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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft
im Allgemeinen die Bestimmung des Luftwegwiderstandes und der Lungennachgiebigkeit
und insbesondere die Anwendung eines Lösungswegs für ein Kreislaufmodell zum Auffinden
des Luftwegwiderstandes und der Lungennachgiebigkeit, wobei mindestens
eine Komponente nicht linear ist.
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In einem Anästhesieverfahren ist es vorteilhaft,
den Luftwegwiderstand und die Lungennachgiebigkeit mit einer bestimmten
Gewissheit zu kennen, um die Eignung des Atmungs-Managementsystems zu
ermitteln. Obwohl einige Versuche unternommen wurden, den Luftwegwiderstand
zu bestimmen, wird dieser zumeist als linear angenommen, wobei er
es eigentlich nicht ist. Andere wiederum ziehen die Wirkungen der
Lungennachgiebigkeit nicht in Betracht. Somit ermangeln beide Systemtypen
in der genauen Bestimmung der Parameter, was in einigen Fällen zu großen Ungenauigkeiten
führt.
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Es wird nachfolgend gezeigt, dass
solche Systeme, bei denen eine lineare Widerstands-Beziehung zwischen
dem Druck und der Strömung
im Luftweg eines Patienten angenommen wird, bei intubierten Patienten
nicht richtig funktioniert. Es wird ferner davon ausgegangen, dass
derartige lineare Systeme bei direkter Anordnung in dem Luftweg
des Patienten nicht geeignet funktionieren, da ein endotracheales Röhrchen dem
natürlichen
Weg und der natürlichen Form
des Luftweges eines Patienten folgt. Der in den Ergebnissen aus
derartigen linearen Techniken zur Bestimmung des Widerstands und
der Nachgiebigkeit gefundene Fehler erhöht sich dramatisch mit Variieren
der Atmungs-Strömungsraten.
Eine Veränderung
der Strömungsraten
ist bei Anästhesieverfahren üblich und
kann durch Veränderungen
der Atmungsparameter der Tidalvolumen, der Einatmungsströmungen oder
der Frischluftzufuhr in den Atmungskreislauf verursacht werden.
Um von einer derartigen linearen Beziehung ausgehen zu können, muss
eine konstante Strömungsrate
aufrecht erhalten werden. Eine derartig unerwünschte Abhängigkeit auf dieses Erfordernis
einer konstanten Strömungsrate
kann jedoch auch Fehler gerade bei diesen veranschlagten Parametern
verursachen, weil sich die Strömungsrate
auch während
eines jeden Atmungszykluses verändert.
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Einige Systeme im Stand der Technik
erfordern das Einblasen einer Stimulationsströmung in den Atmungskreis oder
eine Einatmungspause, um den Luftwegwiderstand und die Lungennachgiebigkeit
zu berechnen. Derartige Techniken sind jedoch während eines Anästhesieverfahrens
nicht praktikabel. In der Tat kann eine Einatmungspause in keinem Atmungssystem
eingehalten werden, bei dem Frischluft aus einer anderen Gasquelle
als dem Ventilationsgerät
konstant zugeführt
wird.
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Andere bekannte Systeme verwenden
eine erzwungene hochfrequente Oszillation zur Bestimmung des Luftwegwiderstandes
und der Lungennachgiebigkeit. Das Problem bei diesem System liegt darin,
dass eine einzige gute Resonanzfrequenz nicht für alle Patienten bestimmt werden
kann. Der Versuch, die genaue Frequenz für jeden Patienten zu finden,
würde viel
Zeit in Anspruch nehmen und wäre nicht
praktikabel.
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Ein früher Versuch zur nichtlinearen
Bestimmung des Lungen-Luftwegwiderstandes ist in dem US-Patent 3,036,569
aufgezeigt. Das Auffinden von bloß einem Widerstand bei einer
Strömungsrate
liefert jedoch nicht ausreichende Daten, die für Anästhesieverfahren von Nutzen
wären.
Es wurde ferner herausgefunden, dass der Druck nicht nur eine Funktion
des Widerstandes ist, sondern ebenso eine Funktion der Nachgiebigkeit.
Ferner ist gemäß dieser Quellenangabe
eine Vorrichtung erforderlich, die Luft in die Lunge drückt, um
die Berechnung auszuführen, was
einen normalen Atmungsvorgang und eine Narkosemittelströmung beeinträchtigen
würde.
