SE533075C2 - Respiratoranordning för automatisk styrning av ett respiratorsystem - Google Patents

Description

533 075 2 Vidare förekommer sedan länge ansträngningar att bestämma R och E under spon- tanandning på tillförlitligt sätt och minimalt invasivt (se t ex WO 97 / 2237 7 Al).

Den särskilda svårigheten ligger i att patientens spontanandningsaktivitet kan för- orsaka stora uppskattningsfel vid bestämning av de andningsmekaniska paramet- rarna. Ett vanligt sätt att utföra detta pä är införande av störningsmanövrer i and- ningsrnönstret (t ex genom kortvarig ocklusion) vid tidpunkter då en passiv and- ningsfas förmodas föreligga, och efterföljande analys av de störda respiratoriska signalerna. Dock garanteras det inte att patienten vid tidpunkten för manövem be- finner sig i en ostörd fas i andningscykeln och därmed garanteras inte mätningens validitet; den kan heller inte påvisas i efterhand. Detta beror på att andningsmus- kelaktiviteten på grund av starka korrelationer vare sig signalteoretiskt eller statis- tiskt läter sig särskiljas från det maskinella andningsmönstret.

Vid förfaranden med "Neurally Adjusted Ventilatory Assist" (NAVAl, såsom exempel- vis beskrivs i: Sinderby et al. "Is one fixed level of assist sufñcient to mechanically ventilate spontaneously breathing patientsfß", Yearbook of intensive care and emer- gency medicine, 2007, Springer 348-367; Sinderby et al: "Neural control of mecha- nically ventilation in respiratory failure", Nature Medicine 1999 (51 12: 1433-1436, registreras diafragmans elektriska aktivitet (EAdi) medelst en modifierad och med elektroder bestyckad magsond, för att reglera ventilatorns tryckunderstöd propor- tionellt mot denna elektriska aktivitet. Störsignaler (t ex EKG) bortfiltreras i förväg.

Fördelarna med NAVA är den förbättrade interaktionen mellan patient och ventila- tor genom synkroniserad ventilation och det därigenom alstrade fysiologiska and- ningsmönstret. I en nyare studie (Sinderby et al. "lnspiratory muscle unloading by neurally adjusted Ventilatory assist during maximal inspiratory efforts in healthy Subjects", Chest. 2007, 131: 71 1-717) påvisades att en avlastning av andningsarbe- tet genom anpassad inställning av den sä kallade NAVA-nivån (förstärkningsfaktor som definierar tryckhöjden med avseende på EAdi) uppnås och en lungöveruttänj- ning undviks, eftersom EAdi-signalen avtar vid förhöjd NAVA-nivå. Därigenom re- duceras risken för en run-away. Utom vid det konventionella tryckunderstödet finns inga principiella problem vid utlösandet av ett respirationsslag ("triggering") hos patienter med dynamisk hyperinflation (t ex vid COPD-patienter) dä en möjlig intrinsisk PEEP inte utgör något hinder för detta. Avslutandet av en inspiration ("cycling-oiï“) är likaledes oproblematiskt. 533 (P5 3 En nackdel med NAVA-förfarandet är att det krävs en invasiv magsond. Patienter som särskilt skulle kunna dra nytta av NAVA-förfarandet (t ex COPD-patienter som undergått långtidsrespiration på ett icke-invasivt sätt, dvs med mask) skulle mycket ogäma acceptera en sådan sond såsom varaktig lösning. Vidare kan man inte skilja mellan en situation i vilken EAdi-signalen apparattekniskt påverkas (t ex genom störsignal eller försämrad koppling mellan signalkålla och elektroder) och en situa- tion i vilken andningsdriften avtar. Därigenom kan man endast kvalitativt förverkli- ga att man reducerar patientens andningsarbete med ett bestämt mått. När kopp- lingen mellan signalkälla [EAdi-signal från muskulaturen) och elektroder förändras har detta återverkriingar på det andningsarbete som patienten ska prestera. Van- ligtvis styrs respirationstrycket direkt proportionellt mot den beandlade EAdi- signalen. Om EAdi-signalen ökar (t ex betingat av ökad andningsdrift), så leder den förstärkta respirationen genom ventilatorn på sikt till en reduktion av andningsdrif- ten och motsvarande av EAdi-signalen. Denna motkoppling stabiliseras vid en be- stämd EAdi-signalriivà. N är kopplingen mellan signalkälla och elektroder i denna jämvikt förändras - t ex försämras - reduceras andningsvolymen, driften och and- ningsansträngningen tilltar gradvis, men den uppmätta EAdi-signalen avtar, vilket betyder att den av patienten presterade andelen av andningsarbetet höjs på oöns- kat sätt.

I US 7,02 l ,31O Bl är det känt ett särskilt proportionellt understödjande NAVA- förfarande under användning av en signal för den elektriska aktiviteten hos dia- fragman, vars speciella särdrag består i att den för en bestämd andningsvolym er- forderliga elektriska aktiviteten hos diafragman (den så kallade neuroventilatoriska effektiviteten) ska hållas konstant medelst en "c1osed-loop"-reglering. För det fall att de andningsmekaniska egenskaperna hos patienten försämras, skulle andningsan- strängningen (och därmed andningsmuskulaturens aktivitet) tilltal och för upp- rätthållande av andningsvolymen per tidsenhet. “Closed-loop"-regleranordningen skulle motverka detta genom en höjning av understödet, så att EAdi-signalnivån förblir samma och man undviker en överbelastning /utmattning hos patienten. Det- ta förfarande är till nackdel för det i realiteten ofta förekommande fallet att den uppmätta EAdi-signalen förändras genom en förändrad koppling mellan elektroder och signalkälla (t ex framkallat genom en omflyttning av patienten) med avseende på sina signalegenskaper (speciellt amplitudenl, t ex minskar. Regleranordningen i 533 IT25 4 "closed-loop"-systemet skulle därigenom falskeligen reducera understödet, då den neuroventilatoriska effektiviteten skenbart har tilltagit.

Uppgiften för föreliggande uppfinning är att ange en respiratoranordning för auto- matisk styrning av ett respirationssystem för proportionellt understödjande ventila- tion, som år bekvämt för patienten och som under lång tid noggrant arbetar på ett anpassande sätt, såväl som en på motsvarande sätt arbetande respirationsanord- ning.

