DE69710100T2

DE69710100T2 - Bestimmung der Ein/Ausatemphase eines Atemzykluses

Info

Publication number: DE69710100T2
Application number: DE69710100T
Authority: DE
Inventors: Michael Berthon-Jones
Original assignee: Resmed Pty Ltd
Current assignee: Resmed Pty Ltd
Priority date: 1996-09-23
Filing date: 1997-09-23
Publication date: 2002-07-18
Anticipated expiration: 2017-09-24
Also published as: JP2001046503A; ATE212206T1; ATE237990T1; CA2298553C; US20140283835A1; US20060150974A1; US6575163B1; US8733351B2; US20020023644A1; US20040173212A1; JP2001500416A; US6484719B1; EP1277435B1; WO1998012965A1; JP3902781B2; EP1277435A8; US20100065057A1; DE69721837D1; CA2298553A1; ATE321489T1

Description

Gebiet der Erfindung

Die Erfindung betrifft Verfahren zum Berechnen der Phase in einem Atmungszyklus eines Patienten. Die Erfindung eignet sich insbesondere für spontan atmende menschliche Individuen, die eine Langzeit-Beatmungsunterstützung benötigen, insbesondere während des Schlafs, ist aber nicht darauf begrenzt.

Hintergrund der Erfindung

Personen mit einer schwerwiegenden Lungenkrankheit, Brustkorbkrankheit, neuromuskuläre Krankheit oder Krankheiten der Atmungssteuerung können in einem Hospital unter Umständen eine mechanische Beatmungsunterstützung benötigen, gefolgt von einer mechanischen Beatmungsunterstützung zu Hause über eine lange Zeit, insbesondere während des Schlafs. Das Beatmungsgerät liefert Luft oder mit Sauerstoff angereicherte Luft an die Person über ein Zwischenteil wie eine Nasenmaske bei einem Druck, der während einer Einatmung höher und während einer Ausatmung geringer ist.
In dem Wachzustand und während auf das Einschlafen gewartet wird, ist das Beatmungsmuster der Person in der Rate unter in der Tiefe variabel. Die meisten bekannten Beatmungseinrichtungen passen die Amplitude und die Phase des Maskendrucks nicht genau an die spontanen Anstrengungen der Person an, was zu Unannehmlichkeiten oder Panik führt. Größere Beträge einer Asynchronizität verringern auch den Wirkungsgrad der Einrichtung. Während des Schlafes gibt es Änderungen in der neutralen Steuerung des Atmungsvorgangs sowie in den mechanischen Strukturen der Luftwege der Person, der Atmungsmuskeln und der Brustwand, was zur Notwendigkeit für eine wesentlich erhöhte Beatmungsunterstützung führt. Außer wenn die Einrichtung automatisch den Grad einer Unterstützung einstellen kann, wird deshalb die Amplitude des gelieferten Drucks während des Schlafs entweder unangemessen sein oder muss in dem Wachzustand extensiv sein. Dies ist insbesondere für Personen mit Abnormalitäten der Atmungssteuerung wichtig, z. B. bei zentralen Hypoventilationssyndromen, wie einem Fettsucht-(Obesity)-Hypoventilation- Syndrom, bei dem ein unangemessener Chemorezeptorantrieb vorhanden ist, oder einer Cheyne-Stokes- Atmung, wie bei Patienten mit einem schwerwiegenden Herzfehler oder nach einem Schlaganfall, wo ein übermäßiger oder instabiler Chemorezeptorantrieb vorhanden ist.
Während des Schlafs gibt es ferner unweigerlich große Lecks zwischen der Maske und der Person oder an dem Mund der Person, wenn dies freigelassen wird. Derartige Lecks verschlechtern den Fehler bei der Anpassung der Phase und Größe der Anstrengungen der Maschine an die Anforderungen der Person, und für den Fall eines Mundlecks reduziert dies den Wirkungsgrad der Beatmungsunterstützung.
Idealerweise sollte eine Beatmungsunterstützungseinrichtung gleichzeitig die folgenden Ziele ansprechen:
(i) Wenn die Person wach ist und wesentliche Beatmungsanstrengungen durchführt, sollte die gelieferte Unterstützung der Phase der Anstrengungen des Patienten gut angepasst sein.
(ii) Die Maschine sollte automatisch den Grad der Unterstützung einstellen, um wenigstens eine spezifizierte minimale Beatmung aufrechtzuerhalten, ohne sich auf die Integrität der Chemoreflexe der Person zu stützen.
(iii) Sie sollte eine Arbeit richtig bei der Anwesenheit von großen Lecks fortsetzen.
Die einfachsten Heimbeatmungsgeräte liefern entweder ein festes Volumen oder einen Zyklus zwischen zwei festen Drucken. Sie tun dies bei einer festen Rate oder werden von den spontanen Anstrengungen des Patienten oder von beiden getriggert. Sämtliche derartigen einfachen Einrichtungen erreichen das Ziel (ii) einer Einstellung des Grads einer Unterstützung, um wenigstens eine gegebene Beatmung aufrechtzuerhalten, nicht. Sie erreichen auch größtenteils das Ziel (i) einer engen Anpassung an die Atmungsphase der Personen nicht: zeitlich abgestimmte Einrichtungen führen keinen Versuch durch, sich an die Anstrengungen der Person zu synchronisieren; getriggerte Einrichtungen versuchen eine Synchronisation auf den Start und auf das Ende des Atmungsvorgangs mit den Anstrengungen der Person, führen aber keine Anstrengung durch, den momentanen Druck während einer Atmung an die Anstrengungen der Person zuzuschneiden. Ferner weist die Triggerung die Tendenz auf, im Fall von Lecks fehlzuschlagen, wodurch das Ziel (iii) nicht erreicht wird.
Die breite Familie von Servo-Ventilatoren (Beatmungsgeräten), die über die letzten 20 Jahre bekannt waren, messen eine Ventilation (Beatmung) und stellen den Grad einer Unterstützung ein, um eine Beatmung bei oder über einem spezifizierten Pegel aufrechtzuerhalten, wodurch das Ziel (ii) erreicht wird, aber sie erreichen das Ziel (i) einer engen Anpassung der Phasen an den sponanen Anstrengungen der Person nicht, wegen den oben angegebenen Gründen. Kein Versuch wird gemacht, um das Ziel (iii) zu erfüllen.
Eine proportionale Unterstützungsbeatmung (PAV), wie von Dr. Magdy Younes z. B. in Principles and Practice of Mechanical Ventilation, Kapitel 15, gelehrt, zielt darauf ab, das Druck/Zeit- Profil innerhalb eines Atmungsvorgangs zuzuschneiden, um die widerstandsbehaftete (entgegenwirkende) und elastische Arbeit der Person vollständig zu entlasten (auszugleichen), während der Luftwegdruck minimiert wird, der zum Erreichen der gewünschten Beatmung benötigt wird. Während des Einatmungs- Halbzyklusses nimmt der Druck die folgende Form an:
P(t) = P&sub0; + R.fRESP(t) + E.V(t)
wobei R ein prozentualer Anteil des Widerstands des Luftwegs ist, fRESP(t) die momentane Atmungs-Luftströmung zur Zeit t ist, E ein prozentualer Anteil der Elastizität der Lunge und der Brustwand ist und H(t) das eingeatmete Volumen seit dem Start einer Einatmung bis zu dem gegenwärtigen Moment ist. Während des Ausatmungs-Halbzyklus wird V(t) zu Null angenommen, um eine passive Ausatmung zu erzeugen.
Ein Vorteil einer proportionalen Unterstützungsbelüftung bzw. -beatmung während eines spontanen Atmungsvorgangs ist, dass der Grad einer Unterstützung automatisch eingestellt wird, um den unmittelbaren Anforderungen der Person und ihrem Atmungsmuster angepasst zu sein, und ist deshalb bei dem spontan atmenden Objekt komfortabel. Jedoch gibt es wenigstens zwei wichtige Nachteile. Zunächst wird V(t) als das Integral einer Strömung in Bezug auf die Zeit seit dem Start der Einatmung berechnet. Ein Nachteil einer Berechnung von V(t) in dieser Weise ist, dass bei der Anwesenheit von Lecks das Integral der Strömung durch das Leck in V(t) enthalten sein wird, was zu einer Überschätzung von V(t) führt, was wiederum zu einer weggelaufenen Erhöhung bei dem betrachteten Druck führt. Dies kann für die Person unangenehm sein. Zweitens stützt sich eine PAV auf die Chemorezeptorreflexe der Person, um die Zusammensetzung des Arterienbluts zu überwachen und dadurch den Grad einer spontanen Anstrengung einzustellen. Die PAV-Einrichtung verstärkt dann diese spontane Anstrengung. Bei Personen mit abnormalen Chemorezeptorreflexen können die spontanen Anstrengungen entweder völlig aufhören oder zu der Zusammensetzung des Arterienbluts unabhängig werden, und eine Verstärkung dieser Anstrengungen wird eine unangemessene Beatmung erzeugen. Bei Patienten mit einem existierenden Cheyne-Stokes- Atmungsvorgang während des Schlafs wird eine PAV die eingehenden und ausgehenden Atmungsanstrengungen verstärken und tatsächlich durch Übertreiben der Störung die Sache noch schlimmer machen. Somit erfüllt eine PAV im Wesentlichen das Ziel (i) der Bereitstellung einer Unterstützung in der Phase zu der spontanen Atmung der Person, kann aber das Ziel (ii) einer Einstellung der Tiefe der Unterstützung, wenn die Person unangemessene Chemoreflexe aufweist, nicht erreichen, und erreicht das Ziel (iii) nicht in einer zufriedenstellenden Weise.
Somit sind Einrichtungen bekannt, die jeweils die obigen Ziele erreichen, aber es gibt keine Einrichtung, die sämtliche Ziele gleichzeitig erreicht. Zusätzlich ist es wünschenswert, Verbesserungen gegenüber dem Stand der Technik bereitzustellen, und zwar in Richtung auf irgendeines der angegebenen Ziele.
Deshalb zielt die vorliegende Erfindung darauf ab, wenigstens teilweise einen oder mehrere der folgenden Aspekte zu erreichen:
(i) eine Anpassung der Phase und des Grads einer Unterstützung an die spontanen Anstrengungen der der Person, wenn eine Beatmung ausreichend oberhalb einer Zielbeatmung ist,
(ii) eine automatische Einstellung des Grads einer Unterstützung, um wenigstens eine spezifizierte minimale durchschnittliche Belüftung aufrechtzuerhalten, ohne sich auf die Integrität der Chemoreflexe der Person zu stützen, und um Instabilitäten bei spontanen Atmungsanstrengungen herauszudämpfen, wie bei einer Cheyne-Stokes-Atmung.
(iii) die Bereitstellung einer gewissen Immunität gegenüber Effekten von plötzlichen Lecks.

