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DE19808543A1 - Verfahren zur Bestimmung der mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems eines Patienten und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens - Google Patents

Verfahren zur Bestimmung der mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems eines Patienten und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens

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DE19808543A1
DE19808543A1 DE19808543A DE19808543A DE19808543A1 DE 19808543 A1 DE19808543 A1 DE 19808543A1 DE 19808543 A DE19808543 A DE 19808543A DE 19808543 A DE19808543 A DE 19808543A DE 19808543 A1 DE19808543 A1 DE 19808543A1
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occlusion
patient
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measured
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Dieter Dr Weismann
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Original Assignee
Draegerwerk AG and Co KGaA
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Publication date
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Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung mechanischer Eigenschaften des respiratorischen Systems eines an eine Atmungsvorrichtung angeschlossenen Patienten, bei welchem während einer Inspirations- und/oder einer Expirationsphase eine kurzzeitige Okklusion der Atemwege des Patienten erfolgt, am Beginn dieser Okklusion der Atemflow und das ein- bzw. ausgeatmete Atemvolumen des Patienten bestimmt werden und während dieser Okklusion der Atemwegsdruck gemessen wird sowie eine Vorrichtung zur Durchführung dieses Verfahrens.
Aus der EP 521 515 ist eine Vorrichtung zur Überwachung der Aktivität der Atemmuskulatur eines beatmeten Patienten bekannt, bei welcher aus den gemessenen Werten von Beatmungsdruck Paw und Atemflow dV/dt der Muskeldruck Pmus nach folgender Formel berechnet wird:
Pmus = -Paw + R.dV/dt + E.∫(dV/dt) dt; (1)
mit der Elastance E = 1/C.
Bei der bekannten Vorrichtung werden die Werte von Resistance und Compliance (bzw. Elastance) als bekannt vorausgesetzt und müssen vorab bestimmt werden.
Aus der DE-Z.: D. Berger et. al., Erlebt die Atemwiderstandsmessung mit der Unterbrechermethode eine Renaissance, Prax. Pneumol 33 (1979) 726-730, ist eine Unterbrechermethode, bzw. Verschlußdruckmethode bekannt, mit der der Atemwiderstand (Resistance) eines Probanden bestimmt werden kann. Hierzu atmet der Proband in eine mit einem Referenzwiderstand versehene Atemgasleitung, welche hinter dem Referenzwiderstand kurzzeitig verschlossen wird. Aus dem Verhältnis des Alveolardruckes am Ende der Verschlußphase und dem Munddruck kurz nach Beginn der Öffnungsphase läßt sich der Atemwiderstand mit einer formelmäßigen Bezeichnung errechnen.
Die Bestimmung der durch die Werte von Compliance C und Resistance R gekennzeichneten mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems eines mittels eines Beatmungsgerätes assistierend beatmeten Patienten ist ein noch ungelöstes Problem, wenn dabei seine Spontanatmung nicht vernachlässigbar ist.
Für relaxierte Patienten ist in der wissenschaftlichen Literatur (D. Matamis et al., Chest 86, 1: 58 (1984)) das so genannte Super-Syringe-Verfahren beschrieben. Hierbei wird der Patient vom Beatmungsgerät getrennt und die Lunge des Patienten wird langsam gedehnt, indem mittels einer Spritze Gas hinein gepreßt wird. Dabei werden simultan der Atemwegsdruck und das in die Lunge gepreßte Atemvolumen gemessen. Dieses Verfahren liefert somit die Druck-Volumen-Beziehung des respiratorischen Systems unter quasi statischen Bedingungen.
Nachteilig an diesem Verfahren ist die erforderliche lange Meßzeit, während der die Meßwerte durch den gleichzeitig stattfindenden Gasaustausch verfälscht werden. Weiterhin muß der Patient vom Beatmungsgerät getrennt werden, was zu einer Störung der Beatmung führt. Das Verfahren ist aufwendig und erfordert eigene Sensoren für Druck und Volumen und es wird daher nur für wissenschaftliche Zwecke eingesetzt. Prinzipiell nicht anwendbar ist dieses Verfahren bei spontan atmenden Patienten.
Sydow et al. (Intensive Care Med. (1991) 17: 108) beschreiben ein Verfahren, bei dem mittels schnell schaltender Ventile die Beatmung an einem vorbestimmbaren Punkt unterbrochen wird (dieser Vorgang wird Okklusion genannt). Nach Druckausgleich wird der in der Lunge vorliegende Druck gemessen. Die Unterbrechung wird bei mehreren Atemzügen nacheinander durchgeführt, wobei zwischen den einzelnen Unterbrechungen eine Wartezeit eingeschoben wird, in der die Lunge wieder einen Ausgangszustand annehmen kann.
Dieses Verfahren versagt, wenn der Patient nicht relaxiert ist. Eine Bestimmung der mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems bei Vorliegen von Spontanatmung ist somit nicht möglich.
Bekannt ist weiterhin ein Verfahren zur Bestimmung des Atemantriebs, bei welchem vor Beginn einer spontanen Inspiration das Inspirationsventil verschlossen wird (Gebrauchsanweisung EVITA, Drägerwerk, Lübeck, z. B.: GA EVITA 4, Ausgabe Juli 1994, Seite 127). Als Maß für den Atemantrieb wird der Druckabfall in den ersten 100 msec der Inspiration, der sog. P0.1, ausgewertet. Dieses Verfahren ermöglicht jedoch nicht die Bestimmung der Spontanatmung während des gesamten Zyklus. Weiterhin ist damit eine Bestimmung der mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems nicht möglich.