För lösning av denna uppgift tjänar anordningen med särdragen enligt patentkravet 1. Fördelaktiga utföringsformer anges under kraven.

I enlighet därmed registreras vid ett förfarande för automatisk styrning av ett respi- rationssystem för proportionellt understödjande ventilation med en styranordning och en ventilator, som levererar en andningsgas med ett av styrenheten på förhand givet tryck, en elektrisk signal elektromyografiskt genom elektroder vid torax eller medelst sensorer vid torax alstras mekanomyografiskt en elektrisk signal och un- derkastas en Signalbehandling (Signalaufbereitung) i styranordningen, för att erhål- la en signal uemg (t) som representerar andningsaktiviteten. I styrenheten bildas ändringshastigheten [tidsderivata] aemg (t) av andningsaktivitetssignalen uemg (t) och undersöks kontinuerligt med avseende på ett underskridande av ett tröskelvär- deskriterium och för varaktigheten av underskridandet fastställs en med avseende på andningsaktiviteten konstant period för andningscykeln.

Andningsmuskeltrycket pmus (t) bestäms på följande sätt: (i) antingen beräknas det ur mätvärden för andningsvägtryck, volymsflöde Flow (t) (ur vilket en andningsvo- lym vol (t) erhålles genom integrering) såväl som de lungmekaniska parametrarna R (resistans) och E [elastans] i kontrollenheten, eller (ii) det bestäms genom att sätta det lika med det under en ocklusion uppmätta negativa andningstrycket -pokkl (f), varvid de lungmekaniska parametrarna R och E antingen också beräknas eller an- ges på förhand, eller (iii) det bestäms medelst en esofaguskateter. vilken är utrustad med trycksensorer för mätning av det intratorakala trycket pes (t) och valfritt det 533 G75 5 abdominala trycket pabd (t), genom att sätta det lika med det transdiafragmala trycket pabd (Û ~ Pes (t), varvid pabd (t) valfritt kan antas såsom konstant.

Andningsaktivitetssignalen uenlg (t) underkastas en transformation medelst ett på förhand bestämt transformationsprotokoll till en trycksignal pemg (uemg (t)), varvid transformationsprotokollet väljs så att det resulterande pemg (t) med avseende på signalstorlek och -form motsvarar pmuS-signalen i medeltal, det vill säga medelav- vikelsen mellan trycksignalerna är minimal. Transformationsprotokollet kan fast- ställas genom linjär eller icke-linjär regression mellan uemg (t) och pmus (t) eller också med andra förfaringssätt, t ex medelst neurala nätverk, maskinell inlärning eller enkel skalning.

Andningsanstrångningstrycket ppat (t) bestäms av styrenheten såsom viktat medel- värde enligt ppat (t) = a - pmus (t) + (1 -a) - pemg (t), varvid a är en parameter som valts under randvillkoret Osasl. Allt efter val av parametern a är andningssyste- mets tryckunderstöd valfritt starkare beroende av pmus (t) eller av pemg (t). Om ex- empelvis a gàr mot 1 så motsvarar respirationen den kända Proportional Assist Ventilation. För rnindre värden på a överväger den myografiskt styrda respirationen.

Det andningsvägtxyck paw (t) som ska levereras av respirationssystemets ventilator beräknas i styrenheten i beroende av på förhand valda understödsgrader VA (Volu- me Assist) för kompensationen av de elastiska återstâllningskrafterna/motstånden och FA (Flow Assist] för kompensation av de resistiva återställningskrafter- na/motstånden genom glidande anpassning såsom n n Paw(ti)=k0 + z kj 'Paw(¿i~j)+ ÉOhj-ppafltßj) j=1 j: varvid ti är en rådande tidpunkt och tl-j, j=1,...n, föregående tidpunkter under en periodisk tidsdiskret avkärnlirig och och med j=1 ,...n år parametrar som är 533 GWS 6 beroende av R, E, PEEP, iPEEP, VA, FA och sveptiden At. l en föredragen utförings- form kan en förenklad formel användas: pawfii) = kl 'PawÜ-l) + k2 'Ppatftå + '(3 'Ppatfti-l) + k4- Slutligen inställs ventilatorn av styrenheten ett sådant sätt att detta andningsvägs- tryck pawlt) åstadkommes.

I en föredragen utföringsforin undersöks ändringshastighet (tidsderivata) amg (t) för andningsaktivitetssignalen uerng (t) kontinuerligt i styrenheten med avseende på ett underskridande av ett tröskelvärde och för varaktigheten av underskridandet fast- ställs en avseende andningsaktiviteten konstant andningscykelperiod; den lungme- kaniska parametern E (elastans) bestäms då endast ur mätvärden, som upptas un- der en konstant period.

I ytterligare en föredragen utföringsform undersöks andmngsaktivitetssignalen uemg (t) kontinuerligt i styrenheten med avseende på underskridande av ett tröskel- värde och för underskridandets varaktighet bestäms en med avseende pà and- ningsaktiviteten passiv period för andningscykeln; den lungmekaniska parametern E (elastans) bestäms då endast ur mätvärden som upptagits under en passiv peri- od.

I synnerhet är det fördelaktigt att förfarandet är icke-invasivt. Det behöver inga in- vasiva med elektroder bestyckade rnagsonder, utan klarar sig med ytelektroder eller -sensorer för registrering av andningsmuskelaktiviteten.

Förfarandet är knappast känsligt för en ändring av kopplingen mellan elektroder eller sensorer och signalkälla, då det gär att tillgripa en modellbaserad signal för andningsaktiviteten vid bortfall av elektroder eller sensorer.

Risken för run- aways minskar då patientens lungmekaniska parametrar, som mås- te beaktas för inställning av understödsgraden för respirationen, bestäms på ett robust sätt under spontanandning. 533 075 Det möjliggör inställning av det andningsarbete som patienten ska åstadkomma genom att ge en förhandsinstållning av en understödsgrad för respirationen. Detta kan ske antingen separat för resistivt och elastiskt arbete eller tillsammans.