Offenbarung der Erfindung

Im Folgenden wird eine Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion verwendet, um einen Wert zwischen Null und Eins zurückzugeben, wobei eine Fuzzy-Schnittmenge A UND B (A AND B) die kleinere von A und B ist, wobei eine Fuzzy-Vereinigung A ODER B (A OR B) die größere von A und B ist, und eine Fuzzy- Negation NICHT A (NOT A) 1-A ist.
Gemäß der Erfindung ist ein Verfahren zum Berechnen der Phase in einem Atmungszyklus eines Patienten bereitgestellt, wie in den beiliegenden Ansprüchen aufgeführt.
Während die Algorithmen, die die Erfindung verkörpern, im Hinblick auf eine Fuzzy-Logik erläutert werden, sei darauf hingewiesen, dass Approximationen für diese Algorithmen ohne die Verwendung eines Fuzzy-Logik-Formalismus konstruiert werden können.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Eine Anzahl von Ausführungsformen wird nun unter Bezugnahme auf die jeweiligen Zeichnungen beschrieben. In den Zeichnungen zeigen:
Fig. 1a und 1b eine Vorrichtung für die ersten und zweiten Ausführungsformen jeweils der Erfindung;
Fig. 2 eine Druckwellenformfunktion Π(Φ), die bei der Berechnung des gewünschten momentanen Zuführungsdrucks als eine Funktion der momentanen Phase Φ in dem Atmungszyklus für eine erste Ausführungsform der Erfindung verwendet wird;
Fig. 3 Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktionen zum Berechnen des Grads einer Zugehörigkeit in jedem von fünf Größen-Fuzzy-Sätzen ("groß negativ", "klein negativ", "Null", "klein positiv" und "groß positiv") aus der normalisierten Atmungsluftströmung gemäß der ersten Ausführungsform der Erfindung; und
Fig. 4 Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktionen zum Berechnen des Grads einer Zugehörigkeit in jedem von fünf Änderungsraten-Fuzzy-Sätzen ("schnell ansteigend", "langsam ansteigend", "stetig", "langsam füllend" und "schnell fallend") aus der normalisierten Änderungsrate der Luftströmung gemäß der ersten Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 5 eine Druckwellenformfunktion Π(Φ), die bei der Berechnung des gewünschten momentanen Zuführungsdrucks als eine Funktion der momentanen Phase Φ in dem Atmungszyklus für eine zweite Ausführungsform der Erfindung verwendet wird;
Fig. 6 eine Berechnung einer Größe "Hereinführung" als eine Funktion der Zeit seit dem jüngsten Masken-Aus-Ein-Übergang;
Fig. 7 eine Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion für einen Fuzzy-Satz AI als eine Funktion der Zeit seit dem jüngsten Ausatmungs-zu-Einatmungs-(negativ-zu-positiv-)Nulldurchgang des Atmungsluftströmungssignals, sodass die Zugehörigkeitsfunktion das Ausmaß misst, um das die Atmungsluftströmung länger als erwartet positiv gewesen ist;
Fig. 8 eine Zugehörigkeitsfunktion für einen Fuzzy-Satz BI als eine Funktion der Atmungsluftströmung, sodass die Zugehörigkeitsfunktion das Ausmaß misst, um das eine Atmungsluftströmung stark positiv ist;
Fig. 9 eine elektrische Analogie der Berechnung eines jüngsten Spitzenblockierungsindex JPEAK aus dem momentanen Blockierungsindex J;
Fig. 10 die Berechnung der Zeitkonstante τ, die bei Tiefpassfilterungsschritten bei der Berechnung der Leitfähigkeit eines Lecks verwendet wird, als eine Funktion des jüngsten Spitzenblockierungsindex JPEAK;
Fig. 11 eine Prototyp-Atmungsströmungs-Zeitkurve, mit der Zeit auf der x-Achse, wobei neun Merkmale markiert sind;
Fig. 12 Zugehörigkeitsfunktionen für Fuzzy-Sätze "groß negativ", "klein negativ", "Null", "klein positiv" und "groß positiv" als Funktionen der normalisierten Atmungsluftströmung gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 13 Zugehörigkeitsfunktionen für Fuzzy-Sätze "fallend", "stetig" und "ansteigend" als Funktionen der normalisierten Änderungsrate der Atmungsluftströmung df/dt in Übereinstimmung mit einer zweiten Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 14 die Zugehörigkeitsfunktion für den Fuzzy-Satz "Hypopnea" ("eine flache und schnelle Atmung");
Fig. 15 die Berechnung der Zeitkonstante τ für die Berechnung der normalisierten jüngsten Beatmung, als eine Funktion der "Servoverstärkung", die die Verstärkung ist, die für eine Servosteuerung einer winzigen Beatmung verwendet wird, um wenigstens eine spezifizierte Zielbeatmung bzw. -belüftung zu übersteigen;
Fig. 16 die Zugehörigkeitsfunktion für den Fuzzy-Satz "Hyperpnea" ("Hyperpnoe"; "eine gesteigerte Zahl der Atemzüge bzw. deren Vertiefung; eine vermehrte Atmung") als eine Funktion der normalisierten jüngsten Beatmung
Fig. 17 die Zugehörigkeitsfunktion für einen Fuzzy-Satz "großes Leck" als eine Funktion des Lecks;
Fig. 18 die Zugehörigkeitsfunktionen für Fuzzy-Sätze "negative Umschaltung" und "positive Umschaltung" als eine Funktion der normalisierten Atmungsluftströmung;
Fig. 19 die Zugehörigkeitsfunktionen für Fuzzy-Sätze "insp_phase" ("Einatmungsphase") und "exp_phase" ("Ausatmungsphase") als Funktionen der momentanen Phase in dem Atmungszyklus Φ;
Fig. 20 schematisch, wie eine Funktion W(y), die bei der De-Fuzzyfizierung verwendet wird, die Fläche (schattiert) eines gleichschenkligen Dreiecks einer Einheitsbasis und einer Höhe, die unter der Höhe y abgeschnitten ist, berechnet;
Fig. 21-26 tatsächliche Strömungs- und Druck-Verläufe über 60 Sekunden von der zweiten Ausführungsform der Erfindung während eines Betriebs; wobei die vertikale Skala für eine Strömung (starker Verlauf) ±1L/Sec. ist, eine Einatmung nach oben ist und die vertikale Skala für den Druck (feiner Verlauf) 0-25 cmH&sub2;O ist; wobei:
Fig. 21 zeigt, dass eine kurze zentrale Apnea (b) (Apnoe; Atemstillstand oder Atemnot) zugelassen wird, wenn eine Anstrengung an einem Punkt (c) nach einem vorangehenden tiefen Atmungsvorgang (a) aufhört;
Fig. 22 zeigt, dass ein zentraler Apnea nicht zugelassen wird, wenn eine Anstrengung an dem Pfeil (a) ohne eine vorangehende tiefe Atmung aufhört;
Fig. 23 mit einer auf hoch eingestellten Servoverstärkung aufgezeichnet ist und zeigt, dass ein zentraler Apnea nicht mehr zugelassen wird, wenn eine Anstrengung an einem Pfeil (a) trotz eines vorausgehenden tiefen Atmungsvorgangs aufhört;
Fig. 24 ein automatisches Erhöhen eines End-Einatmungsdrucks zeigt, wenn die Person freiwillig tiefere Einatmungsanstrengungen durchführt;
Fig. 25 mit einer etwas rechteckigeren gewählten Wellenform aufgezeichnet ist und das automatische Erhöhen einer Druckunterstützung zeigt, wenn die Person freiwillig versucht, durch Versteifung der Brustwand am Punkt (a) einen Widerstand auszuüben;
Fig. 26 zeigt, dass mit dem plötzlichen Auftreten eines schwerwiegenden 1,4 L-Sek.-Lecks bei (a) das Strömungssignal auf die Grundlinie (b) innerhalb der Überspannung einer einzelnen Atmung zurückkehrt und der Druck überall weiter richtig zyklisch läuft; und
Fig. 27 einen tatsächlichen Verlauf über 60 Sekunden zeigt, der eine Atmungsluftströmung (starker Verlauf, ±1L/Sec volle Skala) und eine momentane Phase (feiner Verlauf, 0-1 Umdrehungs-Vollskala) zeigt.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

Die zwei Ausführungsformen, die beschrieben werden sollen, sind Beatmungsgeräte, die in einer Weise arbeiten, die darauf abzielt, gleichzeitig die voranstehend angegebenen drei Zielrichtungen zu erreichen.

Erste Ausführungsform

Eine Vorrichtung um den Effekt einer ersten Ausführungsform der Vorrichtung bereitzustellen, ist in Fig. 1a gezeigt. Ein Gebläse 10 liefert ein Gas, das eingeatmet werden kann, an eine Maske 10, die mit dem Luftweg der Person über eine Zuführungsröhre 12 in Verbindung steht und über einen Auslassdiffuser 13 ausgelassen wird. Die Luftströmung zu der Maske 11 wird unter Verwendung eines Pneumotachographen 14 und eines Differenzdruckwandlers 15 gemessen. Das Maskenflusssignal von dem Wandler 15 wird dann von einem Mikroprozessor 16 abgetastet. Der Maskendruck wird an den Eingang 17 unter Verwendung eines Druckwandlers 18 gemessen. Das Drucksignal von dem Wandler 18 wird dann von dem Mikroprozessor 16 abgetastet. Der Mikroprozessor 16 sendet ein Anforderungssignal für den momentanten Maskendruck an den Servo 19, der das Druckanforderungssignal mit einem tatsächlichen Drucksignal von dem Wandler 18 vergleicht, um den Gebläsemotor 20 zu steuern. Die Mikroprozessoreinstellungen können über einen seriellen Port 21 eingestellt werden.
Es sei darauf hingewiesen, dass die Maske genauso durch eine Tracheotomie-Röhre, eine endotracheale Röhre, nasale Kissen oder andere Vorkehrungen zum Bilden einer abgedichteten Verbindung zwischen der Luftzuführungseinrichtung und dem Luftweg der Person ersetzt werden könnte.
Der Mikroprozessor 16 ist programmiert, um die folgenden Schritte auszuführen, die im Zusammenhang mit den Tabellen 1 und 2 betrachtet werden. Tabelle 1: Fuzzy-Inferenz-Regeln für eine erste Ausführungsform Tabelle 2. Assoziation von Phasen mit Fuzzy-Regeln für eine erste Ausführungsform
1. Einstellen der gewünschten Zielwerte für die Einatmungsdauer TITGT, Ausatmungsdauer TETGT und winzigen Beatmung VTGT. Wählen von geeigneten Konstanten P&sub0; und ASTD, wobei P&sub0; der gewünschte Endausatmungsdruck ist und ASTD die gewünschte Erhöhung im Druck über P&sub0; am Ende einer Einatmung für eine Atmung der Dauer TTTGT = TITGT + TETGT ist.
2. Wählen einer geeigneten Druckwellenformfunktion Π(Φ) wie diejenige, die in Fig. 2 gezeigt ist, sodass der gewünschte Zuführungsdruck bei der Phase Φ folgendermaßen gegeben wird:
P = P&sub0; + A Π(Φ)(4)
wobei die Amplitude A die Differenz zwischen dem Endeinatmungsdruck und dem Endausatmungsdruck gleicht. Jedoch können andere Wellenformen für Personen mit besonderen Erfordernissen geeignet sein.
3. Initialisieren der Phase Φ in dem Atmungszyklus auf Null und Initialisieren der gegenwärtigen Abschätzungen der tatsächlichen Einatmungs- und Ausatmungsdauer TI und TE auf TITGT bzw. TETGT.
4. Initialisieren der Änderungsrate der Phase während der Einatmung ΔΦI zwischen Abtastintervallen der Länge T auf:
ΔΦ+ = 0,5 T/TITGT
5. Initialisieren der Änderungsrate der Phase während einer Ausatmung ΔΦE auf:
ΔΦE = 0,5 T/TETGT
6. Messen der momentanen Atmungsluftströmung fRESP.
7. Berechnen der durchschnittlichen Gesamtatmungsdauer TT = TI + TE.
8. Tiefpassfiltern der Atmungsluftströmung mit einer geeigneten Zeitkonstanten τf, wobei τf ein fester kleiner Bruchteil von TT ist.
9. Berechnen der momentanen Beatmung V, als Hälfte des absoluten Werts der Atmungsluftströmung.
V = 0,5 fRESP
10. Aus der Zielbeatmung VTGT und der gemessenen winzigen Atmung V, Ableiten eines Fehlerterms VERR, sodass große Werte von VERR eine unangemessene Beatmung anzeigen:
VERR = (VTGT-V) dt
11. Verwenden von VBAR als Ergebnis einer Tiefpassfilterung V mit einer Zeitkonstanten τVBAR, die im Vergleich mit TT lang ist.
12. Berechnen einer normalisierten Luftströmung fNORM, wobei
fNORM = FRESP/VBAR
13. Aus fNORM, Berechnen des Zugehörigkeitsgrads in jedem der Fuzzy-Sätze, deren Zugehörigkeitsfunktionen in Fig. 3 gezeigt sind.
14. Berechnen einer normalisierten Änderungsrate dfNORM/dΦ, gleich zu dfNORM/dt geteilt durch die gegenwärtige Abschätzung der durchschnittlichen Atmungszykluszeit TT.
15. Aus der normalisierten Änderungsrate, Berechnen des Grads einer Zugehörigkeit in jedem der Fuzzy-Sätze, die in Fig. 4 gezeigt sind.
16. Für jede Zeile N in der Tabelle 1, Berechnen des Grads einer Zugehörigkeit GN in dem Fuzzy- Satz, der in der Spalte gezeigt ist, die mit Fuzzy-Phase bezeichnet ist, durch Anwenden der gezeigten Fuzzy-Inferenzregeln.
17. Assoziieren einer Phase ΦN, wie in Tabelle 2 gezeigt, mit dem Ergebnis von jeder der N- Regeln, wobei beachtet wird, dass Φ&sub1;&sub0; die gegenwärtige Phase Φ ist.
18. Erhöhen von jeder der ΦN mit Ausnahme von um 0,89 τ/TT, um eine Kompensation für den vorangehenden Tiefpassfilterungsschritt vorzunehmen.
19. Berechnen einer neuen momentanen Phase ΦINST als den Winkel zu dem Schwerpunkt der N- Einheitsmassen von Polarkoordinaten von Drehungen mit dem Radius gN und dem Winkel ΦN.
20. Berechnen der kleinsten Vorzeichendifferenz ΔΦINST zwischen der in dem vorangehenden Schritt abgeschätzten Phase und der gegenwärtigen Phase.
ΔΦINS = 1 - (ΔΦINST - Φ)(ΔΦINS - Φ > -0,5)
ΔΦINS = ΔΦINST - Φ + 1 (ΔΦINS - Φ < -0,5)
ΔΦINS = ΔΦINST - Φ (ansonsten)
21. Ableiten einer überarbeiteten Abschätzung ΔΦREV gleich zu einem gewichteten Mittelwert des in dem vorangehenden Schritt berechneten Werts und des Durchschnittswerts (ΔΦI oder ΔΦE, wie geeignet)
ΔΦ = (1 - W)ΔΦI + WΔΦINST (0 < Φ < 0,5)
ΔΦ = (1 - W)ΔΦI + WΔΦINST (ansonsten)
Kleinere Werte von W werden eine bessere Verfolgung der Phase verursachen, wenn die Person bzw. das Subjekt regelmäßig atmet, und größere Werte werden eine bessere Verfolgung der Phase verursachen, wenn die Person unregelmäßig atmet.
22. Ableiten eines Mischanteils B, sodass der Mischanteil Eins ist, wenn die Atmung der Person weit über VTGT ist, Null, wenn die Person in der Nähe oder unterhalb von VTGT atmet, und ansteigend proportional von Null auf Eins, wenn die Beatmung des Subjekts durch einen mittleren Bereich ansteigt.
23. Berechnen von ΔΦBLEND, beeinflusst hauptsächlich durch ΔΦ, berechnet im Schritt 21 aus der Atmungsaktivität der Person, wenn die Beatmung bzw. Belüftung der Person weit über VTGT ist; beeinflusst hauptsächlich durch die Zielatmungsdauer, wenn die Person in der Nähe oder unterhalb von VTGT atmet; und proportional zwischen diesen zwei Beträgen, wenn die Beatmung in einem mittleren Bereich ist.
ΔΦBLEND = B ΔΦ + 0,5 (1 - B) T/TGI (0 < Φ < 0,5)
ΔΦBLEND = B ΔΦ + 0,5 (1 - B) T/TETGT (ansonsten)
24. Inkrementieren von Φ um ΔΦBLEND
25. Aktualisieren der Durchschnittsänderungsrate der Phase (ΔΦI oder ΔΦE wie geeignet).
ΔΦI = T/τVBAR (ΔΦBLEND - ΔΦI) (0 < Φ < 0,5)
ΔΦI = T/τVBAR (ΔΦBLEND - ΔΦE) (ansonsten)
26. Erneutes Berechnen der ungefähren Einatmungsdauer TI und Ausatmungsdauer TE:
TI = 0,5T/ΔΦI
TE = 0,5T/ΔΦE
27. Berechnen der gewünschten Maskendruck-Modulationsamplitude AD:
AD = ASTD/² (TT < TTSTD/²)
AD = 2·ASTD (TT > 2·TTSTD)
AD = ASTD·TT/TTSTD (ansonsten)
28. Aus dem Fehlerterm VERR, Berechnen einer zusätzlichen Maskendruck-Modulationsamplitude AE:
AE = K·VERR (für VERR > 0)
AE = 0 (ansonsten)
wobei größere Werte von K eine schnellere, aber weniger stabile Steuerung des Unterstützungsgrads erzeugen werden und kleinere Werte von K eine langsamere, aber stabilere Steuerung des Unterstützungsgrads erzeugen werden.
29. Einstellen des Maskendrucks PIK auf:
PMASK = (P&sub0; + (AD + AE) Π(Φ)
30. Waren über ein Abtastintervall T, welches im Vergleich mit der Dauer eines Atmungszyklus kurz ist, und dann Fortsetzung an dem Schritt zum Messen einer Atmungsluftströmung.

