils optimale Dauer für die erste und die zweite Phase zu bestimmen. So kann es beispielsweise bei höheren Pegeln des Herzzeitvolumens wünschenswert sein, die Dauer jeder der Phasen zu verkürzen.
Alternativ zu der Oszillation zwischen der ersten und der zweiten Phase bzw. den Beatmungszuständen können die Atmungsdaten eines Patienten vor der nichtinvasiven Messung der Lungenkapillardurchblutung oder des Herzzeitvolumens überwacht werden, bevor eine Änderung der effektiven Beatmung eingeleitet wird, die eine solche nichtinvasive Messung vereinfacht (z. B. während einer Standby-Periode). Entsprechend können die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen durch Einleitung einer Veränderung der effektiven Beatmung eines Patienten (d. h. der ersten Phase) und die Verwendung von Daten gemessen werden, die während einer Standby-Periode erfasst und gespeichert werden, bevor eine Änderung der effektiven Beatmung eines Patienten erfolgt.
Die Zykluszeiten der differentiellen Fick-Methoden unter Einbeziehung von Lehren der vorliegenden Erfindung betragen ca. zwei Minuten oder weniger. Zykluszeiten von weniger als einer Minute gehören ebenfalls zum Umfang der vorliegenden Erfindung.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung bezieht sich auf eine Entdeckung der Erfinder dieser Erfindung, wonach eine Erholungsperiode nach der Änderung der effektiven Beatmung des Patienten für eine genaue und nichtinvasive Messung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens nicht notwendig ist. Entsprechend können differentielle Fick-Methoden, die Lehren der vorliegenden Erfindung beinhalten, auf die herkömmliche Erholungs- oder Stabilisierungsperiode verzichten, die normalerweise auf eine Einleitung einer Änderung der effektiven Beatmung eines Patienten folgt. Die erste und die zweite Phase können kontinuierlich zyklisch durchlaufen werden, wobei die eine (z. B. die erste Phase) unmittelbar nach Abschluss der anderen (z. B. der zweiten Phase) folgt. Zusätzlich kann die Atmung (z. B. Strömung und Kohlendioxid- oder Sauerstoffgehalt) des Patienten kontinuierlich ausgewertet oder überwacht werden, während die differentielle Fick-Methode der vorliegenden Erfindung umgesetzt wird. Alternativ können eine oder mehrere intermittierende Messungen während jedes unmittelbar aufeinanderfolgenden Auftretens der ersten bzw. der zweiten Phase genommen werden.
Als Beispiel einer differentiellen Fick-Methode unter Einbeziehung von Lehren der vorliegenden Erfindung kann die partielle Rückatmung eingesetzt werden. Bei der Ausgestaltung der differentiellen Fick-Methode mit partieller Rückatmung ist die erste Phase eine Rückatmungsphase, während es sich bei der zweiten Phase um eine Nichtrückatmungsphase handelt. Bei der Rückatmung wird die VCO₂ eines Patienten zusammen mit dem PetCO₂ des Patienten oder einem anderen Indikator des Kohlendioxidgehalts im Blut des Patienten gemessen (z. B. CaCO₂, pCO₂, ein Surrogat des PetCO₂, wie z. B. der durchschnittliche pCO₂ über etwa die letzten 5% des ausgeatmeten Volumens usw.).
1 veranschaulicht schematisch eine beispielhafte Methode, um die Atmung eines Patienten im Wesentlichen nichtinvasiv zu überwachen und die Strömungsgeschwindigkeit und den Kohlendioxidgehalt von Gasgemischen zu messen, die von einem Patienten 10 im Lauf der Atmung des Patienten, wie z. B. während der normalen Respiration oder während bekannter Rückatmungsmethoden, ein- und ausgeatmet werden. Ein Bag-in-Bag-System 11 wird mit den Luftwegen des Patienten 10 in Verbindung gesetzt. Ein Strömungssensor 12 eines bekannten Typs, wie z. B. die von Novametrix Medical Systems Inc. („Novametrix") in Wallingford, Connecticut hergestellten Differenzdruck-Atemflusssensoren (z. B. der Strömungssensor für Kinder/Erwachsene (Katalognr. 6717) oder der Strömungssensor für Neugeborene (Katalognr. 6718)) wird an dem Beatmungskreislauf 11 positioniert. Der Strömungssensor 12 kann wirksam an dem Beatmungsgerät (nicht abgebildet) oder einer Atemmaske oder einem Mundstück des Patienten befestigt werden; gleichermaßen können auf anderen Funktionsprinzipien beruhende und von anderen Firmen hergestellte und vertriebene Atemflusssensoren verwendet werden, um die Strömungsgeschwindigkeiten der Atmung eines Patienten 10 zu messen.
Ein Kohlendioxidsensor 14, wie z. B. der CAPNOSTAT^®-Kohlendioxidsensor, und ein ergänzender Airway-Adapter (z. B. der Einweg-Airway-Adapter für Kinder/Erwachsene (Katalognr. 6063), der wiederverwendbare Airway-Adapter für Kinder/Erwachsene (Katalognr. 7007) oder der wiederverwendbare Airway-Adapter für Neugeborene/Kinder (Katalognr. 7053)) von Novametrix sowie von anderen Firmen hergestellte oder vertriebene Kohlendioxid-Haupt- und Nebenstromsensoren können entlang dem Beatmungskreislauf 11 positioniert werden, um die Kohlendioxidkonzentration von Gasgemischen zu messen, die von Patient 10 ein- und ausgeatmet werden.
Strömungssensor 12 und Kohlendioxidsensor 14 sind an einen Strömungsmonitor 16 und einen Kohlendioxidmonitor 18 angeschlossen, wobei jeder davon wirksam mit einem Computer 20 verbunden sein kann, so dass Daten von dem Strömungs- und dem Kohlendioxidmonitor 16 bzw. 18, welche die Signale des Strömungssensors 12 bzw. des Kohlendioxidsensors 14 darstellen, von dem Computer 20 erkannt und gemäß seiner Programmierung (z. B. durch Software) verarbeitet werden können. Vorzugsweise werden Rohströmungs- und Kohlendioxidsignale aus dem Strömungsmonitor und dem Kohlendioxidsensor gefiltert, um signifikante Fehler zu entfernen. Während die Messungen des Atemflusses und des Kohlendioxiddrucks erfolgen, können die Daten des Atemflusses und des Kohlendioxiddrucks von Computer 20 gespeichert werden.
Jeder Atemzug oder Atemzyklus des Patienten 10 kann, wie aus dem Stand der Technik bekannt, aufgezeichnet werden, indem z. B. die Strömungsgeschwindigkeit der Atmung von Patient 10 kontinuierlich überwacht wird.
Damit die Rückatmung erfolgen kann, kommuniziert ein Totraum 22 oder eine Kohlendioxidquelle mit den Atemwegen von Patient 10. Während der Nichtrückatmungsphase wird die Kommunikation zwischen Totraum 22 und den Atemwegen des Patienten 10 unterbrochen.
Bei der partiellen Rückatmung gemäß der Lehre der vorliegenden Erfindung kann während der Nichtrückatmungsphase, in der die Kohlendioxidelimination und der Partialdruck des endexpiratorischen Kohlendioxids gemessen werden, eine Grundlinie erstellt werden. Unmittelbar auf die Nichtrückatmungsphase folgt dann eine Rückatmungsphase, wobei eine Änderung des CaCO₂ des Patienten eingeleitet wird und die VCO₂ und der PetCO₂ erneut gemessen werden. Der Rückatmungsphase folgt dann unmittelbar eine weitere Nichtrückatmungsphase, wobei die VCO₂ und der PetCO₂ erneut gemessen werden.