Exempelvis kan följande regressionsekvation tjäna till bestämning av regressions- koefficienterna för det sökta transfonnationsprotokollet: pmus (t) O aO + al uemg (t) + az uzemg (t) + a3 u3emg (t) + n(t).

Efter n1lnimering av summan av kvadratema för avvikelserna n(t) får man koeffici- enterna aO, al, a2, a3. För att minska uppskattningsfelenkan de erhållna koeffici~ enterna unclerkastas en glidande medelvärdesbildning. Ur de aktuella fastställda koefficienterna , , , erhålles slutligen transformationsprotokollet för andningsaktivitetssignalen uemg (t) pemg (t) = + uemg (t) + uzemg (t) + ußemg (t), så att slutligen den transformerade pemg (tj-signalen för användningen i respira- tionsstyrningen föreligger.

Genom en sådan transformation av amplitudvärdena tas hänsyn till mellangärdets icke-linjära aktiveringskarakteristik (se Goldmarm, M. D. et al.: "The Dynamic Pro- perties of Mammalian Skeletal Muscle". Journal of Applied Physiology 1978, 44(6):840-848). Figur 8 visar i ett exempel förloppen av pmus (t) och uemg (t) under två andetag. Axelskalriingen och signalernas form år mycket olika. Figur 9 visar resultat fràn transformation efter tillämpning av det medelst regression bestämda transforrnationsprotokollet för perng (t).

I en föredragen utföringsform inställs parametern a automatiskt vid bestämning av andningsansträngningstiycket. I synnerhet höjs a automatiskt om kvaliteten hos den transformerade myografiska signalen pemg (t) avtar och sjunker, när kvaliteten ökar. Som måttstock för den myografiska signalens pemg (t) kvalitet kan anföras 533 GWS 8 korrelationsmått. Exempelvis kan maximum för korrelationen (Pearson-korrela- tionskoefficient) mellan pemg (t) och mâtsignalerna för det negativa andningsvägs- trycket, volymsflödet (flow) och volymen användas såsom måttstock för kvaliteten hos pemg (t). Ett talvärde mot l står för en hög korrelation och skulle förväntas i det fall att den myografiska signalen pemg (t) endast i ringa mån påverkas av störningar och på ett avgörande sätt återspeglar andningsmuskelaktiviteten.

I figurerna visas: Fig. 1: en schematisk vy av arrangemanget av de två signalelektroderna (1, 2) såväl som en driven-right-leg-elektrod (3) för aktivt “common mode“-undertryckande av den akti- va störsignalen på kroppen, utvärcleringsanordningen för den upptagna signalen (4) och ventilatorn (5),- Fig. 2: en obearbetad, genom hjärtaküvitet störd elektromyografisk differenssignal uemal-(t) som funktion av tid (upptill) och resultaten efter en högpassfiltrering (nedtill, hel- dragen linje: högpassfiltrering medelst Butterworth-fílter, 3:e ordningen, gränsfre- kvens 50 Hz) såväl som anslutande beloppsbildning och lågpassfiltrering (nedtill, streckad linje; lågpassfiltrering medelst Butterworth-filter, 3:e ordningen, gränsfre- kvens 5 Hz) för enveloppbestärruiing (en på detta sätt bearbetad signal betecknas i det följ ande såsom upparbetad signall; Fig. 3: det hos patienten uppmätta andningsvâgsflödet (upptill) i järnförelse med den upp- arbetade andningsalrtivitetssignalen ur uemg (t) nedtill; Fig. 4: den empiriska kurnulativa måtvärdesfördelningen för amplituderna för signalen uemg (t) under ett aktivt intervall (A) såväl som under ett passivt intervall (B), varvid tröskeln exempelvis år inställd på kvantilen av ordning 0,75, som motsvarar ett signalvärde om 0,01 mV (lodrätt streckad linjel; 533 O?5 Fig. 5: en uppmätt upparbetad andningsaktivitetssignal uenlg (t) (nedtill) och beräknad kurtosis vid aktiv egenandning (upptilll: Fig. 6: en upparbetad andningsaktivitetssignal uemg (t) (nedtill) vid konstant egenandning, men kraftig konstgjord arnplitudförvrängning, som simulerar en försärnrande kopp- ling såväl som beräknad kurtosis (upptil1); Fig. 7: regressionen för beräkning av elastansen (E) i ett genom lodrätt streckade linjer fastställt intervall, varvid förhållandet mellan den största sammanhängande ytan mellan kurvan och regressionslinjen (snedstrecksmarkerad) och ytan av den stig- ningstriangel som fastlagts medelst intervallgränserna, såsom tjänar som kriterium för acceptans eller förkastande av den beräknade elastansen; Fig. 8: förloppet för pmus (t) (heldraget) och upparbetat uemg (t) (streckat) under två ande- tag.

Fig. 9: förloppet för pmus (t) (heldraget) och resultatet av transformationen, pemg (t), efter tillämpning av det medelst regression bestämda transformationsprotokollet på uemg (f)- Fig. 10: andningsarbetet schematiskt såsom funktion av tryckunderstödet, varvid det re- striktiva andningsarbetet visas genom den tjocka streckade linj en, det elastiska andningsarbetet medelst den punktforrniga linjen och totalarbetet medelst den hel- dragna linjen och värdet PPSp = 1 markerar andningsarbetet, som i idealfallet skul- le presteras av patienten. 533 075 10 Enligt föreliggande uppfinning kan andningsaktivitetssignalen registreras alterna- tivt elektromyografiskt eller mekanomyografiskt, varvid bägge förfaringssätten ger en signal som representerar muskelanstrångningen, i det första fallet en som repre- senterar den elektriska muskelretningen, i det andra fallet en som representerar de mekaniska muskelvibrationerna. I den följande beskrivningen hänvisas för det mes- ta till det elektromyografiska alternativet, varvid detta ska förstås så att alternativt kan även mekanomyografiska signaler användas.

I en fördelaktig utföringsforrn undersöks värdet för andningsaktivitetssignalen uemg (t) kontinuerligt i styrenheten med avseende på ett underskrídande av ytterligare ett tröskelvärdeskriterium, och för undersökningens varaktighet fastställs en passiv period för andningscykeln, varvid den tillkommande lungmekaniska parametern elastans (E) bestäms endast ur mätvärden, som upptagits under en passiv period.