Messung der Atmungsluftströmung

Wie aus den obigen Ausführungen folgt, ist es erforderlich, die Atmungsluftströmung zu messen, was eine Standardprozedur für einen Durchschnittsfachmann ist. Bei Abwesenheit eines Lecks kann eine Atmungsluftströmung direkt mit einem Pneumotachographen (Pneumometer) gemessen werden, der zwischen der Maske und dem Auslass angeordnet wird. Bei Anwesenheit eines möglichen Lecks besteht ein Verfahren, das in der europäischen Veröffentlichung Nr. 0 651 971 offenbart und hier durch Querbezugnahme Teil der vorliegenden Anmeldung ist, darin, die durchschnittliche Strömung durch das Leck zu berechnen und somit den Modulationsbetrag des Pneumotachographen-Strömungssignals als Folge einer Modulation der Strömung durch das Leck, induziert durch Änderungen des Maskendrucks, unter Verwendung der folgenden Schritte zu berechnen:
1. Messen der Luftströmung an der Maske fMASK unter Verwendung eines Pneumotachographen 2. Messen des Drucks an der Maske PMASK
3. Berechnen des mittleren Lecks als die tiefpassgefilterte Luftströmung, mit einer im Vergleich mit einer Atmung langen Zeitkonstanten.
4. Berechnen des durchschnittlichen Maskendrucks als den tiefpassgefilterten Maskendruck, mit einer im Vergleich mit einer Atmung langen Zeitkonstanten.
5. Berechnen der Modulation der Strömung durch das Leck als:
- δ(Leck) = 0,5 mal das mittlere Leck mal dem Induzierungsdruck, wobei der Induzierungsdruck PMASK - mittlerer Maskendruck ist.
Somit kann die momentane Atmungsluftströmung wie folgt berechnet werden:
fRESP = fMASK - mittleres Leck - δ(Leck)
Eine zweckdienliche Erweiterung, wie weiter in der EP 0 651 971 offenbart (die hier durch Querbezugnahme eingebaut ist) besteht darin, die Luftströmung fTURBINE und den Druck PTURBINE an dem Auslass der Turbine zu messen und somit PMASK und fMASK durch Zulassen eines Druckabfalls bis auf den Luftzuführungsschlauch hin, und den Luftströmungsverlust über den Auslass zu berechnen:
1. ΔPHOSE = K&sub1;(FTURBINE) - K&sub2;(FTURBINE)²
2. PMASK = PTURBINE - ΔPHOSE
3. FEXHAUST = K3 PMASK
4. FMASK = FTURBINE - FEXHAUST

Alternative Ausführungsform

Die folgende Ausführungsform eignet sich besonders für Personen mit einer sich ändernden Atmungsmechanik, einem unzureichenden Atmungsantrieb, abnormalen Chemorezeptor-Reflexen, Hyperventilations-Syndromen oder einer Cheyne-Stokes-Atmung, oder für Personen mit Abnormalitäten der oberen oder unteren Luftwege, Lungen, der Brustwand oder dem neuromuskularen System.
Viele Patienten mit einer schweren Lungenkrankheit können unter Verwendung einer glatten physiologischen Druckwellenform nicht leicht behandelt werden, weil der benötigte Spitzendruck unangemessen hoch ist oder zum Beispiel mit einer Nasenmaske nicht erreichbar ist. Derartige Patienten können eine quadratische Druckwellenform bevorzugen, bei der der Druck fast explosiv in dem Moment eines Beginns einer Atmungsanstrengung ansteigt. Dies kann besonders wichtig für Patienten mit einem hohen eigentümlichen PEEP sein, bei dem es nicht praktisch ist, den eigentümlichen PEEP durch die Verwendung von hohen Graden einer nicht eigentümlichen PEEP oder einer CPAP zu beseitigen, und zwar wegen dem Risiko einer Hyperaufblasung (Hyperinflation; übermäßige Lungenblähung). Bei derartigen Personen wird irgendeine Verzögerung bei der Triggerung als sehr unangenehm empfunden, und zwar wegen der enormen Fehlanpassung zwischen der erwarteten und der beobachteten Unterstützung. Glatte bzw. sanfte Wellenformen übertreiben die wahrgenommene Verzögerung wegen der Zeit, die für den behandelten Druck benötigt wird, damit er den eigentümlichen PEEP übersteigt. Diese Ausführungsform erlaubt die Verwendung von Wellenformen, die sich kontinuierlich von quadratisch (geeignet für Patienten mit z. B. einer schwerwiegenden Lungen- oder Brustwandkrankheit oder einem hohen eigentümlichen PEEP) auf sehr glatt, geeignet für Patienten mit einer normalen Lunge oder einer normalen Brustwand, aber mit einer abnormalen Atmungssteuerung oder neuromuskularen Abnormalitäten, verändern. Diese Wellenform wird entweder mit oder ohne Elementen bei der proportionalen Unterstützungsbeatmung (korrigiert für plötzliche Veränderungen in einem Leck), mit einer Servosteuerung der winzigen Beatmung, sodass sie einer Zielbeatmung gleicht oder diese übersteigt, kombiniert werden. Die letztere Servosteuerung weist eine einstellbare Verstärkung auf, sodass Personen z. B. mit eine Cheyne-Stokes-Atmung unter Verwendung einer sehr hohen Servoverstärkung behandelt werden können, um ihre eigenen eingehenden und ausgehenden Muster zu übergehen; Personen mit verschiedenen zentralen Hypoventilations-Syndromen können mit einer niedrigen Servoverstärkung behandelt werden, sodass kurze zentrale Apneas zugelassen werden, z. B. um zu husten, den Rachen zu reinigen, zu sprechen oder sich in dem Bett umzudrehen, aber nur, wenn sie einer vorangehenden Periode einer hohen Beatmung folgen; und normale Personen werden mit einer mittleren Verstärkung behandelt.
Wenn man die obigen Ausführungen mit anderen Worten wiederholt, trifft Folgendes zu:
- Die integrale Verstärkung der Servosteuerung des Unterstützungsgrads ist von sehr klein (0,3 cmH&sub2;O/L/sec./sec.) auf sehr langsam einstellbar. Patienten mit einer Cheyne-Stokes-Atmung weisen eine sehr hohe Ventilationssteuerungs-Schleifenverstärkung, aber lange Steuerschleifenverzögerung auf, was zu einem Nacheileffekt führt. Indem die Schleifenverstärkung noch höher eingestellt wird, wird der Controller des Patienten stabilisiert. Dies verhindert die extreme Atmungslosigkeit, die normalerweise während jedem Zyklus der Cheyne-Stokes-Atmungs auftritt, und dies ist für den Patienten sehr beruhigend. Es ist unmöglich, dass sie einen zentralen Atemstillstand (Apnea; Apnoe) aufweisen. Im Gegensatz dazu weisen Personen mit einem Fettsucht-(Obesity)-Hypoventilations-Syndrom (einer übermäßige Lungenaufblähung wegen Fettsucht) eine geringe oder eine Null-Schleifenverstärkung auf. Sie werden während eines zentralen Atemstillstands sich nicht atemlos fühlen. Jedoch weisen sie sehr viel Schleim auf und müssen husten und sind auch oft sehr unruhig, wobei sie sich im Bett umdrehen müssen. Dies erfordert, dass sie zentrale Atemstillstände aufweisen, die die Maschine nicht versucht, zu behandeln. Durch Einstellen der Schleifenverstärkung auf einen sehr kleinen Wert wird dem Patienten ermöglicht, eine Anzahl von tiefen Atmungen durchzuführen und dann einen zentralen Atemstillstand mit einer moderaten Länge zu haben, während gehustet wird, sich umgedreht wird, etc., aber verlängerte anhaltende Atemstillstände (Apneas; Apnoes) oder Hypopneas (flache und schnelle Atmung) werden verhindert.
- Plötzliche Änderungen in der Leckströmung werden erfasst und unter Verwendung eines Fuzzy-Logikalgorithmus behandelt. Das Prinzip des Algorithmus besteht darin, dass die Leckfilter- Zeitkonstante dynamisch auf das Fuzzy-Ausmaß verringert wird, das die auftretende Atmungsluftströmung weit weg von Null über einer langen Zeit im Vergleich mit der erwarteten Atmungszykluslänge des Patienten ist.
- Anstelle einer einfachen Triggerung zwischen zwei Zuständen (IPAP, EPAP) verwendet die Einrichtung einen Fuzzy-Logikalgorithmus zum Abschätzen der Position in dem Atmungszyklus als eine kontinuierliche Variable. Der Algorithmus ermöglicht der glatten Druckwellenform, seine Anstiegszeit automatisch an das momentane Atmungsmuster des Patienten einzustellen.
- Der Fuzzy-Phasenerfassungsalgorithmus unter normalen Bedingungen verfolgt die Atmung des Patienten eng. Hinsichtlich der Tatsache, dass ein hohes oder sich plötzlich änderndes Leck vorhanden ist, oder die Atmung bzw. Beatmung des Patienten gering ist, kehrt die Änderungsrate der Phase (die Atmungsrate) sanft auf die spezifizierte Zielatmungsrate zurück. Längere oder tiefere Hypopneas werden auf das Ausmaß zugelassen, das eine Beatmung im Durchschnitt angemessen ist. Wenn die Servoverstärkung hoch eingestellt ist, um eine Cheyne-Stokes-Atmung zu verhindern, werden kürzere oder seichtere Pausen zugelassen.
- Eine Luftströmungsfilterung verwendet ein adaptives Filter, das seine Zeitkonstante verkürzt, wenn die Person schnell atmet, um sehr schnelle Antwortzeiten bereitzustellen, und verlängert, wenn die Person langsam atmet, um dazu beizutragen, eine kardiogenische (herzbedingte) Störung zu beseitigen.
- Der Fuzzy-Änderungs-Leckerfassungsalgorithmus, der Fuzzy- Phasenerfassungsalgorithmus mit seiner unterschiedlichen Behandlung von kurzen Atmungspausen und einer Behandlung eines sich ändernden Lecks, zusammen mit der glatten Wellenform getrennt und zusammen machen das System gegen Effekte von plötzlichen Lecks relativ immun.
- Durch geeignetes Einstellen von verschiedenen Parametern kann das System in CPAP, einer zweipegligen spontanen, einer zweipeglichen zeitlich gesteuerten, proportionalen Unterstützungsbeatmung, einer im Volumen zyklisch durchlaufenden Beatmung und einer im Volumen zyklisch durchlaufenden Servo-Beatmung arbeiten und deshalb sind all diese Moden Untersätze der vorliegenden Ausführungsform. Jedoch ermöglicht die vorliegende Ausführungsform Betriebszustände, die von irgendwelchen der obigen Zustände nicht erreicht werden können, und unterscheidet sich deshalb von diesen.

