-
HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
-
1. Gebiet der Erfindung:
-
Die
vorliegende Erfindung betrifft ein System, das die Intensität des Zwerchfell-Elektromyogramms
(EMG) bei einem gegebenen Lungenvolumen oder das Lungenvolumen bei
einer gegebenen EMG-Intensität
benutzt, um den Pegel der Einatemunterstützung proportional zu Änderungen
der Neuroventilationseffizienz automatisch oder manuell einzustellen.
-
Die
vorliegende Erfindung betrifft außerdem ein System, das auf
die unmittelbar vor dem Einschalten des Einatemflusses gemessene
Intensität des
Zwerchfell-Elektromyogramms (EMG) reagiert, um einen optimalen Pegel
des auf einen Patienten ausgeübten
extrinsischen positiv_endexspiratorischen Drucks (PEEP) automatisch
oder manuell zu steuern und aufrechtzuerhalten und um eine Dauer
vom Einschalten des EMG bis zum Einschalten des Respirationsflusses
automatisch oder manuell zu steuern.
-
Die
vorliegende Erfindung betrifft außerdem ein Verfahren und eine
Vorrichtung, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil aus elektrischen
Signalen, die von einer elektrischen Signalquelle erzeugt werden,
die einen Polaritätsumkehrbereich
mit einer Mitte hat, im Wesentlichen zu entfernen, welche elektrischen
Signale auf entgegengesetzten Seiten der Mitte umgekehrte Polaritäten haben.
-
2. Kurze Beschreibung
des Stands der Technik:
-
Algorithmen
nach dem Stand der Technik, die benutzt werden, um geschlossene
Ventilatorsysteme zu erzeugen, basieren auf Variablen wie z.B. Tidalvolumen,
Respirationsrate, Einatemfluss, Tidalende-Kohlendioxidpegeln und/oder
Druckanstiegsrate. Keiner dieser Parameter kann jedoch eine zuverlässige Messung
des Respirations-Neuralantriebs liefern, da sie durch Änderungen
der neuromechanischen Effizienz oder Neuroventilationseffizienz
beeinflusst werden.
-
Neuroventilationseffizienz
ist ein Ausdruck, der benutzt wird, um den Betrag des Neuralantriebs (Einatembemühens) auszudrücken, der
nötig ist,
um ein gegebenes tidales Lungenvolumen zu erzielen. Kurz gesagt
wird Neuralantrieb in mechanische Spannung umgewandelt, ein Prozess,
der durch die Muskellänge,
die Temperatur, das Elektrolyt-Ungleichgewicht usw. beeinflusst
wird. Die Rolle des Einatemflusses in dem Bindeglied zwischen Neuralantrieb
und mechanischer Spannung wurde schon früher vorgeschlagen; jedoch konnte
der vorgeschlagene Einfluss für
mittlere Atemflussraten bis zu 1,4 Liter/Sekunde nicht bewiesen
werden. Die mechanische Spannung wird dann in Druck übersetzt,
ein Prozess, der durch die Form des Zwerchfelldoms beeinflusst wird.
Schließlich
erweitert der Druck die Alveoli und lässt Luft strömen, und
die Übersetzung von
Volumen in Druck hängt
vom elastoviskosen Verhalten des Respirationssystems ab. Folglich
gibt es viele Faktoren, die die Tidalvolumenleistung beeinflussen
können,
die für
eine gegebene Zunahme des Neuralantriebs (Einatembemühens) erhalten
wird.
-
Eine
Bewertung des Respirationsantriebs durch Messungen wie z.B. die
Anstiegsrate von Druck oder Lungenvolumen ist nicht zuverlässig, wenn
zum Beispiel die Muskellänge
oder der Respirationssystemwiderstand durch Änderungen der Neuroventilationseffizienz
beeinflusst werden. Bei einem Patienten können sich der Luftwegwiderstand und
die Elastanz von einer Minute zur anderen ändern, und die Muskellänge wird
fortwährend
verändert.
-
Die
US 5 671 752 offenbart ein
Verfahren und System zur Erzeugung eines elektromyographischen Signals
mit einem verbesserten Signal-Rausch-Verhältnis und bezogen auf einen
gestreiften Muskel, der einen Muskeldepolarisierungsbereich mit
einer Mitte definiert. EMG-Signale mit umgekehrten Polaritäten, die
auf entgegengesetzten Seiten der Mitte des Streifenmuskel-Depolarisierungsbereichs
erhalten werden, werden subtrahiert, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu
verbessern.
-
AUFGABEN UND
KURZE DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
-
Eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist daher, die Nachteile des
Stands der Technik zu beseitigen.
-
Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, ein geschlossenes
System bereitzustellen, das Folgendes benutzt:
- (a)
die Intensität
des Zwerchfell-Elektromyogramms (EMG) für ein gegebenes Einatemvolumen;
- (b) das Einatemvolumen für
eine gegebene EMG-Intensität;
oder
- (c) eine Kombination von (a) und (b);
im Hinblick auf die
Steuerung des Pegels des Gasflusses, Gasvolumens oder Gasdrucks,
den ein mechanischer (Lungen-)Ventilator abgibt; das geschlossene
Ventilatorsystem ermöglicht
eine automatische oder manuelle Einstellung des Pegels der Einatemunterstützung proportional
zu Änderungen
der Neuroventilationseffizienz, so dass der Neuralantrieb stabil
auf einem gewünschten
Sollpegel bleibt. Außerdem
kann ein Alarm benutzt werden, um Änderungen der Neuroventilationseffizienz
im Hinblick auf Durchführung
von manuellen Einstellungen nachzuweisen.