I en fördelaktig utföringsform härleds den elektromyografiska signalen såsom diffe- renssignal mellan två ytelektroder (se t ex Merletti, R.; Parker, A. P.; ”Electromyo- graphy, Physiology, Engineering, and Noninvasive Applications", IEEE Press Series Biomedical Engineering, John Wiley 8: Sons, 2004). För att uppnå ett bra signal- brusförhållande kan stora, ytutbredda elektroder krävas, med vilka en rumslig summering av aktionspotentialerna från flera motoriska enheter uppnås. Figur 1 visar i ett utföringsexempel positioneringen av två signalelektroder (1, 2) såväl som en driven-right-leg-elektrod (3) för aktivt undertryckande av störsignal i “common mode” på kroppen, utvärderingsanordnirigen för den upptagna signalen (4) och ven- tilatom (5).

I en fördelaktig utföringsform används fler än två ytelektroder för härledning av sig- naler och differenssignaler bildas mellan två elektroder såsom andningsaktivitets- signaler uemgt Alternativt används fler än en sensor för avledning av mekanornyo- grafiska andningsaktivitetssignaler uenïgrl-(t). Företrådesvis underkastas då varje enkelsignal uemgjt) en filtrering och undertryckning av störsignaler [t ex elektrisk aktivitet från hjärtat, rörelseartefakter, elektromagnetisk instrålning) såväl som en detektion av envelopp (Hüllkurvendetektion). Företrådesvis genomförs enveloppde- tektionen genom beloppsbildning eller kvadrering och anslutande lågpassfiltrering 533 (H5 11 av varje enkelsignal uemg, ¿( t). Exempel på resultat av en högpassfiltrering såväl som anslutande beloppsbildning och lågpassfiltrering återges i Figur 2.

Företrädesvis kan för varje enkel signal uemgíft) maximum för korrelationen mellan ifrågavarande signal uenlgyift) och mâtsignalema för det negativa andningsvägtryck- et, volymsílödet (flow) och volymen beräknas såsom cí. Särskilt föredraget väljs då den signal uenlgyl-(t) såsom andningsaktivitetssignal som uppvisar den högsta korre- lationen ci och därmed är endast i ringa mån påverkad av störningar och trovärdigt återspeglar patientaktivitet.

Alternativt beräknas aktivitetssignalen uemg gt) såsom ett medelvärde som viktats med funktioner för den maximala korrelationen för ifrågavarande enkelsignaler Llenlgvifij: uemglt) =f(c¿) - uemg_1(t) + +f(cn) - uenlgflß). l en fördelaktig utföringsform fastställs underskridandet av tröskelkriteriet för tids- derivatan av andmngsaktivitetssignalen zlemg (t) endast då underskridandet håller sig vid en minsta varaktighet. Därmed kan det undvikas att tillfälliga under- skridanden på grund av fluktuationer i tidsderivatan av andningsaktivitetssignalen falskeligen tolkas såsom konstanta avsnitt.

I en fördelaktig utföringsform anpassas tröskelvärdeskriteriet för tidsderivatan av andningssignalen på ett glidande sätt, i det att ett tröskelvärde bestäms enligt - - min ~ max ~ min Uthresh=u + ff” "u ) emg erng emg och underskridandet av tröskelvärdeskriteriet fastställs när :le-mg s [hresh varvid 533 075 12 . Å . u respektive u emg emg min är det maximala respektive minimala värdet för tidsderivatan av andningsaktivitets- signalen, som uppmätts i ett tidigare intervall och som anpassas, så snart ett nytt maximalt respektive minimalt signalvärde erhålles, och varvid x är en på förhand vald parameter (O < x < 1).

Alternativt anpassas tröskelvärdeskriteriet för ticlsderivatan av andningsaktivitets- signalen på ett glidande sätt, genom att mätvårdesfördelningen VQ-eemg) analyseras och underskridandet av tröskelvärdeskriteriet fastställs, när ett signalvärde z-øemg ligger så i fördelningen Vflzemg) att endast p% av alla mätvärden ligger vid mindre värden i fördelningen Wuemg) (underskridandekvantil), varvid p är en på förhand given parameter < 100.

Exempelvis skulle man kunna inställa tröskeln på den enkla standardavvikelsen - dvs på ett värde under vilket 84% av signalvärdena för amg (t) befinner sig vid an- tagen norrnalfördelning.

Företrädesvis företas sedan en anpassning av tröskelvärdeskriterlet endast då en analys av mätvårdesfördelningen V(zl amg) ger att skalningsvarianta parametrar för fördelningen (t ex skewness [skevheten i fördelningen), kurtosis (välvning av fördel- ningen)) förblir väsentligen konstanta. Det senare pekar på att formen av fördel- ningen förblir samma och att endast förstärkningen (skalningen) av signalen t ex genom förändrad koppling mellan elektrodema och signalkällan har förändrats.

Således förhindras att tröskeln förskjuts om patienten under längre tid blir aktiv eller passiv, vilket yttrar sig i en förändrad form hos fördelningen. 533 (P5 13 Alternativt ges på förhand ett fast tröskelvärde thresh för tröskelvärdeskriteriet, och mätvärdet skalas så att i löpande aktualiserade maximal- och minimalvärden är - max ~ u Och u emg emg min för tidsderivatan av andningsaktivitetssignalen förblir inom ett på förhand givet fastvärdeorriråde.

I en fördelaktig utföringsforrn fastställs underskridandet av det tillkommande trös- kelkriteriet för andningsalttivitetssignalen uenlg(t} endast om underskridandet på- går en minsta varaktighet. Därmed kan undvikas att tillfälliga överskridande genom iluktuationer i andningsaktivitetssignalen falskeligen tolkas såsom passiva avsnitt. l en fördelaktig utföringsform anpassas det tillkommande tröskelvårdeskriteriet för andningsaktivitetssignalen på ett glidande sätt genom att ett tröskelvårde enligt min max min “thresh = u + x ' (u “ U ) emg emg emg bestäms och att underskridandet av tröskelvärdeskriteriet fastställs när < _ d max kü min uemg _ uthresh, varvi u emg respe ve uemg är det maximala respektive minimala andningsaktivitetssignalvärdet, som uppmätts i ett tidigare intervall och som anpassas så snart ett nytt maximalt respektive mi- nimalt signalvärde ges, och varvid x är en på förhand vald parameter (O < x < l).