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In BELA S ET AL „Partitioning of lang tissue response
and inhomogeneous airway constriction at the airway opening" JOURNAL OF APPLIED
PHYSIOLOGY, vol. 82, no. 4, April 1997, Seiten 1349–1359, XP002087895,
ist ein Apparat aufgezeigt, um den Luftwegwiderstand und die Lungennachgiebigkeit (das
Inverse der Lungenelastanz) zu bestimmen, die einen Luftweg aufweist,
mit dem eine Kommunikation von externem Gas mit den Lungen des Patienten möglich ist,
wobei ein Gas-Strömungsraten-Sensor zur
Messung der Gasströmung
hier hindurch und zur Abgabe eines Strömungssignales an dem Luftweg befestigt
ist, mit ferner einem in dem Luftweg zur Messung eines Gasdrucks
darin und zur Erzeugung eines Drucksignals davon in dem Luftweg
angeordneten Gasdrucksensor, sowie einem an dem Gasströmungs- und
Drucksensor angeschlossenen Prozessor zur Aufnahme der Strömungs- und
Drucksignale, wobei der Prozessor zur Berechnung des Luftwegwiderstandes und
der Lungennachgiebigkeit unter Verwendung eines nicht linearen Modells
mit mindestens einer nicht linearen Komponente programmiert ist.
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Es ist daher ein System erwünscht, bei
dem eine Beeinflussung der normalen Atmung nicht auftritt, das sich
der normalen Strömung
und dem normalen Druck während
eines Anästhesieverfahrens nicht überbestimmt,
das den Druck und die Strömung bei
der Ausatmung messen kann, das auf keine Weise das Atmungsmuster
unterbricht oder beeinflusst, und das sowohl den Luftwiderstand
als auch die Lungennachgiebigkeit feststellen kann, während noch über den
nicht linearen Luftwiderstand bei einer standardisierten Strömungsrate
informiert wird.
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ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung schafft
ein System zum Bestimmen des nicht linearen Luftwegwiderstandes
und der Lungennachgiebigkeit unter Verwendung einer Kreislauf-Modell-Näherung,
mit der die oben erwähnten
Probleme überwunden
sind.
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Gemäß der Erfindung ist eine Vorrichtung
zur Bestimmung des Luftwegwiderstandes und der Lungennachgiebigkeit
einer Person unter Anwendung eines nicht linearen Kreislaufmodells
vorgesehen, wobei die Person Atmungsgase durch einen Luftweg ein-
und ausatmet, welche Vorrichtung aufweist:
einen an dem Luftweg
befestigbaren Atmungsgas-Strömungsraten-Sensor
zur Messung einer Gasströmung
hier hindurch und zur Erzeugung eines Strömungsraten-Signals davon;
einen in dem Luftweg
anordbaren Atmungsgas-Drucksensor zur Messung eines Gasdrucks darin
und zur Erzeugung eines Drucksignals davon; und
einen an dem
Gasströmungs-
und Drucksensor angeschlossenen Prozessor zum Empfangen der Strömungs- und
Drucksignale, wobei der Prozessor zur Berechnung eines durch den
Luftweg strömenden Gasvolumens
unter Einsatz eines unveränderlichen Exponenten
basierend auf den physikalischen Eigenschaften des Luftweges programmiert
ist, um einen Luftwegwiderstand und eine Lungennachgiebigkeit unter
Verwendung der Gasströmungsrate,
des Gasdrucks, des Gasvolumens und des unveränderlichen Exponenten zu berechnen.
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Der Prozessor kann ein Computer,
eine zentrale Rechnereinheit, ein Mikrokontroller oder jeder andere
Typ einer Prozessoreinheit sein.
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Das vorliegende System macht ein
Einblasen von Stimulationsgasen in den Atmungskreis oder eine Einatmungspause
zur Berechnung des Luftwegwiderstandes und der Lungennachgiebigkeit
nicht erforderlich, wie das im Stand der Technik nötig ist.
Gemäß der vorliegenden
Erfindungen werden Druck- und Gasströmungssignale von Druck-Messumwandlern erhalten,
die den relativen Luftweg-Druck und den Druck über ein laminares Strömungselement ohne
Unterbrechung oder Beeinflussung der normalen Gasströmung messen.