-
Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, ein geschlossenes
System bereitzustellen, das auf die unmittelbar vor dem Einschalten
des Einatemflusses gemessene Intensität des Zwerchfell-EMG reagiert,
um das Voreinatem-Atembemühen
im Hinblick auf automatische oder manuelle Einstellung eines Pegels
des auf einen Patienten ausgeübten
extrinsischen positiv_endexspiratorischen Drucks (PEEP) proportional
zu Änderungen
der EMG-Intensität
der Voreinatembemühungen
zu quantifizieren. Auf diese Weise kann die Vorventilationsintensität des Zwerchfell-EMG
auf einem gewünschten,
minimalen Pegel gehalten werden, so dass der Voreinatem-Neuralantrieb
stabil auf einem gewünschten
Soll-Minimalpegel bleibt. Die Bestimmung der Dauer vom Einschalten
des EMG bis zum Einschalten des Respirationsflusses wird außerdem für quantitative
Bewertung des intrinsischen PEEP und zum Leiten der Einstellung
der Auslöseempfindlichkeit
der Ventilatorsysteme benutzt.
-
Anders
als druck- und ventilationsbezogene Indizes stellt die Intensität des EMG
die zeitliche (mittlere MU(Motoreinheit)-Rate-Codierungs-) und räumliche
(MU-Rekrutierungs-) Summation von Aktionspotentialen dar und wird
auf dem Niveau des Sarko lemm-Muskels erhalten. Die Intensität des EMG wird
daher durch Änderungen
der Neuroventilationskopplung des Muskels nicht beeinflusst. Bei
der vorliegenden Erfindung beruht die Verwendung von Kruzialzwerchfell-EMG
auf der Annahme, dass Neuralantrieb für das Kruzialzwerchfell die
Gesamtrespirationsrate darstellt. Sie basiert außerdem auf der Bedingung, dass
neuromuskuläre Übertragung
und Innervation des Kruzialzwerchfells normal sind. Für Atmung
mit erhöhtem
Bedarf ist diese Annahme wohlbegründet. Die Intensität des EMG,
die zur Erzeugung eines gegebenen Einatemvolumens nötig ist, sollte
daher die Effizienzbeziehung zwischen Neuralantrieb und Volumenleistung
ausdrücken.
-
Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, ein Verfahren und
eine Vorrichtung bereitzustellen, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil aus
elektrischen Signalen, die von einer elektrischen Signalquelle erzeugt
werden, die einen Polaritätsumkehrbereich
mit einer Mitte hat, im Wesentlichen zu entfernen, welche elektrischen
Signale auf entgegengesetzten Seiten der Mitte umgekehrte Polaritäten haben,
in Übereinstimmung
mit den Ansprüchen
1 und 7.
-
Die
Aufgaben, Vorteile und weitere Merkmale der vorliegenden Erfindung
ergeben sich noch deutlicher aus der Lektüre der folgenden nicht beschränkenden
Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform davon, die nur als
Beispiel unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen angegeben
ist.
-
KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
-
In
den beigefügten
Zeichnungen sind:
-
1 eine
Prinzipdarstellung eines Aufbaus eines EMG-Analysesystems;
-
2 ein
Schnitt eines Ösophaguskatheters,
an dem eine Anordnung von Elektroden des EMG-Analysesystems von 1 montiert
ist;
-
3 ein
Schnitt eines Ösophaguskatheters,
an dem eine zweite Ausführungsform
der Anordnung von Elektroden montiert ist;
-
4 ein
Graph, der einen Satz von EMG-Signalen des Zwerchfells (EMGdi-Signale) zeigt,
die von Paaren von aufeinander folgenden Elektroden der Anordnung
von 2 nachgewiesen werden;
-
5 ein
Flussdiagramm, das ein Verfahren zur Durchführung einer Doppelsubtraktionstechnik der
EMGdi-Signale zeigt;
-
6 ein
Graph, der die Verteilung von Korrelationskoeffizienten zeigt, berechnet
zur Bestimmung der Position der Mitte des Depolarisierungsbereichs
des Zwerchfells entlang der Anordnung von Elektroden von 2;
-
7 eine
Prinzipskizze, die in der Zeitdomäne eine Doppelsubtraktionstechnik
zur Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses und zur Verringerung
eines elektrodenpositionsinduzierten Filtereffekts entlang der Anordnung
von Elektroden von 2 zeigt;
-
8a ein
Graph, der das Leistungsdichtespektrum von Elektrodenbewegungsartefakten, das
Leistungsdichtespektrum von ECG und das Leistungsdichtespektrum
von EMGdi-Signalen zeigt;
-
8b ein
Graph, der ein Beispiel für
eine Transferfunktion für
ein Filter zur Verwendung zum Ausfiltern der Elektrodenbewegungsartefakte,
ECG und der 50- oder 60-Hz-Störung aus
dem Stromnetz zeigt;
-
9 eine
Prinzipskizze, die in der Frequenzdomäne Stabilisierung durch die
Doppelsubtraktionstechnik der Mittenfrequenz bei Verschiebung der
Mitte des Depolarisierungsbereichs des Zwerchfells entlang der Anordnung
von Elektroden von 2 zeigt;
-
10 ein
schematisches Blockdiagramm eines Systems in Übereinstimmung mit der Erfindung zur
Steuerung der Einatemunterstützung
mittels eines EMGdi-Signals, erhalten mit der oben erwähnten Doppelsubtraktionstechnik
und einer Messung des Volumens der vom Patienten eingeatmeten Luft
mittels eines im Handel erhältlichen
Systems;
-
11 ein
schematisches Blockdiagramm eines Systems in Übereinstimmung mit der Erfindung,
das (a) im Stande ist, die Zeitverzögerung vom Einschalten des
EMG bis zum Einschalten des Einatemflusses zu bestimmen, und (b)
den Pegel des Voreinatembemühens
benutzt, erhalten durch die EMGdi-Signalintensität (gemeinsamer Rauschpegel
subtrahiert) während
einer vorbestimmten Zeitspanne unmittelbar vor dem Einschalten des
Einatemflusses, um das Vorhandensein von "intrinsischem PEEP" anzuzeigen und um den Pegel des ausgeübten "extrinsischen PEEP" und/oder die Ventilatorauslöseempfindlichkeit
so einzustellen, dass der Pegel des Voreinatembemühens unterdrückt wird,
d.h. die EMGdi-Signalintensität
(gemeinsamer Rauschpegel subtrahiert) während der oben erwähnten vorbestimmten Zeitspanne
ist nahe bei null;
-
12a ist ein Beispielgraph des Einatemflusses eines
Patienten gegen die Zeit für
ruhiges Atmen bei COPD (chronische obstruktive Lungenkrankheit);
und
-
12b ist ein Beispielgraph der EMG-RMS-Intensität eines
Patienten gegen die Zeit für
ruhiges Atmen bei COPD.
