DE19540344A1 - Respirationsgerät - Google Patents
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Description
Die vorliegende Erfindung befaßt sich mit der Behandlung des
Schlafapnea-Syndroms und betrifft insbesondere ein Respirationsge
rät, mit dem ein Patient mit Ventilation behandelt wird, um kriti
sche Luftstrombehinderungen zu überwinden, die durch unzureichende
inspiratorische Anstrengungen, Obstruktion, Blockage, Verengung
bzw. Konstriktion der Atemwege eines Patienten hervorgerufen wer
den.
Bei dem Schlafapnea-Syndrom handelt es sich um eine Erschei
nung, die durch wiederholte Episoden partieller oder voll
ständiger Obstruktion der oberen Atemwege während des Schla
fes charakterisiert ist. Hunderte von apneaischen Episoden
können während der Schlafperiode auftreten und sind übli
cherweise von Blutsauerstoffmangel und anschließendem Auf
wachen begleitet. Die Folgen des Schlafapnea-Syndroms umfas
sen: soziale Schwierigkeiten aufgrund von Schnarchen, über
große Müdigkeit während des Tages, erhöhte Gefahr von Un
fällen aufgrund von Müdigkeit und Blutsauerstoffmangel, der
zu Herz-Lungen-Problemen einschließlich plötzlichen Todes im
Schlafführen kann.
Seit den frühen 1980er Jahren ist eine wirksame und häufig
eingesetzte Behandlung für das Schlafapnea-Syndrom, der
sogenannte Continuous Positive Airway Pressure (CPAP). CPAP
besteht aus einer Druckluftquelle, die Luft erhöhten Drucks
an einen Patienten mittels einer abgedichteten Atemmaske
abgibt. Ohne eine derartige Überdrucktherapie kollabieren
die Gewebe in den oberen Atemwegen aufgrund des negativen
inspiratorischen Drucks, was zu einer Obstruktion führt. Der
kontinuierlich zugeführte Überdruck bildet gewissermaßen
einen "Luftsplint" in den oberen Atemwegen, wodurch ein Kol
labieren der pharyngealen Gewebe verhindert wird.
CPAP-Geräte liefern einen vorgegebenen Luftstrom eines
Drucks zwischen 22 cm Wassersäule, um das Unterdruck-Kolla
bieren des Gewebes zu verhindern. Das CPAP-Gerät wird auf
den höchsten Druck eingestellt, der erforderlich ist, um den
stärksten Grad einer Obstruktion der Atemwege des Patienten
zu verhindern. Dieser maximale Druckwert wird bei einer
CPAP-Titrationsstudie in einer Nacht bestimmt. Die Drucker
fordernisse sind jedoch bei jedem Patienten verschieden und
hängen von dem physischen Zustand des Patienten ab (z. B. Na
salkongestion, Alkoholauswirkungen, Müdigkeit, Schlafzu
stand, Körperlage usw.). Daher ist der Wert, der während der
Schlafstudie bestimmt wird, üblicherweise der maximale
Druck, der erforderlich ist, um die schlimmstmögliche Ob
struktion der oberen Atemwege während dieser einen Studie zu
überwinden.
Diese Geräte sind somit insofern nachteilig, als der maxi
male Druck bei CPAP nicht idealerweise für sämtliche Zustän
de und für jede Nacht geeignet ist. Aufgrund der technischen
Gegebenheiten muß der Druck auf einen Wert voreingestellt
werden, der höher ist als während des größten Teils der
Schlafperiode erforderlich ist. Dies verursacht verschiedene
Schwierigkeiten für den Benutzer. Erstens sind Langzeitaus
wirkungen der CPAP-Therapie unbekannt, so daß es wünschens
wert ist, den Luftdruck so niedrig wie möglich zu halten.
Zweitens führt ein kontinuierlicher starker Luftstrom zu
Nasentrockenheit, Unwohlsein, Schlucken von Luft usw., was
die Benutzerfreundlichkeit beeinträchtigt. Die Tatsache
schließlich, daß sich CPAP-Druckerfordernisse mit Änderungen
der Physiologie des Patienten ändern, erfordert ständige
Überwachung und verursacht Kosten, um sicherzustellen, daß
der optimale Druckwert eingestellt wird. Andernfalls ist der
Patient der Gefahr einer "Unterbehandlung" oder "Überbehand
lung" ausgesetzt.