Hinweise

Hinweis 1: In dieser zweiten Ausführungsform können die Namen und Symbole, die für verschiedene Größen verwendet werden, unterschiedlich zu denjenigen sein, die in der ersten Ausführungsform verwendet werden.
Hinweis 2: Der Ausdruck "Ausschlag" wird verwendet, um die Differenz zwischen dem gewünschten momentanen Druck am Ende einer Einatmung und dem gewünschten momentanen Druck am Ende einer Ausatmung zu bezeichnen.
Hinweis 3: Eine Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion wird verwendet, die einen Wert zwischen Null für eine vollständige Nicht-Zugehörigkeit und Eins für eine vollständige Zugehörigkeit zurückgibt. Eine Fuzzy- Schnittmenge A UND B (A AND B) ist die kleinere von A und B, eine Fuzzy-Vereinigung A ODER B (A OR B) ist die größere von A und B und eine Fuzzy-Negation Nicht-A (NOT A) ist 1 - A.
Hinweis 4: Wurzel (x) (Root (x)) ist die Quadratwurzel von x, abs(x) ist der Absolutwert von X, sign(x) ist -1, wenn x negativ ist und +1 ansonsten. Ein Sternchen (*) wird verwendet, um explizit eine Multiplikation anzuzeigen, wo dies nicht aus dem Kontext offensichtlich sein könnte.

Vorrichtung

Die Vorrichtung für die zweite Ausführungsform ist in Fig. 1b gezeigt. Das Gebläse 110 liefert Luft unter einem Druck an die Maske 111 über den Luftzuführungsschlauch 112. Ausgeatmete Luft wird über den Auslass 113 in der Maske 111 ausgelassen. Der Pneumotachograph 114 und ein Differenzdruckwandler 115 messen die Luftströmung in der Nase 112. Das Strömungssignal wird an den Mikroprozessor 116 geliefert. Der Druck an irgendeinem geeigneten Punkt 117 entlang der Nase 112 wird unter Verwendung eines Druckwandlers 118 gemessen. Der Ausgang von dem Druckwandler 118 wird an den Mikrocontroller 116 geliefert und auch an einen Motorservo 119. Der Mikroprozessor 116 beliefert den Motorservo 119 mit einem Druckanforderungssignal, das dann mit dem Signal von dem Druckwandler 118 verglichen wird, um den Gebläsemotor 120 zu steuern. Vom Benutzer konfigurierbare Parameter werden in den Mikroprozessor 116 über einen Kommunikations-Port 121 geladen und der berechnete Maskendruck und die Strömung können, wenn gewünscht, über den Kommunikations-Port 121 ausgegeben werden.

Initialisierung

Die folgenden vom Benutzer einstellbaren Parameter werden spezifiziert und gespeichert:
Maximal zulässiger Druck Maximal zulässiger Maskendruck
Maximaler Ausschlag Maximal zulässige Differenz zwischen einem Endeinatmungsdruck und einem Endausatmungsdruck
Minimaler Ausschlag Minimal zulässige Differenz zwischen einem Endeinatmungsdruck und einem Endausatmungsdruck
EPAP Endausatmungsdruck
Minimaler zulässiger Druck Minimaler zulässiger Maskendruck
Zielbeatmung Winzige Belüftung bzw. Beatmung wird Servo- gesteuert, um dieser Größe zu gleichen oder diese zu übersteigen
Zielfrequenz Erwartete Atmungsrate. Wenn der Patient keine Atmungs-Luftströmung erreicht, wird der Druck bei dieser Frequenz zyklisch durchlaufen
Ziel-Tastverhältniszyklus Das erwartete Verhältnis einer Einatmungszeit zu der Zykluszeit. Wenn der Patient keine Atmungs- Luftströmung erreicht, wird der Druck diesem Tastverhältnis-Zyklus folgen
Linearer Widerstand und quadratischer Widerstand Widerstandsbehaftete Entladung = Linearer Widerstand *f+ quad_Widerstand *f² sign(f), wobei f die Atmungsluftströmung ist und sign(x) = -1 für x < 0, +1 ansonsten ist
Elastizität Entladung von wenigstens so viel Elastizität
Servoverstärkung Verstärkung für eine Servosteuerung einer winzigen Beatmung, um wenigstens eine Zielbeatmung zu übersteigen
Wellenform-Zeitkonstante Wellenformzeitkonstante einer elastischen Entladung als einen Bruchteil der Einatmungsdauer (0,0 = Rechteckwelle)
Schlauchwiderstand ΔP aus dem Druckerfassungs-Port zu dem Inneren der Maske = Schlauchwiderstand mal dem Quadrat der Strömung in der dazwischenliegenden Röhrenleitung
Diffuser-Leitfähigkeit Fluss durch den Maskenauslassport = Diffuser- Leitfähigkeit *root-Maskendruck
Bei der Initialisierung wird Folgendes aus den obigen vom Benutzer spezifizierten Einstellungen berechnet:
Die erwartete Dauer eines Atmungszyklus einer Einatmung und einer Ausatmung werden jeweils auf folgende Werte gesetzt:
STD TTOT = 60/Zielatmungsrate
STD TI = STD TTOT*Ziel-Tastverhältniszyklus
STD TE = STD TTOT - STD TI
Die Standardraten einer Änderung einer Phase (Umdrehungen pro Sekunde) während einer Einatmung und einer Ausatmung werden jeweils folgendermaßen eingestellt:
STD dφI = 0,5/STD TI
STD dφE = 0,5/STD TE
Die momentane elastische Unterstützung bei irgendeiner Phase φ in dem Atmungszyklus wird folgendermaßen gegeben:
PEL(φ) = Ausschlag*Πφ
wobei Ausschlag der Druck bei der Endeinatmung minus dem Druck bei einer Endausatmung ist,
Π(φ) = e&supmin;²τφ während einer Einatmung
e&supmin;&sup4;τ(φ-0,5) während einer Ausatmung
und τ ist die vom Benutzer wählbare Wellenformzeitkonstante.
Wenn τ = 0 ist, dann ist Π(φ) eine Rechteckwelle. Der maximal implementierte Wert für τ = 0,3, wodurch eine Wellenform erzeugt wird, die ungefähr wie in Fig. 5 gezeigt ist.
Der Mittelwert von Π(φ) wird wie folgt berechnet:
ΠBAR = 0,5 Π(φ))dφ

Betriebsvorgänge die zu je 20 Millisekunden ausgeführt werden

Nun folgt eine Übersicht der Routinenverarbeitung, die bei 50 Hz ausgeführt wird:
Messen einer Strömung an einem Strömungssensor und eines Drucks an einem Druckerfassungs- Port
Berechnen eines Maskendrucks und einer Strömung aus dem Sensordruck und der Strömung
Berechnen einer Leitfähigkeit des Maskenlecks
Berechnen einer momentanen Luftströmung durch das Leck
Berechnen einer Atmungsluftströmung und einer Tiefpass-gefilterten Atmungsluftströmung
Berechnen des Masken-Ein-Aus-Status und der Hereinführung
Berechnen der momentanen und der kürzlichen Spitzenblockierung
Berechnen einer Zeitkonstante für Leck-/Leitfdhigkeitsberechnungen
Berechnen einer Phase in einem Atmungszyklus
Aktualisierung vom mittleren Änderungsraten der Phase für die Einatmung und Ausatmung, von Längen der Einatmungs- und Ausatmungszeiten und einer Ausatmungsrate
Hinzufügen eines Schlauchdruckverlusts zu dem EPAP-Druck
Hinzufügen einer Widerstands-behafteten Endladung
Berechnen einer momentanen elastischen Unterstützung, die benötigt wird, um eine Ventilation (Luftwechsel) einer Servo-Steuerung zu unterwerfen
Abschätzen des momentanen elastischen Gegenwirkungsdrucks der Beatmungsabschätzung unter Verwendung von verschiedenen Annahmen
Gewichten und Kombinieren von Abschätzungen
Addieren eines Servodrucks, um den gewünschten Sensordruck zu ergeben
Servosteuerung der Motorgeschwindigkeit, um den gewünschten Sensordruck zu erreichen.
Die Einzelheiten jedes Schritts werden nun erläutert.

Messen der Strömung und des Drucks

Die Strömung wird an dem Ausgang des Gebläses unter Verwendung eines Pneumotachographen und eines Differenzdruckwandlers gemessen. Der Druck wird an irgendeinem geeigneten Punkt zwischen dem Gebläseauslass und der Maske gemessen. Ein Befeuchter und/oder ein antibakterielles Filter können zwischen dem Druckerfassungsport und dem Gebläse eingefügt werden. Die Strömung und der Druck werden bei 50 Hz unter Verwendung eines A/D-Wandlers digitalisiert.

Berechnung der Maskenströmung und des Drucks

Der Druckverlust von dem Druckmesspunkt zu der Maske wird aus der Strömung an dem Gebläse und dem (quadratischen) Widerstand von dem Messpunkt zu der Maske berechnet.
Schlauchdruckverlust = sign(Strömung) * Schlauchwiderstand * Strömung²
Wobei sign(x) = -1 für x < 0 ist, + 1 ansonsten ist. Der Maskendruck wird dann durch Subtrahieren des Schlauchdruckverlusts von dem gemessenen Sensordruck berechnet:
Maskendruck = Sensordruck - Schlauchdruckverlust
Die Strömung durch den Maskenauslass-Diffuser wird aus dem bekannten parabolischen Widerstand der Diffuser-Löcher und der Quadratwurzel des Maskendrucks berechnet:
Diffuser-Strömung = Auslasswiderstand *sign(Maskendruck) * root(abs(Maskendruck))
Schließlich wird die Maskenströmung folgendermaßen berechnet:
Maskenströmung = Sensorströmung - Diffuser-Strömung
Die vorangehenden Ausführungen beschreiben die Berechnung des Maskendrucks und der Strömung in den verschiedenen Behandlungsmoden. In einem diagnostischen Modus trägt der Patient nur Nasenkanülen und nicht eine Maske. Die Kanüle wird in den Druckerfassungsport eingesteckt. Die nasale Luftströmung wird aus dem Druck, nach einem Linearisierungsschritt, berechnet, und der Maskendruck wird per Definition auf Null eingestellt.

Leitfähigkeit des Lecks

Die Leitfähigkeit des Lecks wird wie folgt berechnet:
Wurzelmaskendruck = sign (PMASK)
LP-Maskenluftströmung = Tiefpass-gefilterte Maskenluftströmung
LP-Wurzelmaskendruck = Tiefpass-gefilterter Wurzelmaskendruck
Leitfähigkeit des Lecks = LP-Masken-Luftströmung/LP-Wurzelmaskendruck
Die Zeitkonstante für die zwei Tiefpassfilterungsschritte wird auf 10 Sekunden initialisiert und danach dynamisch eingestellt (s. u.).