Die differentielle Fick-Methode gemäß der vorliegenden Erfindung kann mit herkömmlichen Rückatmungsmanövern und -prozessen sowie mit anderen bekannten Rückatmungsmanövern und -prozessen eingesetzt werden, die entweder durch Verkürzung oder vollständige Eliminierung der herkömmlichen Erholungs- oder Stabilisierungsperioden dieser Manöver und Prozesse abgeändert werden. So kann die differentielle Fick-Methode gemäß der vorliegenden Erfindung beispielsweise mit dem in US-Patent 6,238,351 von Orr et al. offengelegten, so genannten „bidirektionalen" Prozess (im Folgenden „das Orr-Patent") oder in der so genannten Methode der „Ausgleichsgeraden" verwendet werden, die in WO 01/62148 A1 von Orr et al. (im Folgenden „die Orr-PCT-Anwendung") offengelegt ist.
Bidirektionale Rückatmung
Beim bidirektionalen Rückatmungsprozess, wie er im Orr-Patent offengelegt ist, erhält man die Atemkohlendioxid- und Strömungsmessungen in drei Phasen: einer Phase „vor" der Rückatmung, einer Phase „während" der Rückatmung und einer Phase „nach" der Rückatmung. Wendet man die Lehren der vorliegenden Erfindung auf die bidirektionale Rückatmungsmethode an, so liefern während einer ersten Nichtrückatmungsphase erzielte Messungen Daten für die Periode „vor" der Rückatmung eines ersten Rückatmungszyklus, in der Rückatmungsphase erzielte Messungen liefern Daten für die Periode „während" der Rückatmung des ersten Rückatmungszyklus, und während der nächsten Nichtrückatmungsphase erzielte Messungen liefern Daten sowohl für die Periode „nach" der Rückatmung des ersten Rückatmungszyklus als auch für die Periode „vor" der Rückatmungsperiode des nächsten Rückatmungszyklus.
In einer ersten Variante der bidirektionalen Rückatmungstechnik, die nützlich ist, wenn der CvCO₂ eines Patienten sich ändert, wird die Geschwindigkeit geschätzt, in der sich der CvCO₂ ändert, was für eine genauere Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten von Nutzen sein kann. Die Änderungsgeschwindigkeit des CvCO₂ kann auch dazu verwendet werden, um die Geschwindigkeit oder den Umfang der Veränderung des CvCO₂ des Patienten zwischen „normaler" Atmung und der Änderung der wirksamen Beatmung zu bestimmen. Bei einer zweiten Variante der bidirektionalen Rückatmungstechnik kann die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten ohne Schätzung der Änderungsgeschwindigkeit des CvCO₂ ermittelt werden. Die zweite Variante der bidirektionalen Rückatmungstechnik ist ebenfalls nützlich, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten zu bestimmen, wenn sich entweder der CvCO₂ oder das Herzzeitvolumen während des Rückatmungsprozesses verändern.
Ableitung von Formeln, die bei der bidirektionalen Rückatmungsmethode verwendet werden
Es folgt eine differentielle Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung, ähnlich jener, die bei den herkömmlichen partiellen Rückatmungstechniken verwendet wird, die auf der VCO₂ und dem CvCO₂ während der „normalen" Atmung (B) und dem Rückatmungsvorgang (Q) beruht:
oder
In ähnlicher Weise folgt eine weitere differentielle Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung, die auf der Kohlendioxidelimination und Messungen des Kohlendioxidgehalts beruht, die während des Rückatmungsvorgangs und nach der Rückatmung erfolgen, und die ebenfalls verwendet werden kann, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten zu ermitteln:
oder
Dabei ist CvCO_2A der CvCO₂ des Patienten nach der Rückatmung (A) bzw. in der Phase „danach".
Die beiden vorangehenden differentiellen Formen der Kohlendioxid-Fick-Gleichung können kombiniert werden; daraus ergibt sich die folgende differentielle Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung:
Da sich der CvCO₂ mit der Zeit ändern kann, kann eine genaue, nichtinvasive, auf Fick basierende Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten eine Schätzung der Geschwindigkeit beinhalten, mit der sich der CvCO₂ ändert. Nimmt man beispielhaft an, dass Änderungen des CvCO₂ über den Rückatmungszyklus im Wesentlichen linear verlaufen und dass deshalb die Änderungsgeschwindigkeit konstant ist, kann die Änderungsgeschwindigkeit des CvCO₂, dargestellt als „k", anhand folgender Gleichung bestimmt werden:
Alternativ kann angenommen werden, dass die Veränderung des Kohlendioxidgehalts des venösen Bluts im Wesentlichen einer anders geformten Kurve folgt, die bei vernünftiger Betrachtungsweise auf der Art der Veränderung des Kohlendioxidgehalts beruht, wie z. B. einer exponentiellen Kurve, wobei die Änderungsgeschwindigkeit ebenso exponentiell wäre, oder der Kurve eines Polynoms. Als weitere Alternative kann man sich der Änderungsgeschwindigkeit des CvCO₂ durch ein künstliches neuronales Netz oder eine Radialbasisfunktion annähern, wie es bereits aus dem Stand der Technik bekannt ist.
Wenn man annimmt, dass die Änderung des CvCO₂ hinsichtlich der Zeit linear verläuft und die Änderungsgeschwindigkeit des CvCO₂ deshalb konstant ist, so kann die Änderung des CvCO₂ zwischen den Phasen „vor" und „während" sowie zwischen den Phasen „während" und „nach" durch folgende Gleichungen ausgedrückt werden: ΔCvCO2BD = k(tB – tD) (11)und ΔCvCO2DA = k(tD – tA), (12)
Dabei sind t_D, t_B und t_A jeweils die Zeitpunkte, zu denen die Phasen „vor", „während" bzw. „nach" auftreten.