Verschiedene CPAP-Geräte wie z. B. in der US 5,117,819 und
der US 5,199,424 versuchen, die Benutzerfreundlichkeit da
durch zu verbessern, daß der Druck, ab dem das Gerät zuerst
eingeschaltet wird, allmählich mit einer vorgegebenen Rate
bis zu einem vorgegebenen und vorgeschriebenen therapeuti
schen Wert erhöht wird. Dies erlaubt es, daß der Patient bei
einem angenehmeren niedrigeren Druck einschläft. Dieser vor
geschriebene Druck ist jedoch immer noch der höchste Druck,
der erforderlich ist, um die schlimmste Obstruktion zu be
handeln, welche allerdings nur für einen Bruchteil der ge
samten Schlafperiode auftreten kann. Der Patient wird somit
während des größten Teils der Schlafperiode "überbehandelt".
Andere vorbekannte CPAP-Geräte wie z. B. das der US 5,239,995
ermöglichen eine unabhängige Voreinstellung der inspirato
risch und expiratorisch vorgeschriebenen Drücke. Dies ver
sorgt den Patienten mit einem angenehmeren expiratorischen
Druck, während der inspiratorische Druck der gleiche wie bei
herkömmlicher CPAP-Behandlung bleibt. Aber auch hier wird
der Patient während der Schlafperiode "überbehandelt".
Es sind bereits CPAP-Geräte bekannt, die den CPAP-Druckwert
selbsttätig so verstellen, wie dies ein professioneller
Schlafexperte dies während einer üblichen CPAP-Titrations
studie tun würde. Die US 5,245,995 offenbart beispielsweise
ein Gerät, die das "Atemmuster" eines Patienten mittels
einer oder mehrerer Fühler kontinuierlich abfühlt. Wenn die
ses Gerät ein anormales Atemmuster feststellt, erhöht es den
CPAP-Wert, um den Patienten wieder normal atmen zu lassen
und das Kollabieren der Atemwege zu verhindern. Diese Ver
öffentlichung beschreibt ein mit einem Mikroprozessor ausge
stattetes Gerät, das "Atemmuster" über eine längere Zeit
spanne abfühlt und auswertet. Das Gerät sammelt, speichert,
analysiert und verarbeitet Daten, um die erforderlichen
Druckänderungen zu bestimmen. Das Gerät nach der oben er
wähnten US 5,245,995 erfordert - im Gegensatz zu der vorlie
genden Erfindung - Mikroprozessoren, Software und Programme,
was kompliziert und teuer ist und Schwierigkeiten aufwirft,
beispielsweise das Erfordernis, Daten während jeder kurzen
Unterbrechung der elektrischen Leistung zu speichern.
Das Schlafapnea-Syndrom (SAS) ist definiert als kritische
Reduzierung des Luftstroms, die mindestens 10 sec dauert. 10
Sekunden ist die Mindestzeit, die erforderlich ist, um
einen signifikanten Blutsauerstoffmangel und anschließendes
Aufwachen hervorzurufen. Daher ist der Versuch, sämtliche
Luftstromverringerungen, basierend auf vergangenen Atem
mustern, nicht überzeugend. Beispielsweise offenbart die
US 5,245,995 ein Gerät, das das Schnarchen und Schnarchmuster
als präzisen Parameter zum Erfassen von drohenden apnea
ischen Episoden verwendet. Wenn ein solcher Vorgang festge
stellt ist, erhöht das Gerät den Druck, um das Schnarchge
räusch verschwinden zu lassen. Aber nicht alle Leute, die
schnarchen, leiden an einem obstruktiven Schlafapnea-Syn
drom, und nicht alle Schnarchgeräusche, die von einem Pa
tienten mit einem Schlafapnea-Syndrom gemacht werden, stehen
mit einer schädlichen Verringerung des Luftstroms in Ver
bindung. Im letzteren Fall geben die vorbekannten Geräte
einen zu hohen Luftdruck an "normal" arbeitende Atemwege ab.
Die Verengung der oberen Atemwege sollten gemessen und nur
dann mit einer Therapie behandelt werden. Ehe die optimale
Zeit erreicht ist, sollte die Zuführung von Überdruck zum
Patienten beschränkt werden.
Die US 5,570,631 offenbart ein Gerät, das eine Behandlung
auf der Basis diskontinuierlicher Impulse bzw. Spitzen lie
fert. Bei dieser Veröffentlichung fehlt jedoch die Möglich
keit, daß der dem Patienten zugeführte Druck von selbst ein
gestellt wird. Auch ist dieses Gerät nicht in der Lage, kri
tische Strömungsbehinderungsprobleme zu erfassen, die ge
kennzeichnet sind durch einen Druckabfall der gleichen Größe
wie bei einer normalen Atmung, die jedoch eine solch kurze
Dauer haben, daß das Inspirationsvolumen des Patienten auf
schädliche Weise verringert ist. Bei diesem vorbekannten
Gerät wird eine Schalteranordnung verwendet, die auf einem
statischen atmosphärischen Schwellwert basiert. Auch ist
dieses Gerät nicht in der Lage, eine Inhalation zu kompen
sieren, die von einem Leck der Maske herrührt, welches den
Maskendruck unter den statischen Schwellwert absenkt. Dieser
verringerte Druck würde bei dem vorbekannten Gerät als Inha
lation interpretiert werden, was verhindert, daß das Gerät
den Druck in der richtigen Weise anpaßt.
