WO2003059426A2 - Verfahren zur bestimmung eines maskendrucks, luftstroms und/oder luftdrucks in einem cpap-gerät, cpap-gerät sowie prüfapparatur dafür - Google Patents

Verfahren zur bestimmung eines maskendrucks, luftstroms und/oder luftdrucks in einem cpap-gerät, cpap-gerät sowie prüfapparatur dafür Download PDF

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WO2003059426A2
WO2003059426A2 PCT/DE2003/000015 DE0300015W WO03059426A2 WO 2003059426 A2 WO2003059426 A2 WO 2003059426A2 DE 0300015 W DE0300015 W DE 0300015W WO 03059426 A2 WO03059426 A2 WO 03059426A2
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WO
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pressure
cpap device
cpap
motor
airflow
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Martin Baecke
Harald Genger
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Seleon Gmbh
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
    • A61M16/026—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor specially adapted for predicting, e.g. for determining an information representative of a flow limitation during a ventilation cycle by using a root square technique or a regression analysis

Definitions

  • Method for determining a mask pressure for pressure regulation in a CPAP device Method for determining the air flow and / or air pressure in a CPAP device, CPAP device and test apparatus therefor
  • the invention relates to a method for pressure regulation in a CPAP device according to the preamble of patent claim 1.
  • the invention relates to a method for determining the air flow in a CPAP device according to the preambles of claims 6 and 7 and a CPAP device according to the preamble of claim 13 and a test apparatus according to claim 14.
  • Obstructive respiratory disorders lead to apneas (Respiratory arrest) through which the sleeper awakens. Frequent apneas prevent the sleeping person from relaxing in deep sleep. People who suffer apneas during sleep are therefore no sleep during the day, which can lead to social problems in the workplace and in the worst case to fatal accidents, for example in professional drivers.
  • CPAP continuous positive airway pressure
  • a CPAP device generates a positive overpressure of up to about 30 mbar by means of a blower, which is also referred to as a compressor, compressor or turbine, and preferably applies this via a humidifier, via a breathing tube and a face or nose mask in the patient's airways , CPAP devices intended to be used with a nasal mask are also referred to as nCPAP devices, where n stands for "nasal.”
  • This overpressure is intended to ensure that the upper respiratory tracts remain completely open during the entire night and thus no apneas occur (DE 198 49 571 A1).
  • the required overpressure depends, among other things, on the sleep stage and the body position of the sleeping person.
  • a differential pressure sensor detects the pressure of the air delivered to the patient directly in the device.
  • the pressure difference is measured for a commonly used combination of breathing tube and mask at a medium flow rate. This difference value is subtracted from the pressure measured in the device and the result is interpreted as a mask pressure.
  • the pressure in the face mask or nasal mask during inhalation is lower than during exhalation. Therefore, especially in this form of pressure control, the patient has the feeling of having to breathe against resistance.
  • a change in the face mask due to compatibility issues, additional leakage due to damage, change in breathing tube length when replacing the breathing tube, and kinking in the tube will not cause the device to react, i. the mask pressure is not set correctly.
  • the pressure detection takes place in the vicinity of the end of the breathing tube in front of the mask or in the mask.
  • the pressure detection is very accurate, the pressure control compensates even leaks etc.
  • the pressure measurement itself can be carried out with a pressure sensor, the electrical connection wires with the breathing tube to the ventilator must be performed.
  • a separate thin tube from the measuring point to a pressure sensor located in the CPAP device.
  • a disadvantage of these variants is that special hoses are needed to allow the return of the connecting wires or the hose into the CPAP device.
  • These custom-made products are more expensive than normal breathing tubes.
  • their use with other CPAP devices is limited. Finally, the cleaning is more complicated.
  • DE 96 101 100 T2 discloses two embodiments for a long-term ventilatory support device. Both embodiments differ essentially by the position of the pressure measurement, namely according to the first embodiment in the mask and according to the alternative embodiment approximately in the middle of the air supply hose and by the flow measurement by a Pneumotachograp en s in the first embodiment in the vicinity the mask and in the alternative embodiment in the vicinity of a blower. Because of these differences, the alternative embodiment is the more relevant one.
  • the blower is driven by a blower motor driven by a motor servo controlled by a microprocessor to which the flow signal from a differential pressure transducer and the pressure signal from a pressure transducer are fed.
  • the mask has an outlet.
  • the air flow and the pressure at the outlet of the turbine is measured and the pressure in the mask is calculated taking into account the pressure drop at the air supply hose.
  • the following operations are executed every 20 milliseconds: measuring a flow at a flow sensor and a pressure at a pressure detection port; Calculating a mask pressure and a flow of the sensor pressure and the flow; Calculating a conductivity of the mask leak; Adding a loss of tube pressure to the EPAP pressure.
  • the hose pressure loss is calculated as tube resistance * flow 2 .
  • the conductivity of the leak is calculated from a low-pass filtered mask air flow and the low-pass filtered square roots of the mask pressure.
  • a blower unit in one embodiment, generates an overall constant volume of respirable gas per unit of time, which is selectively vented through a vent end or supplied to the patient.
  • the vent end can be closed by a valve element of different widths.
  • the valve element is rotated by a stepper motor.
  • a microprocessor controller To control the fan motor, a microprocessor controller generates a pulse width modulated signal. This is converted to an analog voltage by a low pass filter formed of a resistor and a capacitor which is fed to the motor driver.
  • the blower motor is equipped with a Hall effect converter, whose output pulses are fed to a frequency-voltage converter, which consists of several capacitors and resistors and a diode, so that the motor driver, a second voltage signal is supplied.
  • a gas humid CPAP system delivers humidified and compressed gases to a patient through a nasal mask connected to a humidified gaseous transport line or to a breathing tube.
  • a controller receives input signals from a set screw with which a user of the device e.g. sets a required value of the humidity or temperature of the gases.
  • the controller may also receive input signals from other sources, e.g. obtained from flow velocity sensors.
  • a respiration device comprises a CPAP device with a pressure generator and possibly an additional control circuit and an actuating device.
  • DE 199 40 070 A1 discloses a system for monitoring patients with sleep disorders.
  • therapy-relevant parameters are determined by means of sensors and can be transmitted via a communication network to a spatially separated monitoring, analysis and control device.
  • the therapy devices may be a CPAP device. It is an object of the invention to provide a method for a less expensive CPAP device, in which the pressure in the respiratory mask is regulated to a target pressure set in the CPAP device.
  • An advantage of the invention is that the manufacturing costs of the CPAP device decrease, because no special ventilation hoses must be used.
  • An advantage of measuring the pressure in the CPAP device at a point in time when the air flow is zero is that no pressure drops on the breathing tube and therefore the pressure in the mask is measured in the CPAP device.
  • An advantage of measuring the pressure at a time when the air flow is just equal to the average air flow, is that at this time of the breathing air flow from or to the patient is equal to zero.
  • An advantage of the determination of the air flow over an integer number of respiratory cycles is that the mean value is not falsified by inhalation or exhalation and thus the average value of the air flow even with a short averaging time is independent of the averaging time.
  • An advantage of using the negative spikes of the airflow dissipation to divide the airflow into respiratory cycles is that these peaks are particularly pronounced, allowing accurate separation of the respiratory cycles.
  • the advantage of determining the air flow from two of the measurements, motor voltage, motor current, fan speed, and the pressure supplied by the fan is that no additional flow sensor is required in an auto-CPAP device. This leads to a significant reduction in manufacturing costs, since unlike competing products, an expensive flow sensor in the device can be dispensed with.
  • An advantage of the evaluation of both the motor voltage and the motor current in addition to a pressure measurement is that thereby further fault conditions, such as wear, can be determined in a CPAP device.
  • the pressure in the CPAP device and the air flow can be determined from two of the measured quantities of motor voltage, current through the motor and engine speed using a characteristic field.
  • An advantage of the calculation of a characteristic field by the test apparatus, from which the air flow can be calculated at a given pressure and given motor voltage, is that the computing power required for this computation-intensive method does not have to be integrated in a CPAP device.
  • An advantage of a combination of the calculation of the air flow from the blower voltage and the measured pressure and the consideration of the falling pressure on the breathing tube is that without additional hardware, such as flow sensor, connection cable or hoses to the face mask, a target pressure in the mask can be maintained with high accuracy.
  • Fig. 1 shows a CPAP device in therapy use
  • Fig. 2 is a schematic diagram of a CPAP device
  • FIG. 3 shows the block diagram of a test apparatus according to the invention
  • FIG. 4 shows the block diagram of a test apparatus according to the invention with two turbines
  • FIG. 5 shows the block diagram of a test apparatus according to the invention with a lung simulator.
  • Fig. 1 shows a CPAP device 1 in therapy use.
  • the CPAP device 1 contains a blower 2.
  • a differential pressure sensor 3 is provided for measuring the overpressure generated by the blower relative to the ambient pressure.
  • the air conveyed by the fan is supplied via a breathing tube 4 to a face mask 5, which the patient 6 carries himself.
  • the face mask 5 can cover either mouth and nose or only nose.
  • an exhalation opening 7 is provided through which a continuous flow of air from the breathing tube takes place in the environment.
  • This air flow ensures that the air exhaled by the patient is vented to the environment and prevents the accumulation of 4 C0 2 in the breathing tube.
  • the pressure drop across a hose such as the breathing tube 4 can be calculated from the following formula (Technical Fluid Mechanics 1, VEB Deutscher Verlag für Grundstoffindustrie, für).
  • ⁇ p is the pressure falling on the hose
  • ⁇ is a pressure loss coefficient of the hose
  • ⁇ is a pipe friction value of the hose
  • I is the length of the hose
  • p is the density of the flowing medium, ie approx. 1.2 kg / m 3 for air for CPAP devices
  • v is the averaged cross-sectional flow velocity from the CPAP device toward the mask
  • a is 2 for turbulent flows and 1 for laminar flows.
  • a can also assume intermediate values because there is seldom an ideal-typical flow form. in the
  • Equation (1) is also known from Fluid Dynamics, J.H. Spurk, 4th edition, Springerverlag, Berlin, 1996, where ⁇ is referred to as a resistance number.
  • V v - ⁇ - (d / 2) 2 (2)
  • V itself stands for an air volume.
  • the dot denotes the derivative after time d / dt.
  • V can be detected by a flow sensor 9 or, as will be explained below, calculated from the pressure measured by the differential pressure sensor 3 and the motor voltage.
  • the constant C in equation (3) is first determined from the pressure loss coefficient ⁇ of the breathing tube. In this way, only equations (3) and (4), but not equation (1), need to be calculated frequently.