Von Kreit et al. (Am J Respir Care Med (1994), 149 : 1085) ist ein mathematisches Verfahren zur Analyse der Spontanatmung bei assistierender Beatmung beschrieben, wobei die Kraft der Atemmuskeln durch den sog. Muskeldruck Pmus repräsentiert wird. Mittels des bekannten mathematischen Zusammenhangs zwischen Beatmungsdruck Paw, Muskeldruck Pmus, Atemvolumen V und Atemflow dV/dt kann bei bekannter Compliance C und Resistance R der Muskeldruck Pmus berechnet werden:
Pmus + Paw = R.dV/dt + V/C (2)
Pmus = R.dV/dt + V/C-Paw (2a)
Von den 6 Faktoren dieser Gleichung sind 3 der Messung zugänglich (Paw, dV/dt und V). Die Autoren setzen die mechanischen Eigenschaften (Compliance und Resistance) des respiratorischen Systems als bekannt voraus, indem sie hierfür die Werte benutzen, die vor Beginn der Spontanatmung gemessen worden waren. Dies ermöglicht es, Pmus zu berechnen.
Nachteilig an diesem Verfahren ist, daß zu seiner Anwendung die Kenntnis von R und C erforderlich ist, wobei diese Größen jedoch nur unter Ausschluß von Spontanatmung bestimmbar sind. Veränderungen der mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems, die in der Regel während einer Beatmung auftreten, führen somit zwangsläufig zu Fehlern in der Bestimmung von Pmus.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Durchführung dieses Verfahrens anzugeben, womit es möglich sein soll, bei allen maschinellen Beatmungsverfahren und auch der Spontanatmung die mechanischen Eigenschaften Compliance, Resistance und Muskeldruck des respiratorischen Systems eines Patienten zu bestimmen. Dabei soll die Atmung nur minimal gestört werden. Die Verwendung zusätzlicher Sensoren oder Ventile soll nicht zwingend erforderlich sein, sofern eine Beatmung mit einem Beatmungsgerät durchgeführt wird.
Die Aufgabe wird dadurch gelöst, daß die zeitlichen Änderung des Atemwegsdrucks während einer innerhalb der Okklusionszeit liegenden Meßzeit erfaßt wird, die Okklusion bei mehreren Atemzügen jeweils zu verschiedenen Zeitpunkten innerhalb des Atemzyklus eingeleitet wird, aus den gemessenen Werten der zeitliche Verlauf der zeitlichen Änderung eines Muskeldrucks des Patienten bestimmt wird und durch zeitliche Integration dieses Verlaufs der zeitliche Verlauf des Muskeldrucks berechnet wird.
Der Vorteil der Erfindung liegt darin, daß ohne vorherige Bestimmung von Compliance und Resistance eine kontinuierliche Messung des Muskeldrucks des Patienten und somit eine Überwachung der Stärke seiner Spontanatmung möglich ist. Änderungen von Compliance und Resistance der Lunge des Patienten werden dabei laufend erfaßt.
Das erfindungsgemäße Verfahren beruht darauf, daß zu verschiedenen Zeitpunkten während einzelner Atemhübe für kurze Zeit eine Okklusion herbeigeführt, während der die Beatmung bzw. Spontanatmung des Patienten durch Schließen eines Inspirationsventils und eines Exspirationsventils des Beatmungsgerätes oder durch Schließen eines speziellen Okklusionsventils an einem zum Patienten führenden Atemschlauch unterbrochen wird. Die Okklusion kann dabei durch das Erreichen einer vorgebbaren Zeit seit Inspirationsbeginn, das Erreichen eines vorgebbaren Atemvolumens oder das Erreichen eines vorgebbaren Atemflows ausgelöst werden.
Nach Beginn der Okklusion wird eine Wartezeit von etwa 20 bis 200 Millisekunden Länge eingelegt, in der Schwingungen in der Atemgasleitung zwischen dem Patienten und dem Okklusionsventil abklingen. Bei Verwendung eines Okklusionsventils am Patientenanschluß ist nur eine kurze Wartezeit erforderlich, da die Länge des schwingenden Systems sehr gering ist. Nach dieser Wartezeit werden während einer Meßzeit von etwa 50 bis 200 Millisekunden Länge der Druck und die zeitliche Veränderung des Drucks gemessen. Weiterhin erfaßt wird das zu Beginn der Okklusion ein- bzw. ausgeatmete Atemvolumen und der Atemflow zu Beginn der Okklusion. Das Ende der Meßzeit muß so gewählt werden, daß der Patient noch nicht auf die Okklusion mit einer Veränderung seiner Muskelspannung reagiert hat.
Nach Beginn der Okklusion ist der Atemflow gleich null. Es gilt somit
Pmus + Paw = V/C (3)
und
dPmus/dt = -dPaw/dt (4).
Durch die Messung der Steigung der Druckänderung während der Meßzeit erhält man somit einen Wert für die zeitliche Änderung der Muskelspannung dPmus/dt für einen bestimmten Zeitpunkt innerhalb des Atemzyklus (der Wert kann z. B. der Mitte der Meßzeit zugeordnet werden). Wird die Okklusion und die Bestimmung von dPmus/dt bei mehreren Atemzügen zu jeweils unterschiedlichen Zeitpunkten innerhalb der Atemzyklen durchgeführt, so erhält man den zeitlichen Verlauf von dPmus/dt über einem Atemzyklus.