Die vorstehenden Gleichungen für die Änderung des CvCO₂ können in die differentielle Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung eingesetzt werden, in der die Atmung eines Patienten während jeder der Phasen „vor", „während" und „nach" berücksichtigt wird und die „Δ"-Ausdrücke so erweitert werden, dass sich die folgende Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung ergibt, die jegliche Änderungen des CvCO₂ erklärt und deshalb bei der bidirektionalen Rückatmungsmethode hilfreich ist:
Wenn jedoch t_D – t_B = t_A – t_D, was bei der differentiellen Fick-Methode gemäß der vorliegenden Erfindung wahrscheinlich ist, so ist t_A + t_B = 2·t_D, und die Berechnung von k wäre nicht erforderlich, da k mit Null multipliziert würde. Entsprechend könnte in dem Fall, dass t_D – t_B =t_A – t_D, wenn z. B. die Dauer der ersten und der zweiten Phase jeweils gleich ist, folgende Gleichung verwendet werden, um die Lungenkapillardurchblutung eines Patienten zu bestimmen:
Auf Grund der Annahme, dass die Lungenkapillardurchblutung und das Herzzeitvolumen eines Patienten von der Phase „vor" bis zur Phase „nach" im Wesentlichen konstant bleiben, können die differentiellen Kohlendioxid-Fick- Gleichungen zur Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens während der Phasen „vor" und „während" (Q_BD) sowie zur Bestimmung des Herzzeitvolumens während der Phasen „während" und „nach" (Q_DA) wie folgt verwendet werden, um k, die Änderungsgeschwindigkeit des CvCO₂, zu schätzen: QBD = QDA (15)somit ist
Dies kann folgendermaßen umgestellt werden: ΔVCO2BD·ΔCvCO2DA – ΔVCO2DA·ΔCvCO2BD = ΔVCO2BD·ΔCACO2DA – ΔVCO2DA·ΔCACO2BD. (17)
Die Gleichungen für ΔCvCO_2BD (11) und ΔCvCO_2DA (12) werden dann in die vorhergehende Gleichung (17) eingesetzt und ergeben folgende Gleichung: ΔVCO2BD·k(tD – tA) – ΔVCO2DA·k(tB – tD) = ΔVCO2BD·ΔCACO2DA – ΔVCO2DA·ΔCACO2BD, (18)
Diese kann umgestellt werden, um folgende Gleichung für k, die Änderungsgeschwindigkeit der VCO₂, zu erhalten:
Verwendung der bidirektionalen Rückatmungsmethode bei Änderung des Herzzeitvolumens zur nichtinvasiven Bestimmung des Lungenkapillarbluts
Vorstehende Gleichung (14) kann auch verwendet werden, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten zu bestimmen, wenn die Lungenkapillardurchblutung oder das Herzzeitvolumen des Patienten sich während des bidirektionalen Rückatmungsvorgangs ändern. Dies kann man darstellen, indem man annimmt, dass der CvCO₂ sich während der Rückatmung nicht ändert: CvCO2 = CvCO2B = CvCO2D = CvCO2A. (20)
Die Fick'sche Gleichung kann verwendet werden, um bei der bidirektionalen partiellen Rückatmungsmethode die VCO₂ jeweils während der Phasen vor, während und nach in Form von CvCO₂ und CaCO₂ oder CACO₂ auszudrücken: VCO2B = QB(CvCO2B – CACO2B); (21) VCO2D = QD(CvCO2D – CACO2D); and (22) VCO2A = QA(CvCO2A – CACO2A). (23)
Ersetzt man die Ausdrücke VCO_2B, VCO_2D, und VCO_2A der Gleichung (14) durch die Gleichungen (21)–(23) und geht von der Annahme aus, dass CvCO₂ sich während der Rückatmung in Gleichung (20) nicht ändert, ergibt sich folgende Gleichung:
Nimmt man an, dass der CvCO₂ sich während der Rückatmung nicht ändert, kann man daraus schließen, dass CaCO₂ und CACO₂ nach Beendigung des Rückatmungsprozesses im Wesentlichen zu den Pegeln dieser Parameter zurückkehren, die sie vor dem Rückatmungsvorgang hatten, bzw. die sie gehabt hätten, wenn die Rückatmung nicht durchgeführt oder wenn keine sonstige Änderung der Beatmung eines Patienten eingeleitet worden wäre: CACO2B = CACO2A = CACO2NR, (25)
Dabei ist CACO_2NR der Kohlendioxidgehalt in den die Alveolen umgebenden Kapillaren während der Zeiträume, in denen keine Veränderung der Beatmung eines Patienten eingeleitet wurde (wie sie z. B. bei der Rückatmung eingeleitet wird), beispielsweise während der zweiten Phase der differentiellen Fick-Methode gemäß der vorliegenden Erfindung. Somit können sowohl CACO_2B als auch CACO_2A in Gleichung (24) durch CACO_2NR ersetzt werden, was folgende Gleichung ergibt:
Durch Faktorenzerlegung bestimmter Ausdrücke kann Gleichung (26) folgendermaßen neu gefasst werden:
Geht man davon aus, dass die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten sich mit der Zeit linear verändern oder dass bei der bidirektionalen Rückatmungsmethode der Unterschied der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens zwischen den Phasen „vor" und „während" dem Unterschied der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens zwischen den Phasen „während" und „nach" entspricht, so können die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten während der Rückatmungsphase durch folgende Gleichung ausgedrückt werden: QD = ½(QA + QB). (28)
Setzt man Gleichung (28) in Gleichung (27) ein, so erhält man folgende Gleichung:
Diese entspricht der folgenden Gleichung: Q = ½(QA + QB), (30)was wiederum Q_D entspricht.
Wenn also die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten sich während der bidirektionalen Rückatmungsmethode mit konstanter Geschwindigkeit ändern, so sind das Herzzeitvolumen bzw. die Lungenkapillardurchblutung eines Patienten gleich der Lungenkapillardurchblutung bzw. dem Herzzeitvolumen des Patienten, die bzw. das in der Phase „während" der partiellen Rückatmung gemessen wurde. Entsprechend können die Gleichungen (13) und (14) bei der bidirektionalen partiellen Rückatmungsmethode verwendet werden, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten genau und nichtinvasiv zu bestimmen, während die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten sich ändern.
Die bidirektionale partielle Rückatmungsmethode, wie sie in den Gleichungen (13) und (14) ausgestaltet ist, kann auch hilfreich sein, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten nichtinvasiv zu bestimmen, während sowohl der CvCO₂ als auch die Lungenkapillardurchblutung oder das Herzzeitvolumen des Patienten sich ändern.
Bei der praktischen Anwendung der bidirektionalen Rückatmungsmethode wird ein System wie jenes verwendet, das mit Bezug auf 1 beschrieben ist, und die Atmung des Patienten wird während der Rückatmungs- und Nichtrückatmungsphasen überwacht, um die von dem Patienten ausgeatmete Menge an CO₂ sowie die Strömungsgeschwindigkeit der Respiration des Patienten während dieser Phasen festzustellen, aus denen dann die VCO₂ und der CvCO₂ bestimmt werden können.
Das Diagramm in 2A veranschaulicht die verschiedenen Messungen, die während der bidirektionalen Rückatmung durchgeführt werden können. Wie zu sehen ist, [sind dies] die typischen Veränderungen der VCO₂-Messungen (als Rauten dargestellt) und der Messungen des Kohlendioxidgehalts (z. B. PetCO₂, als Quadrate dargestellt), die zwischen der Grundlinien-Atmung (d. h. „vor" der Rückatmung), „während" der Rückatmung und den Erholungs- oder Stabilisierungsperioden (d. h. „nach" der Rückatmung) eines idealisierten (d. h. ohne Rauschen) bidirektionalen Rückatmungszyklus auftreten können. Während der Rückatmung ändert sich die VCO₂ innerhalb von drei bis vier Atemzügen von einem Grundlinienwert (z. B. ca. 200 ml/min) auf ein Plateau während der Rückatmung (z. B. etwa 100 ml/min), wohingegen der Kohlendioxidgehalt mehr Zeit beanspruchen kann, um sich von einem Grundlinienwert (z. B. 35 mmHg) auf ein Plateau (z. B. etwa 39 mmHg) zu ändern.
2B ist ein zweidimensionales Diagramm, das veranschaulicht, dass einzelne Werte, nämlich die Plateauwerte aus jeder der Rückatmungsphasen „vor", „während" und „nach" eines bidirektionalen Rückatmungsvorgangs, wie er in 2A dargestellt ist, zur Schätzung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens verwendet werden.
Der Unterschied zwischen dem von einem Patienten ausgeatmeten Volumen an Kohlendioxid und dem von ihm eingeatmeten Volumen an Kohlendioxid, das zur Einschätzung der VCO₂ des Patienten verwendet werden kann, wird vor (VCO_2B), während (VCO_2D) und nach (VCO_2A) der Rückatmung ermittelt. Das Diagramm in 3 veranschaulicht die VCO₂ jeweils in den Phasen „vor", „während" und „nach" in dem Rückatmungsprozess, der von dem System gemäß der vorliegenden Erfindung umgesetzt wird.