  • the CPAP device is equipped with a non-volatile memory in which the constant C or the pressure loss coefficient ⁇ are stored after their calculation.
  • the constant C 0 and / or the pressure loss coefficient ⁇ 0 for a standard breathing tube are stored in a read-only memory (ROM) in the event that the pressure loss at value ⁇ or the constant C are nevertheless deleted. As the patient exhales, there is a backflow of air in the air
  • the volume flow V assumes negative values for a short time.
  • the supplied by fan 2 airflow V is divided into a patient going
  • _ a direct function of the mask pressure p M. It flows out of a fixed opening 7 in the mask or in the vicinity of the mask and serves to dispose of the carbon dioxide exhaled by the patient.
  • the respiratory air flow VA is zero on average over time, as the patient inhales the same amount of air as exhales:
  • V A From V
  • VL ⁇ V- d ⁇ (6)
  • a suitable time interval T is in particular an integer number of breathing cycles.
  • the first derivative of the respiratory flow curve is estimated for the detection of individual breathing cycles. Due to noise in the measured airflow, the airflow curve is not only derived according to time, but additionally low-pass filtered.
  • the derivative and low pass filtering is done in a filtering step by suitable choice of the coefficients of a digital filter and is called the derivative of the derivative.
  • the negative peaks in the estimated derivative of the airflow have proven to be a robust demarcation criterion between the various breathing cycles.
  • the mask pressure p is just the pressure drop across the exhalation port.
  • _ the pressure loss coefficient ⁇ L can the leakage aperture by means of equation (1) or a corresponding value of C L in equation (3) can be determined.
  • the mask pressure becomes constant and equal to
  • the pressure loss coefficient ⁇ or the constant C for the breathing tube can be determined from the total volume flow V and the pressures p and p M
  • Leakage current VL can be used to check for leaks that may vary with time, such as a misplaced face mask or leaking or damaged connections.
  • the airflow V can be measured by a flow sensor in the CPAP device.
  • the air flow is determined by evaluating the supply voltage U for the motor for the device-internal fan 2, and measured in the device in the vicinity of the air outlet by the differential pressure sensor 3 pressure p.
  • a function of the volume flow over time is determined by means of the stored characteristic field.
  • a characteristic field can be recorded by the manufacturer by means of a test apparatus, which determines the relationship between motor voltage
  • V f (p, U) (6)
  • the characteristic field also covers a certain range of negative volume flows.
  • the characteristic field stores air flows Vjj, pressures Pi and voltages U j ,
  • FIG. 2 shows a block diagram of a preferred CPAP device.
  • the block diagram shows a central processing unit 23, to which the output signal of the differential pressure sensor 3 is supplied, which is digitized in the analog-to-digital converter 24.
  • the central processing unit 23 outputs a value proportional to the motor voltage 25 to the digital analog converter 22.
  • the analog voltage output from the digital-to-analog converter 22 is amplified by the motor driver 21 and supplied to the motor 11.
  • the motor 11 then drives the blower 2.
  • the rotor of the motor and the impeller or propeller of the fan are mounted on a shaft so that the engine speed is equal to the fan speed.
  • the central processing unit 23 is constantly running a program that compares the pressure measured by the pressure sensor 3 with a determined from equation (4) setpoint pressure and readjusted the motor voltage.
  • the program preferably implements a PID controller.
  • an electrical connection 26 may be provided, which is preferably designed as an RS-232 interface.
  • the CPAP device may include a resistor 27 for measuring the electrical current flowing through the motor 11. At the resistor 27 drops a current through the motor 11 proportional voltage. This is digitized in this embodiment by the digital-to-analog converter 28 and the central processing unit 23 is supplied. As will be explained in more detail below, from two of the measured quantities of motor voltage, by the motor
  • flow and fan speed determine both the pressure in the CPAP device and the airflow generated by the CPAP device.
  • a calculation of the pressure due to two of the measured quantities may make the pressure sensor 3 and the analog-to-digital converter 24 superfluous. Capture of two of the above metrics along with the pressure allows for a high degree of functional control of the CPAP device. So, for example
  • the central processing unit 23 in cooperation with the digital-to-analog converter 22 and the motor driver 21 generates the motor voltage, it is not necessary to measure the motor voltage itself. Rather, the motor voltage can be calculated from the value output to the digital-to-analog converter 35 22 by the central processing unit.
  • a pulse width modulated signal is output, instead of the digital / analog converter Transducer output value, the duty cycle of the pulse width modulated signal can be used as a motor voltage proportional signal.
  • the characteristic field can be stored so that instead of the measured pressure and the measured motor voltage read out by the analog-to-digital converter 24 pressure value and the output to the digital-to-analog converter 22
  • Fig. 3 shows a schematic diagram of a test apparatus according to the invention.
  • the test apparatus comprises an air connection 31, with which the test apparatus can be connected via a breathing tube 4 with a CPAP device.
  • the test apparatus has a flow sensor 36 and an electrically controllable valve 32.
  • the valve 32 can be controlled via a digital-to-analog converter 33 by a central processing unit 34.
  • the flow sensor 36 forms with the resistors 37 to 39, a measuring bridge whose detuning amplified by the differential amplifier 40, digitized in the analog-to-digital converter 41 and the central processing unit 34 is supplied.
  • a keyboard 43 for input and a display 42 for displaying the operating state of the test apparatus are provided.
  • an electrical interface 35 is provided for data exchange with the CPAP device to be tested.
  • a test method may be as follows. In an outer loop, different resistance values W
  • Characteristic field preferably a characteristic curve described above field Vy for the pressures pi and the voltages U j in the test apparatus by the central processing unit 34 calculated.
  • the bilinear interpolation explained above with reference to equation (7) can be used if the measurement points W k and pi are close enough. Since sufficient computing power is generally available in the test apparatus, more sophisticated higher-order interpolation methods than bilinear interpolation can also be implemented.
  • Test apparatus are stored, which are already chosen so that the resistance value W k
  • Characteristic field Vy for the CPAP device Due to the manufacturing tolerances in the manufacture of the CPAP devices, the resistance values W w can not be selected so that the voltages U w for all the corresponding pressures p k are the same for all CPAP devices. That's why
  • Vy can not be waived.
  • is recalculated based on the old resistance values W k
  • the calculated characteristic field is preferably stored in the CPAP device.
  • the electric current I can also be used by the motor 11. Equations 6 and 7 remain valid, but the voltage U is to be replaced by the current I. Also in the characteristic curves, the motor voltage U w is to be replaced by the current l w and U j by l j .
  • Equation 8 Equation 8
  • V g (l, U) (8)
  • test method similar to that described above, which can be carried out, for example, in the context of a final inspection, can at the valve of the test apparatus different resistance W k and in the CPAP device different motor voltages U
  • W k different resistance
  • U different motor voltages
  • Pressure in equation (7) is to replace the flow V by the pressure p, the pressure p by the current I and the function f by the function h.
  • CPAP devices Another size that is easy to measure with some CPAP devices is the speed of the fan and the motor driving the fan. These CPAP devices are often equipped with a contactless 3-phase DC motor.
  • the motor has Hall sensors that provide output signals to drive the motor windings in phase. To determine the speed of the motor either the signals supplied by the Hall sensors or the voltage applied to the motor windings voltages can be used.
  • the engine speed can replace the current I in equations 8 and 9 to give equations 10 and 11:
  • V g (n, U) (10)
  • the pressure p is, in a good approximation, proportional to the working range of CPAP devices
  • Test equipment or on the CPAP device can be set one after the other.
  • Test equipment or on the CPAP device can be set one after the other.
  • a resistance field W w can also be specified so that the rotational speed n k
  • U j can be calculated so that air flow V and pressure p can be calculated quickly by means of bilinear interpolates (see equation (7)). The latter fields are then stored in the CPAP device.
  • the speed may be used in conjunction with the current I.
  • V g (n, l) (12)
  • resistance values W k and voltage values U be set one after the other on the test apparatus or on the CPAP device.
  • W k and voltage values U be set one after the other on the test apparatus or on the CPAP device.
  • Characteristic fields namely one each for the air flow Vkl, for the pressure p Ml for the current through the motor l M and the engine speed n w measured.
  • Vkl the air flow
  • p Ml the pressure of the air flow
  • n w the engine speed
  • Resistance values W w and for voltage values U w are given so that the measured currents l k
  • resistance values W w and voltage value U M can also be specified so that the currents I k for fixed I and the speeds n M for fixed k are approximately the same.
  • the resistance field W w and the voltage field U w can be like
  • the CPAP device typically provides an air inlet filter and silencer with soundproofing foam in the air inlet area.
  • the air inlet filter may become clogged with dust in the ambient air over time, such that it has a slowly increasing air resistance over time.
  • the soundproofing foams can also change, for example due to water retention, and thus change the air resistance of the air inlet.
  • the pressure p and the air flow V can be calculated from the engine speed n and the
  • Characteristic field l k and a current characteristic field I , be calculated and stored so that an (original) current value in dependence on the engine speed n and the motor voltage U from the field l, j can be calculated. This can then be compared with the measured current value I.
  • Motor voltage U, current through the motor I and motor speed n can not be excluded that an increase in the measured current I compared to a calculated current value due to aging in the air inlet area.
  • the four variables pressure p, motor voltage U, current be measured by the engine I and engine speed n, so information about the Aging of the air intake, in particular the air inlet filter and the engine and fan bearings, are obtained.
  • the test apparatus is equipped with a differential pressure sensor that measures the differential pressure between the pressure generated by the CPAP device and the ambient pressure .
  • a pressure sensor may be arranged, for example, in the vicinity of the flow sensor 36.
  • the electrical output signal of the pressure sensor is digitized by a further analog-to-digital converter and fed to the central processing unit 34. If the characteristic curves are recorded with the breathing tube, which is also used during the therapy use of the CPAP device, the pressure sensor of the testing device essentially measures the pressure which is established in the mask during the therapy. Thus, a correction for the decreasing pressure on the breathing tube, as explained above with reference to equations (1) to (4) omitted.
  • the characteristics fields stored in the CPAP device are calculated in such a way that the characteristic fields result in mask pressure.
  • the pressure in the CPAP device is first determined from equations (1) to (4) and the constant C or the pressure loss coefficient ⁇ for the respiratory flow used in the recording of the characteristic curves calculated.
  • the pressure map which is finally stored in the CPAP device, is calculated to give the pressure in the CPAP device.
  • the pressure calculated from the characteristic field is then corrected by the pressure drop across the breathing tube, as explained above. If the pressure loss coefficient of the respiration tube used in the therapy is known when recording the characteristic fields, a characteristic field can be calculated and stored in the CPAP device during or immediately after the recording of the characteristic curves from which the mask pressure results directly.