Die Integration des zeitlichen Verlaufs von dPmus/dt mit einem der bekannten mathematischen Verfahren liefert dann - bis auf eine willkürliche additive Konstante K - den zeitlichen Verlauf der Muskelspannung Pmus(t):
Pmus(t) = ∫(dPmus/dt) dt + K (5)
Addiert man den gemessenen Atemwegsdruck Paw und den berechneten Muskeldruck Pmus zu einem Gesamtdruck Ptot, so erhält man:
Ptot = Paw + Pmus = V/C + K' (6)
Trägt man Ptot über dem Atemvolumen V auf, so ergibt sich eine Gerade, deren Steigung die Elastance E = 1/C des respiratorischen Systems darstellt.
Der Wert für die Resistance R der Lunge des Patienten wird berechnet aus der Differenz der Atemwegsdrücke unmittelbar vor (Paw0) und unmittelbar nach (Pawr) der Okklusion geteilt durch den Atemflow unmittelbar vor der zur Zeit t0 stattfindenden Okklusion:
R = (Paw0-Pawr)/(dV/dt) (t0) (7).
Der Wert Pawr wird gewonnen, indem mittels einer an die Meßwerte der Änderung von Paw während der Meßzeit angepaßten Geraden Paw auf den Zeitpunkt t0 zurückextrapoliert wird.
Wird das Atemvolumen mit einem geräteinternen Sensor gemessen, so ist es zur Erhöhung der Genauigkeit des Verfahrens sinnvoll, das gemessene Atemvolumen um den Einfluß der Compliance des Atemsystems zu korrigieren.
Es gilt dann:
Vpatient = V-Csys.ΔP (8),
dabei ist:
ΔP = Druckunterschied zwischen Beginn der Inspiration und dem Zeitpunkt der Messung und Csys = Compliance des Atemsystems.
Die obigen Rechnungen werden dann mit dem korrigierten Wert Vpatient statt mit dem Wert V durchgeführt. Bei der Messung des Atemvolumens mit einem an einem Patientenanschluß, also in unmittelbarer Nähe des Mundes des Patienten, angeordneten Sensor ist diese Korrektur nicht nötig.
Die Bestimmung der Werte C, R und Pmus kann auch mit modifizierten Gleichungen, in denen die Terme nicht als Variablen der Zeit sondern als Variablen des Atemvolumens behandelt werden, ausgeführt werden.
Voraussetzung für eine genaue Bestimmung der Werte C, R und Pmus ist, daß alle Atemzüge, die zur Integration von dPmus/dt herangezogen werden, weitgehend identisch sind. Dies wird dadurch sichergestellt, daß für alle Atemzüge der zeitliche Verlauf von Druck, Atemflow und Atemvolumen vor Beginn der Okklusion auf Übereinstimmung überprüft wird. Dazu werden die Verläufe bei einem Referenzatemzug aufgenommen und die entsprechenden Werte des aktuellen Atemzugs mit diesem Referenzatemzug verglichen. Liegen die Abweichungen unter einem Grenzwert, so wird der Atemzug zur Auswertung herangezogen. Als Grenzwert wird je nach Anforderung an die Genauigkeit ein Wert von 5% bis 25% des jeweiligen Meßwerts gewählt.
Es ist auch möglich, mehrere Referenzatemzüge aufzunehmen, bei der Auswertung die den jeweiligen Referenzatemzügen zugeordneten Werte getrennt zu behandeln und die Endergebnisse zu mitteln. Dadurch werden mehr Atemzüge für die Auswertung nutzbar gemacht.
Die Sensoren zur Messung von Atemvolumen und Atemwegsdruck können direkt am Patientenanschluß angebracht sein oder es können, sofern der Patient an ein Beatmungsgerät angeschlossen ist, die in dem Beatmungsgerät üblicher Bauweise ohnehin vorhandenen Sensoren benutzt werden.
Die Erfindung wird anhand von Ausführungsbeispielen und der Zeichnung erläutert.
Es zeigen:
Fig. 1 ein Beatmungsgerät mit einem daran angeschlossenen Patienten,
Fig. 2 den zeitlichen Verlauf des Atemwegsdrucks bei einer Okklusion,
Fig. 3 den zeitlichen Verlauf des Atemwegsdrucks über mehrere Atemzüge,
Fig. 4 den zeitlichen Verlauf der Änderung des Atemwegsdrucks,
Fig. 5 den zeitlichen Verlauf des Muskeldrucks,
Fig. 6 den Gesamtdruck aufgetragen über dem Atemvolumen und
Fig. 7 ein Blockschaltbild der Steuerung und der Auswerteeinrichtung,
Fig. 8 ein Blockschaltbild eines an ein Atemsystem angeschlossenen Patienten.
Das in Fig. 1 dargestellte Beatmungsgerät 1 ist über einen Patientenanschluß 2 mit einem Patienten 3 (von dem nur die Atmungsorgane symbolisch dargestellt sind) verbunden. In dem Beatmungsgerät 1 ist eine nicht näher beschriebene Beatmungssteuerung 4 angeordnet, welche über ein Inspirationsventil 5 und ein Expirationsventil 6 mit dem Patientenanschluß 2 verbunden ist. In dem Patientenanschluß 2 ist ein Strömungssensor 7 und ein Drucksensor 8 angeordnet. Die Sensoren sind über Meßleitungen 9 und 10 mit einer Auswerteeinrichtung 11 verbunden, die ihrerseits über eine Leitung 12 mit einer Steuerung 13 verbunden ist. Über Steuerleitungen 14 und 15 ist die Steuerung 13 mit Aktuatoren 16 und 17 zur Betätigung des Inspirationsventils 5 und dem Expirationsventils 6 verbunden. Die Auswerteeinrichtung 11 ist über eine Ausgabeleitungen 18 mit einem Ausgabegerät 19 verbunden.