Momentane Strömung durch das Leck

Die momentane Strömung durch das Leck wird aus dem momentanen Maskendruck und der Leitfähigkeit des Lecks berechnet:
Momentanes Leck = Leitfähigkeit des Lecks· Wurzel-Maskendruck

Atmungs-Luftströmung

Die Atmungs-Luftströmung ist die Differenz zwischen der Strömung an der Maske und dem momentanen Leck.
Atmungs-Luftströmung = Maskenströmung - momentanes Leck

Tiefpass-gefilterte Atmungs-Luftströmung

Tiefpass-Filtern der Atmungs-Luftströmung zum Entfernen einer kardiogenischen (herzbedingten) Luftströmung und von anderem Rauschen. Die Zeitkonstante wird dynamisch eingestellt, sodass sie 1/40 der gegenwärtigen abgeschätzten Länge des Atmungszyklusses TTOT (initialisiert auf STD_TTOT und nachstehend aktualisiert) ist. Dies bedeutet, dass bei hohen Atmungsraten nur eine kurze Phasenverzögerung von dem Filter eingeführt wird, aber bei niedrigen Atmungsraten eine gute Abweisung einer kardiogenischen Luftströmung besteht.

Masken-Ein-/Aus-Status

Zu Anfang wird angenommen, dass die Maske aus ist. Es wird angenommen, dass ein Aus-Ein- Übergang auftritt, wenn die Atmungs-Luftströmung zuerst über 0,2 L/Sec geht, und ein Ein-Aus-Übergang auftritt, wenn der Maskendruck kleiner als 2 cmH&sub2;O für mehr als 1,5 Sekunden ist.

Hereinführung

Eine Hereinführung ist eine Größe, die von Null los geht, wenn die Maske aus ist, oder ebengerade abgenommen wurde, auf 1,0, wenn die Maske für 20 Sekunden oder länger aufgesetzt gewesen ist, wie in Fig. 6 gezeigt.

Berechnen des momentanen Blockierungsindex J

J ist das Fuzzy-Ausmaß, um das sich die Impedanz des Lecks plötzlich geändert hat. Es wird aus dem Fuzzy-Ausmaß berechnet, um das die absolute Größe der Atmungs-Luftströmung über länger als erwartet groß ist.
Das Fuzzy-Ausmaß AI, über das die Luftströmung über länger als erwartet positiv gewesen ist, wird aus der Zeit tZI seit dem letzten positiv-werdenden Nulldurchgang des berechneten Atmungs- Luftströmungs-Signals und der erwarteten Dauer STD TI einer normalen Einatmung für die bestimmte Person berechnet, und zwar unter Verwendung der Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion, die in Fig. 7 gezeigt ist.
Das Fuzzy-Ausmaß BI, um das die Luftströmung groß und positiv ist, wird aus der momentanen Atmungs-Luftströmung unter Verwendung der Fuzzy-Zugehörigkeitsfunktion, die in Fig. 8 gezeigt ist, berechnet.
Das Fuzzy-Ausmaß II, um das das Leck plötzlich erhöht wird, wird durch Berechnen der Fuzzy- Schnittmenge (des kleineren Werts) von AI und BI berechnet.
Genau symmetrische Berechnungen werden für eine Ausatmung durchgeführt, wobei IE als das Fuzzy-Ausmaß abgeleitet wird, um das das Leck plötzlich verkleinert wird. AE wird aus TZE berechnet, und TE, BE wird aus minus fRESP berechnet, und IE ist die Fuzzy-Schnittmenge von AE und BE. Der momentane Blockierungsindex J wird aus der Fuzzy-Vereinigung (die größeren) der Indizes II und IE berechnet.

Jüngste Spitzenblockierung

Wenn der momentane Blockierungsindex größer als der gegenwärtige Wert des jüngsten Spitzenblockierungsindex ist, dann wird der jüngste Spitzenblockierungsindex gleich zu dem momentanen Blockierungsindex eingestellt. Ansonsten wird der jüngste Spitzenblockierungsindex gleich zu dem momentanen Blockierungsindex, der mit einer Zeitkonstanten von 10 Sekunden Tiefpass-gefiltert ist, eingestellt. Eine elektrisch Analogie zu der Berechnung ist in Fig. 9 gezeigt.

Zeitkonstante für Leck-Leitfähigkeitsberechnungen

Wenn die Leitfähigkeit des Lecks sich plötzlich ändert, dann wird die berechnete Leitfähigkeit zu Anfang nicht richtig sein und wird sich allmählich dem richtigen Wert bei einer Rate annähern, die gering sein wird, wenn die Zeitkonstante des Tiefpassfilters lang ist, und schnell, wenn die Zeitkonstante kurz ist. Wenn im Gegensatz dazu die Impedanz des Lecks stetig ist (in einem Beharrungszustand), dann gilt, dass je länger die Zeitkonstante ist, desto genauer ist die Berechnung des momentanen Lecks. Deshalb ist es wünschenswert, die Zeitkonstante bis zu dem Ausmaß zu verlängern, dass das Leck stationär ist, die Zeitkonstante auf das Ausmaß zu verringern, um das das Leck sich plötzlich geändert hat, und zwischenzeitlich längere oder kürzere Zeitkonstanten zu verwenden, wenn zwischenzeitlich der Fall vorhanden ist, dass das Leck stationär bzw. stetig ist.
Wenn ein großer und plötzlicher Anstieg in der Leitfähigkeit des Lecks vorhanden ist, dann wird die berechnete Atmungs-Luftströmung nicht korrekt sein. Insbesondere während einer auftretenden Einatmung wird die berechnete Atmungs-Luftströmung für eine Zeit stark positiv sein, die im Vergleich mit der erwarteten Dauer einer normalen Einatmung groß ist. Wenn im Gegensatz dazu eine plötzliche Änderung in der Leitfähigkeit des Lecks auftritt, dann wird während einer auftretenden Ausatmung die berechnete Atmungs-Luftströmung für eine Zeit stark negativ sein, die im Vergleich mit einer normalen Ausatmung groß ist.
Deshalb wird die Zeitkonstante für die Berechnung der Leitfähigkeit des Lecks in Abhängigkeit von JPEAK eingestellt, was ein Maß des Fuzzy-Ausmaßes ist, um das sich das Leck kürzlich plötzlich geändert hat, wie in Fig. 10 gezeigt.
Im Betrieb wird für den Fall, dass kürzlich eine plötzliche und große Änderung in dem Leck gewesen ist, JPEAK groß sein und die Zeitkonstante für die Berechnung der Leitfähigkeit des Lecks wird klein sein, wobei ein schnelles Konvergenzverhalten auf den neuen Wert der Leck-Leitfähigkeit ermöglicht wird. Wenn im Gegensatz dazu das Leck für eine lange Zeit stationär bzw. stetig ist, wird JPEAK klein sein, und die Zeitkonstante für eine Berechnung der Leck-Leitfähigkeit wird groß sein, wodurch eine genaue Berechnung der momentanen Atmungs-Luftströmung ermöglicht wird. In dem Spektrum von zwischenzeitlichen Situationen, bei denen die berechnete momentane Atmungs-Luftströmung größer und über längere Perioden ist, wird JPEAK progressiv größer, und die Zeitkonstante für die Berechnung des Lecks wird progressiv verkleinert. In einem zeitlichen Moment, bei dem es unsicher ist, ob das Leck in der Tat konstant ist und die Person lediglich mit einem großen Seufzer begonnen hat oder ob in der Tat ein plötzlicher Anstieg in dem Leck gewesen ist, wird der Index z. B. einen mittleren Wert aufweisen, und die Zeitkonstante für eine Berechnung der Impedanz des Lecks wird ebenfalls einen Zwischenwert aufweisen. Der Vorteil ist, dass irgendein korrigierender Vorgang sehr früh auftreten wird, aber ohne einen momentanen Gesamtverlust der Kenntnis über die Impedanz des Lecks.

Momentane Phase in einem Atmungs-Zyklus

Die gegenwärtige Phase Φ läuft von Null für einen Start einer Einatmung bis 0,5 für einen Start einer Ausatmung bis 1,0 für eine Endausatmung = Start einer nächsten Einatmung. Neun getrennte Merkmale (Spitzen, Null, Nulldurchgänge, Plateaus und irgendwelche Zwischenpunkte) werden auf der Wellenform identifiziert, wie in Fig. 11 gezeigt.

Berechnung der normalisierten Atmungs-Luftströmung

Die gefilterte Atmungs-Luftströmung wird in Bezug auf die vom Benutzer spezifizierte Zielbeatmung wie erfolgt normalisiert:
Standard Luftströmung = Ziel-Ventilation/7,5 L/min
f' = gefilterte Atmungs-Luftströmung/Standardluftströmung
Als Nächstes wird die Fuzzy-Zugehörigkeit in den Fuzzy-Sätzen groß negativ, klein negativ, Null, klein positiv und groß positiv, die die normale Luftströmung beschreiben, unter Verwendung der Zugehörigkeitsfunktionen, die in Fig. 12 gezeigt sind, berechnet. Wenn z. B. die normalisierte Luftströmung 0,25 ist, dann ist die Luftströmung auf das Ausmaß 0,0 groß negativ, auf das Ausmaß 0,0 klein negativ, auf das Ausmaß 0,5 Null, auf das Ausmaß 0,5 klein positiv und auf das Ausmaß 0,00 groß positiv.

Berechnung der normalisierten Änderungsrate der Luftströmung

Die Änderungsrate der gefilterten Atmungs-Luftströmung wird berechnet und auf eine Zielbeatmung vom 7,5 L/min bei 15 Atemzügen/min wie folgt normalisiert:
Standard df/dt = Standardluftströmung·Zielfrequenz/15
Berechnen von d(gefilterte Luftströmung)/dt
Tiefpassfilter mit einer Zeitkonstanten von 8/50 Sekunden
Normalisieren durch Teilen durch einen Standard df/dt
Nun wird die Zugehörigkeit der normalisierten df/dt in den Fuzzy-Sätzen fallend, stetig und ansteigend, deren Zugehörigkeitsfunktionen in Fig. 13 gezeigt sind, ausgewertet.

Berechnung einer Beatmung, einer normalisierten Beatmung und einer Hypopnea

Beatmung = abs(Atmungs-Luftströmung), Tiefpass-gefiltert mit einer Zeitkonstanten von STD TTOT.
Normalisierte Beatmung = Beatmung/Standard-Luftströmung
Hypnopnea (flache und schnelle Atmung) ist das Fuzzy-Ausmaß, auf das die normalisierte Beatmung Null ist. Die Zugehörigkeitsfunktion für Hypopnea ist in Fig. 14 gezeigt.

Berechnung der jüngsten Beatmung, der normalisierten jüngsten Beatmung und der Hyperpnea (Hyperpnoe)

Jüngste Beatmung wird ebenfalls Tiefpass-gefiltert abs(Atmungs-Luftströmung), aber gefiltert mit einer einstellbaren Zeitkonstanten, die aus Servoverstärkung (spezifiziert von dem Benutzer), wie in Fig. 15 gezeigt, berechnet wird. Wenn z. B. die Servoverstärkung auf den maximalen Wert von 0,3 eingestellt wird, dann ist die Zeitkonstante Null und Jüngste Beatmung gleich der momentanen oder augenblicklichen abs(Atmungs-Luftströmung). Wenn im Gegensatz dazu Servoverstärkung Null ist, dann ist die Zeitkonstante zweimal STD TTOT, die erwartete Länge eines typischen Atemzugs.
Ziel-Absolutluftströmung = 2·Ziel-Beatmung
Normalisierte jüngste Beatmung = jüngste Beatmung/Ziel-Absolutluftströmung
Hyperpnea ist das Fuzzy-Ausmaß, auf das die jüngste Beatmung groß ist. Die Zugehörigkeitsfunktion für Hyperpnea (Hyperpnoe; vermehrte Atmung) ist in Fig. 16 gezeigt.

Großes Leck

Das Fuzzy-Ausmaß, für das ein Großes Leck vorhanden ist, wird aus der Zugehörigkeitsfunktion, die in Fig. 17 gezeigt ist, berechnet.

Zusätzliche Fuzzy-Sätze betreffend die Fuzzy-"Triggerung"

Eine Zugehörigkeit in Fuzry-Sätzen Schalten negativ und Schalten positiv werden aus der normalisierten Atmungs-Luftströmung unter Verwendung der Zugehörigkeitsfunktionen, die in Fig. 18 gezeigt sind, berechnet, und eine Zugehörigkeit in Fuzzy-Sätzen insp_Phase und exp_Phase werden aus der gegenwärtigen Phase f unter Verwendung der Zugehörigkeitsfunktionen, die in Fig. 19 gezeigt sind, berechnet.