  • FIG. 4 A further preferred embodiment of the test apparatus is shown in FIG. 4.
  • This embodiment has, in addition to a test apparatus according to FIG. 3, the fans 51 and 53.
  • the speed of the fans can be controlled by the central processing unit 34.
  • the digital-to-analogue converters 52 and 54 are shown in FIG. 34 for this purpose.
  • the air connection 31 can be connected either to the blower 51 or to the blower 53.
  • the control of the two-way valve 50 via the digital control lines 55 and 56 by the central processing unit 34.
  • the inhalation of the patient is simulated by the blower 53, which can generate a negative pressure relative to the ambient pressure.
  • the exhalation of the patient is simulated by the blower 51.
  • This fan creates an overpressure against the Ambient pressure and provides a negative flow when the pressure generated by the blower 51 is higher than the overpressure generated by the blower of the CPAP device.
  • this test apparatus contains a lung simulator 60.
  • the lung simulator consists essentially of a cylinder in which a piston can be moved up and down in a controlled manner. This can be done for example by the wheel 63 eccentrically mounted connecting rod. The wheel 63 may be driven, for example, by a DC or stepper motor.
  • the digital-to-analog converter 61 for controlling a DC motor is shown as an example.
  • the throttle valve 32 is shown in Fig. 5, which can be controlled via the digital-to-analog converter 62.
  • the throttle valve 32 simulates different sized exhalation openings 7 in or at the mask 5 of the patient.
  • an equally large pressure and flow range can be traversed for calculating the characteristic field (s).
  • a particular advantage of the embodiment according to FIG. 5 is that few breathing cycles simulated by the lung simulator 60 are sufficient to determine a sufficiently dense characteristic field for a CPAP device.
  • the piston in the lung simulator can be moved up or down at a constant speed
  • closed valve 32 of the air flow V can be calculated, so that the flow sensor 36, the resistors 36 to 39, the differential amplifier 40 and the analog-to-digital converter 41 can be omitted.
  • an additional pressure sensor may preferably be provided in the vicinity of the flow sensor 36.
  • Such a pressure sensor makes it possible to calibrate the pressure sensor used in the CPAP device, that is to record a characteristic for the pressure sensor in the CPAP device, for example. This allows the use of less accurate and thus cheaper pressure sensors in the CPAP devices.
  • this additional pressure sensor also allows a functional check of the pressure sensor in the CPAP device to be tested.

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Abstract

Diese Erfindung betrifft ein Verfahren zur Druckregelung in einem CPAP-Gerät (1). Um den Ist-Druck in einer Gesichtsmaske (5) auf einen Therapiedruck zu regeln, wird der durch einen Luftstrom in einem Beatmungsschlauch (4) erzeugte Druckabfall berechnet und hieraus ein Soll-Druck für einen im Gehäuse des CPAP-Geräts untergebrachten Drucksensor (3) wiederholt berechnet. Ferner betrifft diese Erfindung ein Verfahren zur Berechnung eines Luftstroms aus dem von dem Gebläse (2) eines CPAP-Geräts (1) gelieferten Überdrucks und der Motorspannung des Lüfters, um einen Drucksensor (3) einzusparen. Schliesslich betrifft die Erfindung ein CPAP-Gerät (1) sowie eine Prüfapparatur.

Description

Verfahren zur Bestimmung eines Maskendrucks zur Druckregelung in einem CPAP- Gerät, Verfahren zur Bestimmung des Luftstroms und/oder Luftdrucks in einem CPAP- Gerät, CPAP-Gerät sowie Prüfapparatur dafür
Gemäß einem ersten Aspekt betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Druckregelung in einem CPAP-Gerät gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
Gemäß einem zweiten Aspekt betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Bestimmung des Luftstroms in einem CPAP-Gerät gemäß den Oberbegriffen der Patentansprüche 6 und 7 sowie ein CPAP-Gerät gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 13 sowie eine Prüfapparatur gemäß dem Patentanspruch 14. Obstruktive Atmungsstörungen führen zu Apnoen (Atemstillstand), durch die der Schlafende erwacht. Häufige Apnoen verhindern, dass der Schlafende in den erholsamen Tiefschlaf fällt. Menschen, die Apnoen während des Schlafens erleiden, sind deshalb tagsüber unausgeschlafen, was zu sozialen Problemen am Arbeitsplatz und im schlimmsten Fall zu tödlichen Unfällen, beispielsweise bei Berufskraftfahrern, führen kann. Zur Behandlung von Apnoen wurde die CPAP (continuous positive airway pressure)-Therapie entwickelt, die in Chest. Volume No. 110, Seiten 1077-1088, Oktober 1996 und Sleep, Volume No. 19, Seiten 184-188 beschrieben wird. Ein CPAP-Gerät erzeugt mittels eines Gebläses, das auch als Verdichter, Kompressor oder Turbine bezeichnet wird, einen positiven Überdruck bis zu etwa 30 mbar und appliziert diesen vorzugsweise über einen Luftbefeuchter, über einen Beatmungsschlauch und eine Gesichts- oder Nasenmaske in den Atemwegen des Patienten. CPAP-Geräte, die dazu bestimmt sind, mit einer Nasenmaske eingesetzt zu werden, werden auch als nCPAP-Geräte bezeichnet, wobei n für „nasal" steht.
Dieser Überdruck soll gewährleisten, dass die oberen Atemwege während der gesamten Nacht vollständig geöffnet bleiben und somit keine Apnoen auftreten (DE 198 49 571 A1 ). Der erforderliche Überdruck hängt unter anderem von dem Schlafstadium und der Körperposition des Schlafenden ab.
Bei allen bekannten CPAP-Geräten und in der Patentliteratur werden bisher zwei Verfahren verwendet, um den Druck in der Gesichtsmaske von CPAP-Geräten zu bestimmen.
Bei dem einen erfasst ein Differenzdrucksensor den Druck der zum Patienten geförderten Luft direkt im Gerät. Werksseitig wird für eine häufig verwendete Kombination von Beatmungsschlauch und Maske bei einem mittleren Volumenstrom die Druckdifferenz gemessen. Dieser Differenzwert wird vom im Gerät gemessenen Druck abgezogen und das Ergebnis als Maskendruck interpretiert. Zwangsläufig ergeben sich Fehler in der Druckeinstellung, weil der Luftstrom durch die Atmung ständig schwankt und damit der Druckverlust im Beatmungsschlauch variiert. Besonders lästig für die Patienten ist dabei, dass der Druck in der Gesichts- oder Nasenmaske beim Einatmen geringer ist als beim Ausatmen. Deshalb hat der Patient besonders bei dieser Form der Druckregelung das Gefühl, gegen einen Widerstand atmen zu müssen.
Auf eine Veränderung der Gesichtsmaske aufgrund von Verträglichkeitsproblemen, zusätzliche Lecks infolge von Beschädigungen, Veränderung der Atemschlauchlänge bei Ersatz des Atemschlauches sowie Knicke im Schlauch erfolgt keine Reaktion des Geräts, d.h. der Maskendruck wird nicht korrekt eingestellt.
Beim anderen Verfahren, von denen eines in der WO 00/66207 beschrieben ist, erfolgt die Druckerfassung in der Nähe des Endes des Beatmungsschlauches vor der Maske oder in der Maske. Hierbei ist die Druckerfassung sehr genau, die Druckregelung gleicht auch Leckagen etc. aus. Die Druckmessung selbst kann mit einem Drucksensor erfolgen, dessen elektrische Anschlussdrähte mit dem Beatmungsschlauch zum Beatmungsgerät geführt werden müssen. Insbesondere bei Geräten von MAP wird ein separater dünner Schlauch von der Messstelle zu einem im CPAP-Gerät befindlichen Drucksensor geführt. Nachteilig bei diesen Varianten ist, dass spezielle Schläuche benötigt werden, um die Rückführung der Anschlussdrähte bzw. des Schlauches in das CPAP-Gerät zu ermöglichen. Diese Sonderanfertigungen sind teurer als normale Beatmungsschläuche. Ferner ist ihr Einsatz mit anderen CPAP-Geräten nur eingeschränkt möglich. Schließlich ist die Reinigung komplizierter.
Die DE 96 101 100 T2 offenbart zwei Ausführungsformen für ein Langzeitbeatmungsunterstützungsgerät. Beide Ausführungsformen unterscheiden sich im Wesentlichen durch die Position der Druckmessung, die nämlich gemäß der ersten Ausführungsform in der Maske und gemäß der alternativen Ausführungsform etwa in der Mitte des Luftzuführungsschlauches erfolgt und durch die Flussmessung durch einen Pneumotachograp en, der in der ersten Ausführungsform in der Nähe der Maske und in der alternativen Ausführungsform in der Nähe eines Gebläses erfolgt. Aufgrund dieser Unterschiede ist die alternative Ausführungsform die relevantere. Das Gebläse wird von einem Gebläsemotor angetrieben, der von einem Motorservo angesteuert wird, das durch einen Mikroprozessor gesteuert wird, dem das Flusssignal von einem Differenzdruckwandler und das Drucksignal von einem Druckwandler zugeführt werden. Die Maske weist einen Auslass auf. Gemäß einer zweckdienlichen Erweiterung der ersten Ausführungsform wird die Luftströmung und der Druck am Auslass der Turbine gemessen sowie der Druck in der Maske unter Berücksichtigung des Druckabfalls am Luftzuführungsschlauch berechnet. Unter anderem werden gemäß der zweiten Ausführungsform die folgenden Betriebsvorgänge alle 20 Millisekunden ausgeführt: Messen einer Strömung an einem Strömungssensor und eines Drucks an einem Druckerfassungsport; Berechnen eines Maskendrucks und einer Strömung aus dem Sensordruck und der Strömung; Berechnen einer Leitfähigkeit des Maskenlecks; Hinzufügen eines Schlauchdruckverlusts zu dem EPAP-Druck. Der Schlauchdruckverlust wird als Schlauchwiderstand * Strömung2 berechnet. Die Leitfähigkeit des Lecks wird aus einer tiefpassgefilterten Maskenluftströmung und den tiefpassgefilterten Quadratwurzeln des Maskendrucks berechnet.