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Die so erhaltenen analogen Signale
werden digitalisiert und einem Prozessor zugeführt, der zur Berechnung des
nicht linearen Luftwegwiderstandes und der Lungennachgiebigkeit
gemäß einem
elektrischen Kreislaufmodell programmiert ist. Der gesamte Luftweg-Druck
entspricht der Summe des Drucks aufgrund der Strömungsrate, des Drucks aufgrund des
Volumens, einer Druckkonstanten, und dem Druck aufgrund der Strömungsveränderung,
die in den meisten Fällen
minimal ist und vernachlässigt werden
kann: Der Druck aufgrund der Strömungsrate,
oder Widerstand, wird empirisch als nicht linear bestimmt. Verschiedene
Luftwege, wie beispielsweise endotracheale Röhrchen werden analysiert und an
eine allgemeine Gleichung angepasst, um einen unveränderlichen
Exponenten zu bestimmen. An drei geeigneten Punkten entlang des
Atmungskreises werden Daten aufgenommen, um die Gleichung des Kreislaufmodells
durch allgemeine linear algebraische Techniken zu lösen. Der
Widerstand kann dann in eine standardisierte Strömungsraten-Angabe konvertiert
werden. Eine derartige Konversion ist jedoch optional, da der berechnete
Widerstand bei jeder beliebigen Strömungsrate unabhängig von
linearen Widerstandsmodellen exakt ist.
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Verschiedene andere Merkmale, Aufgaben und
Vorteile der vorliegenden Erfindung gehen aus der folgenden detaillierten
Beschreibung und den Zeichnungen hervor.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNG
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Die Zeichnungen veranschaulichen
den optimalen Lösungsweg,
der zur Umsetzung der Erfindung gegenwärtig empfohlen wird.
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In den Zeichnungen zeigt
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1 ein
Schaltbild eines erfindungsgemäßen Systems
mit Anwendung an einem Menschen;
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2 ein
schematisches Kreislaufdiagramm der Kreislauf-Modellannäherung,
wie sie in dem System von 1 umfasst
ist;
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3 einen
Graphen, bei dem die Strömung gegen
den Druck über
den Widerstand für
verschiedene Luftweg-Röhrchen
dargestellt ist;
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4 ein
zur Ausführung
des Systems von 1 verwendetes
Fliessbild.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
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1 zeigt
ein System 10, das eine Vorrichtung zur Bestimmung des
Luftwegwiderstandes und der Lungennachgiebigkeit in einem Patienten 12 umfasst.
In einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung fungiert ein endotracheales Röhrchen 14 als Luftweg
zwischen einer externen Sauerstoffquelle (nicht gezeigt), die ein
Narkosemittel-Bestandteil enthalten kann, und der Lunge 16 des
Patienten 12. Das System 10 weist einen Gas-Strömungsraten-Sensor 18 auf,
der an dem Luftweg 14 zur Messung einer Gasströmung hier
hindurch und zur Erzeugung eines Strömungssignals 20 angebracht
ist. Ein Gasdruck-Sensor 22 ist ebenso in dem Luftweg 14 angeordnet,
um einen Gasdruck darin zu messen und ein Drucksignal 24 von
dem gemessenen Gasdruck in dem Luftweg 14 zu erzeugen.
Die Strömungs-
und Drucksignale 20, 24 können durch Druck-Messumwandler
in dem Strömungssensor 18 und
dem Drucksensor 22 abgegeben werden, die jeweils den relativen
Druck über
ein laminares Strömungselement
und den relativen Luftweg-Druck messen. Die Signale 20, 24 sind
zu dem Druck und der Strömung
proportional und werden zur Eliminierung eines Rauschens und von Fehlersignalen
durch den A/D- und Signalwandler 26 gefiltert, der auch
die Analogsignale in digitale Form wandelt, um sie durch eine CPU 28 verrechnen zu
können.
Die Datenaufnahme findet für
eine diskrete Zeit statt; d.h. dass der A/D-Wandler 26 einen Datenwert
für das
entsprechende Signal über
dessen Datenaufnahme-Intervall festlegt, was nachfolgend mit der
Datenaufnahmezeit bezeichnet wird.