Durch die vorliegende Erfindung soll daher ein Respirationsgerät
geschaffen werden, das die Atemwege eines Patienten auf der Basis
einzelner Atemvorgänge überwacht und schädliche Luftstrombehinde
rungen in den Atemwegendes Patienten überwindet. Das Respirati
onsgerät soll sich selbsttägig an die unterschiedlichen Drucker
fordernisse des Patienten anpassen, um kritische Strömungsbehinde
rungen wirksam zu korrigieren. Ferner soll das Respirationsgerät
den kleinstmöglichen mittleren Druck erzeugen, um eine
"Überbehandlung" des Patienten mit zu hohem Luftdruck zu vermei
den. Weiterhin soll das Respirationsgerät in der Lage sein, seine
Sensitivität selbsttätig zu verstellen, um eine kritische Luft
stromverringerung bei Vorhandensein von antizipierten Lecks der
Maske zu ermitteln.
Die Erfindung sowie vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfin
dung sind in den Ansprüchen definiert.
Anhand der Zeichnungen wird ein Ausführungsbeispiel der Er
findung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine Draufsicht auf ein Respirationsgerät, teil
weise im Schnitt und teilweise in Blockdiagramm
form;
Fig. 2a ein Diagramm, das den Maskendruck des Patienten
und das dynamische Referenzsignal in Abhängigkeit
von der Zeit darstellt;
Fig. 2b ein Diagramm, das das Signal der Inhalationsde
tektoreinrichtung in Abhängigkeit von der Zeit
darstellt;
Fig. 2c ein Diagramm, das das Signal der Inhaltions-De
tektoreinrichtung mit der darin eingebauten Feh
lervermeidungsschaltung darstellt;
Fig. 3 ein Diagramm, das veranschaulicht, wie das Re
spirationsgerät den Luftstromdruck auf der Basis
der Patienten-Inhalation begrenzt.
In Fig. 1 ist in schematischer Weise ein Respirationsgerät
10 dargestellt, das dazu dient, einen normalen Luftstrom bei
einem Patienten mit einer kritischen Atemstrombehinderung
wiederherzustellen.
Das Respirationsgerät 10 weist ein Gebläse 12 mit einer Ein
laßöffnung 14 bzw. einer Sauerstoffquelle auf. Das Gebläse
12 wird von einem verstellbaren elektrischen Motor 16 ange
trieben, der zu einem kontinuierlichen Leistungsanstieg und
-abfall fähig ist. Das Gebläse 12 besitzt eine Auslaßöffnung
18, die über eine Förderleitung 22 großen Durchströmquer
schnitts mit einer Nasalmaske 20 in Strömungsverbindung
steht. Die Förderleitung 22 hat einen Durchmesser von un
gefähr 19 cm (3/4 inch).
Eine dünnere Fühlerleitung 26 steht ebenfalls mit der För
derleitung 22 in Strömungsverbindung, wie in Fig. 1 darge
stellt ist. Die Fühlerleitung 26 steht mit einem Fühler 28
durch einen Leitungsabschnitt 21 in Verbindung, und eine
Drosselstelle 32, bei der es sich um eine 1,0 mm (0,040 inch)
Drosselstelle handelt, wie sie von der Bird Precision
Co., Waltham, Mass. hergestellt wird, ermöglicht ein gedros
seltes Ablassen von Luft aus einem stromabwärtigen Lei
tungsabschnitt 30. Die Drosselstelle 32 erzeugt einen nie
drigeren Druck auf der Auslaßseite (Leitungsabschnitt 30)
des Stromfühlers 28, um den Stromfühler 28 in seine höchste
Empfindlichkeitsstufe vorzuspannen.
Der stromabwärtige Leitungsabschnitt 30 ist über einen vor
spannenden Leitungsabschnitt 19 in die Auslaßöffnung 18 des
Gebläses 12 weitergeführt. Die Leitungsabschnitte 19, 30 und
21 bilden eine Nebenstromleitung (Shunt) in Reihe mit dem
Stromfühler 28.
Der Stromfühler 28 kann somit von Luft durchströmt werden,
und zwar wegen des Luftdruck-Ungleichgewichts zwischen dem
Leitungsabschnitt 21 und dem stromabwärtigen Leitungsab
schnitt 30. Dies ist eine genaue Möglichkeit zum Messen des
Drucks in der Maske 20. Er liest jedoch den Druck der
Maske/des Patienten an oder in der Nähe des proximalen Endes
der Förderleitung 22.