Die DE 691 32 030 T2 offenbart ein Drucksystem für Atmungswege, das zwar nicht mit konstantem Druck arbeitet (Bi- oder Multi-PAP). Trotzdem ist auch der Ausdruck "CPAP" erwähnt. Eine Gebläseeinheit erzeugt in einem Ausführungsbeispiel ein insgesamt konstantes Volumen an atembarem Gas pro Zeiteinheit, welches wahlweise durch ein Entlüftungsende abgelassen wird oder dem Patienten zugeführt wird. Das Entlüftungsende kann durch ein Ventilelement unterschiedlich weit geschlossen werden. Das Ventilelement wird durch einen Schrittmotor gedreht. Zur Steuerung des Gebläsemotors erzeugt eine Mikroprozessorsteuerung ein pulsweitenmoduliertes Signal. Dieses wird durch ein aus einem Widerstand und einem Kondensator gebildetes Tiefpassfilter in eine analoge Spannung umgewandelt, die dem Motortreiber zugeführt wird. Der Gebläsemotor ist mit einem Halleffektwandler ausgerüstet, dessen Ausgangsimpulse einem Frequenz-Spannungswandler zugeführt werden, der aus mehreren Kondensatoren und Widerständen sowie einer Diode besteht, so dass dem Motortreiber ein zweites Spannungssignal zugeführt wird.
Die DE 690 24 063 T2 sucht die Nachteile des CPAP-Verfahrens dadurch zu vermeiden, dass bei Auftreten einer Apnoe ein Luftimpuls von ca. 1 ,5 Litern die Atemwege öffnet.
Die DE 199 28 003 A1 offenbart eine Atmungsunterstützungsvorrichtung zur Behandlung von obstruktiver Schlafapnoe. Ein CPAP-System mit Gasbefeuchtung führt einem Patienten befeuchtete und verdichtete Gase durch eine Nasenmaske zu, die an eine Transportleitung für befeuchtete Gase oder an ein Atemrohr angeschlossen ist. Ein Regler erhält Eingangssignale von einer Stellschraube, mit der ein Benutzer der Vorrichtung z.B. einen geforderten Wert der Feuchtigkeit oder Temperatur der Gase einstellt. Der Regler kann auch Eingangssignale von anderen Quellen, z.B. von Strömungsgeschwindigkeitssensoren erhalten.
Die nachveröffentlichte DE 101 03 973 A1 offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Schlafüberwachung, die beispielsweise durch die direkte oder indirekte Messung des Atemflusses oder der Herzaktivität erfolgt. Eine Beatmungseinrichtung umfasst ein CPAP-Gerät mit einem Druckerzeuger und ggf. einer zusätzlichen Steuerschaltung sowie einer Stelleinrichtung.
Die DE 199 40 070 A1 offenbart eine Anlage zur Überwachung von Patienten mit Schlafstörungen. Hierbei werden therapierelevante Parameter mittels Sensoren ermittelt und können über ein Kommunikationsnetz an eine räumlich getrennte Überwachungs-, Analyse- und Steuervorrichtung übertragen werden. Die Therapieeinrichtungen können ein CPAP-Gerät sein. Es ist Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren für ein weniger aufwendiges CPAP-Gerät anzugeben, bei dem der Druck in der Beatmungsmaske auf einen im CPAP-Gerät eingestellten Solldruck geregelt wird.
Diese Aufgabe wird durch die Lehre der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.
Vorteilhaft an der Erfindung ist, dass die Herstellkosten des CPAP-Geräts sinken, weil keine speziellen Beatmungsschläuche verwendet werden müssen.
Vorteilhaft an der Messung des Drucks im CPAP-Gerät zu einem Zeitpunkt, zu dem der Luftstrom den Wert Null hat, ist, dass am Beatmungsschlauch kein Druck abfällt und deshalb im CPAP-Gerät der Druck in der Maske gemessen wird.
Vorteilhaft an der Messung des Drucks zu einem Zeitpunkt, zu dem der Luftstrom gerade gleich dem mittleren Luftstrom ist, ist, dass zu diesem Zeitpunkt der Atemluftstrom vom oder zum Patienten gleich Null ist.
Vorteilhaft an der Ermittlung des Luftstroms über eine ganze Zahl von Atemzyklen ist, dass der Mittelwert nicht durch Ein- oder Ausatemvorgänge verfälscht wird und so der Mittelwert des Luftstroms schon bei einer kurzen Mittel ungszeit unabhängig von der Mittelungszeit ist.
Vorteilhaft an der Verwendung der negativen Spitzen der Ableitung des Luftstroms zur Aufteilung des Luftstroms in Atemzyklen ist, dass diese Spitzen besonders ausgeprägt sind und damit eine genaue Trennung der Atemzyklen ermöglichen. Vorteilhaft an der Bestimmung des Luftstroms aus zwei der Messgrößen, Motorspannung, Strom durch den Motor, Drehzahl des Gebläses und dem von dem Gebläse gelieferten Druck ist, dass kein zusätzlicher Flusssensor in einem Auto-CPAP-Gerät erforderlich ist. Dies führt zu einer signifikanten Verringerung der Herstellungskosten, da im Gegensatz zu Konkurrenzprodukten auf einen teuren Flusssensor im Gerät verzichtet werden kann. Vorteilhaft an der Auswertung sowohl der Motorspannung als auch des Motorstroms zusätzlich zu einer Druckmessung ist, dass hierdurch weitere Fehlerzustände, wie zum Beispiel Verschleiß, in einem CPAP-Gerät ermittelt werden können.
Prinzipiell können aus zwei der Messgrößen Motorspannung, Strom durch den Motor und Motordrehzahl unter Verwendung eines Kennlinienfelds sowohl der Druck im CPAP-Gerät als auch der Luftstrom bestimmt werden. Vorteilhaft an einer solchen Vorgehensweise ist, dass weder ein Druck- noch ein Flusssensor erforderlich ist.
Vorteilhaft an der Aufnahme des Luftstroms in Abhängigkeit von zwei der Messgrößen Motorspannung, Strom durch den Motor, dem durch das Gebläse erzeugten Druck und der Gebläsedrehzahl, beispielsweise bei einer Endkontrolle, ist, dass die Verwendung dieses Kennlinienfeldes Fertigungstoleranzen kompensiert.
Vorteilhaft an der Berechnung eines Kennlinienfeldes durch die Prüfapparatur, aus dem bei vorgegebenem Druck und vorgegebener Motorspannung der Luftstrom berechnet werden kann, ist, dass die für dieses rechenaufwändige Verfahren erforderliche Rechenleistung nicht in einem CPAP-Gerät integriert werden muss.
Vorteilhaft an einer Kombination der Berechnung des Luftstroms aus Gebläsespannung und gemessenem Druck sowie der Berücksichtigung des am Beatmungsschlauch abfallenden Drucks ist, dass ohne zusätzliche Hardware, wie Flusssensor, Verbindungskabel oder Schläuche zur Gesichtsmaske, ein Solldruck in der Maske mit hoher Genauigkeit eingehalten werden kann.
Im Folgenden wird eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 ein CPAP-Gerät im Therapieeinsatz; Fig. 2 das Prinzipschaltbild eines CPAP-Geräts;
Fig. 3 das Prinzipschaltbild einer erfindungsgemäßen Prüfapparatur;
Fig. 4 das Prinzipschaltbild einer erfindungsgemäßen Prüfapparatur mit zwei Turbinen; und
Fig. 5 das Prinzipschaltbild einer erfindungsgemäßen Prüfapparatur mit einem Lungensimulator. Fig. 1 zeigt ein CPAP-Gerät 1 im Therapieeinsatz. Das CPAP-Gerät 1 enthält ein Gebläse 2. In der Nähe des Beatmungsschlauchanschlusses 8 innerhalb des CPAP-Geräts ist ein Differenzdrucksensor 3 zur Messung des von dem Gebläse erzeugten Überdrucks gegenüber dem Umgebungsdruck vorgesehen. Die von dem Gebläse geförderte Luft wird über einen Beatmungsschlauch 4 einer Gesichtsmaske 5 zugeführt, die der Patient 6 selbst trägt. Die Gesichtsmaske 5 kann entweder Mund und Nase oder nur Nase abdecken. In oder nahe der Gesichtsmaske 5 ist ein Ausatemöffnung 7 vorgesehen, durch die ein ständiger Luftstrom vom Beatmungsschlauch in die Umgebung stattfindet. Dieser Luftstrom sorgt dafür, dass die vom Patienten ausgeatmete Luft an die Umgebung abgeführt wird und verhindert, dass sich im Beatmungsschlauch 4 C02 anreichert. Der Druckabfall an einem Schlauch wie dem Beatmungsschlauch 4 kann aus folgender Formel berechnet werden (Technische Strömungsmechanik 1 , VEB Deutscher Verlag für Grundstoffindustrie, Leipzig).
Figure imgf000008_0001
Dabei ist Δp der am Schlauch abfallende Druck, ξ ein Druckverlustbeiwert des Schlauches, λ ein Rohrreibungswert des Schlauches, I die Länge des Schlauches, p die Dichte des strömenden Mediums, also bei CPAP-Geräten ca. 1 ,2 kg/m3 für Luft und v die über den Querschnitt gemittelte Strömungsgeschwindigkeit vom CPAP-Gerät in Richtung Maske, a hat den Wert 2 für turbulente Strömungen und 1 für laminare Strömungen. In der Praxis kann a auch Zwischenwerte annehmen, weil selten eine ideal-typische Strömungsform vorliegt. Im
Folgenden wird von turbulenten Strömungen ausgegangen. Dabei steht d für den Durchmesser des Schlauches. Die Gleichung (1) ist auch aus Strömungslehre, J. H. Spurk, 4. Auflage, Springerverlag, Berlin, 1996 bekannt, wobei hier λ als Widerstandszahl bezeichnet wird. Die
• gemittelte Strömungsgeschwindigkeit steht mit dem Luftstrom V in folgendem
Zusammenhang:
V = v - π - (d/2)2 ( 2 )
V selbst steht für ein Luftvolumen. Der Punkt bezeichnet die Ableitung nach der Zeit d/dt .
V kann dabei durch einen Flusssensor 9 erfasst werden oder, wie weiter unten noch ausgeführt wird, aus dem vom Differenzdrucksensor 3 gemessenen Druck und der Motorspannung berechnet werden.