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Die CPU 28 ist an dem Gasströmungs-Sensor 18 und
dem Drucksensor 22 über
den A/D-Wandler 26 angeschlossen,
um die digitalisierten Strömungs-
und Drucksignale 30 zu erhalten. Die CPU 28 ist
zur Berechnung des Luftwegwiderstandes RP und der
Lungennachgiebigkeit CL unter Verwendung
eines nicht linearen Kreislaufmodells mit mindestens einer nicht
linearen Komponente programmiert, wie das nachfolgend mit Bezug
auf die 2–4 beschrieben wird. Wenn
der Luftwegwiderstand RP und die Lungennachgiebigkeit
CL bekannt sind, können entsprechende Signale 32 an
eine externe Anzeigevorrichtung 34 übertragen werden, um das Atmungs-Managementsystem
zu überwachen.
Obwohl das System 10 in 1 der
vorliegenden Erfindung in Anwendung an einen Luftweg in der Form
eines endotrachealen Röhrchens 14 gezeigt
ist, ist die vorliegende Erfindung nicht darauf beschränkt. Beispielsweise
kann dem Patienten eine Maske mit einem daran befestigten externen
Luftweg 14 verordnet sein.
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Mit Bezug auf 2 ist darin ein schematischer Schaltkreis 36 gezeigt,
der zur Verwendung der Schaltkreis-Modellnäherung zur Bestimmung des Luftwegwiderstandes
RP und der Lungennachgiebigkeit CL gemäß der vorliegenden
Erfindung veranschaulicht ist. Um den Luftwegwiderstand RP und die Lungennachgiebigkeit CL genauer
feststellen zu können,
ist die Mechanik des Atmungssystems durch ein mathematisches Modell
angenähert,
mit dem der Luftwege-Druck Paw in der Nähe des Mundes
des Patienten zur bidirektionalen Gasströmung in die und aus der Lunge
in Relation gesetzt ist. Dieses mathematische Modell ist als das
Schaltkreismodell von 2 dargestellt.
Die funktionale Beziehung wird beschrieben durch: Paw =
P0 + P1 (Volumen) + P2 (Strömung)
+ P3 (Strömungsänderungen) (1)
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Jeder der Px-Terme
auf der rechten Seite der Gleichung (1) steht für verschiedene Druckverteilungen
von dem Lungensystem an den Gesamt-Luftwegedruck Paw 38.
P0 ist eine in Bezug auf den Volumen-Offset, den End-Ausautmungsdruck,
gravitative Wirkungen, usw. bezogene Konstante und wird daher als
eine konstante Spannungsquelle 40 betrachtet. P1 ist eine
Funktion des Volumens und auf die Wirkungen der Lungennachgiebigkeit
bezogen, und wird daher näherungsweise
als Kondensator 42 dargestellt. Die Luftweg-Begrenzung
P2 ist als ein Widerstand 44 ausgeführt, wobei jedoch diese mit
Bezug auf eine Beschreibung nach 3 eine
nicht lineare Funktion der Strömung
ist. P3 steht für
das Verfahren der Brustkorb-Wand und der Gas-Trägheiteffekte, was durch einen
Induktor 46 dargestellt werden kann. Das Kreislaufmodell 36 aus 2 sowie die Gleichung 1
basieren auf dem wohl bekannten Spannungsgesetz nach Kirchhoff,
welches besagt, dass die algebraische Summe der Spannungen um einen
beliebigen geschlossenen Weg gleich Null ist: Dieses Gesetz findet
gleichermaßen
Anwendung auf die Drücke
in dem Atmungssystem.
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Während
es diskussionswürdig
ist, ob die Trägheitskomponente
P3 in dem Modell überhaupt erforderlich
ist, ist herausgefunden worden, dass sie nur bei Atmungsraten relevant
ist, die höher
als 66 Atmungen pro Minute (bpm) sind. Bei Anästhesieverfahren liegen die
Atmungsraten typischerweise bei 40 bpm oder darunter, womit die
Trägheitskomponente,
die den Druck zu Veränderungen
in den Atmungsströmungs-Raten
in Beziehung setzt, unbedeutend ist und vernachlässigt werden kann. Für andere
Zwecke erkennt der Fachmann jedoch unmittelbar, dass die Trägheitswirkungen
P3 nach Wunsch gemäß der vorliegenden
Erfindung in die Berechnungen mit einbezogen werden können.