Fuzzy-Inferenzregeln für eine Phase

Die Prozedur W(y) berechnet die Fläche eines gleichschenkligen Dreiecks einer Einheitshöhe und einer Einheitsbasis, abgeschnitten auf einer Höhe y, wie in Fig. 20 gezeigt. In den Berechnungen, die folgen, sei darauf hingewiesen, dass eine Fuzzy-Schnittmenge a UND b die kleinere von a und b ist, eine Fuzzy-Vereinigung a ODER b die größere von a und b ist und eine Fuzzy-Negation NICHT a 1-a ist.
Die erste Fuzzy-Regel zeigt an, dass bei Abwesenheit von irgendwelcher anderen Information die Phase bei einer Standardrate ansteigen soll. Diese Regel ist ohne Bedingungen wahr und weist eine sehr starke Gewichtung auf, insbesondere dann, wenn ein großes Leck vorhanden ist oder wenn kürzlich eine plötzliche Änderung in dem Leck stattgefunden hat oder wenn eine Hypopnea vorhanden ist.
WSTANDARD = 8 + 16 * JPEAK + 16 * Hypopnea + 16 * Großes Leck
Der nächste Stapel von Fuzzy-Regeln entspricht der Erfassung von verschiedenen Merkmalen einer typischen Strömungs-über-Zeit-Kurve. Diese Regeln weisen alle eine Einheits-Gewichtung auf und sind auf die Fuzzy-Zugehörigkeiten in den angezeigen Sätzen konditional.
WEARLY INSP = W(Anstieg und klein positiv)
WPEAK INSP = W(groß positiv UND stetig UND NICHT jüngste Spitzenblockierung)
WLATE INSP = W(Abfall UND klein positiv)
WEARLY EXP = W(Abfall UND klein negativ)
WPEAK EXP = W(groß negativ UND stetig)
WLATE EXP = W(Anstieg UND klein negativ)
Die nächste Regel zeigt an, dass eine gültige Ausatmungspause (im Gegensatz zu einer Apnea (Atemstillstand)) ist, wenn eine jüngste Hyperpnea vorhanden gewesen ist und das Leck sich jüngst nicht geändert hat:
WPAUSE = (Hyperpnea UND NICHT JPEAK)·W(stetig UND Null)
Es sei darauf hingewiesen, dass die Zeitkonstante für Hyperpnea kürzer wird, wenn Servo- Verstärkung ansteigt, die zugelassene Länge der Ausatmungspause immer kürzer wird, wenn die Servo- Verstärkung zunimmt und Null bei der maximalen Servo-Verstärkung wird. Der Gedanke dahinter ist, dass (i) eine hohe Servoverstärkung plus lange Pausen beim Atmen zu einem "Nacheilen" des Servocontrollers führen werden, und (ii) im Allgemeinen eine hohe Servo-Verstärkung verwendet wird, wenn die Chemorezeptor-Antworten der Personen sehr brüchig sind und eine Unterdrückung von langen Apneas oder Hypopneas dazu beitragen werden, die eigene interne Servo-Steuerung der Person von einem Nacheilen abzuhalten, wodurch ein Beitrag dazu geleistet wird, eine Cheyne-Stokes-Atmung zu verhindern.
Schließlich gibt es zwei Phasen-Umschaltregeln. Während einer regelmäßigen ruhigen Atmung bei grob der erwarteten Rate sollten diese Regeln nicht stark aktivieren, aber sie sind vorhanden, um eine unregelmäßige Atmung oder eine Atmung bei ungewöhnlichen Raten zu behandeln. Sie weisen sehr starke Gewichtungen auf.
WTRIG INSP = 32 W(Ausatmungsphase UND Schalten positiv)
WTRIG EXP = 32 W(Einatmungsphase UND Schalten negativ)

De-Fuzzifizierung

Für jede der zehn obigen Fuzzy-Regeln werden Phasenwinkel fN, wie in der Tabelle ZZZ gezeigt, angebracht. Es sei darauf hingewiesen, dass φN in Umdrehungen, nicht in Radianten sind. Nun werden die zehn Massen W(N), die vorangehend bei den geeigneten Phasenwinkeln φN berechnet wurden, um den Einheitskreis herum angeordnet und der Schwerpunkt davon genommen.
wobei k = STD TI/STD TE ist.
Es sei darauf hingewiesen, dass dann, wenn der Benutzer einen sehr kurzen Tastverhältnis-Zyklus eingegeben hat, k klein sein wird. Zum Beispiel ist ein normaler Tastverhältniszyklus 40%, was k = 40/60 = 0,67 ergibt. Somit wird die Ausatmungsspitze mit einem Phasenwinkel von 0,5 + 02·0,67 = 0,63, entsprechend 26% des Abschnitts in die Ausatmungszeit hinein, assoziiert, und die Ausatmungspause würde bei 0,5 + 0,5·0,67 = 0,83, entsprechend 67% des Abschnitts in die Ausatmungszeit hinein, starten. Wenn im Gegensatz dazu der Tastverhältniszyklus auf 20% in einem Patienten mit einer schwerwiegenden behindernden Lungenkrankheit eingestellt würde, würden die Merkmale 6 bis 10 in eine frühe Ausatmung verschoben oder komprimiert werden, wobei eine geeignet längere Ausatmungspause erzeugt wird.
Die neue Abschätzung der Phase ist der Schwerpunkt in Poloarkoordinaten der obigen zehn Regeln:
Die Änderung in der Phase dφ von der gegenwärtigen Phase φ zu dem Schwerpunkt wird in Polarkoordinaten berechnet. Wenn somit der Schwerpunkt 0,01 ist und die gegenwärtige Phase 0,99 ist, ist die Änderung in der Phase dφ = 0,02. Wenn im Gegensatz dazu der Schwerpunkt 0,99 ist und die gegenwärtige Phase 0,01 ist, dann ist dφ = -0,02. Die neue Phase wird dann an dem Schwerpunkt eingestellt.
φ = Schwerpunkt
Dies beendet die Berechnung der momentanen Phase in dem Atmungszyklus φ.

Abgeschätzte mittlere Dauer einer Einatmung, Ausatmung, Zykluszeit und Atmungsrate

Wenn die gegenwärtige Phase einatmend ist (φ < 0,5), dann wird die abgeschätzte Einatmungsdauer TI aktualisiert:
LP(dφI) = Tiefpass-gefiltertes dφ mit einer Zeitkonstanten von 4*STD TTOT
Klippen von LP(dφI) auf den Bereich (0,5/STD TI)/2 bis 4(0,5/STD TI
TI = 0,5/geklipptes LP(dφI)
Wenn im Gegensatz dazu die gegenwärtige Phase Ausatmen ist (φ > = 0,5), dann wird die abgeschätzte Ausatmungsdauer TE aktualisiert:
LP(dφE) = Tiefpass-gefiltertes dφ mit einer Zeitkonstante von 4**STD TTOT
Klippen von LP(dφE) auf den Bereich (0,5/STD TF)/2 bis 4(0,5/STD TE)
TE = 0,5 /geklipptes LP(dφE)
Der Zweck des Klippvorgangs ist zunächst eine Teilung durch Null zu verhindern, und auch so, dass die berechneten TI und TE niemals größer als einen Faktor von 4 kürzer oder einen Faktor von 2 länger als erwartet sind.
Schließlich sind die beobachtete mittlere Dauer einer Atmung TTOT und einer Atmungsrate RR:
TTOT = TI + TE
RR = 60/TTOT

Widerstandsbehaftetes Entladen

Das widerstandsbehaftete Entladen ist der Druckabfall über den oberen und unteren Luftwegen des Patienten, berechnet aus der Atmungs-Luftströmung und den Widerstandswerten, die in dem SRAM gespeichert sind.
f = Atmungs-Luftströmung abgeschnitten auf +/-2L/sec.
Widerstandsbehaftetes Entladen = Luftwegwiderstand·f + oberer Luftwegwiderstand·f²· sign(/)

Momentane elastische Unterstützung

Der Zweck der momentanen (augenblicklichen) elastischen Unterstützung besteht darin, einen Druck bereitzustellen, der irgendeinen oder den gesamten elastischen Entleerungsdruck, der von der Federfähigkeit der Lungen und der Brustwand zugeführt wird (momentaner elastischer Druck) ausgleicht, plus eine zusätzliche Komponente, die für eine Servo-Steuerung der winzigen Beatmung benötigt wird, um wenigstens eine durchschnittliche voreingestellte Ziel-Beatmung zu übersteigen. Zusätzlich wird ein minimaler Ausschlag, der immer vorhanden ist, zu dem Gesamtwert hinzugefügt. Der benutzerspezifizierte Parameter Elastizität wird auf beispielsweise 50 bis 75% der bekannten oder abgeschätzten Elastizität der Lunge und der Brustwand des Patienten voreingestellt. Die verschiedenen Komponenten werden wie folgt berechnet:

Momentane Unterstützung auf Grundlage eines minimalen Druckausschlags, der von einem Doktor eingestellt wird:

Momentane minimale Unterstützung = minimaler Ausschlag·Π(φ)

Elastische Unterstützung, die benötigt wird, um eine Servo-Steuerung für eine Beatmung gleich zu einem Zielwert oder diesen übersteigend auszuführen.

Die Größe Servo-Ausschlag ist die zusätzliche Druck-Modulationsamplitude, die für eine Servo- Steuerung der winzigen Beatmung auf wenigstens gleich zu einer voreingestellten Zielbeatmung im Durchschnitt auszuführen.
Die Minuten-Beatmung wird als die Gesamtanzahl von Litern, die pro Minute eingeatmet oder ausgeatmet werden, definiert. Jedoch kann man für eine gesamte Minute oder sogar mehrere Sekunden warten, um diese zu berechnen, weil der Wunsch besteht, Apneas oder Hypopneas zu verhindern, die sogar einige wenige Sekunden andauern, und ein PI-Controller auf Grundlage einer durchschnittlichen Beatmung über einige wenige Sekunden würde entweder träge oder instabil sein.
Die Menge, die tatsächlich einer Servo-Steuerung unterworfen wird, ist die Hälfte des Absolutwerts der momentanen Atmungs-Luftströmung. Ein einfacher geklippter integraler Controller (Steuereinrichtung) mit keinerlei Dämpfung arbeitet sehr zufriedenstellend. Die Verstärkung des Controllers und der maximale Ausgang läuft über die ersten wenigen Sekunden nach Aufsetzen der Maske auf einer Rampe hoch.
Wenn ein plötzlicher Anstieg in dem Mundleck vorhanden wäre, würde eine Luftströmung für eine lange Zeit nicht Null sein. Ein Seiteneffekt ist, dass die Beatmung als weit über dem Ziel hinaus falsch gemessen werden wird, und der Betrag der Servo-Unterstützung falsch auf Null reduziert werden würde. Um dies zu verhindern, wird zu dem Ausmaß, auf das der jüngste Fuzzy-Spitzenblockierungsindex groß ist, der Grad einer Servo-Unterstützung auf seinem jüngsten Durchschnittswert vor der Blockierung gehalten.
Der Algorithmus zum Berechnen des Servo-Ausschlags (servo-swing) ist wie folgt:
Fehler = Zielbeatmung - abs(Atmungs-Luftströmung)/2
Servoausschlag = S Fehler·Servo-Verstärkung·Abtastintervall
Klippen des Servoausschlags auf einen Bereich 0 bis 20 cmH&sub2;O·Hereinführung Setzen des jüngsten Servoausschlags = Servoausschlag Tiefpass-gefiltert mit einer Zeitkonstanten von 25 Sec.
Klippen des Servoausschlags, um wenigstens JPEAK·jüngster Servoausschlag zu sein
Die momentane Servo-Unterstützung wird durch Multiplizieren des Servoausschlags mit der voranstehend berechneten Druckwellenformschablone berechnet:
Momentane Servo-Unterstützung = Servoausschlag·Π(φ)

Berechnen des momentanen elastischen Drucks

Der momentane Druck, der zum Entladen der elastischen Kraft einer Einatmung gegen die vom Benutzer spezifizierte Elastizität benötigt wird, ist die spezifizierte Elastizität mal dem momentanen eingeatmeten Volumen. Unglücklicherweise funktioniert die Berechnung des momentan eingeatmeten Volumens einfach durch Integrieren der Atmungs-Luftströmung über der Zeit in der Praxis wegen drei Gründen nicht: Zunächst verursachen Lecks ein explosives Weglaufen der Integration. Zweitens wird der Integrator beim Start jeder Einatmung zurückgesetzt, und es ist schwierig, diesen Punkt zuverlässig zu erfassen. Drittens und am schwerwiegendsten wird nichts passieren, wenn der Patient keinerlei Anstrengungen durchführt.
Deshalb werden vier getrennte Abschätzungen durchgeführt und ein gewichteter Mittelwert genommen.