-
DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
-
Obwohl
die vorliegende Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung nun in Bezug auf ein doppelsubtrahiertes
EMGdi-Signal beschrieben wird, sei eingedenk, dass das Konzept der
vorliegenden Erfindung mit einem beliebigen Respirationsmuskelsignal benutzt
werden kann.
-
Zur
Messung der EMG-Aktivität
des Zwerchfells 11 (EMGdi) eines menschlichen Patienten 14 werden
eine Anordnung von Elektroden wie z.B. 12 (1 und 2)
am freien Endteil 15 eines Ösophaguskatheters 13 montiert,
mit einem konstanten Abstand d zwischen den Elektroden (2).
Wie in 1 gezeigt, wird der Katheter 13 durch
ein Nasenloch oder den Mund in den Ösophagus des Patienten eingeführt, bis
die Anordnung von Elektroden 12 auf dem Niveau des gastroösophagealen Übergangs liegt.
Das Zwerchfell 11 und/oder der Ösophagus des Patienten bewegen
sich während
des Atmens des Patienten 14 etwas, wodurch sich die Anordnung
von Elektroden 12 ebenfalls etwas um das Zwerchfell 11 herum
bewegt. Wie in der folgenden Beschrei bung erläutert wird, wird für automatische
Kompensation dieser Verschiebung gesorgt.
-
In Übereinstimmung
mit einer bevorzugten Ausführungsform
ist eine Elektrode 12 am freien Endteil 15 des
Katheters 13 montiert, indem Edelstahldraht (nicht gezeigt)
rings um den Katheter 13 gewickelt ist. Der gewickelte
Edelstahldraht bietet eine mittels Lot geglättete rauhe Oberfläche dar,
die wiederum mit Nickel, Kupfer und dann Gold oder Silber elektroplattiert
ist. Natürlich
liegt es innerhalb des Schutzbereichs der vorliegenden Erfindung,
andere Elektrodenstrukturen zu benutzen. Auch können die Elektroden 12 möglicherweise
an einer transnasalen Magensonde angebracht werden, die routinemäßig in Intensivstation(ICU)-Patienten
eingeführt
wird.
-
Elektrische
Drähte
(nicht gezeigt) verbinden jedes Paar von aufeinander folgenden Elektroden wie
z.B. 1–7 (2)
mit einem Verstärker
aus einer Gruppe von Differenzialverstärkern 16. Natürlich folgen
diese elektrischen Drähte
dem Katheter 13 von den jeweiligen Elektroden 12 zu
den entsprechenden Verstärkern 16 und
sind vorzugsweise in den Katheter 13 integriert. Vorzugsweise
sind die elektrischen Drähte,
die die von den verschiedenen Paaren 1–7 von Elektroden 12 gesammelten
EMGdi-Signale übertragen,
abgeschirmt, um den Einfluss von externem Rauschen zu vermindern,
insbesondere Störung
aus dem bzw. der 50- oder 60-Hz-Strom und -Spannung des Stromnetzes.
-
Die
Gruppe von Differenzialverstärkern 16 verstärkt (erster
Subtraktionsschritt einer so genannten Doppelsubtraktionstechnik)
und bandpassfiltert jedes EMGdi-Signal. Dieser erste Subtraktionsschritt kann
auch im Personalcomputer 19 durchgeführt werden, wenn die Verstärker 16 Eintakt-
oder äquivalent
gestaltete Verstärker
sind (monopolare Ablesewerte).
-
In
dem in 1 und 2 gezeigten Beispiel ist der
freie Endteil 15 des Katheters 13 mit einer Anordnung
von acht Elektroden 12 versehen, die sieben Paare 1, 2, 3, 4, 5, 6 und 7 von
aufeinander folgenden Elektroden 12 definieren, die jeweils
sieben verschiedene EMGdi-Signale sammeln. Es wurde zwar festgestellt,
dass die EMG-Aktivität
des Zwerchfells (EMGdi) mit einem Ösophaguskatheter 13,
das an seinem freien Endteil 15 mit einer Anordnung von
acht Elektroden 12 versehen ist, genau gemessen werden
kann, je nach der Anatomie des Patienten und Bewegung des Zwerchfells
kann man aber eine andere Zahl und/oder Konfiguration von Paaren
von Elektroden 12 erwägen.
Außerdem
müssen
die Paare 1–7 keine
Paare von aufeinander folgenden Elektroden sein; als Beispiel zeigt 3 eine Anordnung
von neun Elektroden, um sieben überlappende
Paare von Elektroden 1–7 auszubilden.
-
Ein
Hauptproblem beim Aufzeichnen von EMGdi-Signalen ist, den Rauschpegel
so niedrig und so konstant wie möglich
zu halten. Da die elektrischen Drähte, die die EMGdi-Signale
von den Elektroden 12 an die Differenzialverstärker 16 übertragen,
als Antenne wirken, ist es entscheidend, wie in der vorhergehenden
Beschreibung angegeben, diese elektrischen Drähte abzuschirmen, um so die EMGdi-Signale
vor zusätzlichem
künstlichem
Rauschen zu schützen.
Außerdem
wird das Paket, das die Differenzialverstärker 16 einschließt, vorzugsweise
so klein wie möglich
gemacht (miniaturisiert) und wird ganz nahe am Patienten positioniert,
um den Abstand zwischen den Elektroden 12 und den Verstärkern 16 so
weit wie möglich
zu verringern.