Während der Patient 3 durch das Beatmungsgerätes 1 beatmet wird, werden mittels der Auswerteeinrichtung 11 die mit den Sensoren 7 und 8 gemessenen Werte ausgewertet. Entspricht der Verlauf eines Atemzuges innerhalb festgelegter Grenzen dem Verlauf eines zuvor gespeicherten Referenzatemzuges, so leitet die Steuerung 13 zu einem bestimmten Zeitpunkt innerhalb des Atemzuges eine Okklusion ein. Dazu werden durch Betätigen der Aktuatoren 14 und 15 das Inspirationsventil 5 und das Expirationsventil 6 geschlossen. Die Okklusion wird bei mehreren Atemzügen zu verschiedenen Zeiten innerhalb des jeweiligen Atemzuges eingeleitet. Aus den gemessenen Werten bestimmt die Auswerteeinrichtung 11 die Größen von Compliance und Resistance der Lunge des Patienten sowie den Verlauf des Muskeldrucks und gibt diese Größen über die Ausgabeleitung 18 an das Ausgabegerät 19. Das Ausgabegerät 19 kann z. B. ein Monitor sein, auf dem die Größen grafisch dargestellt werden.
In Fig. 2 ist der Atemwegsdruck Paw über der Zeit t für eine Inspirationsphase aufgetragen. Zum Zeitpunkt t0 wird bei dem Atemwegsdruck Paw0 eine Okklusion eingeleitet. Daraufhin fällt der Atemwegsdruck schnell ab und es kommt zu kleinen Schwingungen im Atemsystem die zum Zeitpunkt t1 abgeklungen sind. Während einer Meßzeit zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 wird der Atemwegsdruck Paw mehrfach gemessen. In der Auswerteeinrichtung 11 wird durch Geradenanpassung an die Meßwerte ein Wert für dPaw/dt bestimmt und dem Zeitpunkt tM zugeordnet. Zum Zeitpunkt tM liegt der Atemwegsdruck Pawm vor. Durch Rückextrapolation der angepaßten Geraden auf den Zeitpunkt t0 wird ein Wert Pawr gewonnen, der den Atemwegsdruck unmittelbar nach Beginn der Okklusion repräsentiert. Aus den Werten Paw0 und Pawr sowie dem Atemflow zur Zeit t0 kann nach Formel (7) der Wert der Resistance R bestimmt werden.
Wie in Fig. 3 gezeigt, wird die Okklusion mit der Erfassung und Auswertung der Meßwerte bei mehreren Atemzügen zu verschiedenen Zeitpunkten ta, tb, tc innerhalb der jeweiligen Atemzüge wiederholt.
Fig. 4 zeigt die gemessenen Werte für dPmus/dt aufgetragen über der Meßzeit tM, wobei tM bezogen ist auf einen Atemzyklus. Die Meßwerte sind durch eine Kurve verbunden. In den Bereichen, in denen die Kurve nahezu linear verläuft, können die Meßpunkte relativ weit auseinander liegen und durch eine Gerade verbunden werden, ohne daß es zu nennenswerten Fehlern in der Auswertung kommt. In den Bereichen, in denen die Kurve stark gekrümmt ist, müssen die Meßpunkte enger liegen.
Fig. 5 zeigt das Integral der Kurve von Fig. 4, das bis auf eine additive Konstante K den zeitlichen Verlauf des Muskeldrucks Pmus darstellt.
In Fig. 6 ist der Wert Ptot, der sich aus der Addition der jeweils zusammengehörigen Werte von Pawm (siehe Fig. 2) und Pmus ergibt, über dem Atemvolumen V aufgetragen. Das Atemvolumen V ist jeweils das Volumen, das von Beginn der jeweiligen Inspirations- oder Expirationsphase bis zum Beginn der Okklusion ein- bzw. ausgeatmet wurde. Die Steigung einer an die Meßwerte angepaßten Geraden liefert die Compliance C der Lunge des Patienten (Steigung der Geraden = 1/C).
Fig. 7 zeigt ein schematisches Blockschaltbild der Auswerteeinrichtung 11 und der Steuerung 13. Die in Fig. 1 eingezeichnete Leitung 12 zwischen der Auswerteeinrichtung 11 und der Steuerung 13 ist in Fig. 7 detallierter als Leitungen 9, 10, 25 und 36 dargestellt. Die Funktion wird im Folgenden erläutert:
Vor Beginn einer eigentlichen Messung wird in einem Speicher 20 aus den über Leitungen 9 und 10 von dem Strömungssensors 7 und dem Drucksensors 8 kommenden Meßwerten ein Referenzatemzug abgespeichert. Während der Messung werden die Meßwerte laufend mit dem Referenzatemzug mittels eines Komparators 21 verglichen. Liegt die Abweichung zwischen den Meßwerten und dem Referenzatemzug unter einem vorgebbaren Grenzwert, so wird der Atemzug für die Auswertung berücksichtigt. Der Komparator 21 gibt dann über eine Leitung 22 ein Signal an eine Okklusionssteuerung 23, die über Leitungen 14 und 15 mittels der Aktuatoren 16 und 17 das Inspirationsventil 5 und das Expirationsventil 6 schließt.
Der Zeitpunkt der Messung relativ zum Beginn des jeweiligen Atemzuges wird in einem Speicher 24 gespeichert. Die Speicherung wird von der Okklusionssteuerung 23 über eine Leitung 25 ausgelöst.