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Bei einem Anästhesieverfahren wird die funktionale
Beziehung des Begrenzungsterms P2, dargestellt durch den Widerstand 44,
durch den Durchfluss-Widerstand in dem endotrachealen Röhrchen 14 dominiert,
siehe 1. Mit Ausnahme
einer späten
Ausatmung ist bekannt, dass die Gasströmung durch ein endotracheales
Röhrchen
turbulent ist. 3 zeigt
die Beziehung zwischen dem Druck in einem endotrachealen Röhrchen auf
der Y-Achse mit der Gasströmung
durch das Röhrchen
auf der X-Achse. Die verschiedenen Kurven zeigen, dass die Beziehung
des Drucks aufgetragen gegen die Gasströmung (Widerstand) deutlich
nicht linear ist. Jede der Kurven zeigt die Ergebnisse gemäß eines
verschieden großen
endotrachealen Röhrchens.
Die Kurve 48 zeigt die Beziehung zwischen dem Druck und
einer Strömung
für ein
2,5 mm endotracheales Röhrchen,
die Kurve 50 zeigt die Druck/Strömungs-Beziehung für ein 4,5
mm-Röhrchen,
die Kurve 52 zeigt die Beziehung für ein 5,0 mm-Röhrchen,
die Kurve 54 zeigt die Beziehung für ein 6,0 mm-Röhrchen,
und die Kurve 56 zeigt die nicht linearen Eigenschaften für ein 8,5
mm-Röhrchen.
Die in 3 dargestellten Daten
können
ebenso zum Auffinden eines allgemeinen Exponenten verwendet werden,
derart, dass jede Kurve durch eine allgemeine Gleichung angenähert wird.
Unter Verwendung herkömmlicher
Techniken kann diese Druck/Strömungs-Beziehung
durch einen Exponenten angenähert
werden, wie das in Gleichung 2 oder einer Polynom-Serie gemäß Gleichung
3 gezeigt ist. P2(F)
= K1*f(t)n (2)
P2(F) = A0 = A1*f(t) + A2*f(t)2 + ... (3)
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In einem typischen Atmungsdurchlauf
während
der Narkose bleiben die Parameter K1 und die Ax-Terme innerhalb
eines einzelnen Atmungsvorgangs konstant. Der Ausdruck f(t) steht
für die
momentane bidirektionale Strömung.
Aus dem Graphen in 3 können die
Daten für
den Druck und die Strömung
dann zum Auffinden des unbekannten Exponenten n verwendet werden.
Für verschiedene,
in 3 gezeigte endotracheale
Röhrchen
wurde herausgefunden, dass ein unveränderlicher Exponentenwert von
1,7 zu jeder dieser Kurven passt.
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Es wurde ferner herausgefunden, dass
innerhalb eines einzelnen Atmungsvorgangs die Druckverteilung des
Nachgiebigkeits-Terms P1 proportional zu dem Volumen in der Lunge
ist. Der Druck aufgrund der Volumenerweiterung in der Lunge wirkt wie
ein elektrisch geladener Kondensator, wobei ein Erhöhen des
Volumens in der Lunge den Druck erhöht. Gemäß der vorliegenden Erfindung
wird die folgende Gleichung zur Modellierung und zur Berechnung
der Atmungsmechanik des Patienten verwendet: Paw =
L + 1/CL*v(t) + KP*f(t)n (4)
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Gleichung 4 ist die spezielle Gleichung,
die sich auf die allgemeine Gleichung 1 bezieht, wobei der unbedeutende
Trägheitsterm
P3 mit Null angenommen wird. Der Term L ist der konstante P0 Term. CL wird als die Nachgiebigkeit der Lunge modelliert, wobei
v(t) das momentane Volumen in der Lunge ist. Das Lungenvolumen v(t)
wird durch Integrieren der bidirektionalen Strömungsrate gefunden, wie das nachfolgend
in größerem Detail
mit Bezug auf 4 beschrieben
ist. Das Produkt aus der inversen Lungennachgiebigkeit und dem Volumen
ist der P1-Volumenterm in Gleichung 1. Der KP-Term
ist eine Konstante, mit der die exponentielle Strömung mit
der durch die Luftweg-Begrenzung bewirkten Druckdifferenz und den
Veränderungen
für jedes
Luftweg-Röhrchen
in Beziehung gesetzt wird. Wiederum ist f (t) die bidirektionale
Strömung,
wobei n der empirisch bestimmte unveränderliche Exponent ist, der a
priori bestimmt wird. Das Produkt aus der Strömung und der KP-Konstante
für jedes
Röhrchen
entspricht dem P2-Strömungsterm
in Gleichung 1 und entspricht dem Druck aufgrund der Strömung über den Widerstand.