Der PetCO₂ des Patienten wird ebenfalls in jeder der Phasen „vor", „während" und „nach" gemessen. Da davon ausgegangen wird, dass der um parallelen Totraum (von nicht perfundierten Alveolen) bereinigte PetCO₂ dem Partialdruck des Kohlendioxids im alveolaren Blut (PACO₂) und dem Partialdruck des CO₂ im arteriellen Blut (PaCO₂) entspricht, kann eine Kohlendioxid-Dissoziationskurve mit den aus dem Stand der Technik bekannten Partialdruckmessungen des endexpiratorischen Kohlendioxids verwendet werden, um jeweils für die Phasen „vor", „während" und „nach" der Rückatmung den Kohlendioxidgehalt im Blut der Alveolen (CACO₂) der Lungen des Patienten zu bestimmen, die am Austausch der Blutgase beteiligt sind und die typischerweise als „perfundierte" Alveolen bezeichnet werden. Es wird davon ausgegangen, dass der CACO₂ dem Kohlendioxidgehalt im arteriellen Blut (CaCO₂) entspricht. 4 ist ein Diagramm, das den PetCO₂ veranschaulicht, der jeweils in den Phasen „vor", „während" und „nach" in dem von dem System gemäß der vorliegenden Erfindung umgesetzten Rückatmungsprozess gemessen wird.
Bestimmung der Lungenkaplllardurchblutung oder des Herzzeltvolumens
Bei der Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten, wenn sich der CvCO₂ ändert, wird die Differenz zwischen der VCO₂ vor der Rückatmung und während der Rückatmung ermittelt, die auch als „ΔVCO_2BD" bezeichnet wird, sowie die Differenz zwischen der VCO₂ während der Rückatmung und nach der Rückatmung, die auch als „ΔVCO_2DA" bezeichnet wird. Ebenfalls ermittelt wird die Differenz zwischen dem CACO₂ vor bzw. während der Rückatmung, die auch als "ΔCACO_2BD" bezeichnet wird, sowie die Differenz zwischen dem CACO₂ während und nach der Rückatmung, die auch als „ΔCACO_2DA" bezeichnet wird.
Diese Differenzen können zur Berechnung der Geschwindigkeit verwendet werden, mit der sich der Kohlendioxidgehalt im venösen Blut des Patienten ändert. Es folgt eine beispielhafte Gleichung zur Schätzung der Änderungsgeschwindigkeit des Kohlendioxidgehalts im venösen Blut des Patienten (k), bei der angenommen wird, dass die Änderung linear mit der Zeit erfolgt und die Änderungsgeschwindigkeit deshalb konstant ist:
Sobald die Schätzung der Änderungsgeschwindigkeit des Kohlendioxidgehalts im Blut des Patienten erfolgt ist, können die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten folgendermaßen genau bestimmt werden:
Alternativ können die Zeitangaben und die Konstante in der vorstehenden Gleichung weggelassen werden, und die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten durch Verwendung der folgenden Gleichung bestimmt werden, die nützlich ist, wenn sich entweder der CvCO₂ oder die Lungenkapillardurchblutung oder das Herzzeitvolumen während der Rückatmung ändern:
Methode der Ausgleichsgeraden
Im Gegensatz zu der Verwendung von Messungen auf den Plateaus der jeweiligen Phasen, wie in 2A und 2B dargestellt, werden bei herkömmlichen Rückatmungsprozessen und in dem bidirektionalen Rückatmungsprozess bei der Rückatmungsmethode der Orr-PCT-Anwendung laufend die Daten der VCO₂ und des Kohlendioxidgehalts gemessen. Als Ergebnis kann eine Kurve der Messungen die Form wie im Diagramm in 5A annehmen, wobei die Daten bei 100 auf Messungen vor der Rückatmung, Daten entlang Pfeil 102 auf Messungen während der Rückatmung und Daten entlang Pfeil 104 auf Messungen nach der Rückatmung beruhen. – Diese Daten können unter Verwendung eines einzigen Rückatmungszyklus, im Lauf einer Reihe von Rückatmungszyklen, in einem oder mehreren diskreten Zeitintervallen oder auf der Basis von Atemzug zu Atemzug ermittelt werden, wobei die Daten kontinuierlich gemessen, berechnet und analysiert werden, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten kontinuierlich zu aktualisieren oder zu überwachen.
Die Methode der Ausgleichsgeraden beinhaltet auch die Verwendung einer differentiellen Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung zur Berechnung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens als Verhältnis einer Änderung der Kohlendioxidelimination oder VCO₂ zu einer Änderung des Kohlendioxidgehalts bzw. CaCO₂ im arteriellen Blut eines Patienten:
Wie bereits vorhergehend in diesem Dokument erläutert, kann der CaCO₂ nichtinvasiv durch Bestimmung des PetCO₂ geschätzt werden. Der PetCO₂ kann durch Verwendung einer standardmäßigen, aus dem Stand der Technik bekannten Kohlendioxid-Dissoziationskurve in CaCO₂ umgewandelt werden, indem man folgende Gleichung anwendet: ΔCaCO2 = sΔPetCO2, (35)
Dabei ist s die Steigung der Kohlendioxid-Dissoziationskurve, und ΔPetCO₂ ist die durch eine Änderung der Beatmung bewirkte Änderung des endexpiratorischen Partialdrucks des Kohlendioxids eines Patienten. Somit können die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen auch wie folgt berechnet werden: Q = ΔVCO2/sΔPetCO2. (36)
Sonstige Indikatoren des Kohlendioxidgehalts im Blut eines Patienten, wie z. B. pCO₂, können an Stelle des PetCO₂ oder CaCO₂ zur Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten verwendet werden.
Sobald die Messungen des Drucks des Atmungskohlendioxids und der Strömung, wie in 1 dargestellt, während sowohl der ersten Phase (z. B. Rückatmung) als auch der zweiten Phase (z. B. Nichtrückatmung) erfolgt sind, werden diese Daten des Drucks des Atmungskohlendioxids und der Strömung verwendet, wie aus dem Stand der Technik bekannt, um sowohl die VCO₂ und den PetCO₂ als auch die Änderungen der VCO₂ und des PetCO₂ zu berechnen, die mit der Änderung der effektiven Beatmung auftreten.
Die berechneten VCO₂- und PetCO₂-Daten werden dann verwendet, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten zu bestimmen, beispielsweise durch Verwendung einer der verschiedenen vorstehend vorgestellten Fick-Gleichungen.
Alternativ dazu können die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten im Lauf einer Mehrzahl von Atemzügen bestimmt werden, indem man die berechneten VCO₂- und CaCO₂-Daten oder Daten eines anderen Indikators für den Kohlendioxidgehalt im Blut eines Patienten, wie z. B. PetCO₂ oder pCO₂, in zwei Dimensionen ausdrückt, wie beispielsweise in einem zweidimensionalen (X-Y) Kurvendiagramm, wobei die VCO₂-Datenpunkte auf der y-Achse und die PetCO₂-Daten auf der x-Achse gemessen werden und anschließend eine Linie identifiziert wird, welche die geringsten Abweichungen von diesen Daten aufweist und in diesem Dokument auch als Ausgleichsgerade bezeichnet wird.