-
Die
verstärkten
EMGdi-Signale werden über jeweilige
Trennverstärker
einer Einheit 18 von einem Personalcomputer 19 abgetastet,
um Signalsegmente fester Dauer auszubilden. Die Einheit 18 versorgt die
verschiedenen elektronischen Komponenten der Differenzial- und Trennverstärker mit
elektrischen Strom und gewährleistet
gleichzeitig eine angemessene Trennung des Körpers des Patienten von so
einer Stromversorgung. Die Einheit 18 beinhaltet außerdem Bandpassfilter,
die in den jeweiligen EMGdi-Signalkanälen enthalten
sind, um die Alias-Effekte zu beseitigen. Die aufeinander folgenden
EMGdi-Signalsegmente werden dann nach ihrer Analog-Digital-Wandlung
im Personalcomputer 19 digital verarbeitet. Diese Analog-Digital-Wandlung
wird zweckmäßig von
einem Analog-Digital-Wandler durchgeführt, der im Personalcomputer 19 realisiert
ist. Der Personalcomputer 19 umfasst einen Monitor 40 und eine
Tastatur 31.
-
Es
sollte innerhalb der Fähigkeit
des Durchschnittsfachmanns liegen, geeignete Differenzialverstärker 16 und
eine angemessene Trennverstärker- und
Stromversorgungseinheit 18 zu konstruieren. Dementsprechend
werden die Verstärker 16 und
die Einheit 18 in der vorliegenden Beschreibung nicht näher beschrieben.
-
Ein
Beispiel für
die sieben EMGdi-Signale, die von den Paaren 1–7 von
aufeinander folgenden Elektroden 12 (1 und 2)
gesammelt und dem Computer 19 zugeführt werden, ist in 4 gezeigt.
-
Da
das Zwerchfell allgemein senkrecht zur Längsachse des mit einer Anordnung
von Elektroden 12 versehenen Ösophaguskatheter 13 ist,
befindet sich nur ein Teil der Elektroden 12 in der Nähe des Zwerchfells.
Es ist daher wichtig, die Position des Zwerchfells in Bezug auf
die Ösophaguselektrodenanordnung
zu bestimmen.
-
Der
Teil des Kruzialzwerchfells 11, der den Muskulartunnel
bildet, durch den der Ösophaguskatheter 13 geführt wird,
wird als der "Zwerchfelldepolarisierungsbereich" (DDR) bezeichnet.
Die Dicke des DDR ist 20-30 mm. Man kann daher annehmen, dass innerhalb
des DDR die Verteilung der aktiven Muskelfasern eine Mitte hat,
von der die Mehrheit der EMGdi-Signale ausgehen, d.h. die "Zwerchfelldepolarisierungsbereich-Mitte" (DDR-Mitte). EMGdi-Signale,
die auf entgegengesetzten Seite der DDR-Mitte nachgewiesen werden,
werden daher umgekehrte Polarität ohne
Phasenverschiebung haben; mit anderen Worten, die entlang der Elektrodenanordnung
erhaltenen EMGdi-Signale
haben in der DDR-Mitte umgekehrte Polarität.
-
Bewegt
man sich von den Grenzen des DDR zur Mitte hin, werden die EMGdi-Leistungsspektren zunehmend
schwächer,
und ihre Frequenz steigt. Umkehr der Signalpolarität auf einer
Seite des Elektrodenpaares 4 mit dem am stärksten abgeschwächten Leistungsspektrum
bestätigt
die Position, von der die EMGdi-Signale ausgehen, die DDR-Mitte.
-
Unter
Bezugnahme auf 5 ist es die erste Aufgabe des
Computers 19, die Position der Mitte des DDR entlang der
Anordnung von Elektroden 12 zu bestimmen. Die Mitte des
DDR wird in vorbestimmten Zeitintervallen wiederholt bestimmt.
-
Zu
diesem Zweck entfernt ein Filterungsschritt 505 aus jedem
EMGdi-Signal die Bewegungsartefakte, die Elektrokardiogramm(ECG)-Komponente
und die Störung
aus dem Stromnetz. Bewegungsartefakte werden durch Bewegung der
Elektroden 12 induziert. Allgemeiner sind Bewegungsartefakte
als eine niederfrequente Schwankung des Gleichstrompegels der EMGdi-Signale
definiert, induziert durch mechanische Veränderungen der Grenzfläche Elektrodenmetall
zu Elektrolyt, d.h. Änderungen
der Elektrodenkontaktfläche
und/oder Änderung
des Drucks, den das Gewebe auf die Elektrode ausübt.
-
Im
Schritt 501 werden die gefilterten EMGdi-Signale aus dem
Schritt 505 in Paaren kreuzkorreliert. Wie dem Durchschnittsfachmann
bekannt, ist Kreuzkorrelation eine statistische Bestimmung der Phasenbeziehung
zwischen zwei Signalen und berechnet im Wesentlichen die Ähnlichkeit
zwischen zwei Signalen in Form eines Korrelationskoeffizienten r
(Schritt 502). Ein negativer Korrelationskoeffizient r
zeigt an, dass die kreuzkorrelierten Signale entgegengesetzte Polaritäten haben.
-
6 zeigt
Kurven des Werts des Korrelationskoeffizienten r gegen den Mittelpunkt
zwischen den Paaren von Elektroden, von denen die korrelierten EMGdi-Signale
ausgehen. In diesem Beispiel ist der Abstand zwischen Elektroden
gleich 10 mm. Gezeichnet sind Kurven für Abstände zwischen den korrelierten
Paaren von Elektroden 12 von 5 mm (Kurve 20),
10 mm (Kurve 21), 15 mm (Kurve 22) und 20 mm (Kurve 23).
Man kann aus 5 erkennen, dass man negative
Korrelationskoeffizienten r erhält,
wenn EMGdi-Signale von jeweiligen auf entgegengesetzten Seiten des
Elektrodenpaares 4 liegenden Elektrodenpaaren kreuzkorreliert
werden. Es scheint daher, dass die Polaritätsänderung im Bereich des Elektrodenpaares 4 erfolgt,
was durch die Kurven von 4 bestätigt wird. Dementsprechend
kann man annehmen, dass die Mitte des DDR im Wesentlichen auf halbem
Weg zwischen den das Paar 4 bildenden Elektroden 12 liegt.
-
Zum
Beispiel kann die Mitte des DDR präzise durch Interpolation bestimmt
werden (Schritt 503 von 5), indem
man eine auf einer quadratischen Abhängigkeit basierende Anpassung
der drei negativsten Korrelationskoeffizienten der Kurve 21 benutzt, die
man durch aufeinander folgende Kreuzkorrelation der EMGdi-Signalsegmente
von jedem Elektrodenpaar zu den EMGdi-Signalsegmenten von dem zweit nächsten Elektrodenpaar
erhält.