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Die Kurven aus 3 werden ausgewertet, indem eine konstante
Gasströmung
durch jedes Röhrchen
angenommen und die Strömungsraten-Ausgabe
genauso wie die Veränderung
des Drucks durch das Röhrchen
gemessen wird. Der unveränderliche
Exponent wird durch Anpassen einer jeden Kurve an eine allgemeine
Funktion ermittelt, wobei der Exponent derselbe bleibt, obwohl sich
die KP-Terme für jedes Röhrchen oder jeden Widerstand verändern. In
diesem Fall wird für
alle rohrförmigen Luftwege
der unveränderliche
Exponent mit 1,7 angenommen, was die Krümmung in dem endotrachealen
Röhrchen
widerspiegelt. Es ist zu beachten, dass verschiedene Geometrien
von Luftwege-Konfigurationen den unveränderlichen Exponenten verändern können. Während der
Narkose dominiert jedoch das endotracheale Röhrchen den Luftwegwiderstand.
Diese Röhrchen
entsprechen denen zur Ermittlung des Exponenten in Versuchen verwendeten. In
Fällen
mit einer Maske, bei denen Patienten nicht intubiert werden, bleibt
der endotracheale Widerstand der dominante Luftweg-Widerstand. Demzufolge
ist der unveränderliche
Exponentenwert von 1,7 in den meisten Anästhesiefällen anwendbar.
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Wie das nun zu ersehen ist, reduziert
sich die Berechnung des Luftwegewiderstandes, RP,
und der Lungennachgiebigkeit, CL auf ein
Problem der Werte-Identifizierung für CL und
KP und schließlich des linearen Luftweg-Widerstandes
RP, wenn man den Wert für den Exponent, die Messungen
für die
bidirektionale Strömungsrate,
f (t), den Luftwegdruck, Paw und das berechnete
Volumen, v (t) hat. In der bevorzugten Ausführungsform werden bei der dargestellten
Lösung
gleichzeitig Gleichungen von drei Datenpunkt-Sätzen verwendet, um die Unbekannten
CL und KP zu ermitteln.
Insbesondere werden drei geeignete Punkte zum Erhalten von Daten
ausgewählt. Der
erste ist bei einer Zeit T1, wenn die Strömungsrate
beim Beginn eines Ausatmens gleich Null ist. Der zweite zu einer
Zeit T2, wenn die Strömungsrate nach der Zeit T1 minimal ist, und der dritte bei einer Zeit
T3 nach T2, wenn
die Strömungsrate
50% des Minimums beträgt.
Mit anderen Worten werden die drei Datenpunktsätze am Ende des Einatmens,
bei einer minimalen Ausatmungsströmung und bei einer 50%igen
Ausatmungsströmung
genommen.
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In diesem Fall wird die Ausatmung
oder der Ausstrom des Patienten negativ gesetzt. Die Gleichungen
und die Datenpunkte können
dann in Matrizenschreibweise dargestellt und durch verschiedene, bekannte
Techniken gelöst
werden. Beispielsweise können
eine Basis-Matrix-Extrapolation
und eine Reihenreduktions-Annäherung
zur Vereinfachung verwendet werden. Der Fachmann wird jedoch erkennen,
dass verschiedene andere Techniken zur Lösung der unbekannten Lungennachgiebigkeit
CL und des nicht linearen Luftweg-Widerstandes KP, wie beispielsweise eine Regression oder
ein digitales Filtern herangezogen werden können. Derartige Verfahren sind
weniger empfindlich auf Störgeräusche der
Messungen, jedoch sind sie in rechnerischer Hinsicht aufwändig.