Die Gleichung für die Ausgleichsgerade kann beispielsweise folgendermaßen aussehen: y = mx + b (37)oder
Dabei ist y die y-Koordinate eines Datenpunktes, x die x-Koordinate desselben Datenpunktes, m die Steigung der Linie und b der Versatzwert für die Linie. Wenn die VCO₂ auf der y-Achse und der CaCO₂ auf der x-Achse gemessen werden, dann ist
Die negative Steigung (d. h. –1 × m) der Ausgleichsgeraden durch die VCO₂-CaCO₂-Daten wären dann gleich der Lungenkapillardurchblutung bzw. dem Herzzeitvolumen des Patienten: –m = Q. (40)
Die Ausgleichsgerade für die VCO₂- und die CaCO₂-Daten wird vorzugsweise bestimmt, indem bekannte lineare Regressionsmethoden oder sonstige bekannte Methoden zur Bestimmung des Verhältnisses zwischen den beiden Variablen angewandt werden. Die Methode der linearen Regression liefert einen genauen Wert für die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen auf der Grundlage einer großen Anzahl von VCO₂- und CaCO₂-Daten, die im Lauf einer oder mehrerer Änderungen der effektiven Beatmung ermittelt wurden. Wird die lineare Regression verwendet, so wird die Steigung (m) der Ausgleichsgeraden für die Daten wie folgt berechnet: m = Lxy/Lxx (41)und der Versatz (b) der Linie wird mit folgender Gleichung berechnet: b = Σy/n – m × Σx/n, (42) wobei Lxx = Σx2 – (Σx × Σx)/n, (43) Lyy = Σy2 – (Σy × Σy)/n, und (44) Lxy = Σxy – (Σx × Σy)/n, (45)und wobei n die Anzahl der Datenpunkte in dem Diagramm, Σx die Summe aller x-Koordinatenwerte (d. h. des CaCO₂-Gehalts), Σy die Summe aller y-Koordinatenwerte (d. h. VCO₂), Σx² die Summe des Quadrats aller x-Koordinatenwerte, Σy² die Summe des Quadrats aller y-Koordinatenwerte und Σxy die Summe aller gepaarten x- und y-Koordinatenwerte ist, miteinander multipliziert.
Wenn die lineare Regression angewandt wird, um die Position und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden zu bestimmen, so kann ein Korrelationskoeffizient (r), der die Genauigkeit, mit der die Ausgleichsgerade mit der VCO₂ und dem CaCO₂ korreliert, quantitativ bestimmt, auch folgendermaßen berechnet werden: r = (Lxy × Lxy)/(Lyy × Lxx). (46)
Alternativ kann auch jegliches sonstige Maß für die Passqualität verwendet werden, welche die Genauigkeit, mit der die Ausgleichsgerade mit den VCO₂- und CaCO₂-Daten korreliert, quantitativ bestimmt.
Die Korrelationskoeffizienten bewegen sich zwischen 0 und 1,0, wobei ein Korrelationskoeffizient von 0 bedeutet, dass zwischen den x- und den y-Koordinatendaten keine lineare Korrelation besteht, und ein Korrelationskoeffizient von 1,0 bedeutet, dass die x- und y-Koordinatendaten perfekt linear miteinander korrelieren (d. h. alle VCO₂-CaCO₂-Datenpunkte sind auf derselben Geraden positioniert).
Die vor und während der Rückatmung gemessenen VCO₂-CaCO₂-Datenpunkte befinden sich jedoch selten auf derselben Geraden. Einer der Gründe dafür ist, dass das VCO₂-Signal bei Rückatmungsmanövern typischerweise dem PetCO₂-Signal, und somit dem CaCO₂, um etwa einen Atemzug voraus ist. Außerdem wird die VCO₂ auf der Grundlage der Signalbestandteile berechnet, deren Frequenzen höher als die des PetCO₂-Signals sind. Demzufolge erscheint das Ergebnis, wenn die über einen bestimmten Zeitraum hinweg berechneten VCO₂- und CaCO₂-Messungen auf einem zweidimensionalen (X-Y) Kurvendiagramm gegeneinander aufgetragen werden, typischerweise als Bogen oder Schleife wie in 5A und 6, und nicht als Gerade, je nach Menge der berechneten Daten und Dauer der Rückatmung. Darüber hinaus können die VCO₂- und CaCO₂-Messungen auf der Grundlage der Daten des Atemflusses und des Kohlendioxiddrucks berechnet werden, die während unechter Atemzüge ermittelt werden. Solche Daten haben keinen Bezug zur Lungenkapillardurchblutung oder zum Herzzeitvolumen. Berechnungen der VCO₂ und des CaCO₂ auf der Grundlage solcher unechten Daten wirken als Rauschen, das zu einer Fehlberechnung einer Ausgleichsgeraden durch die berechneten VCO₂- und CaCO₂-Daten führen kann. Demzufolge ist der Korrelationskoeffizient einer Ausgleichsgeraden für die Daten typischerweise viel kleiner als 1,0.
Die gemessenen Daten des Atemflusses und des Kohlendioxiddrucks bzw. die berechneten VCO₂- und CaCO₂-Daten können so abgeändert werden, dass sich der Korrelationskoeffizient zwischen den VCO₂- und CaCO₂-Daten und der Ausgleichsgeraden dafür erhöht. Vorzugsweise wird zur Erhöhung des Korrelationskoeffizienten eine lineare Transformation verwendet. Eine lineare Transformation kann verwendet werden, um die Berechnung eines VCO₂-Datenpunktes zu verzögern, um genau mit einem CaCO₂-Datenpunkt zusammenzutreffen, der auf Messungen beruht, die während desselben Atemzugs erfolgt sind. Die gemessenen oder berechneten Daten können auch unter Verwendung einer linearen Transformation gefiltert werden.
In einer beispielhaften Methode zur Erhöhung des Korrelationskoeffizienten zwischen den VCO₂- und den CaCO₂-Daten und der Ausgleichsgeraden dafür wird ein Filter auf die berechneten VCO₂- bzw. CaCO₂-Daten angewandt. Dabei können bekannte analoge oder digitale Tiefpass-, Hochpass- oder Bandpassfilter einschließlich adaptiver Filter eingesetzt werden. Es können lineare oder nichtlineare Filter verwendet werden. Vorzugsweise wird ein (einpoliger) Digitalfilter mit unendlicher Impulsantwort (IIR) erster Ordnung verwendet, um die VCO₂-Berechnungen so zu filtern, dass die Korrelation zwischen der VCO₂-Berechnung und der nacheilenden PetCO₂-/CaCO₂-Berechnung verbessert wird. Die Gleichung für einen solchen Filter lautet wie folgt: VCO2'[n] = α × VCO2'[n – 1] + (1 – α) × VcO2[n], (47)
Dabei ist VCO₂[n] der zuletzt berechnete, ungefilterte VCO₂-Datenpunkt, VCO₂ [n – 1] ist der vorhergehende, gefilterte VCO₂-Datenpunkt, VCO₂ [n] ist der neue „gefilterte" Wert auf der Grundlage von VCO₂[n], der durch Verwendung des Filters erreicht wurde, und α ist der Filterkoeffizient. Der Filterkoeffizient α hat einen Bereich von 0 bis 1,0. Je größer der Wert von α, desto gründlicher wird der zuletzt berechnete Datenpunkt gefiltert, und umgekehrt führen die niedrigeren α-Werte dazu, dass die zuletzt berechneten Datenpunkte in geringerem Maß gefiltert werden. Wenn α gleich Null ist, so wird der zuletzt berechnete Datenpunkt nicht gefiltert.
Auf Grund anatomischer und physiologischer Unterschiede zwischen verschiedenen Patienten weichen die optimalen Filterkoeffizienten α verschiedener Patienten voneinander ab. Außerdem kann sich der optimale Filterkoeffizient α, der zur Filterung der aus der Atmung des Patienten berechneten VCO₂- bzw. CaCO₂-Werte verwendet werden soll, mit der Zeit ebenfalls verändern, da bei einem Patienten im Lauf der Zeit anatomische und physiologische Veränderungen auftreten können. Es kann jede bekannte Optimierungsmethode oder jeder Suchalgorithmus verwendet werden, um den optimalen Filterkoeffizienten α auszuwählen.