Setzt man ( 2 ) in ( 1 ) ein, erhält man folgende quadratische Abhängigkeit des Druckabfalls Δp
vom Luftstrom V . Die Abhängigkeiten von λ, I, d sowie p wurden durch die Konstante C zusammengefasst, wobei C eine Kenngröße für den verwendeten Schlauch ist:
. 2
Δp = C - V - sign(V) ( 3 )
Dabei nimmt der Faktor sign( V ) entweder den Wert 1 bei Luftstrom zum Patienten oder -1 bei Luftstrom vom Patienten an, um die Flussrichtung zu berücksichtigen. Setzt der Patient das Gerät in Betrieb, wird zunächst aus dem vom Arzt einprogrammierten Therapiedruck ps, also dem Solldruck in der Maske, und dem gespeicherten Druckverlustbeiwert ξ0 oder einer gespeicherten Kenngröße C0 für einen Standardschlauch ein Wert für den vom Lüfter zu erzeugenden Druck p aus Gleichung ( 4 ) ermittelt: p = ps +Δp ( 4 ) Der aus Gleichung (4) ermittelte Druck p schwankt in Abhängigkeit von der Atemtätigkeit des Patienten. Dies ist insbesondere deshalb bedeutsam, weil der Druck p und damit der Druck Δp wiederholt innerhalb eines Atemzyklusses, also innerhalb von etwa 4 Sekunden, aus Gleichungen (3) und (4) berechnet werden müssen, um den Druck pM in der Maske konstant zu halten, p soll also so bestimmt werden, dass p = ps ist.
Um den Rechenaufwand gering zu halten, wird in einer Ausführungsform aus dem Druckverlustbeiwert ξ des Beatmungsschlauchs zunächst die Konstante C in Gleichung (3) bestimmt. Auf diese Weise müssen lediglich Gleichungen (3) und (4), nicht aber Gleichung (1) häufig berechnet werden. In einer Ausführungsform ist das CPAP-Gerät mit einem nicht flüchtigen Speicher ausgerüstet, in dem die Konstante C oder der Druckverlustbeiwert ξ nach ihrer Berechnung abgelegt werden. Zusätzlich werden in einem Festwertspeicher (ROM) die Konstante C0 und/oder der Druckverlustbeiwert ξ0 für einen Standard-Beatmungsschlauch für den Fall abgelegt, dass der Druckverlust bei Wert ξ oder die Konstante C doch gelöscht werden. Während der Patient ausatmet, kommt es zu einer Rückströmung der Luft im
Beatmungsschlauch. Der Volumenstrom V nimmt dabei kurzzeitig negative Werte an.
Unmittelbar bei der Umkehrung der Strömungsrichtungen von CPAP-Gerät zu Patient in Patient
• zu CPAP-Gerät und umgekehrt ist der Volumenstrom V =0. In diesem Moment gilt P=P , d.h. der im Beatmungsgerät gemessene Druck ist genau gleich dem Druck in der Beatmungsmaske.
Der von Gebläse 2 gelieferte Luftstrom V teilt sich in einen zum Patienten gehenden
• • •
Atemluftstrom V A und einen Leckstrom Vι_ . auf. Während der Atemluftstrom V A zeitlich variiert und sowohl positive als auch negative Werte beim Ein- bzw. Ausatmen annehmen kann,
ist der Leckstrom V|_ eine direkte Funktion des Maskendruckes pM. Er strömt aus einer in der Maske oder in der Nähe der Maske befindlichen unveränderlichen Öffnung 7 und dient der Entsorgung des vom Patienten ausgeatmeten Kohlendioxids.
Der Atemluftstrom VA ist im zeitlichen Mittel Null, da der Patient gleichviel Luft einatmet wie ausatmet:
|VA dt = 0 ( 5 ) Die Integration oder Mittelung des Luftstroms V über geeignete Zeitintervalle liefert daher
• • • • einen genauen Wert für den Leckstrom Vι_ . Aus V|_ und V kann V A berechnet werden.
• 1 t+ f τ •
VL = ^ V- dτ ( 6 )
T J
Ein geeignetes Zeitintervall T ist insbesondere eine ganze Zahl von Atemzyklen. Durch die Mittelung über ganze Atemzyklen wird der Einfluss des Ein- oder Ausatmens auch bei kurzen Zeitintervallen möglichst gering gehalten.
Wie in der deutschen Patentanmeldung mit dem amtlichen Aktenzeichen 101 18 968.0 beschrieben, wird zur Detektion von einzelnen Atemzyklen die erste Ableitung der Atemflusskurve geschätzt. Aufgrund von Rauschen im gemessenen Luftstrom wird die Luftstromkurve nicht lediglich nach der Zeit abgeleitet, sondern zusätzlich tiefpassgefiltert. Die Ableitung und Tiefpassfilterung erfolgt in einem Filterschritt durch geeignete Wahl der Koeffizienten eines digitalen Filters und wird als Schätzung der Ableitung bezeichnet. Die negativen Spitzen der geschätzten Ableitung des Luftstroms haben sich als robustes Abgrenzungskriterium zwischen den verschiedenen Atemzyklen erwiesen. Der Maskendruck p ist gerade der Druckverlust über der Ausatmungsöffnung. Mit dem durch
Mittelung ermittelten Leckstrom V|_ kann der Druckverlustbeiwert ξL der Lecköffnung mittels Gleichung (1) oder ein entsprechender Wert CLaus Gleichung (3) bestimmt werden.
Infolge der Druckregelung im CPAP-Gerät wird der Maskendruck konstant und gleich dem
Therapiedruck ps gehalten. Somit kann aus dem Gesamtvolumenstrom V und den Drücken p und pM der Druckverlustbeiwert ξ bzw. die Konstante C für den Beatmungsschlauch bestimmt
werden. Zweckmäßigerweise benutzt man hierfür die bei V = V|_ gemessenen Werte, weil
dabei gerade der Atemluftstrom VA =0 ist und damit Fehlerquellen reduziert werden. Der
• Leckstrom VL kann zur Kontrolle benutzt werden, ob zeitlich veränderliche Leckagen auftreten, z.B. durch falsch sitzende Gesichtsmaske oder undichte bzw. beschädigte Verbindungen. Bei entsprechend sorgfältiger Auswertung der Druckverlustbeiwerte ξ und ξL ist es möglich, den Ort einer Leckage im Schlauch festzustellen oder herauszufinden ob sich das Leck in der
Gesichtsmaske befindet. Dies ist für die Verordnung besser sitzender Masken, Austausch defekter Teile sowie die Korrektur des Therapiedruckes von wesentlicher Bedeutung. Durch ein Leck steigt der aus Gleichung 6 berechnete Leckstrom V|_ an und ein daraus mittels Gleichung
(1 ) ermittelter Druckverlust ξL sinkt. Aus der Veränderung des Leckstroms VL. oder des Druckverlustbeiwerks ξι_ kann man auf die Größe des Lecks schließen. Die Änderung des Druckverlustbeiwerts ξ des Beatmungsschlauches gibt einen Hinweis auf die Position des Lecks. Der Druckverlustbeiwert ξ ändert sich stark, wenn sich das Leck nahe beim CPAP-Gerät befindet und ändert sich fast nicht, wenn sich das Leck nahe bei der Gesichtsmaske befindet.
Durch die Berechnung der Druckverlustbeiwerte ξ und ξL oder der Werte C und Cu gewinnt man ein ständig verifiziertes Modell der Luftwege.
Der Luftstrom V kann durch einen Flusssensor im CPAP-Gerät gemessen werden. In einer anderen Ausführungsform wird der Luftstrom durch Auswertung der Versorgungsspannung U für den Motor für das geräteinternen Gebläse 2, und des im Gerät in der Nähe des Luftaustrittes durch den Differenzdrucksensor 3 gemessenen Druckes p bestimmt.
Aus einer kontinuierlichen Erfassung der Wertepaare p, U wird mittels des abgelegten Kennlinienfeldes eine Funktion des Volumenstromes über der Zeit ermittelt. Bei der Endkontrolle der CPAP-Geräte kann beim Hersteller mittels einer Prüfapparatur ein Kennlinienfeld aufgenommen werden, welches den Zusammenhang zwischen Motorspannung
U, Druck p und dem dabei erzeugten Luftstrom V angibt:
V = f(p, U) ( 6 )
Das Kennlinienfeld erfasst auch einen gewissen Bereich negativer Volumenströme. Die
bevorzugte Form des Kennlinienfelds speichert Luftflüsse Vjj , Drücke Pi sowie Spannungen Uj,
wobei i von 1 bis n und j von 1 bis m läuft. Es gilt: Vy = f(pj, Uj). Wird das Kennlinienfeld auf diese Art und Weise gespeichert, können Zwischenwerte gemäß der folgenden Formel durch bilineare Interpolation berechnet werden:
Pi+1 - Pi Uj+1 ~ Uj
wobei Pj < p < Pj+1 und Uj < U < Uj+1 In Fig. 2 ist ein Prinzipschaltbild eines bevorzugten CPAP-Geräts dargestellt. Das Prinzipschaltbild zeigt eine zentrale Recheneinheit 23, der das Ausgangssignal des Differenzdrucksensors 3 zugeführt wird, das im Analog-Digital-Wandler 24 digitalisiert wird. Die zentrale Recheneinheit 23 gibt einen der Motorspannung 25 proportionalen Wert an den Digital- 5 Analog-Wandler 22 aus. Die von Digital-Analog-Wandler 22 ausgegebene Analogspannung wird vom Motortreiber 21 verstärkt und dem Motor.11 zugeführt. Der Motor 11 treibt dann das Gebläse 2 an. Meist sind der Rotor des Motors und das Laufrad oder der Propeller des Gebläses auf einer Welle montiert, so dass die Motordrehzahl gleich der Gebläsedrehzahl ist. In modernen CPAP-Geräten werden Recheneinheiten mit Taktfrequenzen von 80 MHz eingesetzt. 10 Diese sind in der Lage, ein digitales, pulsweitenmoduliertes Signal mit einer Frequenz von mehr als 20 kHz mit einer ausreichenden Genauigkeit des Tastverhältnisses zur Ansteuerung des Motors 11 zu erzeugen. Bei dieser Ausführungsform ist somit kein Digital/Analog-Wandler 22 erforderlich. Zwischen Motortreiber 21 und Motor 11 kann noch ein Tiefpassfilter zur Funkentstörung geschaltet sein.
15 In der zentralen Recheneinheit 23 läuft ständig ein Programm, das den durch den Drucksensor 3 gemessenen Druck mit einem aus Gleichung (4) ermittelten Solldruck vergleicht und die Motorspannung nachregelt. Das Programm implementiert vorzugsweise einen PID-Regler. Ferner kann ein elektrischer Anschluss 26 vorgesehen sein, der vorzugsweise als RS-232 Schnittstelle ausgebildet ist.