Die Meßwerte des Strömungssensors 7 werden mittels eines Integrators 26 über der Zeit integriert zu dem Wert des Atemvolumens V. Der Wert des jeweils zu Beginn einer Okklusion ein- bzw. ausgeatmeten Atemvolumens wird in einem Speicher 27 gespeichert. Die Speicherung wird von der Okklusionssteuerung 23 über die Leitung 25 ausgelöst.
Der von dem Drucksensor 8 gelieferte Wert Paw0 des Atemwegsdrucks zu Beginn der Okklusion wird in einem Speicher 28 gespeichert. Eine Geradenanpassung 29 bestimmt die zeitliche Änderung des Atemwegsdrucks, die in einem Speicher 30 gespeichert wird. Die Geradenanpassung 29 liefert über eine Leitung 31 den auf den Zeitpunkt t0 zurückextrapolierten Wert Pawr des Atemwegsdrucks.
Der zu Beginn der Okklusion zum Zeitpunkt t0 vorliegende Atemflow wird in einem Speicher 32 gespeichert. In einem Substrahierer 33 wird die Differenz von Paw0 und Pawr gebildet. In einem Dividierer 34 wird diese Differenz durch den im Speicher 32 gespeicherten Wert für den Atemflow geteilt. Das Ergebnis ist die Resistance R, es wird über eine Ausgabeleitung 18a zu der Anzeige 19 geleitet.
In dem Speicher 30 ist die zeitliche Änderung des Atemwegsdrucks während der Meßzeit von t1 bis t2 (siehe Fig. 2) gespeichert. In einem Integrator 35 werden die Werte für mehrere Atemzüge aus dem Speicher 30 über der Meßzeit, die über eine Leitung 36 aus dem Speicher 24 kommt, integriert. Das Ergebnis ist der Muskeldruck Pmus, es wird über eine Ausgabeleitung 18b zu der Anzeige 19 geleitet.
Der Muskeldruck Pmus wird in einem Addierer 37 mit dem Wert von Pawm, der über eine Leitung 38 aus der Geradenanpassung 29 kommt, zu dem Gesamtdruck Ptot addiert. Über eine Ausgabeleitung 18c wird der Wert für Ptot zu der Anzeige 19 geleitet.
In einer zweiten Geradenanpassung 38 wird eine Gerade an die über den Werten des Atemvolumens V, die über eine Leitung 39 aus dem Speicher 27 kommen, aufgetragenen Werte von Ptot, die über eine Leitung 40 aus dem Addierer 37 kommen, angepaßt. Das Ergebnis ist die Compliance C, es wird über eine Ausgabeleitung 18d zu der Anzeige 19 geleitet.
Über eine Ausgabeleitung 18e werden die Werte des Atemvolumens V aus dem Speicher 27 und über die Leitung 36 die Werte der Meßzeit aus dem Speicher 24 zu der Anzeige 19 geleitet. Somit stehen hier alle nötigen Werte für eine Darstellung zur Verfügung.
Die in Fig. 7 dargestellten Schaltungen können softwaremäßig als Computerprogramm realisiert werden oder sie können hardwaremäßig als analoge Rechenschaltungen aufgebaut werden.
Fig. 8 zeigt eine Atmungsvorrichtung 100, mit der die mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems eines spontan atmenden Patienten 3 bestimmt werden können. Die Inspiration und die Exspiration des Patienten 3 erfolgen über einen Atemschlauch 200 und ein Okklusionsventil 500, welche zusammen ein Atemsystem 101 bilden. Gleiche Komponenten sind mit gleichen Bezugsziffern der Fig. 1 bezeichnet. Das Okklusionsventil 500 ist anstelle der Ventile 5, 6 an die Okklusionssteuerung 23, Fig. 7, angeschlossen. Während der Patient 3 durch den Atemschlauch 200 und das Okklusionsventil 500 spontan atmet, wird aus den mit den Sensoren 7 und 8 gemessenen Werten ein Referenzatemzug in dem Speicher 20, Fig. 7, abgespeichert. Entspricht der Verlauf eines der folgenden Atemzüge innerhalb festgelegter Grenzen dem Verlauf dieses Referenzatemzuges, so leitet die Steuerung 13 zu einem bestimmten Zeitpunkt innerhalb des Atemzuges die Okklusion ein, indem das Okklusionsventil 500 kurzzeitig geschlossen wird.
Diese Okklusion wird auch bei weiteren Atemzügen durchgeführt, die mit dem Referenzatemzug übereinstimmen. Aus den gemessenen Werten bestimmt die Auswerteeinrichtung 11 die Größen von Compliance und Resistance der Lunge des Patienten 3 sowie den Verlauf des Muskeldruckes und gibt diese Größen über die Ausgabeleitung 18 an das Ausgabegerät 19 weiter.