Als Beispiel einer Methode zur Auswahl eines optimalen Filterkoeffizienten wird α zunächst auf einen Standardwert gesetzt (z. B. 0,85), und die berechneten VCO₂- bzw. CaCO₂-Werte werden auf der Grundlage des vorgegebenen Filterkoeffizienten α gefiltert. Anschließend wird die lineare Regression durchgeführt, um eine Ausgleichsgerade zu erzielen. Ist der mit den soeben gefilterten Daten berechnete Korrelationskoeffizient der Ausgleichsgeraden kleiner als der Korrelationskoeffizient der unmittelbar vorausgehenden Ausgleichsgeraden, die mit ungefilterten Daten oder mit einem früheren Filterkoeffizienten berechnet wurde, so wird ein vorbestimmter α-Abgleichwert (z. B. 0,01) geändert, indem der α-Abgleichwert mit –1 multipliziert und der Filterkoeffizient durch Addition des abgeänderten α-Abgleichwerts geändert wird. Ansonsten wird der Filterkoeffizient α durch Addition des nicht abgeänderten α-Abgleichwerts geändert. Dieser Prozess – Filtern der Daten auf der Basis eines abgeänderten Filterkoeffizienten, Ermittlung einer Ausgleichsgeraden für die Daten, Vergleichen des Korrelationskoeffizienten der Ausgleichsgeraden mit dem Korrelationskoeffizienten der vorhergehenden Ausgleichsgeraden und entsprechende Anpassung des Filterkoeffizienten – wird dann mit vorbestimmter Häufigkeit wiederholt (z. B. 50 Mal). Die Ausgleichsgerade mit dem größten, auf den ungefilterten Daten und jedem Satz gefilterter Daten beruhenden Korrelationseffizienten wird ausgewählt, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen des Patienten zu berechnen. Bei Verwendung der Filterung verengt sich das VCO₂-CaCO₂-Diagramm vorzugsweise, wie in 5B und 7 dargestellt, wodurch die Genauigkeit, mit der die Position und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden festgestellt werden kann, und somit die Genauigkeit der auf den Daten beruhenden Bestimmung einer Lungenkapillardurchblutung bzw. eines Herzzeitvolumens erhöht werden.
Ein weiteres Beispiel für eine Methode zur Erhöhung des Korrelationskoeffizienten zwischen den VCO₂- und den CaCO₂-Daten und der Ausgleichsgeraden dafür, die in diesem Dokument als „Clustering" bezeichnet wird, umfasst die Auswahl von Datenpunkten, die nahe beieinander gruppiert sind. Das heißt, die ausgewählten Datenpunkte sind jene Datenpunkte, in deren Umkreis sich in vorbestimmter Entfernung weitere Datenpunkte befinden. Nicht dicht beieinander liegende Datenpunkte sind wahrscheinlich ungenau oder beruhen auf Messungen, die während unechter Atemzüge vorgenommen wurden. Da eine genaue Ausgleichsgerade durch die Daten aller Wahrscheinlichkeit nach auf den eng beieinander liegenden Daten beruhen würde, werden die Datenpunkte, die nicht in einem Cluster liegen, für die Berechnung der Position und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden für die Daten nicht berücksichtigt.
Zum Clustering der Datenpunkte kann eine Normierung oder Transformation der Daten gehören, so dass Bereiche der x-Koordinatendaten (z. B. die CaCO₂-Daten) und der y-Koordinatendaten (z. B. die VCO₂-Daten) im Wesentlichen gleich sind. Ohne eine solche Normierung würde die Datengruppe (z. B. die VCO₂-Daten oder die CaCO₂-Daten) mit dem höchsten Bereich dominieren; die andere Datengruppe wäre weniger signifikant.
Eine beispielhafte Methode zur Normierung der Daten weist die Verwendung der folgenden Normierung auf: x = (x – x)/σx, (48)wobei x der Rohwert, x der Mittelwert aller x-Achsendaten (z. B. CaCO₂) in dem Diagramm und σ_x die Standardabweichung aller x-Achsendaten in dem Diagramm ist. Diese Normierung findet auf alle x-Achsendaten Anwendung. Ein ähnliches Normierungsschema gilt für alle Werte der y-Achse.
Die normierten Daten können dann gebündelt werden, indem man nach einer vorbestimmten Anzahl (z. B. 5) von Datenpunkten (z. B. VCO₂- oder CaCO₂-Datenpunkte) sucht, die jedem der Datenpunkte in einer Gruppe am nächsten liegen. Die Unterschiede zwischen dem analysierten Datenpunkt und jedem Datenpunkt in der vorbestimmten Anzahl von nächstliegenden Datenpunkten werden dann zusammengezählt und mit einem vorbestimmten Schwellenwert verglichen. Überschreitet die Summe der Differenzen den vorbestimmten Schwellenwert, so wird der analysierte Datenpunkt verworfen. Selbstverständlich gehört auch die Verwendung anderer Clustering-Methoden zur Ermittlung der genauesten Daten und zur Ausklammerung wahrscheinlich ungenauer Daten zum Umfang der vorliegenden Erfindung.
Sobald das Clustering abgeschlossen ist, wird der Kehrwert der Normierung berechnet oder die Normierung rückgängig gemacht, um die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen genau zu bestimmen. Ein Beispiel für die Methode, mit der der Kehrwert der Normierung berechnet werden kann, umfasst die Verwendung der folgenden Gleichung: x = xσx + x. (49)
Dieser Kehrwert der Normierung wird auf alle gebündelten Werte der x-Achse (z. B. CaCO₂-Werte) angewandt. Ein ähnliches reziprokes Normierungsschema gilt für alle Werte der gebündelten y-Achsendaten.
Das Clustering ist eine von vielen bekannten Methoden zur Bestimmung von Ausreißern. In dem System gemäß der vorliegenden Erfindung können auch andere bekannte Methoden zur Bestimmung von Ausreißern verwendet werden.
Alternativ oder zusätzlich zur Ausklammerung wahrscheinlich ungenauer Datenpunkte kann zur Erhöhung der Datengenauigkeit das Clustering eingesetzt werden, um synthetische Datenpunkte hinzuzufügen. Synthetische Datenpunkte können hinzugefügt werden, um den Korrelationskoeffizienten der Ausgleichsgeraden auf jene Datenpunkte zu erhöhen, auf denen die Ausgleichsgerade basiert.
Eine weitere beispielhafte Methode zur Modifizierung von Daten bei der Methode der Ausgleichsgeraden ist in 8A und 8B dargestellt. Wie bei der Filterungs- und Clustering-Methode zur Modifizierung von Daten beinhaltet die in 8A und 8B dargestellte Methode die Auswahl von Datenpunkten, die am wahrscheinlichsten eine genaue Bestimmung der Position und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden und somit der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens ermöglichen. Diese Methode zur Modifizierung von Daten umfasst eine iterative Untersuchung von Datenpunkten und der Verteilung der verbleibenden Datenpunkte in Abhängigkeit von den beiden Linien, die den Bereich der möglichen Messungen der Lungenkapillardurchblutung darstellen.
Wie in 8A und 8B zu sehen ist, sind eine Linie oder die Gleichung für eine Linie 110, die eine minimale erwartete Lungenkapillardurchblutung (d. h. –m_line = PCBF_min) darstellt, und eine Linie oder die Gleichung für eine Linie 120, die eine maximale erwartete Lungenkapillardurchblutung (d. h. –m_line 120 = PCBF_max) darstellt, so positioniert, dass sie sich in einem Datenpunkt 130 schneiden. Beruht z. B. die x- Koordinate auf CaCO₂, kann Linie 110 eine Steigung von –0,5 haben, was eine minimale erwartete Lungenkapillardurchblutung von 0,5 l/min darstellt, und Linie 120 kann eine Steigung von –20 aufweisen, was eine maximale erwartete Lungenkapillardurchblutung von 20 l/min darstellt. Selbstverständlich können für die Linien 110 und 120 auch andere Lungenkapillardurchblutungswerte verwendet werden.