Abschätzung 1: Exakte momentane elastische Gegenwirkung berechnet aus einem momentanen Tidenvolumen, mit einer Korrektur für eine plötzliche Änderung in einem Leck

Die erste Abschätzung ist die momentane elastische Gegenwirkung einer spezifizierten Elastizität bei dem abgeschätzten momentanen eingeatmeten Volumen, berechnet durch Multiplizieren der spezifizierten Elastizität mit dem Integral einer gewichteten Atmungs-Luflströmung über der Zeit, rurückgesetzt auf Null, wenn die Atmungs-Phase eine Ausatmung ist. Die Atmungs-Luftströmung wird durch die Fuzzy-Negation des jüngsten Spitzenblockierindex JPEAK gewichtet, um ein explosives Weglaufen des Integrals während kurzer Perioden eines plötzlichen Anstiegs in dem Leck teilweise auszugleichen, bevor der Leckdetektor Zeit hatte, sich auf das sich ändernde Leck einzustellen. Für den Fall, dass das Leck sehr stetig ist, wird JPEAK Null sein, die Gewichtung wird Eins sein und das eingeatmete Volumen wird normal und richtig berechnet werden. Für den Fall, dass das Leck plötzlich ansteigt, wird JPEAK schnell ansteigen, die Gewichtung wird abnehmen, und obwohl typischerweise das berechnete eingeatmete Volumen unrichtig sein wird, wird die Überschätzung des eingeatmeten Volumens ausgeglichen werden. Berechnungen sind wie folgt:
Momentanes Volumen = Integral der Atmungs-Luftströmung·(1 - JPEAK) dt
wenn die Phase eine Ausatmung ist (0,5 < φ < 1,0 Umdrehungen)
Zurücksetzen des integrals auf Null.
Abschätzung 1 = momentanes Volumen·Elastizität

Abschätzung 2: Auf Grundlage einer Annahme, dass das Tidenvolumen dem Zieltidenvolumen gleicht

Der Größenstandard-Ausschlag ist die zusätzliche Druckmodulationsamplitude, die die spezifizierte Elastizität für einen Atemzug eines voreingestellten Zieletidenvolumens entladen würde.
Zieltidenvolumen = Zielbeatmung/Zielfreguenz
Standardausschlag = Elastizität·Zieltidenvolumen
Abschätzung 2 = Standardausschlag·Π(φ)

Abschätzung 3: Auf Grundlage der Annahme, dass das Tidenvolumen dem Zieltidenvolumen geteilt durch die beobachtete gemittelte Atmungsrate RR, die vorangehend berechnet wurde, gleicht

Abschätzung 3 = Elastizität * Zielbeatmung /RR * Π(φ)

Abschätzung 4: Auf Grundlage der Annahme, dass dieser Atemzug vergangenen Atemzügen sehr gleicht

Die momentane Unterstützung auf Grundlage der Annahme, dass die elastische Kraft für diesen Atemzug ähnlich wie diejenige für vorangehende Atemzüge ist, wird wie folgt berechnet:
LP Elastische Unterstützung = momentane elastische Unterstützung
Tiefpass-gefiltert mit einer Zeitkonstanten von 2 STD TTOT
Abschätzung 4 = LP Elastische Unterstützung·Π(φ)/PBAR
Der obige Algorithmus arbeitet richtig, selbst wenn Π(φ) dynamisch im Durchlauf von dem Benutzer geändert wird, von quadratisch auf einen glatten oder umgekehrt. Wenn z. B. eine 8-cmH&sub2;O- Quadratwelle (ΠBAR = 1) den Patienten adäquat unterstützt, dann würde eine Sägezahnwelle (ΠBAR = 0,5) einen 16-cmH&sub2;O-Ausschlag benötigen, um die gleiche durchschnittliche Unterstützung zu erzeugen.

Beste Abschätzung des momentanen elastischen Gegenwirkungsdrucks

Als nächstes wird der Druck berechnet, der benötigt wird, um eine beste Abschätzung des tatsächlichen elastischen Gegenwirkungsdrucks auf Grundlage eines gewichteten Durchschnittswerts der obigen zu entladen. Wenn Π(φ) auf die glatteste Einstellung eingestellt wird, dann basiert die Abschätzung gleichermaßen auf sämtlichen obigen Abschätzungen der momentanen elastischen Gegenwirkung. Wenn Π(φ) eine Quadratwelle ist, dann basiert die Abschätzung auf sämtlichen obigen Abschätzungen mit Ausnahme der Abschätzung 1, weil eine Quadratwelle maximal bei φ = 0 ist, wohingegen eine Abschätzung 1 bei φ = 0 Null ist. Dazwischenliegende Wellenformen werden dazwischenliegend behandelt. Eine Größenglattheit geht von Null für eine Quadratwelle bis 1 für eine Wellenformzeitkonstante von 0,3 oder darüber.
Gleichmäßigkeit = Wellenformzeitkonstante (0,3
Momentane Gegenwirkung = (Gleichmäßigkeit * Abschätzung 1 + Abschätzung 2 + Abschätzung 3 + Abschätzung 4) 1 (Gleichmäßigkeit + 3)
Nun werden die Abschätzungen auf Grundlage eines Minimums und eines Servoausschlags addiert und so abgeschnitten, dass sie einen maximalen Ausschlag, der von dem Benutzer gesetzt wird, nicht übersteigen. Eine Reduktion (eine allmähliche Hereinführung) wird ausgeführt, wenn die Maske gerade eben aufgesetzt worden ist.
I = momentane minimale Unterstützung + momentane Servounterstützung + momentane Gegenwirkung
Abschneiden von 1, um kleiner als eine momentane elastische Unterstützung mit einem zulässigen voreingestellten Maximum zu sein = I·Hereinführung
Dies beendet die Berechnung der momentanten elastischen Unterstützung.

Gewünschter Druck am Sensor

Gewünschter Sensordruck = epap + Schlauchdruckverlust + widerstandsbehaftetes Endladen + momentane elastische Unterstützung

Servosteuerung der Motorgeschwindigkeit

In dem abschließenden Schritt wird der gemessene Druck an dem Sensor einer Servo-Steuerung unterzogen, um gleich zu dem gewünschten Sensordruck zu sein, unter Verwendung z. B. eines geklippten pseudodifferentiellen Controllers, um den Motorstrom einzustellen. In dieser Hinsicht wird auf die Fig. 1 verwiesen.

Betriebsverhalten der Einrichtung

Die Fig. 21-27 zeigen jeweils eine tatsächliche Aufzeichnung über 60 Sekunden, die einen Aspekt der zweiten Ausführungsform anzeigt. Sämtlichen Aufzeichnungen sind von einer normalen Person genommen, die trainiert, um die benötigten Manöver auszuführen. Die berechnete Atmungs-Luftströmung, der Maskendruck und die Atmungs-Phase werden unter Verwendung der voranstehend offenbarten Algorithmen berechnet, über einen seriellen Port ausgegeben und digital aufgetragen.
In den Fig. 21-26 ist die Atmungs-Luftströmung als die dunklere Kurve gezeigt, wobei die vertikale Skala für die Strömung ± L/Sek. ist, mit einer Einatmung nach oben. Die vertikale Skala für den Druck (nicht fett gedruckte Kurve) beträgt 0,2 cmH&sub2;O.
Fig. 21 ist mit der auf 0,1 cmH&sub2;O/L/Sek/Sek eingestellten Servo-Verstärkung aufgezeichnet, die für Personen mit normalen Chemoflexen geeignet ist. Die Person atmet gut oberhalb der minimalen Beatmung und ein besonders tiefer Atemzug (Seufzer) wird am Punkt (a) vorgenommen. Wie gewöhnlich nimmt die Atmungs-Anstrengung nach dem Seufzer ab, am Punkt (c). Die Einrichtung erlaubt richtig einen kurzen zentralen Apnea (b) (Apnoe; Atemstillstand; Atemnot), wie angezeigt von der Einrichtung an dem Endausatmungsdruck während der mit (b) markierten Periode bleibend. Im Gegensatz dazu zeigt Fig. 22, das dann, wenn kein vorangehender tiefer Atemzug vorhanden ist, wenn die Anstrengung bei (a) aufhört, ein zyklisches Durchlaufen des Drucks richtig fortgesetzt wird, wodurch irgendein Hypoxia (Hypoxie; Zustand mit Sauerstoffmangel) verhindert wird. Fig. 23 wird mit einer hoch eingestellten Servo- Verstärkung aufgezeichnet, so wie dies für eine Person mit abnormal hohen Chemoreflexen geeignet sein würde, so wie dies typischerweise der Fall bei einer Cheyne-Stokes-Atmung der Fall ist. Wenn nun die Anstrengung bei Fall (a) aufhört, wird der Zyklus des Drucks fortgesetzt und ein zentrales Apnea wird nicht mehr zugelassen, trotz des vorangehenden tiefen Atmens. Dies ist vorteilhaft, um den nächsten Zyklus eines Cheyne-Stokes-Atmens zu verhindern.
Das obige richtige Verhalten wird auch von einer Zeitmoduseinrichtung aufgezeigt, ist aber sehr unterschiedlich zu derjenigen einer Bi-Pegeleinrichtung mit einem spontanen Modus oder gleichermaßen einer proportionalen Unterstützungsbeatmung, die beide ein zyklisches Durchlaufen nach sämtlichen zentralen Apneas nicht ausführen, unabhängig von der Eignung.
Fig. 24 zeigt das automatische Erhöhen eines End-Einatmungsdrucks, wenn die Person freiwillig tiefere Einatmungsanstrengungen durchführt. Das gewünschte Verfahren ist gemeinsam mit einem PAV, unterscheidet sich von demjenigen aber durch eine einfache Bi-Pegeleinrichtung, die einen konstanten Unterstützungspegel trotz einer erhöhten Patientenanforderung aufrechterhalten würde, oder zu einer Einrichtung, die zyklisch mit einem Volumen durchlaufen wird und die tatsächlich eine Unterstützung zurzeit einer ansteigenden Anforderung verkleinern würde.
Fig. 25 ist mit einer etwas quadratischeren gewählten Wellenform aufgezeichnet. Diese Figur zeigt das automatische Erhöhen einer Druckunterstützung, wenn die Person freiwillig versucht, einen Widerstand auszuüben, indem sie die Brustwand am Punkt (a) versteift. Dieses gewünschte Verhalten ist mit einem PAV und mit im Volumen zyklisch durchlaufenen Einrichtungen gemeinsam, mit der Erwartung, dass ein PAV eine Quadratbildungswellenform selektiv nicht liefern kann. Es unterscheidet sich von einer einfachen Bi-Pegeleinrichtung, die den Grad einer Unterstützung ohne ansteigende Nachfrage nicht ergänzen würden.
Fig. 26 zeigt mit dem plötzlichen Auftreten eines schwerwiegenden 1,4-L/Sec.-Lecks bei (a), dass das Flusssignal an die Basislinie (b) mit der Überspannung eines einzelnen Atemzugs zurückkehrt, und der Druck wird fortgesetzt, um richtig überall zyklisch weiterzugehen. Obwohl Einrichtungen mit einem zeitlich abgestimmten Modus ebenfalls das richtige zyklische Durchlaufen angesichts eines sich plötzlich ändernden Lecks fortsetzen können, können sie der Atmungsrate der Person, wenn erforderlich (wie in Fig. 27 gezeigt), nicht folgen. Andere bekannte Bi-Pegeleinrichtungen und ein PAV-Fehltrigger für längere oder kürzere Perioden nach dem Auftreten eines plötzlichen schwerwiegenden Lecks und ein PAV können stark extensive Drucke unter diesen Bedingungen liefern.
Fig. 27 einen tatsächlichen Verlauf über 60 Sekunden, der die Atmungs-Luftströmung (fett gedrucker Verlauf ± 1 L/Sek. volle Skala) und die Atmungs-Phase als eine kontinuierliche Variable (nicht fett gedrucker Verlauf, 0 bis 1 Umdrehung) mit einer hohen Atmungsrate in der linken Hälfte des Verlaufs und einer niedrigen Atmungsrate in der rechten Hälfte des Verlaufs zeigt. Dieser Verlauf demonstriert, dass die Erfindung die Phase als eine kontinuierliche Variable bestimmen kann.

Vorteilhafte Aspekte von Ausführungsformen der Erfindung

Verwendung der Phase als eine kontinuierliche Variable.

Im Stand der Technik wird die Phase als eine kategorische Variable mit zwei Werten genommen: Einatmung und Ausatmung. Fehler in der Erfassung des Starts einer Einatmung und Starts einer Ausatmung erzeugen kategorische Fehler bei dem zugelieferten Druck. Im Gegensatz dazu wird hier die Phase als eine kontinuierliche Variable mit Werten zwischen Null und Eins behandelt. Somit werden kategorische Fehler bei der Messung der Phase vermieden.

Einstellbare Filterfrequenz und Spielraum für eine Phasenverzögerung

Durch Verwenden einer kurzen Zeitkonstanten, wenn die Person schnell atmet, und einer langen Zeitkonstanten, wenn die Person langsam atmet, führt das Filter eine fest Phasenverzögerung ein, die immer ein kleiner Anteil eines Atmungs-Zyklus ist. Somit können nicht benötigte Phasenverzögerungen vermieden werden, aber ein kardiogenisches Artefakt kann in Personen abgewendet werden, die langsam atmen. Weil ferner eine Pause als eine kontinuierliche Variable behandelt wird, ist es möglich, die Verzögerung in dem Tiefpassfilter größtenteils auszugleichen.