Die Mitte des DDR einem Paar Elektroden 12 zuzuordnen,
liefert eine "Bezugsposition", von der man EMGdi-Signalsegmente
innerhalb des DDR erhält.
So eine Steuerung ist wesentlich beim Überwinden des künstlichen
Einflusses von senkrechter bipolarer Elektrodenfilterung am EMGdi-Leistungsspektrum.
-
Es
wurde experimentell gezeigt, dass im Oesophagus aufgezeichnete EMGdi-Signale
befriedigend sind, so lange sie von Elektrodenpaaren (mit einem
zwischen 5 und 20 mm liegenden Abstand zwischen Elektroden) erhalten
werden, die in einem zwischen 5 und 30 mm liegenden Abstand auf
den entgegengesetzten Seiten der DDR-Mitte liegen (der Abstand zwischen
Paaren liegt daher zwischen 5 und 30 mm). EMGdi-Signale, die man
von diesen Positionen erhält,
bieten zwar eine deutliche Verbesserung der Akzeptanzrate, das Signal-Rausch-Verhältnis während ruhigem
Atmen bleibt aber noch unbefriedigend niedrig. Das EMGdi-Signal,
das man von einem Elektrodenpaar (zum Beispiel Kanal 0 in 7)
erhält,
das zwischen den zwei Elektrodenpaaren liegt, die zur Erzeugung
des doppelsubtrahierten Signals benutzt werden, kann zu diesem doppelsubtrahierten Signal
addiert werden, entweder vorher als Rohsignal oder nachher, wenn
ein RMS- oder äquivalentes EMGdi-Signalmaß berechnet
worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
-
Zum
Beispiel sind in 4 die EMGdi-Signale, die von
den Elektrodenpaaren 3 und 5 ausgehen, die jeweils
10 mm unterhalb und 10 mm oberhalb des DDR liegen, bei null Zeitverzögerung stark
umgekehrt korreliert. Im Gegensatz zu den umgekehrt korrelierten
EMGdi-Signalen sind die Rauschkomponenten für die Elektrodenpaare 3 und 5 wahrscheinlich
positiv korreliert. Wie in 7 gezeigt,
führt daher
Subtraktion der EMGdi-Signale 24 und 25 von den
Elektrodenpaaren 3 und 5 zu einer Addition der entsprechenden
EMGdi-Signale (Signal 26 von 6) und zu
einer Subtraktion, was eine Beseitigung der gemeinsamen Rauschkomponenten
ist. Diese Technik wird als "Doppelsubtraktionstechnik" (Schritt 504 von 5)
bezeichnet. Wieder kann das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar (zum
Beispiel Kanal 0 in 7) erhält, das zwischen den zwei Elektrodenpaaren
liegt, die zur Erzeugung des doppelsubtrahierten Signals benutzt
werden, zu diesem doppelsubtrahierten Signal addiert werden, entweder
vorher als Rohsignal oder nachher, wenn ein RMS- oder äquivalentes
EMGdi-Signalmaß berechnet
worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
-
Der
Subtraktionsschritt 504 (zweiter Subtraktionsschritt der
Doppelsubtraktionstechnik) kann entweder in der Zeitdomäne oder
nach Umwandlung der Signale 24 und 25 in der Frequenzdomäne durchgeführt werden.
Die Doppelsubtraktionstechnik kann durchgeführt werden, indem andere Kombinationen von
Signalen subtrahiert werden, zum Beispiel durch Subtrahieren der
EMGdi-Signalsegmente von dem Elektrodenpaar 6 von den EMGdi-Signalsegmenten von
dem Elektrodenpaar 5 (4), durch
Subtrahieren der Signalsegmente von dem Elektrodenpaar 6 von
den Signalsegmenten von dem Elektrodenpaar 3 und durch
Addieren dieser Differenzen, usw. Wichtig ist, zwei Signale mit
entgegengesetzten Polaritäten zu
subtrahieren, die in der Nähe
des Muskels erhalten werden. Bei der Doppelsubtraktion können mehr als
zwei Signalpaare mit entgegengesetzten Polaritäten benutzt werden. Wieder
kann das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar (zum Beispiel Kanal
0 in 7) erhält,
das zwischen den zwei Elektrodenpaaren liegt, die zur Erzeugung
des doppelsubtrahierten Signals benutzt werden, zu diesem doppelsubtrahierten
Signal addiert werden, entweder vorher als Rohsignal oder nachher,
wenn ein RMS- oder äquivalentes
EMGdi-Signalmaß berechnet
worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
-
Die
Doppelsubtraktionstechnik wird im Schritt 504 an dem im
Schritt 503 erkannten Paar EMGdi-Signale (zum Beispiel
den Signalen von den in 4 gezeigten Elektrodenpaaren 3 und 5)
durchgeführt,
nach geeigneter Filterung dieser EMGdi-Signale im Schritt 505.
Und wieder kann das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar
(zum Beispiel Kanal 0 in 7) erhält, das zwischen den zwei Elektrodenpaaren
liegt, die zur Erzeugung des doppelsubtrahierten Signals benutzt
werden, zu diesem doppelsubtrahierten Signal addiert werden, entweder vorher
als Rohsignal oder nachher, wenn ein RMS- oder äquivalentes EMGdi-Signalmaß berechnet
worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
-
Der
Graph von 8a zeigt das Leistungsdichtespektrum
der oben definierten Elektrodenbewegungsartefakte, das Leistungsdichtespektrum
des ECG und das Leistungsdichtespektrum der EMGdi-Signale. Der Graph
von 8b zeigt ein Beispiel für die Transferfunktion für ein Filter
(die gestrichelte Linie zeigt die optimale Transferfunktion, und
die durchgezogene Linie zeigt die von den Erfindern realisierte
Transferfunktion) zur Verwendung im Schritt 505 zum Ausfiltern
der Elektrodenbewegungsartefakte, ECG und der 50- oder 60-Hz-Störung aus
dem Stromnetz. Die Verarbeitung der EMGdi-Signale durch den Computer so eng wie
möglich
der optimalen Transferfunktion von 8b folgen
zu lassen, wird den Filterungsschritt 505 angemessen durchführen.