20 Schließlich kann das CPAP-Gerät einen Widerstand 27 zur Messung des durch den Motor 11 fließenden elektrischen Stroms umfassen. Am Widerstand 27 fällt eine dem Strom durch den Motor 11 proportionale Spannung ab. Diese wird in dieser Ausführungsform durch den Digital- Analog-Wandler 28 digitalisiert und der zentralen Recheneinheit 23 zugeführt. Wie unten noch genauer ausgeführt wird, kann aus zwei der Messgrößen Motorspannung, durch den Motor
25 fließenden Strom und Gebläsedrehzahl sowohl der Druck im CPAP-Gerät als auch der vom CPAP-Gerät erzeugte Luftfluss bestimmt werden. Eine Berechnung des Drucks aufgrund von zwei der Messgrößen kann den Drucksensor 3 und den Analog-Digital-Wandler 24 überflüssig machen. Eine Erfassung von zwei der oben genannten Messgrößen zusammen mit dem Druck ermöglicht eine weitgehende Funktionskontrolle des CPAP-Geräts. So kann beispielsweise
30 festgestellt werden, ob ein Laufrad oder ein Propeller des Gebläses reibt oder die Lager des Gebläsemotors verschlissen sind.
Da die zentrale Recheneinheit 23 im Zusammenwirken mit dem Digital-Analog-Wandler 22 und dem Motortreiber 21 die Motorspannung erzeugt, ist es nicht erforderlich, die Motorspannung selbst zu messen. Vielmehr kann die Motorspannung aus dem an den Digital-Analog-Wandler 35 22 ausgegebenen Wert durch die zentrale Recheneinheit berechnet werden.
Falls anstelle des Digital/Analog-Wandlers 22 von der zentralen Recheneinheit 23 ein pulsweitenmoduliertes Signal ausgegeben wird, kann anstelle des an den Digital/Analog- Wandler ausgegebenen Werts das Tastverhältnis des pulsweitenmodulierten Signals als ein der Motorspannung proportionales Signal verwendet werden.
Um den Rechenaufwand gering zu halten, kann das Kennlinienfeld so abgelegt sein, dass anstelle des gemessenen Drucks und der gemessenen Motorspannung der vom Analog-Digital- Wandler 24 ausgelesene Druckwert und der an den Digital-Analog-Wandler 22 ausgegebene
• Spannungswert oder das Tastverhältnis zur Bestimmung des Luftstroms V verwendet werden.
Fig. 3 zeigt ein Prinzipschaltbild einer erfindungsgemäßen Prüfapparatur. Die Prüfapparatur umfasst einen Luftanschluss 31 , mit dem die Prüfapparatur über einen Beatmungsschlauch 4 mit einem CPAP-Gerät verbunden werden kann. Ferner weist die Prüfapparatur einen Flusssensor 36 sowie ein elektrisch steuerbares Ventil 32 auf. Das Ventil 32 kann über einen Digital-Analog-Wandler 33 durch eine zentrale Recheneinheit 34 gesteuert werden. Der Flusssensor 36 bildet mit den Widerständen 37 bis 39 eine Messbrücke, deren Verstimmung durch den Differenzverstärker 40 verstärkt, im Analog-Digital-Wandler 41 digitalisiert und der zentralen Recheneinheit 34 zugeführt wird. Darüber hinaus sind eine Tastatur 43 zur Eingabe und ein Display 42 zur Darstellung des Betriebszustands der Prüfapparatur vorgesehen. Schließlich ist eine elektrische Schnittstelle 35 zum Datenaustausch mit dem zu prüfenden CPAP-Gerät vorgesehen.
Ein Prüfverfahren kann beispielsweise wie folgt ablaufen. In einer äußeren Schleife werden durch die zentrale Steuereinheit am Ventil verschieden Widerstandswerte W|< nacheinander eingestellt. In einer inneren Schleife werden verschiedene Solldrücke pi nacheinander zu einem angeschlossenen, zu prüfenden CPAP-Gerät übertragen und dort eingestellt. Nach Erreichen
• eines stationären Zustande wird der Luftstrom Vkl durch den Flusssensor 36 gemessen sowie die Motorspannung U« oder ein zu ihr proportionaler Wert aus dem CPAP-Gerät gelesen. Nach dem Einstellen aller Testdrücke pi wird der nächste Widerstandswert Wk+ι am Ventil 32 eingestellt.
Nach Aufnahme dieses Kennlinienfeldes durch die Prüfapparatur wird aus diesem
Kennlinienfeld vorzugsweise ein oben beschriebenes Kennlinienfeld Vy für die Drücke pi und die Spannungen Uj in der Prüfapparatur durch die zentrale Recheneinheit 34 berechnet. Hierzu kann die oben anhand von Gleichung (7) erläuterte bilineare Interpolation verwendet werden, wenn die Messpunkte Wk und pi eng genug liegen. Da in der Prüfapparatur im allgemeinen ausreichend Rechenleistung zur Verfügung steht, können auch ausgefeiltere Interpolationsverfahren höherer Ordnung als eine bilineare Interpolation implementiert werden. In einer anderen Ausführungsform können in einem Feld Widerstandswerte Ww in der
Prüfapparatur abgelegt werden, die schon so gewählt sind, dass sich beim Widerstandswert Wk| bei allen Drücken pk eine in etwa gleiche Spannungen Uw ergibt. Bei dieser Ausführungsform
• entspricht das gemessene Kennlinienfeld Vkl schon ziemlich genau einem bevorzugten
Kennlinienfeld Vy für das CPAP-Gerät. Aufgrund der Fertigungstoleranzen bei der Herstellung der CPAP-Geräte können die Widerstandswerte Ww nicht so gewählt werden, dass bei allen CPAP-Geräten die Spannungen Uw für die entsprechenden Drücke pk gleich sind. Deshalb kann
auf eine Umrechnung des gemessenen Kennlinienfeldes Vkl in das bevorzugte Kennlinienfeld
Vy nicht verzichtet werden.
Durch geeignete Wahl der Widerstandswerte Wkι kann bei einer optimal kleinen Zahl von Messpunkten eines Prüfprogramms der Prüfapparatur eine optimale Genauigkeit des berechneten Kennlinienfeldes erreicht werden. In einer weiteren Ausführungsform wird nach dem Prüfen eines oder mehrerer CPAP-Geräte das Feld der Widerstandswerte Wk| basierend auf den alten Widerstandswerten Wk|, und/oder dem bzw. den beim Prüfen neu gemessenen Kennlinienfeldern neu berechnet, damit die Spannungen Uw für die entsprechenden Drücke pk möglichst gleich sind.
Am Ende des Prüfprogramms wird vorzugsweise das berechnete Kennlinienfeld im CPAP-Gerät gespeichert.
In einer anderen Ausführungsform kann anstelle der Motorspannung U auch der elektrische Strom I durch den Motor 11 verwendet werden. Die Gleichungen 6 und 7 behalten ihre Gültigkeit, jedoch ist die Spannung U durch den Strom I zu ersetzen. Auch in den Kennlinienfeldern ist die Motorspannung Uw durch den Strom lw sowie Uj durch lj zu ersetzen.
Wie oben ausgeführt, kann der Luftstrom V sowie der Druck p aus Motorspannung U und elektrischen Strom durch den Motor I berechnet werden. Dieser funktionelle Zusammenhang kann durch die Gleichungen 8 und 9 beschrieben werden, wobei g und h Funktionen der Motorspannung U und des Stroms I sind:
V = g (l, U ) ( 8 )
P = h (l, U ) ( 9 )
Bei einem Prüfverfahren, ähnlich dem oben beschriebenen, das beispielsweise im Rahmen einer Endkontrolle durchgeführt werden kann, können am Ventil der Prüfapparatur verschiedene Widerstandswert Wk und im CPAP-Gerät verschiedene Motorspannungen U|
vorgegeben werden. Hierbei wird je ein Kennlinienfeld für den Luftstrom Vkl den Druck pkι und den Strom durch den Motor lk| aufgenommen. Wie oben in Zusammenhang mit dem Prüfverfahren erläutert wurde, kann auch ein Widerstandswertefeld W | vorgegeben werden, so dass das Kennlinienfeld für den durch den Motor fließenden Strom lk| für festes k ungefähr gleich große Ströme enthält.
Hierfür ist ein Kennlinienfeld für die Berechnung des Luftstroms V und ein weiteres
Kennlinienfeld für die Berechnung des Drucks p erforderlich. Wenn lediglich der Druck
• berechnet werden soll, kann natürlich das Kennlinienfeld für den Luftstrom V weggelassen werden und umgekehrt. Dies gilt sinngemäß auch für Gleichungspaare (10), (11) und (12), (13).
Zur Berechnung von Zwischenwerten kann die bilinieare Interpolation verwendet werden.
• Hierbei ist zur Berechnung des Luftstroms V in Gleichung 7 der Druck p durch den Strom I und die Funktion f durch die Funktion g zu ersetzen. Zur Berechnung von Zwischenwerten für den
Druck ist in Gleichung ( 7 ) der Fluss V durch den Druck p, der Druck p durch den Strom I sowie die Funktion f durch die Funktion h zu ersetzen.
Eine weitere bei manchen CPAP-Geräten leicht zu messende Größe ist die Drehzahl des Gebläses und des das Gebläse antreibenden Motors. Diese CPAP-Geräte sind häufig mit einem kontaktlosen 3-Phasen-Gleichstrommotor ausgerüstet. Der Motor weist Hallsensoren auf, die Ausgangssignale liefern, um die Motorwicklungen phasenrichtig anzusteuern. Zur Bestimmung der Drehzahl des Motors können entweder die von den Hallsensoren gelieferten Signale oder die an den Motorwicklungen anliegenden Spannungen verwendet werden. Die Motordrehzahl kann in Gleichungen 8 und 9 den Strom I ersetzen, so dass Gleichungen 10 und 11 entstehen:
V = g (n, U ) (10)
p = h (n , U ) (11)
Dabei ist der Druck p in guter Näherung im Arbeitsbereich von CPAP-Geräten proportional zum
Quadrat der Drehzahl n. Hierfür können Widerstandswerte Wk und Spannungen U| an der
Prüfapparatur bzw. am CPAP-Gerät nacheinander eingestellt werden. Hierbei werden je ein
• Kennlinienfeld für die Luftflüsse Vkl , die Drücke pw und die Drehzahlen nw gemessen. Wie oben ausgeführt, kann auch ein Widerstandsfeld Ww vorgegeben werden, so dass die Drehzahl nk| für festes k ungefähr gleich groß sind und dieses Widerstandsfeld WM von Zeit zu Zeit aufgrund der Kennlinienfelder mehrerer CPAP-Geräte wie oben beschrieben aktualisiert wird.