Claims (12)

1. Verfahren zur Bestimmung mechanischer Eigenschaften des respiratorischen Systems eines an eine Atmungsvorrichtung angeschlossenen Patienten, bei welchem während einer Inspirations- und/oder einer Expirationsphase eine kurzzeitige Okklusion der Atemwege des Patienten erfolgt, am Beginn dieser Okklusion der Atemflow und das ein- bzw. ausgeatmete Atemvolumen des Patienten bestimmt werden, während dieser Okklusion der Atemwegsdruck gemessen wird, die zeitliche Änderung des Atemwegsdrucks während einer innerhalb der Okklusionszeit liegenden Meßzeit erfaßt wird, die Okklusion bei mehreren Atemzügen jeweils zu verschiedenen Zeitpunkten innerhalb des Atemzyklus eingeleitet wird, aus den gemessenen Werten der zeitliche Verlauf der zeitlichen Änderung eines Muskeldrucks des Patienten bestimmt wird und durch zeitliche Integration dieses Verlaufs der zeitliche Verlauf des Muskeldrucks berechnet wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die berechneten Muskeldrücke mit den gemessenen Atemwegsdrücken zu jeweils einem Gesamtdruck summiert werden und aus der Ableitung der berechneten Werte für den Gesamtdruck nach den gemessenen Werten für das Atemvolumen eine Compliance der Lunge des Patienten berechnet wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Okklusion nur dann ausgelöst wird, wenn der jeweilige Atemzug weitgehend identisch mit einem Referenzatemzug ist.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswertung der Messergebnisse nur dann erfolgt, wenn der jeweilige Atemzug weit­ gehend identisch mit einem Referenzatemzug ist.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß das gemessene Atemvolumen um den Einfluß von Compliance und/oder Resistance der Atmungsvorrichtung (1, 100) korrigiert wird.
6. Vorrichtung zur Bestimmung mechanischer Eigenschaften des respiratorischen Systems eines an eine Atmungsvorrichtung angeschlossenen Patienten mit einer Steuerung (13), welche zur Herbeiführung einer kurzzeitigen Okklusion der Atemwege des Patienten während einer Inspirations- und/oder einer Expirationsphase bei mehreren Atemzügen jeweils zu Zeitpunkten innerhalb des Atemzyklus ausgebildet ist, mit Sensoren zur Messung von Atemflow, ein- bzw. ausgeatmetem Atemvolumen und Atemwegsdruck des Patienten, sowie einer Auswerteeinrichtung (11), die dazu ausgelegt ist, die zeitliche Änderung des Atemwegsdrucks während der innherhalb der jeweiligen Okklusionszeit liegenden Meßzeit zu erfassen, aus den Meßwerten den zeitlichen Verlauf der zeitlichen Änderung eines Muskeldrucks des Patienten zu bestimmen und durch zeitliche Integration dieses Verlaufs den zeitlichen Verlauf des Muskeldrucks zu berechnen.
7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswerteeinrichtung (11) dazu ausgelegt ist, die berechneten Muskeldrücke mit den gemessenen Atemwegsdrücken zu jeweils einem Gesamtdruck zu summieren und aus der Ableitung der berechneten Werte für den Gesamtdruck nach den gemessenen Werten für das Atemvolumen eine Compliance der Lunge des Patienten zu berechnen.
8. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuerung (13) dazu ausgelegt ist, die Okklusion nur dann einzuleiten, wenn der jeweilige Atemzug weitgehend identisch mit vorausgegangenen Atemzügen ist.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswerteeinrichtung (11) dazu ausgelegt ist, die Meßwerte nur dann auszuwerten, wenn der jeweilige Atemzug weitgehend identisch mit vorausgegangenen Atemzügen ist.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswerteeinrichtung (11) dazu ausgelegt ist, das gemessene Atemvolumen um den Einfluß von Compliance und/oder Resistance des Beatmungssystems zu korrigieren.
11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Sensoren (7, 8) an einem Patientenanschluß (2) der Atmungsvorrichtung (1, 100) angebracht sind.
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die verwendeten Sensoren (7, 8) Bestandteile der Atmungsvorrichtung (1, 100) sind.
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Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2838651A1 (fr) * 2002-04-20 2003-10-24 Draeger Medical Ag Procede et dispositif pour commander l'alimentation en gaz respiratoire
US7054680B1 (en) 1999-05-04 2006-05-30 Map Medizin-Technologie Gmbh Device for detecting electrical potentials in the forehead-area of a patient
WO2009123981A1 (en) * 2008-03-31 2009-10-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Leak-compensated proportional assist ventilation
WO2010099373A1 (en) * 2009-02-27 2010-09-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Leak-compensated respiratory mechanics estimation in medical ventilators
US8267085B2 (en) 2009-03-20 2012-09-18 Nellcor Puritan Bennett Llc Leak-compensated proportional assist ventilation
US8272379B2 (en) 2008-03-31 2012-09-25 Nellcor Puritan Bennett, Llc Leak-compensated flow triggering and cycling in medical ventilators
US8418691B2 (en) 2009-03-20 2013-04-16 Covidien Lp Leak-compensated pressure regulated volume control ventilation
US8746248B2 (en) 2008-03-31 2014-06-10 Covidien Lp Determination of patient circuit disconnect in leak-compensated ventilatory support
US9675771B2 (en) 2013-10-18 2017-06-13 Covidien Lp Methods and systems for leak estimation
US10207069B2 (en) 2008-03-31 2019-02-19 Covidien Lp System and method for determining ventilator leakage during stable periods within a breath