-
Daher
werden am Ausgang des Schritts 504 doppelsubtrahierte Signalsegmente 509 erhalten,
indem die EMGdi-Signalsegmente von dem Paar Elektroden 12 in
optimaler Lage oberhalb des Zwerchfells von den EMGdi-Signalsegmenten
von dem Paar Elektroden 12 in optimaler Lage unterhalb
des Zwerchfells subtrahiert werden. Bei der Doppelsubtraktion können mehr
als zwei Signalpaare mit entgegengesetzten Polaritäten benutzt
werden. Wieder kann das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar
(zum Beispiel Kanal 0 in 7) erhält, das zwischen den zwei Elektrodenpaaren
liegt, die zur Erzeugung des doppelsubtrahierten Signals benutzt werden,
zu diesem doppelsubtrahierten Signal addiert werden, entweder vorher
als Rohsignal oder nachher, wenn ein RMS- oder äquivalentes EMGdi-Signalmaß berechnet
worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
-
Unter
nochmaliger Bezugnahme auf 5 berechnet
ein Schritt 506 das RMS (quadratische Mittel) oder einen äquivalenten
oder ähnlichen
Wert 510 der im Schritt 504 erzeugten doppelsubtrahierten Signalsegmente 509.
Die mit der Doppelsubtraktionstechnik erhaltene Intensitätszunahme
ist mit einer zweifachen Zunahme der RMS-Werte verbunden. Die der
Doppelsubtraktionstechnik erhaltenen RMS-Werte sind eng und linear
mit den ursprünglichen
Signalen verknüpft.
Man behalte im Auge, dass der RMS-Wert durch irgendeinen anderen Wert
ersetzt werden kann, der die Stärke
der doppelsubtrahierten Signalsegmente 509 darstellt.
-
Im
Hinblick auf die Steuerung eines Lungenventilators 54 (10)
wird der im Schritt 506 vom Computer 19 berechnete
digitale RMS-Signalsegmentwert 510 schließlich in
einen Online-Analog-RMS-Wert 508 digital-analog-gewandelt
(Schritt 507). Es sei erwähnt, dass es im Schutzbereich
der vorliegenden Erfindung liegt, einen digitalen Wert 508 zuzuführen.
-
Die
Doppelsubtraktionstechnik kompensiert Änderungen der Signalstärke und
Frequenz, verursacht durch Bewegung des Zwerchfells 11 (1) und/oder
des Oesophagus während
des Atmens des Patienten 14, was eine Bewegung der Anordnung von
Elektroden 12 in Bezug auf das Zwerchfell 11 verursacht.
Unter Bezugnahme auf 9 verursacht Dezentrierung der
Anordnung von Elektroden 12 (elektrodenpositionsinduzierter
Filtereffekt) eine Veränderung
der Mittenfrequenzwerte aufgrund von Filterung (siehe Kurven 27 und 28)
für die
EMGdi-Signale von den Elektrodenpaaren 3 und 5.
Die Doppelsubtraktionstechnik beseitigt so eine Veränderung der
Mittenfrequenzwerte, wie durch die Kurve 29 angezeigt,
und außerdem
eine Veränderung
der Signalstärke.
Daher wird der reziproke Einfluss der Position der DDR-Mitte auf
den EMGdi-Signalfrequenzinhalt durch die Doppelsubtraktionstechnik
beseitigt.
-
Es
hat sich gezeigt, dass die Doppelsubtraktionstechnik das Signal-Rausch-Verhältnis um
mehr als 2 dB verbessern und einen elektrodenpositionsinduzierten
Filtereffekt vermindern kann. Die Doppelsubtraktionstechnik ist
auch für
eine relative Zunahme der Akzeptanzrate um mehr als 30% verantwortlich.
-
Rauschen,
das nicht vom Zwerchfell ausgeht, oder künstliche Signale sind bei null
Zeitverzögerung
stark korrigiert und haben zwischen allen Paaren von Elektroden 12 gleiche
Polarität.
Daher erscheinen dieses nicht vom Zwerchfell ausgehende Rauschen
oder künstliche
Signale als ein gemeinsames Betriebsartsignal für alle Elektrodenpaare und werden
durch die Doppelsubtraktionstechnik daher wesentlich vermindert.
-
In
der folgenden Beschreibung ist zu berücksichtigen, dass der Fluss
und das Volumen der vom Patienten geatmeten Luft mit einem beliebigen
im Handel erhältlichen
System gemessen werden kann.
-
Neuroventilationseffizienz:
-
Die
Neuroventilationseffizienz erhält
man, indem man die Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität zu Änderungen
des Lungenvolumens in Beziehung setzt oder indem man das Lungenvolumen
mit Änderungen
der Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität in Beziehung setzt. Da die
Beziehung zwischen der Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität und dem
Lungenvolumen nicht linear ist, wird diese Nichtlinearität minimiert,
indem man Folgendes ausdrückt:
- – die
Intensität
des Zwerchfell-EMGdi-Signals für eine
gegebene Volumenänderung
vom endexspiratorischen Lungenvolumen an, zum Beispiel die EMGdi-Signalintensität, erhalten
während
400 ml Einatmen beginnend vom endexspiratorischen Lungenvolumen
an (in der vorliegenden Offenbarung soll die Intensität die mittlere,
Spitzen-, Mittel- und
Gesamt-RMS-Intensität
des Zwerchfell-EMGdi-Signals umfassen); oder
- – das
Lungenvolumen, erhalten als eine gegebene Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität.
-
Ein
relativ kleines tidales Lungenvolumen ist geeignet, da die Beziehung
zwischen der Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität und dem Lungenvolumen in
diesem tiefen Bereich relativ linear ist. Zweitens schützt die
Verwendung eines festen, gegebenen tidalen Lungenvolumens oder einer
solchen Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität vor den nichtlinearen Einflüssen und
erlaubt eine zuverlässige
Schätzung
von Relativänderungen
der Neuroventilationseffizienz.