I en fördelaktig utföringsform anpassas det tillkommande tröskelvärdeskriteriet för andningsaktivitetssignalen på ett glidande sätt genom att mätvärdesfördelningen Vfuemg) analyseras och underskridandet av det tillkommande tröskelvärdeskriteriet 533 015 14 fastställs när ett signalvärde uemghš) ligger så i fördelningen Wuemg) att endast p% av alla mätvärden ligger vid mindre vården i fördelningen Wuemg) (underskridande- kvantil), varvid p är en på förhand given parameter < 100.

Figur 3 visar exempel pä patientens Flow (upptill) och andningsaktivitetssignalen uenlgñ) (nedtill). Aktiva områden begränsas medelst lodräta streckade linjer, utanför ligger passiva områden. De horisontella streckade linjerna markerar tröskeln. Figur 4 återger motsvarande empiriska kumulativa mätvärdesfördelning för amplituderna av signalen uefilgü) under ett aktivt intervall (Al, såväl som jämförelsevis under ett passivt tidsintervall för (B). Tröskeln är exempelvis inställd pä kvantilerna av ord- ning 0,75, som motsvarar ett signalvärde om 0,01 mV. Detta leder i (A) till en san- nolikhet om 75% med signalvärdena kvarvarande under tröskeln.

I en fördelaktig utföringsform företas anpassningen av det tillkommande tröskelvär- deskriteriet endast då en analys av mätvärdesfördelningen Wuemg] ger vid handen att skalningsvarianta parametrar för fördelningen [t ex skewness, kurtosis) förblir väsentligen konstanta. Det senare tyder på att fördelningens form förblir densamma och att endast förstärkningen (skalningen) av signalen t ex genom en förändrad koppling mellan elektroderna och signalkällan har förändrats. Således förhindras att tröskeln förskjuts, när patienten under en längre tid är aktiv eller passiv, vilket yttrar sig i en förändrad form på fördelningen.

Därifrån kan en adaption av det tillkommande tröskelvärdeskriteriet ske endast om formen på sannolikhetsdensiteten inte har ändrats i nämnvärd utsträckning. Detta kan avgöras medelst parametriska statistiska (signifikans-hester (se Krishnamurty Muralidhar: "The bootstrap approach for testing skewness persistence", Manage- ment Science, 1993, 39[4), 487-491).

Figur 5 visar exempelvis en uppmätt andningsaktivitetssignal uemgü) och beräknar kurtosis vid aktiv egenandniiig. Kurtosis stiger tydligt med växande egenandning (se avvikelse från den horisontella streckade linjen). Figur 6 visar på motsvarande sätt en andningsaktivitetssignal uemgü) med konstant egenandning, men kraftig konstgjord arnplitudförvrängning, vilket simulerar en koppling som försämras. Be- 533 075 15 räknad kurtosis förlöper ílackt (endast ringa avvikelse från den horisontella streck~ ade linjen), så att i motsats till Figur 5 vore det meningsfullt med en anpassning av tröskelvärdeskriteriet.

Alternativt ges pà förhand för det tillkommande tröskelvärdeskriteriet ett fastare tröskelvärde uthresh, för att skala mätvärdena så att de löpande aktualiserade max- imal- och minimalvärdena för andningsaktivitetssignalen förblir inom ett på förhand givet fast värdeoniràde. l en fördelaktig utföringsforrn bestäms den lungrnekaniska parametern resistans (R) medelst ockulsionsförfarande under en passiv eller konstant period av andningscy- keln.

I en fördelaktig utföringsforrn bestäms den lungmekaniska parametern resistans (R) medelst en slutexpiratorisk ocklusion eller, i specialfall, en pO,1-ockulsion. Härvid förutsätts inga passiva tidsavsnitt i andningsmönstret, utan patienten tvingas ge- nom en kort slutexpiratorisk ocklusion att aktivt kräva nästa respirationsslag. Ur det genom patienten förorsakade undertrycket och det efter avslutandet av ocklu- sionen uppstäende flödet låter sig ett robust uppskattningsvärde för resistansen erhållas.

I en fördelaktig utföringsfonn bestäms den lungmekaniska parametern "intrinsicher PEEP" (iPEEPl medelst en slutexpiratorisk ocklusion eller en pO, l-ocklusion (se L.

Appendini et al: "Noninvasive estimation of dynamic intrinsic PEEP (PEEPi, dyn) in COPD patients", Am. J. Respir. Crit. Care Med. 2003:16? (7):A912). l en fördelaktig utföringsfonn bestäms den lungmekaniska parametern elastans (E) genom bestämning av tidskonstanten r under en passiv period i andningscykeln vid inandning eller utandning genom E = R/ t, varvid R är den tidigare bestämda resi- stansen och r den respiratoriska tidskonstanten. Tidskonstanten erhålles såsom 533 G75 16 kvoten mellan den utandade volymen och det maximala expiratoriska flödet enligt t = VT / flowmax.

Alternativt bestäms den lungrnekaniska parametem elastans (E) genom regression mellan den administrerade volymen och det alveolära trycket under en konstant eller passiv period av inandning eller utandning. Detta är särskilt meningsfullt om det under expirationen uppträder andningsansträngningar så att inte hela expira- tionsfasen kan betraktas såsom passiv. Efter att ett mätvärde för resistansen (R) blivit känt låter sig det för regressionen nödvändiga alveolära trycket beräknas en- ligt palvü) = pawü) - R Flow(t). Därmed låter sig den linjära regressionsekvationen uppställas såsom palvü) = E vol (t) + konst + 6 (t). Efter minimering av summan av kvadraterna för avvikelserna 6 (t) inom den konstant där den passiva perioden er- hålles elastansen (E) som resultat.