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In der Praxis sind Anwender damit
vertraut und schätzen
eine Widerstandsdarstellung RP, die den
Luftwegdruck und die Strömungsrate
linear in Beziehung setzt. Um diese Annahme zu erfüllen, werden
all die nicht linearen Luftweg-Widerstände auf lineare Widerstände mit
Bezug auf eine standardisierte Gasströmungsrate vor deren Wiedergabe abgebildet.
Dieser lineare Luftwegwiderstand variiert mit der Strömungsrate
und sollte nur mit der bezogenen Strömungsrate verglichen werden.
Die folgende Beziehung wird zur Angabe des Luftwegwiderstandes bei
einer referenzierten Strömungsrate
verwendet: Rp = Kp*Fref
n
–1 (5),wobei RP
der lineare Luftwegwiderstand bei einer referenzierten Strömungsrate
Fref ist. In der Praxis ist es zweckdienlich, den Luftwegwiderstand
bei einer standardisierten Strömungsrate
von 30 Litern pro Minute anzugeben.
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Obwohl die bevorzugte Ausführungsform
die zuvor erwähnten
Beziehungen für
eine Narkoseanwendung beschreibt, ist die vorliegende Erfindung
in geeigneter Weise auf andere Atmungsbedingungen oder -umgebungen
anwendbar, wobei die sich auf den Luftwegdruck beziehenden Terme
durch verschiedene Beziehungen oder Konstanten beschrieben sein
können.
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Mit Bezug auf 4 ist ein Software-Algorithmus in einem
Fliessbild-Schema beschrieben. Das Fliessbild von 4 umfasst eine Datenaufnahme an drei
Punkten während
eines Ausatmens, eine Volumenbestimmung, eine Berechnung von Unbekannten,
sowie eine Konversion des Luftwegewiderstands in eine standardisierte
Strömungsrate.
Nach einem Start
58 werden alle Werte mit „1" initialisiert, 60 und 62.
Die Analogwerte für
den Druck und die Strömung
werden von dem Druck- und dem Strömungssensor gelesen 64,
wobei die Analogsignale dann digitalisiert werden, 66.
Die Strömungs-
und Druckwerte bei der minimalen Strömung (F_null) werden durch
ein kontinuierliches Überwachen
der gegenwärtigen
und der vorangehenden Strömungsraten
bestimmt, um zwischen einer Einatmung und einer Ausatmung zu unterscheiden, 68, 70.
Wenn die gegenwärtige
Strömung
(F_neu) Null oder geringer als Null und die vorangehende Strömung (F_letzt) größer als
Null ist, dann wurde die minimale Strömung (F_min) gefunden, 72,
was den Beginn eines Ausatmungszykluses anzeigt, für den die
Werte für die
Strömung
und den Druck bestimmt und als die minimalen Strömungswerte (V_null, P_null) 74 gespeichert
werden können.
Wenn die gegenwärtige
Strömung
(F_neu) bei Null liegt, dann werden die Strömungs-, Volumen- und Druckwerte
einfach gespeichert. Ist jedoch die gegenwärtige Strömung kleiner als Null, dann
werden die Werte auf eine Nullströmung interpoliert und die interpolierten
Werte werden für
V_null und P_null gespeichert. Ist in einem Ausatmungszyklus. eine
Nullströmung
noch nicht erreicht worden, wird der Volumenwert aktualisiert, 76,
in dem der vorangehende Wert für
das Volumen zum Produkt der letzten Strömungsrate und dessen entsprechender
Datenaufnahmezeit addiert wird.
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Nachfolgend wird eine minimale Strömung bestimmt.
Nachdem der Wert der Nullströmung
gefunden wurde, überwacht
das System das Strömungssignal
kontinuierlich, um zu bestimmen, wenn ein Minimalwert erreicht wird, 78.
Das wird vollzogen; indem die gegenwärtige Strömungsrate (F_neu) mit dem zuvor
gespeicherten Minimum (F_min) kontinuierlich verglichen wird. Wenn
der gegenwärtige
Wert kleiner als das vorausgehende Minimum ist, dann wird das Minimum
auf diesen gegenwärtigen
Wert bei 80 gesetzt, wobei das Volumen und der Druck für diesen
Strömungsraten-Wert
als V_min und P_min gespeichert werden. Wiederum wurde bei der Bestimmung
dieser Werte zuvor angenommen, dass die Strömungsrate aus dem Patienten
negativ ist. Die Strömungsrate
könnte
mit entsprechenden Veränderungen
in der vorangehenden Terminologie als positiv angenommen werden.