Wie oben beschrieben, können die Kennlinienfelder Vkl, pkι, nM und U| in Felder V , py, nj, und
Uj umgerechnet werden, damit Luftfluss V und Druck p schnell mittels bilinearer Interpolaten (vgl. Gleichung (7)) berechnet werden können. Die letzteren Felder werden dann im CPAP- Gerät abgelegt.
In einer anderen Ausführungsform kann die Drehzahl in Verbindung mit dem Strom I verwendet
werden, um den Luftstrom V und den Druck p zu berechnen, so dass sich Gleichungen (12) und (13) ergeben:
V = g (n , l) (12)
p = h (n , l) (13)
Vorteilhaft an der Verwendung von Drehzahl n in Verbindung mit der Motorspannung U gegenüber der Verwendung von Motordrehzahl n in Verbindung mit Strom durch den Motor I ist, dass keine zusätzlichen Einrichtungen, wie Widerstand 27 und Analog/Digital-Wandler 28 zur Messung des Stroms I notwendig sind. Zur Bestimmung der Frequenz n ist lediglich ein Zähler mit einem digitalen Eingang und kein Analog/Digital-Wandler erforderlich. Der Zähler kann durch Software in der zentralen Recheneinheit 23 implementiert werden, ohne dass zusätzliche Hardware erforderlich ist. Das oben im Zusammenhang mit Gleichungen 8 und 9 Gesagte gilt sinngemäß auch für Gleichungen 10 und 11 sowie 12 und 13.
Zur Bestimmung der Kennlinienfelder können Widerstandswerte Wk und Spannungswerte U| an der Prüfapparatur bzw. am CPAP-Gerät nacheinander eingestellt werden. Hierbei werden vier
Kennlinienfelder, nämlich jeweils eines für den Luftstrom Vkl, für den Druck pMl für den Strom durch den Motor lM und die Motordrehzahl nw gemessen. Wie oben ausgeführt, kann auch ein
Feld für Widerstandswerte Ww und für Spannungswerte Uw vorgegeben werden, so dass die gemessenen Ströme lk| für festes k und die Drehzahlen nk| für festes I ungefähr gleich groß sind. In einer anderen Ausführungsform können auch Widerstandswerte Ww und Spannungswert UM vorgegeben werden, so dass die Ströme lkι für festes I und die Drehzahlen nM für festes k ungefähr gleich groß sind. Das Widerstandsfeld Ww und das Spannungsfeld Uw können wie
• oben erläuert aktualisiert werden. Wie oben beschrieben, können die Kennlinienfelder Vkl, pkι,
nw sowie U| in Felder Vy , p^, nj und Uj umgerechnet werden, damit Sollfluss V und Druck p schnell mittels bilinearer Interpolation (vgl. Gleichung (7)) berechnet werden können. Wie oben beschrieben, werden die letzteren Felder dann im CPAP-Gerät abgelegt.
Von den vier Messgrößen Druck p, Motorspannung U, Strom durch den Motor I und Motordrehzahl n müssen also mindestens zwei gemessen werden, um hieraus den Druck p und
den Luftstrom V zu berechnen. Werden mehr als zwei Messgrößen gemessen, so erhält man redundante Information. Wird beispielsweise der Druck p und zwei der Messgrößen Motorspannung U, Strom durch den Motor I und Motordrehzahl n gemessen, so kann der Druck p nach einem der obigen Verfahren aus Motorspannung U, Strom durch den Motor I und/oder Motordrehzahl n sowohl berechnet als auch gemessen werden. Im CPAP-Gerät sind typischerweise ein Lufteingangsfilter und Schalldämpfer mit Schallschutzschäumen im Lufteinlassbereich vorgesehen. Das Lufteingangsfilter kann sich durch Staub in der Umgebungsluft mit der Zeit zusetzen, so dass es einen mit der Zeit langsam zunehmenden Luftwiderstand aufweist. Auch die Schallschutzschäume können sich beispielsweise durch Wassereinlagerung verändern und damit den Luftwiderstand des Lufteinlasses verändern. Durch die langsame Erhöhung des Luftwiderstands des Lufteingangsfilters steigt die Motorleistung mit der Zeit an, die erforderlich ist, um einen konstanten Überdruck zu erzeugen. Nach Aufnahme des Kennlinienfelds stimmen gemessener und berechneter Druck in guter Näherung überein. Durch die Erhöhung des Luftwiderstands im Lufteinlassbereich fällt der berechnete Druck gegenüber dem gemessenen Druck mit der Zeit ab. So lassen sich Reinigungs- und/oder Wartungsintervalle festlegen.
Wenn die drei Messgrößen Motorspannung U, Strom durch den Motor I und Motordrehzahl n gemessen werden, so lassen sich Informationen über der Verschleiß an Motor- und
Gebläselagern gewinnen. Steigt bei gleicher Motorspannung und Motordrehzahl der Strom mit der Zeit an, so ist dies ein Hinweis darauf, dass in den Lagern des Motors und des Gebläses die Reibung zunimmt und somit diese Lager zunehmend verschleißen. Wie oben ausgeführt,
• lässt sich beispielsweise der Druck p und der Luftstrom V aus der Motordrehzahl n und der
Motorspannung U berechnen. Beim Aufnehmen der Kennlinienfelder kann zusätzlich ein
Kennlinienfeld lk| aufgenommen und ein Stromkennlinienfeld I,, berechnet und gespeichert werden, so dass ein (ursprünglicher) Stromwert in Abhängigkeit von der Motordrehzahl n und der Motorspannung U aus dem Feld l,j berechnet werden kann. Dieser kann dann mit dem gemessenen Stromwert I verglichen werden. Bei der Verwendung der drei Messgrößen
Motorspannung U, Strom durch den Motor I und Motordrehzahl n kann jedoch nicht ausgeschlossen werden, dass eine Erhöhung des gemessenen Stroms I gegenüber einem berechneten Stromwert auf Alterungen im Lufteinlassbereich zurückzuführen ist In einer andern Ausführungsform können auch die vier Größen Druck p, Motorspannung U, Strom durch den Motor I und Motordrehzahl n gemessen werden, um so Informationen über die Alterung des Luftansaugbereichs, insbesondere des Lufteingangsfilters und der Motor- und Gebläselager, gewonnen werden.
Zur Aufnahme der Kennlinienfelder zur Berechnung von Luftstrom und/oder Druck aus der Motorspannung und dem durch den Motor fließenden Strom ist es notwendig, dass die Prüfapparatur mit einem Differenzdrucksensor ausgerüstet ist, der den Differenzdruck zwischen dem vom CPAP-Gerät erzeugten Druck und dem Umgebungsdruck misst. Ein solcher Drucksensor kann beispielsweise in der Nähe des Flusssensors 36 angeordnet sein. Das elektrische Ausgangssignal des Drucksensors wird durch einen weiteren Analog-Digital- Wandler digitalisiert und der zentralen Recheneinheit 34 zugeführt. Erfolgt die Aufnahme der Kennlinienfelder mit dem Beatmungsschlauch, der auch während des Therapieeinsatzes des CPAP-Geräts Verwendung findet, so wird durch den Drucksensor des Prüfapparats im wesentlichen der sich in der Maske bei der Therapie einstellende Druck gemessen. Somit kann eine Korrektur für den am Beatmungsschlauch abfallenden Druck, wie sie oben anhand von Gleichungen ( 1 ) bis ( 4 ) erläutert wurde, entfallen. Die im CPAP-Gerät gespeicherten Kennlinienfelder werden so berechnet, dass sich aus den Kennlinienfeldern der Maskendruck ergibt.
Wird bei Aufnahme der Kennlinienfelder dagegen ein anderer Beatmungsschlauch als im Therapieeinsatz verwendet, so wird zunächst anhand von Gleichungen ( 1 ) bis ( 4 ) sowie der Konstante C oder des Druckverlustbeiwerts ξ für den bei der Aufnahme der Kennlinienfelder verwendeten Beatmungsschiauch der Druck im CPAP-Gerät berechnet. Das Kennlinienfeld für den Druck, das schließlich im CPAP-Gerät gespeichert wird, wird so berechnet, dass sich daraus der Druck im CPAP-Gerät ergibt. Während des Therapieeinsatzes wird dann der aus dem Kennlinienfeld berechnete Druck um den Druckabfall am Beatmungsschlauch korrigiert, wie es oben erläutert wurde. Falls der Druckverlustbeiwert des beim Therapieeinsatz verwendeten Beatmungsschlauchs bei der Aufnahme der Kennlinienfelder bekannt ist, kann bei oder unmittelbar nach der Aufnahme der Kennlinienfelder ein Kennlinienfeld berechnet und im CPAP-Gerät gespeichert werden, aus dem sich der Maskendruck unmittelbar ergibt.
Eine weitere bevorzugte Ausführungsform der Prüfapparatur ist in Fig. 4 dargestellt. Diese Ausführungsform weist zusätzlich zu einer Prüfapparatur gemäß Fig. 3 die Gebläse 51 und 53 auf. Die Drehzahl der Gebläse kann durch die zentrale Recheneinheit 34 gesteuert werden. Beispielhaft sind in Fig. 34 die Digital-Analog-Wandler 52 und 54 für diesen Zweck eingezeichnet. Über das Drei/Zwei-Wegeventil 50 kann der Luftanschluss 31 entweder mit dem Gebläse 51 oder mit dem Gebläse 53 verbunden werden. Die Steuerung des Zweiwegeventils 50 erfolgt über die digitalen Steuerleitungen 55 und 56 durch die zentrale Recheneinheit 34. Das Einatmen des Patienten wird durch das Gebläse 53 simuliert, die einen Unterdruck gegenüber dem Umgebungsdruck erzeugen kann. Das Ausatmen des Patienten wird durch das Gebläse 51 simuliert. Dieses Gebläse erzeugt einen Überdruck gegenüber dem Umgebungsdruck und sorgt für einen negativen Fluss, wenn der von dem Gebläse 51 erzeugte Überdruck höher als der von dem Gebläse des CPAP-Geräts erzeugte Überdruck ist. Durch die Verwendung der zusätzlichen Gebläse 51 und 53 kann ein weiterer Druck- und Flussbereich für das oder die Kennlinienfelder ausgemessen werden. Fig. 5 zeigt eine weitere Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Prüfapparatur. Diese Prüfapparatur enthält anstatt der Gebläse 51 und 53 einen Lungensimulator 60. Der Lungensimulator besteht im Wesentlichen aus einem Zylinder, in dem ein Kolben kontrolliert auf- und abbewegt werden kann. Dies kann beispielsweise durch die am Rad 63 exzentrisch angebrachte Pleuelstange erfolgen. Das Rad 63 kann beispielsweise durch einen Gleichstrom- oder Schrittmotor angetrieben werden. In Fig. 5 ist beispielhaft der Digital-Analog-Wandler 61 zur Steuerung eines Gleichstrommotors eingezeichnet. Daneben ist in Fig. 5 das Drosselventil 32 eingezeichnet, das über den Digital-Analog-Wandler 62 gesteuert werden kann. Das Drosselventil 32 simuliert unterschiedlich große Ausatemöffnungen 7 in oder bei der Maske 5 des Patienten. Durch die Verwendung des Lungensimulators 60 können sowohl Einatemvorgänge als auch Ausatemvorgänge simuliert werden. Somit kann mit einer Prüfapparatur gemäß Fig. 5 ein ebenso großer Druck- und Flussbereich zur Berechnung des oder der Kennlinienfelder durchfahren werden. Besonderes vorteilhaft an der Ausführungsform gemäß Fig. 5 ist, dass wenige durch den Lungensimulator 60 simulierte Atemzyklen ausreichen, um ein ausreichend dichtes Kennlinienfeld für ein CPAP-Gerät zu bestimmen.