I en fördelaktig utföringsform bör den fastställda elastansen (E) förkastas om det alveolära tryckets förlopp under det såsom konstant eller passivt antagna tidsav- snittet avviker i stor utsträckning för regressionslinj erna. För detta ändamål kan ett kriterium tjäna som sätter den största sammanhängande ytan mellan kurva och regressionslinje Acont i förhållande till ytan av stigningstriangeln Aclreieck. Om ex- empelvis kvoten av Acont/ Adreieck är större än 0,2, förkastas den registrerade elastansen. Figur 7 visar exempelvis regressionen i ett medelst lodräta streckade linjer fastlagt intervall, den största sammanhängande ytan mellan kurva och re- gressionslinje (schrafferat) och den genom intervallgränsema fastlagda stigningstri- angeln.

I en fördelaktig utföringsform underkastas de lungmekaniska parametrarna resi- stans (R), elastans (E) och intnnsisk PEEP [iPEEP) var och en en glidande medel- värdesbildning för fastställande av tidsmedelvärden , , . Ur dessa tidsmedelvärden kan tidsförloppet pmusü) beräknas till pmusü) = -paW[t) + Flow(t) + vol(t) + 533 Q?5 17 I en fördelaktig utföringsform underkastas andningsaktivitetssignalen uemgü) med en på. förhand given parametrisering en transformation till en tiycksignal penlgmenlgüfl, varvid andningsaktivitetssignalen uemgü) transforrneras så att avvi- kelsen från perngüzemgüfl minimeras från pmusü). l en fördelaktig utföringsforin underkastas andningsaktivitetssignalen uemgü) en transformation medelst ett på förhand givet transformationsprotokoll till en tryck- signal pemgíuefngüfl), varvid transformationsprotokollet hittas genom linjär eller icke-linjär regression mellan uenqgñ) och det uppmätta negativa andningsvägstiyck- et -pOkkIÜJ under en ocklusion.

I ytterligare en fördelaktigt utföringsfonn underkastas andningsaktivitetssignalen uemgñ) en transformation medelst ett på förhand givet transformationsprotokoll till en trycksignal pemgfuemgüj), varvid transformationsprotokollet hittas genom linjär eller icke-linjär regression mellan uemgü) och det uppmätta transdiafragmala tryck- et Pabdü) _ Pesfl).

Transformationen kan ske glidande över på varandra följande (eventuellt delvis överlappande) tidsavsnitt. Transformationsprotokollet kan aktualiseras i intervall, varvid inflytande från störningar kan reduceras medelst överlappande tidsavsnitt eller medelvärdesbildning på annat sätt. l föredragna utföringsformer bestäms parametrarna k 1, k2, k3, k4 genom k1= R-FA+(E-VA)-At kz z FAitz/A-Af R~FA+(E-VA)-Az' k3 = ___lí4______ R~FA+(E-VA)-Ar k4 z (PEEP-E-zPEEP-VA)-Af _ R-FAflß-i/Ayttz 533 075 18 Uppfinningen möjliggör i föredragna utföringsfonner: En möjlig utföringsforrn innefattar att valet av en grad av understödjande sker an- tingen separat för kompensation av de resistiva respektive elastiska motstånden i patientens respiratoriska system eller till gemensam kompensation medelst en övergripande understödj andegrad. Medan FA och VA ställs in separat vid åtskilt understödjande firms det vid den gemensamma kompensationen en enda juster- ingsanordning, vars värde "PPSp" i allmänhet ställs in i förväg mellan O (inget un- derstödjande) och l (idealt understödjande). Därigenom erhåller man slutligen vär- den för flow-assist (FA) och volume-assist (VA) uppgående till FA = (R 'r VA = (E - Eidealyppsp varvid Rideal och Eideal utgör de ur läkarsynpunkt "ideala" värdena för resistans och elastans och måste vara förprogrammerade i respirationsapparaten eller ställas in.

Genom dessa förfaringssätt kan i beroende på graden av understödjande det and- ningsarbete som ska presteras av patienten (WOB = Work of breathing) - vilket kon- ventionellt definieras såsom tryck-tid-integralen eller tryck-volym-integralen - stäl- las in på ett bestämt värde. Detta kan ske antingen separat för resistivt och elas- tiskt arbete eller gemensamt.

Figur 10 visar detta schematiskt för det senare fallet. Det resistiva andningsarbetet återges med den tjocka streckade linjen, det elastiska med den prickade linjen. To- talandningsarbetet (summan av det resistiva och det elastiska arbetet) är ritat hel- draget. Man har avstått från att ange enheten för andningsarbetet (WOB) i den schematiska ritningen. Proportionellt mot höjningen av PPSp avtar andningsarbe- tet. Värdet PPSp = l markerar andningsarbetet som patienten skulle prestera i det ideala fallet (t ex patient med frisk lunga). PPSp får i detta exempel inte höjas över 533 (FS 19 ett värde om ca 1,4, eftersom det då föreligger en risk för run- aways genom en överkornpensation av det resistiva andningsarbetet.

Claims (36)

533 (WS 20 PATENTKRAV

1. Respirationsanordriing med en ventilator för tillförsel av andningsgas med ett inställbart tryck, elektromyografiska eller mekanomyografiska sensorer för upptagning av en andningsaktivitetssignal uemg (t). anordningar för upptagning av mätvärden för andningsvägstryck och volymsflöde Flow (t) och för bestämning av andningsvolyrnen Vol (t), och en styr- och utvårderingsenhet, som är anordnad att under användning av de bestämda signalerna för andningsaktivitet uemg (t), and- ningsvägstryck och volymsflöde Flow ( t) bestämrna andningsmuskeltrycket pmus (t) genom att pmus (t) antingen (i) beräknas ur mätvärden för andningsvägtryck och volymsflöde Flow (t) såväl som de lungmekaniska parametrarna för patienten, eller (ii) bestäms genom att sätta det lika med det under en ocklusion uppmätta negativa andningstrycket -pokkl (t), eller (iii) bestäms medelst en esofaguskateter, vilken är utrustad med trycksensorer för mätning av det intratorakala trycket pes (t) och val- fritt det abdominala trycket pabd (t), genom att sätta det lika med det transdia- fragmala trycket pabd (t) - pes (t), varvid pabd (t) valfritt kan antas såsom konstant, transformera andningsaktivitetssignalen uenlg (t) medelst ett på förhand bestämt transformationsprotokoll till en trycksignal pemg (uemg (t)), varvid transformations- protokollet väljs så att medelavvikelsen för den resulterande trycksignalen pemg (t) från andningsmuskeltiycket minimeras, bestämma andningsansträngningstrycket ppat (t) såsom viktat medelvärde enligt ppm (t) = a- pmus (t) + (1 -a) - pemg (t), varvid a år en parameter som valts under randvillkoret Osas l, i beroende av på förhand valda understödsgrader VA (Volume Assist) för kompensationen av de elastiska återstållningslaaftema/motstånden och FA (Flow Assist) för kompensation av de resistiva återställningskrafterna/motstånden beräkna det andningsvägtryck paw (t) som ska levereras av respiratorsystemets ventilator till styrenheten. genom glidande anpassning såsom n n Paw(fí)=k0+ Z kj'PaW(fi-j)+ Z hj-ppatflpj) j=1 j=0 533 D75 21 varvid ti är en rådande tidpunkt och t¿_J-, j=1,. un, föregående tidpunkter under en periodisk tidsdiskret avkånning och och med j=1 ,...n är parametrar som är beroende av R, E, PEEP, iPEEP, VA, FA och sveptíden At, och ställa in ventilatom så att detta andningsvägtryck paw (t) tillhandahålles.