Als nächstes wird die Anzahl anderer Datenpunkte 130 zwischen den Linien 110 und 120 bestimmt. Wenn die Anzahl der Datenpunkte 130 zwischen den Linien 110 und 120 einer Schwellenanzahl entspricht oder diese überschreitet, so wird der analysierte Datenpunkt 130 für eine nachfolgende Bestimmung der Position und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden durch die Daten festgehalten. Anderenfalls wird der analysierte Datenpunkt 130 verworfen. Die Schwellenanzahl der Datenpunkte, die zwischen Linie 110 und Linie 120 liegen müssen, damit ein analysierter Datenpunkt festgehalten wird, kann ein vorbestimmter oder auf andere Weise ermittelter Wert sein. So kann die Schwellenanzahl beispielsweise auf die mittlere Anzahl von Datenpunkten festgesetzt werden, die zwischen Linie 110 und Linie 120 liegen, wenn jeder Datenpunkt 130 eines Satzes von Datenpunkten 130 gemäß der vorliegenden Ausgestaltung der Methode zur Modifizierung von Daten ausgewertet worden ist. Dieser Prozess wird wiederholt, bis jeder Datenpunkt 130 in einem Satz von Datenpunkten 130 auf diese Weise ausgewertet ist. 8A stellt die Verwendung der Methode zur Modifizierung von Daten anhand eines Datenpunktes 130 dar, der festgehalten wird, während 8B die Verwendung der vorliegenden Ausgestaltung der Methode zur Datenmodifizierung anhand eines anderen Datenpunktes 130' veranschaulicht, der nicht festgehalten wird.
5A und 5B sowie 6 und 7 veranschaulichen die Auswirkung der Modifizierung von Daten zur Erhöhung der Genauigkeit, mit der die Position und die Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden durch die Daten bestimmt werden können. 6 veranschaulicht ein typisches VCO₂-CaCO₂-Diagramm ohne eine solche Modifizierung, wobei das Diagramm als Schleife erscheint. Im Gegensatz dazu veranschaulicht 7 die enge Anordnung der Daten, wenn eine oder mehrere Ausgestaltungen der Methode zur Modifizierung der Daten verwendet werden. 5A und 5B veranschaulichen Diagramme der VCO₂- und PetCO₂-Daten vor bzw. nach der Modifizierung. Die erhöhte Dichte der Datenpunkte macht es möglich, die Ausrichtung und Position einer durch sie hindurchgehenden Ausgleichsgeraden genauer zu bestimmen.
Sobald alle Datenpunkte untersucht worden sind, wird die Position und Ausrichtung der Ausgleichsgeraden durch die verbleibenden, gebündelten Daten bestimmt. Auch hier wird vorzugsweise die lineare Regression eingesetzt, um die Position und Ausrichtung der Ausgleichsgeraden zu bestimmen. Die negative Steigung (d. h. –1 × m) der Ausgleichsgeraden ermöglicht eine Messung der Lungenkapillardurchblutung, mit der dann das Herzzeitvolumen ermittelt werden kann. Anschließend kann, wie bereits in diesem Dokument offengelegt wurde, ein Korrelationskoeffizient berechnet werden, um die Qualität der zur Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens verwendeten Daten anzugeben. Der Korrelationskoeffizient oder ein darauf beruhendes Qualitätsmaß kann dann dem Benutzer (z. B. einem Arzt, einer Krankenschwester oder einem Atempraktiker) mitgeteilt oder dazu verwendet werden, den sich ergebenden Wert der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens in einem ausgegebenen, gewichteten Durchschnittswert zu gewichten.
Auf die gemessenen oder berechneten Daten kann eine der Methoden zur Modifizierung von Daten oder eine Kombination davon angewandt werden, um die Genauigkeit zu erhöhen, mit der eine Ausgleichsgerade durch die Daten oder die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten bestimmt werden kann.
Als Beispiel für den Einsatz der Filterung und des Clustering werden die berechneten VCO₂-Daten in einer Gruppe als Daten der y-Achse eines zweidimensionalen Kurvendiagramms zusammengefasst, und die berechneten CaCO₂-Datenpunkte werden in einer Gruppe als Datenpunkte der x-Achse zusammengefasst. Die Datenpunkte in mindestens einer der Gruppen werden gefiltert, um eine Ausgleichsgerade für die Daten mit einem optimalen Korrelationskoeffizienten zu ermitteln. Die Daten werden auch gebündelt – entweder vor oder nach dem Filtern – um den Korrelationskoeffizienten der Ausgleichsgeraden besser an die berechneten VCO₂- und CaCO₂-Daten anzupassen. Die verbleibenden Daten werden dann verwendet, um (z. B. durch lineare Regression) eine Ausgleichsgerade für sie sowie einen Korrelationskoeffizienten für die Ausgleichsgerade zu ermitteln. Dann wird die Steigung der Ausgleichsgeraden berechnet und dazu verwendet, die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen zu bestimmen. Der Korrelationskoeffizient kann auch dazu verwendet werden, die Verlässlichkeit der Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung oder des Herzzeitvolumens anzuzeigen oder der Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens in einem gewichteten Mittelwert davon eine spezifische Gewichtung zu verleihen.
Sobald die Position und die Ausrichtung einer genauen Ausgleichsgeraden für die Daten ermittelt worden ist, wie bereits in diesem Dokument offengelegt wurde, kann die Lungenkapillardurchblutung als Negativ der Steigung der Ausgleichsgeraden berechnet werden.
Außerdem kann die Ausgleichsgerade verwendet werden, um den CvCO₂ des Patienten zu schätzen. Wenn die VCO₂ bei der kompletten Rückatmung schließlich aufhört, so kann der am Mund eines Patienten gemessene Kohlendioxid-Partialdruck (pCO₂) den CvCO₂ des Patienten darstellen. Wenn partielle Rückatmungsmethoden eingesetzt werden, wird die VCO₂ des Patienten auf Pegel unterhalb der Grundlinie, jedoch nicht auf Null reduziert. Durch Bestimmung der Ausgleichsgeraden anhand von Daten, die durch partielle Rückatmungsmethoden ermittelt wurden, kann die Ausgleichsgerade auf einen Punkt ausgedehnt werden, an dem die VCO₂ gleich Null oder effektiv Null wäre, und kann dadurch dazu verwendet werden, den Kohlendioxidgehalt des Bluts oder den Kohlendioxidgehalt des venösen Mischbluts des Patienten (CvCO₂) an diesem Punkt zu bestimmen. Gleichung (39), welche die Gleichung für die Ausgleichsgerade ist, kann hinsichtlich der Kohlendioxidelimination folgendermaßen umgestellt werden: Vco2 = m × CaCO2 + b. (50)Wenn die Kohlendioxidelimination aufhört, ist VCO₂ gleich Null, und Gleichung (50) sieht aus wie folgt: 0 = m × CvCO2 + b, (51)
Dies kann folgendermaßen umgestellt werden: CvCO2 = –b/m. (52)
Demgemäß weist die vorliegende Erfindung auch Systeme zur im Wesentlichen nichtinvasiven Bestimmung des CvCO₂ bei Anwendung partieller Rückatmungsmethoden auf.
Wenn die vorstehend beschriebenen Prozesse verwendet werden, um die Lungenkapillardurchblutung eines Patienten zu bestimmen, so kann, wie aus dem Stand der Technik bekannt ist, auch der intrapulmonale Shunt des Patienten oder die intrapulmonale Shunt-Fraktion des Herzzeitvolumens des Patienten ermittelt werden. Das Herzzeitvolumen des Patienten kann dann, wie aus dem Stand der Technik bekannt ist, aus der Lungenkapillardurchblutung und dem intrapulmonalen Shunt des Patienten ermittelt werden.