-
Auf
diese Weise wird ein Ventilationseffizienz-Index berechnet, der
Folgendes ausdrückt:
- – die
EMGdi-Signalintensität
für ein
gegebenes Einatem-Lungenvolumen, beginnend vom endexspiratorischen
Lungenvolumen an; oder
- – das
Lungenvolumen für
eine gegebene Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität.
-
Wenn
sich die EMGdi-Signalintensität
für das
oben erwähnte
gegebene Einatem-Lungenvolumen
oder das Lungenvolumen für
die oben erwähnte gegebene
Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität ändert, ändert sich
auch der oben angegebene Index, und diese Änderung kann in Prozent (%)
ausgedrückt werden.
Zum Beispiel, benutzt man die Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität für das oben
erwähnte feste,
gegebene Einatem-Lungenvolumen,
vergrößert eine
vergrößerte EMGdi-Signalintensität für das oben
erwähnte
gegebene Einatem-Lungenvolumen den Index, drückt aber eine Verminderung
der Neuroventilationseffizienz aus, und eine verminderte EMGdi-Signalintensität für das gegebene
Einatem-Lungenvolumen vermindert den Index, drückt aber eine Verbesserung
der Neuroventilationseffizienz aus.
-
In
der folgenden Beschreibung wird ein Beispiel unter Verwendung der
EMGdi-Signalintensität für ein festes,
gegebenes Einatem-Lungenvolumen angegeben. Es liegt aber im Schutzbereich
der vorliegenden Erfindung, das Lungenvolumen für eine feste, gegebene Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität zu verwenden.
-
Unter
Bezugnahme auf 10 wird jetzt eine bevorzugte,
praktische Ausführungsform
beschrieben. Eine Neuroventilationseffizienz-Berechnungseinrichtung 601 empfängt das
Signal 508 von 5 und außerdem das gegebene, feste
Einatem-Lungenvolumen. Die Einrichtung 601 enthält eine
Einheit 602 zum Bestimmen der Intensität des Signals 508 für das gegebene
Einatem-Lungenvolumen. Obwohl nicht dargestellt, liegt es im Schutzbereich
der vorliegenden Erfindung, in der Einheit 602 das Spitzen-,
mittlere, Mittel- oder ein anderes Intensitätsmaß des Signals 508 für das gegebene
Einatem-Lungenvolumen zu berechnen. Wenn sich die Intensität des Signals 508 für das gegebene
Einatem-Lungenvolumen mindestens um einen gegebenen Prozentsatz
vergrößert hat
(Schritt 603), d.h. der Neuroventilationseffizienz-Index
hat sich mindestens um den gegebenen Prozentsatz vergrößert, wird
die Druck-, Fluss- oder Volumenunterstützungseinheit 604 von
einer Einheit 606 im Hinblick auf Vergrößern der Größe der Druckunterstützung für den Patienten um
eine voreingestellte Schrittweite gesteuert, bis die Intensität des Signals 508 für das gegebene
Einatem-Lungenvolumen auf einen vorbestimmten, voreingestellten
Wert wiederhergestellt ist.
-
Wenn,
wobei noch auf 10 Bezug genommen wird, die
Intensität
für das
gegebene Einatem-Lungenvolumen mindestens um einen vorbestimmten
Prozentsatz abgenommen hat (Schritt 607), d.h. der Neuroventilationseffizienz-Index
hat sich mindestens um den gegebenen Prozentsatz vermindert, wird
die Druckunterstützungseinheit 604 von der
Einheit 608 im Hinblick auf Vermindern der Größe der Druckunterstützung um
eine voreingestellte Schrittweite gesteuert, bis die Intensität des Signals 508 für das gegebene
Einatem-Lungenvolumen auf den vorbestimmten, voreingestellten Wert
wiederhergestellt ist. Obwohl nicht dargestellt, liegt es im Schutzbereich
der vorliegenden Erfindung, in der Einheit 602 das Spitzen-,
mittlere, Mittel- oder ein anderes Intensitätsmaß des Signals 508 für das gegebene
Einatem-Lungenvolumen an Stelle der Intensität dieses Signals zu berechnen.
Außerdem
können die
Signale an den Ausgängen
der Einheiten 606 und 608 benutzt werden, um einen
Alarm zu erzeugen oder um die Druck- Fluss- oder Volumenunterstützung für den Patienten
manuell einzustellen.
-
Die
Antwortzeit ist einstellbar. Die Zeitbasis, die benutzt wird, um
Trends der EMG-Intensität für ein gegebenes
Volumen oder umgekehrt zu berechnen, und für die Korrekturen benutzt wird,
ist relativ langsam (Minuten), und die Pegel der angewendeten Unterstützung können auf
einen sicheren Bereich begrenzt werden. Wieder kann ein Alarm erzeugt
werden, oder die Druckunterstützung
kann manuell oder automatisch eingestellt werden.
-
Die
Druck-, Fluss- oder Volumenunterstützungseinrichtung 604 kann
irgendeine Einrichtung sein, die gesteuert werden kann, einen beliebigen Luftwegdruck
von einstellbarer Größe zu erzeugen, zum
Beispiel irgendeine Quelle von komprimiertem Gas oder eine Fluss-
oder Volumenpumpe. Natürlich bezieht
sich Luftweg 605 auf den Respirationsatemweg des Patienten
oder umfasst ihn zumindest.
-
Auf
diese Weise liefert die Druckunterstützungseinheit 604 eine
Druck-, Fluss- oder Volumenunterstützung, die proportional zu Änderungen
der Neuroventilationseffizienz eingestellt wird, welche die EMGdi-Signalintensität bei einem
gegebenen Lungenvolumen oder umgekehrt ist. Die Druck-, Fluss- oder
Volumenunterstützungseinheit
arbeitet kontinuierlich, um einen trachealen Druck, Fluss oder ein
tracheales Volumen aufrechtzuerhalten, der bzw. das proportional
zu Änderungen
der Neuroventilationseffizienz eingestellt wird, welche die EMGdi-Signalintensität bei einem
gegebenen Lungenvolumen oder umgekehrt ist.