2. Anordning enligt patentkrav 1, vid vilken styr- och utvärderingsenheten är anordnad att beräkna andningsrnuskeltrycket pmus (t) som baseras på de lungme- kaniska parametrarna R (resistans), E [elastans] och valfritt värdet på intrinsiskt PEEP (iPEEP), varvid de lungmekaniska parametrarna R och E antingen beräknas eller ges på förhand.

3. Anordning enligt patentkrav 1 eller 2, vid vilken styr- och utvärderingsenhe- ten är anordnad att beräkna andningsvågstrycket paw (t) i styrenheten genom gli- dande anpassning såsom pawfti) = kl 'paww-I) + k2 'ppatftå + kB 'ppatflb-I) + k4'

4. Anordning enligt något av patentkraven 1 till 3, varvid det på förhand givna transformationsprotokollet definieras medelst linjär eller icke-linjär regression med hjälp av neurala nätverk, maskinell inlärning eller genom enkel skalning

5. Anordning enligt något av föregående patentkrav, vid vilken styr- och utvär- deiingsenheten år anordnad att undersöka ändringshastigheten (tidsderivatan) Äfemg (t) för andningsaktivitetssignalen uemg (t) kontinuerligt med avseende på ett underskridande av ett tröskelvârcleslmtenurn och varvid en för underskridandets varaktighet med avseende på andningsaktiviteten konstant andníngscykelperiod faställs, varvid den lungmekaniska parametern E (elastans) och /eller den lungme- kaniska pararnetern R (resistans) endast bestäms ur mätvärden som upptagits un- der en konstant period.

6. Anordning enligt något av föregående patentkrav, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att undersöka värdet för andninsaktivitetssignalen 533 075 22 uemg (t) kontinuerligt med avseende på ett underskridande av ett tillkommande tröskelvärdeskriteriurn och vid vilken en passiv period för andningscykeln fastställs för underskridandets varaktighet, varvid den tillkommande lungmekaniska parame- tern elastans (E) och / eller den lungmekaniska parametern R (resistans) endast be- stäms ur mätvärden som upptagits under en passiv period.

7. Anordning enligt något av föregående patentkrav, vid vilken den elektromy- ografiska signalen härleds såsom skillnadssignal mellan två ytelektroder.

8. Anordning enligt något av föregående patentkrav 1 till 6, innefattande mer än två ytelektroder för härledning av elektromyografiska signaler och differenssig- naler mellan två elektroder bildas såsom andningsaktivitetssignaler uemgj (Ü-

9. Anordning enligt något av föregående patentkrav 1 till 6, innefattande mer än en sensor för härlednirig av den mekanomyografiska andningsaktivitetssignalen Uerngi

10. Anordning enligt patentkrav 8, vid vilken styr- och utvärderingsenheten är anordnad att underkasta varje enkelsignal uerng ¿( t) en filtrering och störsignalun- dertryckande såväl som en enveloppdetektion.

11. 1 1. Anordning enligt patentkrav 10, vid vilken styr- och utvärderingsenheten är anordnad att genomföra enveloppdetektionen genom beloppsbildning eller kvadre- ring och efterföljande lågpassfiltrering av var] e enskild signal uerngi (t).

12. Anordning enligt något av patentkraven 8 till 10, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att för varje enskild signal uerrlgfl (tlberälma maxi- mum för korrelationen mellan ifrågavarande signal uemgi och mätsignalema för det negativa andningsvågstiycket, volymsflödet (flow) och volymen såsom ci. 533 (WS 23

13. Anordning enligt patentkrav 12, vid vilken den signal uemgl- (t) som uppvi- sar den högsta korrelationen oi väljs såsom andningsaktivitetssignal uemg (t).

14. Anordning enligt patentkrav 11, vid vilken styr- och utvärderingsenheten är anordnad att beräkna aktivitetssignalen uemg (t) såsom viktat medelvärde med funktioner för den maximala korrelationen för ifrågavarande enskilda signaler LLen-lgi uemgft) =f(c¿) - uemg, llt) + +flcn) - uenlgynlt).

15. Anordning enligt nägot av patentkraven 5 till 14, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att fastställa underskridandet av tröskelvärdeskriteriet för tidsderivatan av andningsaktivitetssignalen ziemg (t) endast när underskridandet fortgår en minsta varaktighet.

16. Anordning enligt något av patentkraven 5 till 15, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att anpassa tröskelvärdeskriteriet för tidsderivatan av aktivitetssignalen pä ett glidande sätt, genom att ett tröskelvärde bestäms enligt - - min - max - min Uthresh = u t x '(14 _ U ) emg emg emg och underskridandet av tröskelvärdeskriteriet fastställs när :img s fhresh varvid - max _ - min u respektive u emg emg är det maximala respektive det minimala värdet för tidsderivatan av andningsaktivi- tetssignalen, som uppmätts i ett tidigare intervall och som anpassas så snart ett nytt maximalt respektive minimalt signalvärde uppkommer, och varvid x är en på förhand vald parameter [O < x < 1). 533 075 24

17. Anordning enligt något av patentkraven 5 till 15, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att anpassa tröskelvärdeskriteriet för tidsderivatan av andningsaktivitetssignalen på ett glidande sätt, genom att mätvärdesfördelningen I/(i-iemg) analyseras och underskridandet av tröskelvärdeskriteriet fastställs, när ett signalvärde fremg ligger så i fördelningen Vülemg) att endast p% av alla mätvärden ligger vid mindre värden i fördelningen Wuemg) (underskridandekvantil), varvid p är en på förhand given parameter < 100.