Families Citing this family (60)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1998052635A1 (en) * 1997-05-23 1998-11-26 William Beaumont Hospital Method and apparatus for delivering radiation therapy during suspended ventilation
US6626845B2 (en) * 2000-04-07 2003-09-30 New York Medical College Method and apparatus for measurement of in vivo air volumes
SE0002449D0 (sv) 2000-06-29 2000-06-29 Siemens Elema Ab Method and arrangement for evaluating effective flow resistance of a patient breathing circuit
US6557553B1 (en) * 2000-09-05 2003-05-06 Mallinckrodt, Inc. Adaptive inverse control of pressure based ventilation
US7244752B2 (en) * 2001-04-09 2007-07-17 Tibotec Pharmaceuticals Ltd. Broadspectrum 2-(substituted-amino)-benzoxazole sulfonamide HIV protease inhibitors
SE0102221D0 (sv) 2001-06-19 2001-06-19 Siemens Elema Ab Method for assessing pulmonary stress and a breathing apparatus
ATE404235T1 (de) * 2001-10-30 2008-08-15 Hamilton Medical Ag Vorrichtung zur überwachung von druck-volumen kurven
AU2003268324B2 (en) 2002-08-30 2008-05-29 University Of Florida Research Foundation, Inc. Method and apparatus for predicting work of breathing
US8672858B2 (en) 2002-08-30 2014-03-18 University Of Florida Research Foundation, Inc. Method and apparatus for predicting work of breathing
SE0203431D0 (sv) * 2002-11-20 2002-11-20 Siemens Elema Ab Method for assessing pulmonary stress and a breathing apparatus
FR2858236B1 (fr) * 2003-07-29 2006-04-28 Airox Dispositif et procede de fourniture de gaz respiratoire en pression ou en volume
US20070272241A1 (en) * 2006-05-12 2007-11-29 Sanborn Warren G System and Method for Scheduling Pause Maneuvers Used for Estimating Elastance and/or Resistance During Breathing
EP1972274B1 (de) * 2007-03-20 2015-12-30 Drägerwerk AG & Co. KGaA Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung des Widerstandes des Atmungssystems eines Patienten
WO2009013755A2 (en) * 2007-07-26 2009-01-29 Pulmone Advanced Medical Devices, Ltd. System and methods for the measurement of lung volumes
US8457706B2 (en) * 2008-05-16 2013-06-04 Covidien Lp Estimation of a physiological parameter using a neural network
US8485185B2 (en) 2008-06-06 2013-07-16 Covidien Lp Systems and methods for ventilation in proportion to patient effort
US8302602B2 (en) 2008-09-30 2012-11-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Breathing assistance system with multiple pressure sensors
US20100218766A1 (en) * 2009-02-27 2010-09-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Customizable mandatory/spontaneous closed loop mode selection
US8434479B2 (en) * 2009-02-27 2013-05-07 Covidien Lp Flow rate compensation for transient thermal response of hot-wire anemometers
US8439037B2 (en) * 2009-12-01 2013-05-14 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integrated filter and flow sensor
US20110126832A1 (en) * 2009-12-01 2011-06-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Exhalation Valve Assembly
US8469030B2 (en) 2009-12-01 2013-06-25 Covidien Lp Exhalation valve assembly with selectable contagious/non-contagious latch
US8439036B2 (en) 2009-12-01 2013-05-14 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integral flow sensor
US8469031B2 (en) * 2009-12-01 2013-06-25 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integrated filter
US9107606B2 (en) * 2010-01-08 2015-08-18 Pulmonx Corporation Measuring lung function and lung disease progression at a lobar/segmental level
USD653749S1 (en) 2010-04-27 2012-02-07 Nellcor Puritan Bennett Llc Exhalation module filter body
USD655405S1 (en) 2010-04-27 2012-03-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Filter and valve body for an exhalation module
USD655809S1 (en) 2010-04-27 2012-03-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Valve body with integral flow meter for an exhalation module
US8783250B2 (en) 2011-02-27 2014-07-22 Covidien Lp Methods and systems for transitory ventilation support
US8714154B2 (en) 2011-03-30 2014-05-06 Covidien Lp Systems and methods for automatic adjustment of ventilator settings
US9629971B2 (en) 2011-04-29 2017-04-25 Covidien Lp Methods and systems for exhalation control and trajectory optimization
JP6200425B2 (ja) 2011-11-07 2017-09-20 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 非侵襲的換気のための自動患者同調調整
US9364624B2 (en) 2011-12-07 2016-06-14 Covidien Lp Methods and systems for adaptive base flow
US10349883B2 (en) * 2011-12-30 2019-07-16 Koninklijke Philips N.V. Airway impedance measurement integrated with respiratory treatment devices
US9498589B2 (en) 2011-12-31 2016-11-22 Covidien Lp Methods and systems for adaptive base flow and leak compensation
US9144658B2 (en) 2012-04-30 2015-09-29 Covidien Lp Minimizing imposed expiratory resistance of mechanical ventilator by optimizing exhalation valve control
US10362967B2 (en) 2012-07-09 2019-07-30 Covidien Lp Systems and methods for missed breath detection and indication
USD731049S1 (en) 2013-03-05 2015-06-02 Covidien Lp EVQ housing of an exhalation module
USD701601S1 (en) 2013-03-08 2014-03-25 Covidien Lp Condensate vial of an exhalation module
USD744095S1 (en) 2013-03-08 2015-11-24 Covidien Lp Exhalation module EVQ internal flow sensor
USD693001S1 (en) 2013-03-08 2013-11-05 Covidien Lp Neonate expiratory filter assembly of an exhalation module