Die relativ kurzen Phasen der differentiellen Fick-Methoden, die Lehren der vorliegenden Erfindung beinhalten, sowie das Entfallen einer Erholungs- oder Stabilisierungsperiode ermöglichen die Berechnung und somit die Meldung von nichtinvasiven Messungen der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens mit einer höheren Häufigkeit, als dies bei den bisher bekannten differentiellen Fick-Methoden möglich war. Wenn beispielsweise herkömmliche partielle Rückatmungsmethoden eingesetzt werden, so können die Werte der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens nur in der Häufigkeit der Zykluszeiten dieser Methoden aktualisiert werden, die typischerweise drei oder mehr Minuten in Anspruch nehmen. Im Gegensatz dazu können die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten, wenn die von dem System gemäß der vorliegenden Erfindung umgesetzte differentielle Fick-Methode als partieller Rückatmungsprozess mit Rückatmungs- und Nichtrückatmungsphasen mit einer Dauer von ca. dreißig Sekunden ausgestaltet ist, nach Abschluss jeder Phase bzw. etwa alle dreißig Sekunden aktualisiert werden.
Obwohl in diesem Dokument spezifische Rückatmungsprozesse offengelegt sind, können die in diesem Dokument offengelegten Methoden auch zusammen mit anderen Rückatmungsprozessen sowie zusammen mit anderen differentiellen Fick-Methoden zur nichtinvasiven Messung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens eines Patienten verwendet werden.
Die Methode gemäß der vorliegenden Erfindung ermöglicht eine häufigere Messung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens. Wenn also Methoden gemäß der vorliegenden Erfindung angewandt werden, so kann die Lungenkapillardurchblutung bzw. das Herzzeitvolumen eines Patienten besser und genauer überwacht werden.
Obwohl die vorangehende Beschreibung häufig stark ins Einzelne geht, sind diese Einzelheiten nicht einschränkend in Bezug auf den Umfang der vorliegenden Erfindung auszulegen, sondern nur so, dass sie der Veranschaulichung einiger beispielhafter Ausgestaltungen dienen. In ähnlicher Weise können andere Ausgestaltungen der Erfindung entworfen werden, die nicht aus dem Rahmen der vorliegenden Erfindung gemäß der Definition in den beigefügten Ansprüchen herausfallen. Merkmale unterschiedlicher Ausgestaltungen können kombiniert eingesetzt werden. Der Umfang der Erfindung ist deshalb nur durch die beigefügten Ansprüche angegeben und begrenzt. Jegliche Hinzufügungen, Streichungen und Modifizierungen der in diesem Dokument offengelegten Erfindung, die in die Bedeutung und den Umfang der Ansprüche fallen, sind darin eingeschlossen.

Claims

Ein Rückatmungssystem zur nichtinvasiven Bestimmung der Lungenkapillardurchblutung bzw. des Herzzeitvolumens, welches Folgendes aufweist: ein Funktionselement mit: Mitteln zur Einleitung einer Nicht-Rückatmungsperiode einer Person; und Mitteln zur Einleitung einer Rückatmungsperiode dieser Person, die unmittelbar auf die vorgenannte Nicht-Rückatmungsperiode folgt; dadurch gekennzeichnet, dass die vorgenannte Nicht-Rückatmungsperiode sowie die vorgenannte Rückatmungsperiode gemeinsam höchstens etwa zwei Minuten andauern, sowie dadurch, dass jede ca. 30% bis ca. 70% der vorgenannten gemeinsamen Dauer andauert.
Das Rückatmungssystem gemäß Anspruch 1, wobei das vorgenannte Funktionselement ein Beatmungsgerät aufweist.
Das Rückatmungssystem gemäß Anspruch 1, wobei das vorgenannte Funktionselement einen Computer aufweist.
Das Rückatmungssystem gemäß einem der Ansprüche 1–3, wobei das vorgenannte Mittel zur Einleitung der vorgenannten Nicht-Rückatmungsperiode so konfiguriert ist, dass jede der vorgenannten Nicht-Rückatmungsperiodeen für ca. 30 Sekunden bewirkt wird, und das vorgenannte Mittel zur Einleitung der vorgenannten Rückatmungsperiode so konfiguriert ist, dass jede der vorgenannten Rückatmungsperioden für ca. 30 Sekunden bewirkt wird.
Das Rückatmungssystem gemäß einem der Ansprüche 1–4, welches weiterhin Folgendes aufweist: ein Gerät zur Überwachung der Beatmung der Person, das mit dem vorgenannten Funktionselement in Verbindung steht, wobei das vorgenannte Gerät so konfiguriert ist, dass vor der Einleitung der vorgenannten Rückatmungsperiode durch das vorgenannte Mittel zur Einleitung der Rückatmung des vorgenannten Funktionselements zumindest eine Atmungsmessung erzielt wird.
Das Rückatmungssystem gemäß Anspruch 5, welches weiterhin Folgendes aufweist: einen Prozess, der mit dem vorgenannten Gerät zur Überwachung der Beatmung in Verbindung steht und Mittel zur Optimierung der Dauer von wenigstens entweder der Rückatmungsperiode oder der Nicht-Rückatmungsperiode aufweist.
Das Rückatmungssystem gemäß Anspruch 6, wobei das vorgenannte Mittel zur Optimierung Signale oder Daten empfängt, welche die vorgenannte wenigstens eine Atmungsmessung von vorgenanntem Gerät zur Überwachung der Beatmung darstellen, und das die vorgenannte Dauer zumindest indirekt auf der Grundlage der vorgenannten Signale oder Daten optimiert.
Das Rückatmungssystem gemäß Anspruch 7, wobei das vorgenannte Mittel zur Optimierung die vorgenannte Dauer auf der Grundlage von zumindest entweder der Lungenkapillardurchblutung oder des Herzzeitvolumens des Patienten optimiert.
Das Rückatmungssystem gemäß Anspruch 5, welches weiterhin Folgendes aufweist: einen Computer, der mit dem vorgenannten Gerät zur Überwachung der Beatmung in Verbindung steht und so konfiguriert ist, dass er wenigstens entweder die Lungenkapillardurchblutung oder das Herzzeitvolumen auf der Grundlage der vorgenannten wenigstens einen Atmungsmessung berechnet.
Das Rückatmungssystem gemäß Anspruch 9, wobei der vorgenannte Computer die Methode der Ausgleichsgerade verwendet, um wenigstens entweder die Lungenkapillardurchblutung oder das Herzzeitvolumen zu berechnen.
Das Rückatmungssystem gemäß Anspruch 9, wobei der vorgenannte Computer einen Clustering-Algorithmus verwendet, um wenigstens entweder die Lungenkapillardurchblutung oder das Herzzeitvolumen zu berechnen.
Das Rückatmungssystem gemäß einem der Ansprüche 1–11, wobei der vorgenannte Computer in Verbindung mit dem vorgenannten Mittel zur Einleitung einer Nicht-Rückatmungsperiode und dem vorgenannten Mittel zur Einleitung einer Rückatmungsperiode ein Mittel zur Erleichterung eines allmählichen Übergangs zwischen jeder der vorgenannten Nicht-Rückatmungsperiodeen und jeder der vorgenannten Rückatmungsperiodeen aufweist.
Das Rückatmungssystem gemäß einem der Ansprüche 1–12, wobei das vorgenannte Mittel zur Einleitung der vorgenannten Nicht-Rückatmungsperiode so konfiguriert ist, dass in unmittelbarer Folge der vorgenannten Rückatmungsperiode eine weitere Nicht-Rückatmungsperiode eingeleitet wird.