18. l8. Anordning enligt något av patentkraven 16 eller l7, vid vilken en anpass- ning av tröskelvärdeskiiteriet endast företas om en analys av mätvärdesfördelning- en VQ-iemg) resulterar i att skalningsinvarianta parametrar av fördelningen (t ex skewness, kurtosis) förblivit väsentligen konstanta.

19. Anordning enligt något av patentkraven 5 till 14, vid vilken det på förhand ges ett fast tröskelvärde zlthresh för tröskelvärdeskriteriet och mätvärdet skalas så att de löpande aktualiserade maximal- och minimalvärdena är - max min u Och u emg emg för tidsderivatan av andningsaktivitetssignalen förblir inom ett på förhand givet fastvärdeomrâde.

20. Anordning enligt något av patentkraven 6 till 19, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att fastställa underskridandet av det tillkommande tröskelkriteriet för andningsaktivitetssignalen uemglt) endast då underskridandet fortgår en minsta varaktighet.

21. Anordning enligt något av patentkraven 6 till 20. vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att anpassa det tillkommande tröskelvärdeskriteriet för andningsalctivitetssignalen på ett glidande sätt genom att ett tröskelvärde enligt 533 D75 25 min max min “thresh = u + x ' (U _ u l emg emg emg bestäms och att underskridandet av tröskelvärdeskriteriet fastställs när u < u varvid max kti mm är det maximala respektive minimala andningsaktivitetssignalvärdet, som uppmätts i ett tidigare intervall och som anpassas så snart ett nytt maximalt respektive rni- nimalt signalvärde ges, och varvid x är en på förhand vald parameter (O < x < 1).

22. Anordning enligt något av patentkraven 6 till 20, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att anpassa det tillkommande tröskelvärdeskiiteiiet för andningsaktivitetssignalen på ett glidande sätt genom att mâtvärdesfördelningen

23. Wuemg) analyseras och underskridandet av det tillkommande tröskelvärdeskriterlet fastställs då ett signalvärde uemQIt) ligger så i fördelningen Vluemg) att endast p% av alla mätvärden ligger vid mindre värden i fördelningen Wuemg) (underskiidande- kvantil), varvid p är en på förhand given parameter < 100. 28. Anordning enligt patentkrav 21 eller 22, vid vilken styr- och utvärderings- enheten är anordnad att företa en anpassning av det tillkommande tröskelvárdes- kriteriet endast då en analys av mätvärdesfördelningen l/(uemg) resulterar i att skalningsinvarianta parametrar i fördelningen (t ex skewness, kurtosis) förblivit vä- sentligen konstanta.

24. Anordning enligt något av patentkraven 6 till 20, vid vilken det för det till- kommande tröskelvärdeskriteriet på förhand ges ett fast tröskelvärde zifhresh, och mätvärderna skalas så att de löpande aktualiserade rnaximal- och minimalvärdena - max ' min u OCh u emg emg 533 0795 26 för andningsaktivitetssignalen förblir inom ett på förhand givet fast värdeornràde.

25. Anordning enligt något av föregående patentkrav, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att bestämma den lungmekaniska parametern resi- stans [Rl medelst ocklusionsförfarande under en passiv eller konstant period i and- ningscykeln.

26. Anordning enligt något av patentkraven 1 till 24, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att bestämma den lungmekaniska parametern resi- stans (R) medelst slutexpiratorisk ocklusion.

27. Anordning enligt något av föregående patentkrav, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att bestämma den lungmekaniska parametern "intrin- sisk PEEP“ (iPEEP) medelst en slut-expiratorisk ocklusion.

28. Anordning enligt något av patentkraven 6 till 27, vid vilken den lungmeka- niska parametern elastans (E) erhålles genom bestämning av den respiratoriska tidskonstanten t under en passiv period i andningscykeln vid inandning eller ut- andning genom E = R/ r, varvid R är den förutbestämda resistansen.

29. Anordning enligt något av patentkraven 5 till 25, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att bestämma den lungmekaniska parametern elas- tans (E) genom regression mellan den administrerade volymen och det beräknade alveolära trycket pahjt) = pawlt) - R -FloW(t) under en konstant eller passiv period av inandning eller utandning.

30. Anordning enligt något av föregående patentkrav, vid vilken de lungmeka- niska parametrarna resistans (R), elastans (E) och intrinsisk PEEP (iPEEP) var och en underkastas en glidande medelvärdesbildnirig för fastställande av tidsmedelvär- den , , <1PEEP>. “

31. Anordning enligt patentkrav 1, varvid styr- och utvärderingsenheten år an- ordnad att använda en slutexpiratorisk ocklusion för bestämning av transforma- tionsprotokollet. 533 075 27

32. Anordning enligt patentkrav 26, 27 eller 31, varvid det såsom slutexpirato- risk ocklusion används en p0, l-ocklusion, det vill säga en ocklusion under en tid om 0,1 s.

33. Anordning enligt något av patentkraven 3 till 32, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att bestämma parametern kl enligt kl z R-FA _ R-FA+(E-VA)-A:

34. Anordning enligt något av patentkraven 3 till 33, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att bestämma parametcrn kz enligt _ FAJfz/A-Af R-FAmi-V/o-Af'

35. Anordning enligt något av patentkraven 3 till 34, vid vilken siyr- och utvär- deringsenheten är anordnad att bestämma parametern k3 enligt k3 = FA g R-FAJfuf-V/n-Af

36. Anordning enligt något av patentkraven 3 till 34, vid vilken styr- och utvär- deringsenheten är anordnad att bestämma paramctern 1:4 enligt k 4 _ (PEEP-E-zPEEP-VA)-Af_ R-FA+(E~VA)-Af