USD731065S1 (en) 2013-03-08 2015-06-02 Covidien Lp EVQ pressure sensor filter of an exhalation module
USD692556S1 (en) 2013-03-08 2013-10-29 Covidien Lp Expiratory filter body of an exhalation module
USD736905S1 (en) 2013-03-08 2015-08-18 Covidien Lp Exhalation module EVQ housing
USD731048S1 (en) 2013-03-08 2015-06-02 Covidien Lp EVQ diaphragm of an exhalation module
US10165966B2 (en) 2013-03-14 2019-01-01 University Of Florida Research Foundation, Incorporated Methods and systems for monitoring resistance and work of breathing for ventilator-dependent patients
US9950135B2 (en) 2013-03-15 2018-04-24 Covidien Lp Maintaining an exhalation valve sensor assembly
US9750431B2 (en) * 2013-08-26 2017-09-05 Echosense Jersey Limited Pulmonary compliance and air flow resistance
US9808591B2 (en) 2014-08-15 2017-11-07 Covidien Lp Methods and systems for breath delivery synchronization
US9950129B2 (en) 2014-10-27 2018-04-24 Covidien Lp Ventilation triggering using change-point detection
USD775345S1 (en) 2015-04-10 2016-12-27 Covidien Lp Ventilator console
CN105078462B (zh) * 2015-05-27 2018-02-02 深圳市科曼医疗设备有限公司 估算气阻和顺应性的方法和装置
CN107690310B (zh) * 2015-06-02 2021-06-15 皇家飞利浦有限公司 用于经由连续参数估计来监测患者呼吸状态的无创方法
EP3370811A1 (de) 2015-11-02 2018-09-12 Koninklijke Philips N.V. Atemzugneubeurteilung von patientenlungenparametern zur verbesserung der kalkulationsleistung
CN109906054A (zh) * 2016-10-26 2019-06-18 皇家飞利浦有限公司 使用p0.1策略来估算呼吸肌压力和呼吸力学的系统和方法
WO2018130658A1 (en) 2017-01-16 2018-07-19 Koninklijke Philips N.V. System and method for adaptive scheduling of pause maneuvers used for estimation of compliance and/or resistance during mechanical ventilation
DE102019105419A1 (de) * 2018-03-09 2019-09-12 Löwenstein Medical Technology S.A. Vorrichtung zur Aufnahme und Darstellung von Druck-Volumen-Kurven
WO2019222258A1 (en) 2018-05-14 2019-11-21 Covidien Lp Systems and methods for respiratory effort detection utilizing signal distortion
US11752287B2 (en) 2018-10-03 2023-09-12 Covidien Lp Systems and methods for automatic cycling or cycling detection
US11896767B2 (en) 2020-03-20 2024-02-13 Covidien Lp Model-driven system integration in medical ventilators

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB8920499D0 (en) * 1989-09-11 1989-10-25 Micro Medical Ltd Apparatus for measuring airway resistance
US5261397A (en) * 1991-05-10 1993-11-16 The Children's Hospital Of Philadelphia Methods and apparatus for measuring infant lung function and providing respiratory system therapy
JP2582010B2 (ja) * 1991-07-05 1997-02-19 芳嗣 山田 呼吸筋活動のモニタ装置
US5584300A (en) * 1995-08-24 1996-12-17 Arocom Ltd. Measurement of lung air capacity

Cited By (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7054680B1 (en) 1999-05-04 2006-05-30 Map Medizin-Technologie Gmbh Device for detecting electrical potentials in the forehead-area of a patient
US6820613B2 (en) 2002-04-20 2004-11-23 Dräger Medical AG & Co. KGaA Process and device for controlling the breathing gas supply
FR2838651A1 (fr) * 2002-04-20 2003-10-24 Draeger Medical Ag Procede et dispositif pour commander l'alimentation en gaz respiratoire
US9421338B2 (en) 2008-03-31 2016-08-23 Covidien Lp Ventilator leak compensation
WO2009123981A1 (en) * 2008-03-31 2009-10-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Leak-compensated proportional assist ventilation
US11027080B2 (en) 2008-03-31 2021-06-08 Covidien Lp System and method for determining ventilator leakage during stable periods within a breath
US8272379B2 (en) 2008-03-31 2012-09-25 Nellcor Puritan Bennett, Llc Leak-compensated flow triggering and cycling in medical ventilators
US8272380B2 (en) 2008-03-31 2012-09-25 Nellcor Puritan Bennett, Llc Leak-compensated pressure triggering in medical ventilators
US10207069B2 (en) 2008-03-31 2019-02-19 Covidien Lp System and method for determining ventilator leakage during stable periods within a breath
US8434480B2 (en) 2008-03-31 2013-05-07 Covidien Lp Ventilator leak compensation
US8746248B2 (en) 2008-03-31 2014-06-10 Covidien Lp Determination of patient circuit disconnect in leak-compensated ventilatory support
WO2010099373A1 (en) * 2009-02-27 2010-09-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Leak-compensated respiratory mechanics estimation in medical ventilators
US8448641B2 (en) 2009-03-20 2013-05-28 Covidien Lp Leak-compensated proportional assist ventilation
US8978650B2 (en) 2009-03-20 2015-03-17 Covidien Lp Leak-compensated proportional assist ventilation
US8973577B2 (en) 2009-03-20 2015-03-10 Covidien Lp Leak-compensated pressure regulated volume control ventilation
US8418691B2 (en) 2009-03-20 2013-04-16 Covidien Lp Leak-compensated pressure regulated volume control ventilation
US8267085B2 (en) 2009-03-20 2012-09-18 Nellcor Puritan Bennett Llc Leak-compensated proportional assist ventilation
US9675771B2 (en) 2013-10-18 2017-06-13 Covidien Lp Methods and systems for leak estimation
US10207068B2 (en) 2013-10-18 2019-02-19 Covidien Lp Methods and systems for leak estimation
US11235114B2 (en) 2013-10-18 2022-02-01 Covidien Lp Methods and systems for leak estimation

Also Published As

Publication number Publication date
SE513969C2 (sv) 2000-12-04
SE9702710L (sv) 1998-11-18
US5876352A (en) 1999-03-02
DE19808543C2 (de) 2000-03-09
SE9702710D0 (sv) 1997-07-14

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