Innenatmungs-Druckregulierung als eine kontinuierliche Funktion der Atmungsphase

Bei dem gesamten Stand der Technik gibt es eine eindringende diskontinuierliche Änderung im Druck, entweder am Start einer Einatmung oder beim Start einer Ausatmung. Hier ist die Druckänderung kontinuierlich und deshalb angenehmer.
Mit einer proportionalen Unterstützungsbeatmung ist der momentane Druck eine Funktion des momentanen Volumens in die Atmung hinein. Dies bedeutet, dass ein plötzliches großes Leck ein explosives Weglaufen des Drucks verursachen kann. Wenn hierbei ein momentaner Druck eine Funktion der momentanen Phase anstelle des Tidenvolumens ist, wird dies vermieden.

Zwischenatmungsdruck Regulierung als eine Funktion der durchschnittlichen Atmungsdauer

Eine durchschnittliche Atmungsdauer lässt sich einfacher bei Anwesenheit eines Lecks berechnen als bei einem Tidenvolumen. Durch Ausnutzen des Vorteils einer Korrelation zwischen einer durchschnittlichen Einatmungsdauer und einem durchschnittlichen Tidenvolumen ist es möglich, die Amplitude einer Modulation einzustellen, um dem durchschnittlichen Tidenvolumen angepasst zu sein.

Die Bereitstellung einer Druckkomponente zum Entladen eines turbulenten Widerstands des oberen Luftwegs und eine Vermeidung von kardiogenischen Druckinstabilitäten.

Obwohl Younes die Verwendung einer Komponente mit einem Druck proportional zu dem Quadrat der Atmungs-Luftströmung zum Entladen des Widerstands einer externen Vorrichtung beschreibt, ist der Widerstand der externen Vorrichtung in Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung typischerweise vernachlässigbar. Im Gegensatz dazu beschreiben Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung zwei Verwendungen für eine derartige Komponente proportional zu dem Quadrat der Atmungs- Luftströmung, die von Younes nicht vorhergesehen wurden. Zunächst weisen schlafende Personen und Personen mit einer verstopften Nase einen großen Widerstand proportional zu dem Quadrat der Luftströmung auf und eine Druckkomponente proportional zu dem Quadrat der Luftströmung kann verwendet werden, um den anatomischen Widerstand des oberen Luftwegs zu entladen. Zweitens erzeugen kleine Nicht-Atmungs-Luftströmungskomponenten als Folge eines Herzschlags oder eines anderen Artefakts, wenn sie quadriert sind, eine vernachlässigbare Druckmodulation, sodass die Verwendung einer derartigen Komponente zu einer relativen Immunität gegenüber einer derartigen Nicht-Atmungs- Luftströmung führt.

Sanfter Übergang zwischen einer spontanen und einer gesteuerten Atmung

Es gibt einen gleichmäßigen nahtlosen Übergang von einer flexible Verfolgung des Atmungsmusters der Person während einer spontanen Atmung weit über der Zielbeatmung, um die Dauer, die Tiefe und die Phase der Atmung vollständig zu steuern, wenn die Person keinerlei Anstrengungen durchführt, und zwar über eine Übergangsperiode, bei der die Person progressiv kleinere Änderungen zu der Zeit und Tiefe der Atmung ausführen kann. Ein sanfter Übergang vermeidet Kategorierungsfehler, wenn eine Beatmung in der Nähe, aber nicht auf dem gewünschten Schwellwert ist. Der Vorteil besteht darin, dass der Übergang von einer spontanen zu einer gesteuerten Beatmung für die Person unverdeckt auftritt. Dies kann besonders wichtig bei einer Person sein, die versucht, einzuschlafen. Ein ähnlicher sanfter Übergang kann in der umgekehrten Richtung auftreten, wenn eine Person aufwacht und spontane Atmungsanstrengungen wieder aufnimmt.

Claims

1. Verfahren zum Berechnen der Phase eines Patienten-Atmungszyklus als eine kontinuierliche Variable, mit den Schritten:

Berechnen eines Maßes einer augenblicklichen Atmungsluftströmung,

Berechnen eines Maßes der Rate einer Änderung der augenblicklichen Atmungsluftströmung,

Berechnen des Grades einer Zugehörigkeit zu jeder einer Vielzahl von Fuzzy-Größen und einer Fuzzy-Rate von Änderungssätzen aus der berechneten Atmungsluftströmung und der berechneten Rate einer Änderung der Atmungsluftströmung,

Verwenden einer Vielzahl von Fuzzy-Inferenzregeln, um den Grad einer Zugehörigkeit zu jeder einer Vielzahl von Fuzzy-Phasensätzen aus zumindest der Fuzzy-Größe und der Fuzzy-Rate von Änderungssätzen zu berechnen, und

Berechnen, in einem Defuzzification-Schritt, der augenblicklichen Phase aus den berechneten Graden einer Zugehörigkeit zu der Vielzahl von Fuzzy-Phasensätzen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem in Übereinstimmung mit einer der Fuzzy-Inferenzregeln die Phase berechnet wird, bei einer festen Rate gleich der erwarteten Patienten-Atmungsrate zunehmend zu sein.

3. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem in Übereinstimmung mit einer der Fuzzy-Inferenzregeln die Phase berechnet wird, bei einer Rate gleich der beobachteten mittleren Patienten-Atmungsrate zunehmend zu sein.

4. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem zumindest eine der Fuzzy-Inferenzregeln eine Funktion einer normalisierten augenblicklichen Atmungsluftströmung ist.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die normalisierte augenblickliche Atmungsluftströmung durch ein Teilen des Maßes der augenblicklichen Atmungsluftströmung durch den tiefpassgefilterten augenblicklichen Patienten-Luftwechsel berechnet wird.

6. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die normalisierte augenblickliche Atmungsluftströmung durch ein Teilen des Maßes der augenblicklichen Atmungsluftströmung durch eine Standard-Luftströmung berechnet wird.

7. Verfahren nach Anspruch 6, in welchem die Standard-Luftströmung aus einem Ziel-Luftwechsel berechnet wird.

8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Maß der Rate einer Änderung der augenblicklichen Atmungsluftströmung normalisiert wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, in welchem das normalisierte Maß der Rate einer Änderung der augenblicklichen Atmungsluftströmung aus zumindest entweder einem Ziel-Minutenluftwechsel oder einer Ziel-Atmungsfrequenz berechnet wird.

10. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem eine der Fuzzy-Inferenzregeln darin besteht, dass, wenn das berechnete Maß einer Atmungsluftströmung null ist und schnell zunimmt, dann die Phase an dem Beginn einer Einatmung ist.

11. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem eine der Fuzzy-Inferenzregeln darin besteht, dass, wenn das berechnete Maß einer Atmungsluftströmung groß und stetig ist, dann die Phase eine Mitten-Einatmung ist.

12. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem eine der Fuzzy-Inferenzregeln darin besteht, dass, wenn das berechnete Maß einer Atmungsluftströmung null ist und schnell abfällt, dann die Phase eine End- Einatmung ist.

13. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine der Fuzzy-Logikinferenzregeln darin besteht, dass, wenn das berechnete Maß einer Atmungsluftströmung stark ausatmend und stetig ist, dann die Phase die Spitzen-Ausatmung ist.

14. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem eine der Fuzzy-Inferenzregeln darin besteht, dass, wenn das berechnete Maß einer Atmungsluftströmung null und stetig ist, dann die Phase eine Spät-Ausatmung ist.

15. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem das berechnete Maß einer Atmungsluftströmung bezüglich eines Lecks korrigiert wird.

16. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem zumindest zwei der Fuzzy-Inferenzregeln gekennzeichnet sind durch:

Konstruieren einer prototypischen erwarteten Strömungs-über-Zeit-Wellenform f(t),

Identifizieren von N Merkmalen Fi, i = 1 bis N, der Strömungs-über-Zeit-Wellenform f(t),

Bestimmen, für jedes Merkmal Fi, der Phase φi in dem Atmungszyklus, der charakteristisch für das Merkmal ist,

Definieren, für jedes Merkmal Fi, eines Fuzzy-Satzes Mi, dessen Zugehörigkeitsfunktion eine Funktion einer Atmungsluftströmung ist, und eines Fuzzy-Satzes Ci, dessen Zugehörigkeitsfunktion eine Funktion eines Maßes der Rate einer Änderung der augenblicklichen Atmungsluftströmung ist, derart gewählt, dass die Fuzzy-Schnittmenge Mi UND Ci größer für Punkte auf der prototypischen erwarteten Wellenform ist, deren Phasen charakteristisch für das Merkmal Fi sind, als für Punkte enger an sämtlichen der anderen identifizierten Merkmale, und Einstellen der Fuzzy-Inferenzregel Ri für das identifizierte Merkmal Fi so, dass, wenn eine Strömung Mi ist UND eine Rate einer Änderung der Strömung Ci ist, dann die Phase = Φi.

17. Verfahren nach Anspruch 16, wobei die identifizierten Merkmale Nulldurchgänge, Spitzenwerte, Wendepunkte oder Plateaus der prototypischen erwarteten Strömungs-über-Zeit-Wellenform einschließen.

18. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem das Maß einer augenblicklichen Atmungsluftströmung tiefpassgefiltert wird.

19. Verfahren nach Anspruch 18, in welchem die Zeitkonstante der Tiefpassfilterung eine zunehmende Funktion einer Schätzung der Länge des Atmungszyklus ist.

20. Verfahren nach Anspruch 18 oder 19, in welchem eine Korrektur für jedwede Phasenverzögerung ausgeführt wird, die bei dem Tiefpassfiltern der Atmungsluftströmung eingeführt wird.

21. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem die berechnete augenblickliche Phase weiter durch eine Differentiation, um die Rate einer Änderung der Phase zu ergeben, und eine Tiefpassfilterung, um die durchschnittliche Atmungsrate zu ergeben, verarbeitet wird.

22. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem die Fuzzy-Inferenzregeln Gewichtungen aufweisen, welche mit ihren jeweiligen vorhergesehenen Zuverlässigkeiten beim Vorhersagen der augenblicklichen Phase zunehmen.

23. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine erste Regel darin besteht, dass die Rate einer Änderung der Phase gleich der erwarteten Patienten-Atmungsrate ist, und andere Regeln auf der Phase basiert sind, die eine Funktion der augenblicklichen Atmungsluftströmung ist, und die Gewichtung der ersten Regel relativ zu den anderen Regeln in dem Fall eines großen Lecks erhöht wird.

24. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine erste Regel darin besteht, dass die Rate einer Änderung einer Phase gleich der erwarteten Patienten-Atmungsrate ist, und die anderen Regeln auf der Phase basiert sind, die eine Funktion der augenblicklichen Atmungsluftströmung ist, und die Gewichtung der ersten Regel relativ zu den anderen Regeln in dem Fall eines sich schnell ändernden Lecks erhöht wird.

25. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine erste Regel darin besteht, dass die Rate einer Änderung der Phase gleich der erwarteten Patienten-Atmungsrate ist, und andere Regeln auf der Phase basiert sind, die eine Funktion der augenblicklichen Atmungsluftströmung ist, und die Gewichtung der ersten Regel relativ zu den anderen Regeln in dem Fall erhöht wird, wo der Patient weniger als einen spezifizierten Ziel-Luftwechsel atmet.

26. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine Regel darin besteht, dass, wenn eine Strömung null und stetig ist, dann die Phase eine Spät-Ausatmung ist und die Gewichtung der Regel relativ zu den anderen Regeln verringert wird, wenn der Patient weniger als einen spezifizierten Ziel- Luftwechsel atmet.

27. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine Regel darin besteht, dass, wenn eine Strömung in der Einatmungsrichtung vorliegt, und die gegenwärtige Phase in dem Ausatmungs- Halbzyklus vorliegt, dann die Phase eine Früh-Einatmung ist.

28. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine Regel darin besteht, dass, wenn eine Strömung in der Ausatmungsrichtung vorliegt, und die gegenwärtige Phase in dem Einatmungs- Halbzyklus vorliegt, dann die Phase eine Früh-Ausatmung ist.

29. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine Regel darin besteht, dass, wenn eine Strömung positiv geschaltet ist, und die gegenwärtige Phase eine exp_phase ist, dann die Phase eine Früh-Einatmung ist.

30. Verfahren nach einem voranstehenden Anspruch, in welchem eine Regel darin besteht, dass, wenn eine Strömung negativ geschaltet ist und die gegenwärtige Phase eine insp_phase ist, dann die Phase eine Früh-Ausatmung ist.