-
Voreinatem-Atembemühen:
-
Ein
bei mechanisch ventilierten Patienten übliches Problem ist, dass das
Einatembemühen
des Patienten nicht unmittelbar einen Einatemluftfluss bewirkt,
so genannter "intrinsischer
PEEP" oder "Auto-PEEP", was zu einer Verminderung
der Neuroventilationseffizienz führt.
Dem Effekt des "intrinsischen PEEP" kann entgegengewirkt
werden durch die Ausübung
eines "extrinsischen
PEEP". Jedoch gibt
es keine leicht anwendbaren Techniken, um zu bestimmen, wann der
ausgeübte
Pegel von "extrinsischem PEEP" angemessen ist.
Der Pegel des Voreinatembemühens,
erhalten durch die EMGdi-Signalintensität (gemeinsamer Rauschpegel
subtrahiert) während einer
Zeitspanne von zum Beispiel 100 Millisekunden (ms) unmittelbar vor
dem Einschalten des Einatemflusses, kann benutzt werden, um das
Vorhandensein von "intrinsischem
PEEP" anzuzeigen,
und der Pegel des ausgeübten "extrinsischen PEEP" kann so eingestellt
werden, dass der Pegel des Voreinatembemühens unterdrückt wird,
d.h. die EMGdi-Signalintensität
(gemeinsamer Rauschpegel subtrahiert) während der oben erwähnten 100-ms-Zeitspanne
vor dem Einschalten des Einatemflusses ist nahe null. Man kann dann
eine Rückführungsschleife benutzen,
um den Pegel des unterdrückten
Voreinatembemühens
aufrechtzuerhalten, indem der Pegel des "extrinsischen PEEP" eingestellt wird, wie oben erläutert.
-
Es
sei noch erwähnt,
dass die oben erwähnte
Zeitspanne von 100 ms durch eine länge re oder kürzere Zeitspanne
unmittelbar vor dem Einschalten des Einatemflusses oder durch die
Neuroventilationsverzögerung 800 (12b) ersetzt werden kann, d.h. die Zeitspanne
zwischen dem Einschalten des EMG 801 (12b) und dem Einschalten des Einatemflusses 802 (12a).
-
11 der
begleitenden Zeichnungen zeigt eine bevorzugte, praktische Ausführungsform 700.
-
In
der Ausführungsform 700 reagiert
ein Integrator 713 auf das RMS-EMG-Signal 508,
um die EMG-Intensität
für die
oben erwähnte
100-ms-Zeitspanne oder Neuroventilationsverzögerung 800 kontinuierlich
zu berechnen.
-
Die
Ausführungsform 700 umfasst
außerdem
einen Einatemflussdetektor 702, der durch irgendein im
Handel erhältliches
System auf den gemessenen Einatemfluss 703 des Patienten
reagiert, wie in der vorhergehenden Beschreibung angezeigt, um ein
Ausgangssignal 705 zu erzeugen, das die EMG-Aktivität darstellt.
-
Die
Ausführungsform 700 von 11 umfasst
außerdem
einen Neuroventilationsverzögerungsrechner 704,
der auf (a) den Nachweis einer höheren
RMS-EMG-Signalintensität
als der gemeinsame Rauschpegel (5%) und (b) den Nachweis des Einschaltens
des Einatemflusses durch den Detektor 702 reagiert, um
die Neuroventilationsverzögerung 800 (12b) zu berechnen.
-
Ein
Detektor 714 reagiert auf die vom Integrator 713 berechnete
EMG-Intensität,
um den Pegel der EMG-Intensität 803 (12b) beim Einschalten des Einatemflusses 802 (12a) nachzuweisen, um einen Alarm 716 auszulösen, wenn
der Pegel der EMG-Intensität 803 beim
Einschalten des Einatemflusses 802 höher als eine gegebene Grenze
ist (Detektor 715). Nach dem Auslösen des Alarms 716 wird der
Pegel des ausgeübten "extrinsischen PEEP" entweder automatisch
oder manuell vergrößert (Einrichtung 708).
-
Der
Detektor 714 reagiert auf die vom Integrator 713 berechnete
EMG-Intensität,
um den Pegel der EMG-Intensität 803 (12b) beim Einschalten des Einatemflusses 802 (12a) nachzuweisen, um einen Alarm 720 auszulösen, wenn
der Pegel der EMG- Intensität 803 beim
Einschalten des Einatemflusses 802 tiefer als eine gegebene
Grenze ist (Detektor 719). Nach dem Auslösen des
Alarms 720 wird der Pegel des ausgeübten "extrinsischen PEEP" entweder automatisch oder manuell vermindert
(Einrichtung 711).
-
Es
sei erwähnt,
dass Rückführung von
der Neuroventilationsverzögerung
oder Voreinatem-EMG-Aktivität
ebenfalls benutzt werden kann, um die Empfindlichkeit der Ventilatorauslösefunktionen
einzustellen.
-
Wieder
ist die für
diese Korrekturen benutzte Zeitbasis vorzugsweise relativ langsam
(Minuten), und die Pegel des "extrinsischen
PEEP" können auf einen
sicheren Bereich begrenzt werden.
-
Die
Druckunterstützungseinheit 604 kann
irgendeine Einrichtung sein, die gesteuert werden kann, irgendeinen
Luftwegfluss und/oder Druck von einstellbarer Größe zu erzeugen, zum Beispiel
irgendeine Quelle von komprimiertem Gas oder eine Fluss- oder Volumenpumpe.
-
Auf
diese Weise wird die Verzögerung
vom Beginn des Einatembemühens
des mechanisch ventilierten Patienten bis zum Einschalten der Einatemunterstützung minimiert.
-
Die
vorliegende Erfindung wurde vorstehend zwar unter Bezugnahme auf
ihre bevorzugten Ausführungsformen
beschrieben, diese Ausführungsformen
können
innerhalb des Schutzbereichs der beigefügten Ansprüche aber nach Belieben modifiziert werden,
ohne den Geist und die Natur der unterliegenden Erfindung zu verlassen.