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Die letzten Datenpunkte werden bei
einer 50%igen Strömungsrate
bestimmt. Um F_50 zu finden, überwacht
das System kontinuierlich das Strömungssignal, um zu bestimmen,
wenn 50% des zuvor gefundenen minimalen Strömungsratenwertes (F-min) erreicht
sind. Das wird vollzogen, indem der gegenwärtige Strömungsraten-Wert (F_neu) mit
50% des minimalen Strömungsraten-Wertes
(F_min) bei 82 verglichen wird. Wenn der gegenwärtige Wert
kleiner als die Hälfte
des minimalen Wertes 84 ist, werden das auf diesen 50%igen
Strömungsratenwert
bezogene Volumen und der Druck als V_50 und P_50 abgespeichert, 86.
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Am Ende eines Ausatmungszyklus 88, 90 können die
Unbekannten KP, CL und
L bei 92 gefunden werden, wie das zuvor dargelegt ist.
Dann wird der Widerstand standardisiert, 94, und er kann
an eine externe Überwachungseinrichtung 96 gegeben werden,
wobei das System dann wiederholt beginnen kann, 98.
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In der Praxis können Gase aus der Lunge verloren
gehen, womit das Lungenvolumen tatsächlich kleiner ausfällt, als
die integrierte bidirektionale Strömung. Der Verlust in dem Gesamtvolumen
innerhalb eines Atmungszyklus kann durch die Differenz des eingeatmeten
Tidalvolumens mit dem ausgeatmeten Tidalvolumen bestimmt werden.
Die momentanen Volumenverluste können
durch Messung des Verhältnisses
aus dem Gesamtvolumenverlust in diesem Atmungsgang zu dem Moment
der Volumenmessung geschätzt
werden. Das Verhältnis
würde empirisch
bestimmt werden. Das würde
dann den Einfluss eines Volumenverlustes in der Berechnung des Widerstands
und der Nachgiebigkeit gemäß der vorliegenden
Erfindung minimieren.
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Demgemäß umfasst die vorliegende Erfindung
auch ein nicht lineares Verfahren zur Feststellung des Luftwegwiderstandes
und der Lungennachgiebigkeit unter Verwendung eines Kreislaufmodells. Das
Verfahren umfasst die Schritte einer Messung der Gasströmungsrate
durch einen Luftweg und einer Messung des Gasdrucks in dem Luftweg.
Das Verfahren umfasst ferner eine Berechnung eines Gasvolumens aus
der Gasströmungsrate
und eine Bestimmung eines unveränderlichen
Exponenten auf der Grundlage physikalischer Eigenschaften des Luftweges.
Der Luftwegwiderstand und die Lungennachgiebigkeit können dann
auf der Grundlage der Gasströmungsrate,
des Gasdrucks, des Gasvolumens, und des unveränderlichen Exponenten berechnet
werden, wie das zuvor aufgezeigt wurde.
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Wie das in Bezug auf 4 beschrieben ist, umfasst der Schritt
einer Berechnung des Gasvolumens ein Differenzieren der Aus- und
Einatmungs-Strömungsraten
und ein Multiplizieren jeder gemessenen Ausatmungs-Gasströmungsrate
mit einer entsprechenden Datenaufnahmezeit für eine gegenwärtige Gasvolumen-Datenaufnahme.
Die Ergebnisse werden dann als eine Serie gegenwärtiger Gasvolumen-Daten während des Ausatmungszyklus integriert.
Nachdem zumindest drei Datensätze
erhalten sind, können
der Luftwegwiderstand und die Lungennachgiebigkeit entweder durch
Bildung einer Matrix der erhaltenen Daten und Lösung der Matrix oder unter
der Verwendung regressiver Techniken berechnet werden, die allgemein
bekannt sind.
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Die vorliegende Erfindung wurde mit
der Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform erläutert, wobei
zu erkennen ist, dass Äquivalente,
Alternativen und Modifikationen neben solchen, die explizit angegeben
sind, möglich
sind und innerhalb des Umfangs der beigefügten Ansprüche liegen.