Um die Genauigkeit der Messergebnisse in einer Messapparatur gemäß Fig. 5 zu erhöhen, kann der Kolben im Lungensimulator mit einer konstanten Geschwindigkeit auf- oder abbewegt
werden, so dass während eines solchen Betriebs der Luftstrom V konstant bleibt.
Aufgrund der bekannten Kolbengeschwindigkeit des Lungensimulators kann bei
geschlossenem Ventil 32 der Luftfluss V berechnet werden, so dass der Flusssensor 36, die Widerstände 36 bis 39, der Differenzverstärker 40 sowie der Analog-Digital-Wandler 41 entfallen können.
Auch in den Prüfapparaturen gemäß Fig. 4 und 5 kann ein zusätzlicher Drucksensor vorzugsweise in der Nähe des Flusssensors 36 vorgesehen sein. Ein solcher Drucksensor ermöglicht es, den im CPAP-Gerät verwendeten Drucksensor zu eichen, also für den Drucksensor im CPAP-Gerät beispielsweise eine Kennlinie aufzunehmen. Dies ermöglicht die Verwendung von weniger genauen und damit billigeren Drucksensoren in den CPAP-Geräten. Außerdem ermöglicht dieser zusätzliche Drucksensor auch eine Funktionskontrolle des Drucksensors im zu prüfenden CPAP-Gerät. Die Erfindung wurde zuvor anhand von bevorzugten Ausführungsformen näher erläutert. Für einen Fachmann ist jedoch offensichtlich, dass verschiedene Abwandlungen und Modifikationen gemacht werden können, ohne vom Geist der Erfindung abzuweichen. Deshalb wird der Schutzbereich durch die nachfolgenden Ansprüche und ihre Äquivalente festgelegt.
Bezugszeichenliste
1 CPAP-Gerät 33 Digital-Analog-Wandler
2 Gebläse 34 zentrale Recheneinheit
3 Differenzdrucksensor 35 elektrischer CPAP-Anschluss
10 4 Beatmungsschlauch 30 36 Flusssensor
5 Gesichtsmaske 37, 38 , 39 Widerstände
6 Patient 40 Differenzverstärker
7 Ausatemöffnung 41 Analog-Digital-Wandler
8 Beatmungsschlauchanschluß 42 Display
15 9 Flusssensor 35 43 Tastatur
11 Motor 50 Drei/Zwei-Wegeventil
21 Motortreiber 51 Gebläse
22 Digital-Analog-Wandler 52 Digital-Analog-Wandler
23 zentrale Recheinheit 53 Gebläse
20 24 Analog-Digital-Wandler 40 54 Digital-Analog-Wandler
25 Motorspannung 55 digitale Steuerleitung
26 elektrischer Anschluss 56 digitale Steuerleitung
27 Widerstand 60 Lungensimulator
28 Analog-Digital-Wandler 61 Digital-Analog-Wandler
25 31 Luftanschluss 45 62 Digital-Analog-Wandler
32 elektrisch steuerbares Ventil 63 Rad

Claims

Patentansprüche:
1. Verfahren zur Bestimmung eines Maskendrucks zur Druckregelung in einem CPAP-Gerät mit dem Schritt:
Berechnen eines Solldrucks für den Ort, an dem ein Drucksensor (3) im Gehäuse des CPAP-Geräts untergebracht ist, durch Addieren eines Korrekturdrucks zu einem konstanten Druck; gekennzeichnet durch die Schritte:
Berechnen des Korrekturdrucks in Abhängigkeit von dem aktuellen Luftstrom, der durch das CPAP-Gerät erzeugt wird; Wiederholen der beiden Berechnungsschritte;
Ermitteln von einem ersten Zeitpunkt, zu dem der Luftstrom den Wert 0 aufweist; und Messen eines ersten Drucks durch den Drucksensor (3);
Messen eines zweiten Drucks durch den Drucksensor zu einem zweiten Zeitpunkt, zu dem der Luftstrom ungleich 0 ist; Messen des Luftstroms zum zweiten Zeitpunkt; und
Berechnen des Druckverlustbeiwerts des Beatmungsschlauchs (4) aus dem ersten und zweiten Druck und dem gemessenen Luftstrom zum zweiten Zeitpunkt.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , gekennzeichnet durch die Schritte:
Berechnen des mittleren Luftstroms aus wiederholt gemessenen Werten des Luftstroms; Bestimmen eines zweiten Zeitpunktes, zu dem der Luftstrom gleich dem mittleren
Luftstrom ist; und
Messen des Drucks zu diesem zweiten Zeitpunkt.
3. Verfahren nach Anspruch 2, gekennzeichnet durch die Schritte: Ermitteln von Atemzyklen aus dem zeitlichen Verlauf des Luftstroms; und Berechnen des mittleren Luftstroms als Mittelwert über eine ganze Zahl an Atemzyklen.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Ableitung des Luftstroms geschätzt wird und die negativen Spitzen in der Ableitung, die beim Übergang vom Einatmen zum Ausatmen auftreten, als Beginn und Ende der Atemzyklen verwendet werden.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die zeitliche Veränderung eines gleitenden Mittelwertes des Luftstroms ausgewertet wird.
6. Verfahren zur Bestimmung des Luftstroms in einem CPAP-Gerät, gekennzeichnet durch die Schritte: Bestimmen von einem ersten und einem zweiten Wert, wobei der erste Wert proportional zu einer und der zweite Wert proportional zu einer anderen der folgenden Größen ist. einer Motorspannung; einem Strom durch den Motor (11); einem Überdruck gegenüber dem Umgebungsdruck; einer Drehzahl des Gebläses; und
Bestimmen des Luftstroms aus den beiden Werten.
7. Verfahren zur Bestimmung des Luftdrucks in einem CPAP-Gerät. gekennzeichnet durch die Schritte:
Bestimmen von einem ersten und einem zweiten Wert, wobei der erste Wert proportional zu einer der folgenden Größen und der zweite Wert proportional zu einer anderen der folgend Größen ist: einer Motorspannung; einem Strom durch den Motor (11); einer Drehzahl des Gebläses; und Bestimmen des Luftdrucks aus den beiden Werten.
8. Verfahren nach Anspruch 6, gekennzeichnet durch:
Messen des Differenzdrucks zwischen dem von dem Gebläse (2) gelieferten Druck und dem Umgebungsdruck;
Messen des elektrischen Stroms durch den Motor (11); und Berechnen des Luftstroms aus dem Differenzdruck und dem Strom durch den Motor (11).
9. Verfahren nach Anspruch 6, gekennzeichnet durch:
Messen des Differenzdruckes zwischen dem von dem Gebläse (2) gelieferten Druck und dem Umgebungsdruck; Auslesen eines der Motorspannung (14) proportionalen Werts; und
Berechnen des Luftstroms aus dem Differenzdruck und dem der Motorspannung proportionalen Werts.
10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, gekennzeichnet durch die Schritte: 5 Einstellen eines Luftwiderstandes durch eine Prüfapparatur;
Einstellen eines Solldrucks am CPAP-Gerät;
Messen eines Luftstroms durch die Prüfapparatur; und
Wiederholen der Schritte des Einstellens eines Luftwiderstandes, des Einsteilens des Solldrucks und des Auslesens der Motorspannung bei unterschiedlichen Luftströmen und 10 Solldrücken.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass ferner ein Kennlinienfeld berechnet und in dem CPAP-Gerät gespeichert wird, wobei das Kennlinienfeld so aufgebaut ist, dass bei vorgegebenem Druck und vorgegebener Motorspannung oder Strom durch den Motor der Luftstrom berechnet werden kann.
15 12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Luftstrom nach einem der Verfahren gemäß Ansprüchen 8 bis 11 gemessen wird.
13. CPAP-Gerät mit: einem Gebläse (2); einer zentralen Recheneinheit (23); 20 dadurch gekennzeichnet, dass die Recheneinheit (23) ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 14 ausführt.
14. Prüfapparatur mit: einem Luftanschluss (31 ), über den die Prüfapparatur mit einem CPAP-Gerät verbunden werden kann;
25 einem steuerbaren Ventil (32), das mit dem Luftanschluss (31) verbunden ist; einer zentralen Recheneinheit (34), die das Ventil (32) steuert; und einem elektrischen CPAP-Anschluss (35), über den die Prüfapparatur mit dem CPAP- Gerät verbunden werden kann, wobei die zentrale Recheneinheit (34) über den elektrischen CPAP-Anschluss (35) ein Signal ausgeben kann, das ein angeschlossenes CPAP-Gerät veranlasst, einen bestimmten Solldruck einzustellen.
15. Prüfapparatur nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass über den elektrischen CPAP-Anschluss (35) eine von dem Prüfgerät gemessene Kennlinie an ein angeschlossenes CPAP-Gerät ausgebbar ist.
16. Prüfapparatur nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Prüfapparatur über den elektrischen CPAP-Anschluss (35) von einem angeschlossenen CPAP-Gerät den durch den Drucksensor (3) des CPAP-Geräts gemessenen Druck und die am Motor (11) des CPAP-Geräts anliegende Spannung (14) aus dem CPAP-Gerät auslesen kann, und an das CPAP-Gerät ein Kennlinienfeld übertragen kann, das eine Funktion darstellt, die bei Eingabe des vom Drucksensor (3) gemessenen Drucks und der am Motor (11) anliegenden Spannung den Luftstrom liefert.
17. Prüfapparatur nach einem der Ansprüche 14 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Prüfapparatur mit einem Flusssensor (36) ausgerüstet ist .
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