Der Stromfühler 28 bildet einen Abschnitt einer Schaltungs
platte 36, deren Bauelemente in Blockform in Fig. 1 darge
stellt sind. Die Schaltungsplatte 36 umfaßt eine zum Filtern
elektrischer Geräusche dienende Filterschaltung 23 in Form
eines geerdeten ersten hochfrequenten Polypropylenfilm-Kon
densators, eines Reihenwiderstandes, dem ein zweiter
hochfrequenter Polypropylenfilm-Kondensator folgt, und eines
geerdeten Tantalkondensators. Das von dem Stromfühler 28 ab
gegebene Signal, welches ein Spannungssignal ist, das den
Druck und seine Echtzeitänderungen wiedergibt, wird durch
die Filterschaltung 23 in eine Inhalations-Detektorschaltung
24 geführt. Die Inhalations-Detektorschaltung 24 weist einen
Differential-Operationsverstärker großer Verstärkung auf,
der mit einer dynamischen Referenzschaltung 25 verbunden
ist. Die dynamische Referenzschaltung 25 besteht aus einem
Spannungsteiler mit einem Widerstands-Kondensator-Netzwerk,
wie dies in Fig. 1 in Blockform dargestellt ist.
Eine Zeitverzögerung ist in die dynamische Referenzschaltung
25 durch die Verwendung zweier geerdeter Kondensatoren ein
gebaut. Das Ausgangssignal der dynamischen Referenzschaltung
25, auf der Grundlage des Eingangssignals des Strömungsfüh
lers 28 liefert ein Spannungsreferenzsignal R, welches ge
ringfügig kleiner als das Spannungsausgangssignal des Luft
stromfühlers 28 ist und den Echtzeitänderungen nacheilt, wie
sie durch die Fühlerleitung 26 und den Leitungsabschnitt 21
weitergeleitet und von dem Luftstromfühler 28 erzeugt wer
den. Die dynamische Referenzschaltung 25 gibt ein Signal an
einen negativen Eingang des Differential-Operationsverstär
kers der Inhalations-Detektorschaltung 24 ab. Das gefilterte
Signal aus der Filterschaltung 23 wird auf den positiven
Eingang des Operationsverstärkers der Inhalations-Detektor
schaltung 24 gegeben. Der Operationsverstärker der Inhala
tions-Detektorschaltung 24 vergleicht das gefilterte Fühler-Aus
gangssignal mit dem dynamischen Referenzsignal, das von
der dynamischen Referenzschaltung 25 erzeugt wird. Wenn das
Signal des Stromfühlers 28 (das von der Filterschaltung 23
gefiltert wurde) größer als das dynamische Referenzsignal
ist, ist das Ausgangssignal des Differential-Operationsver
stärkers niederpegelig und bildet somit den Logikwert Null.
Wenn das (durch die Filterschaltung 21 gefilterte) Aus
gangssignal des Stromfühlers 28 unter das dynamische Refe
renzsignal fällt, wird das Ausgangssignal des Differential-Ope
rationsverstärkers hochpegelig, d. h. Eins. Das Ansprech
verhalten der Inhalations-Detektorschaltung ist in den
Fig. 2a und 2b veranschaulicht.
Bei Vorhandensein eines Maskenlecks verkleinert ein von dem
Stromfühler 28 abgegebenes Signal proportional zu der Größe
der Luftleckage. Der Spannungsteiler in der oben erwähnten
dynamischen Referenzschaltung 25 verringert selbsttätig das
Referenzsignal R proportional hierzu, um denselben Grad der
Inhalationsempfindlichkeit aufrechtzuerhalten.
Eine Fehlervermeidungsschaltung 17 ist mit dem Ausgang der
Inhalations-Detektorschaltung 24 verbunden. Die Fehlerver
meidungsschaltung 17 besitzt einen Reihenwiderstand und
einen geerdeten (10 Micro-Farad) Kondensator, wie in Fig. 1
in Blockform veranschaulicht ist. Der Widerstand und der
Kondensator in der Schaltung 17 verzögern das Ausgangssignal
des Differential-Operationsverstärkers in der Inhalations-De
tektorschaltung 24, um zu verhindern, daß kurzzeitige Im
pulse, die eine kritische Strömungsbehinderung (verringerte
Inhalation) bedeuten, als normale Inhalation erfaßt werden.
Eine Zeitsteuerschaltung 27, die aus einer NE 556 Flip-Flop-Schal
tung in monostabiler Konfiguration besteht, sorgt für
die Zeitsteuerung der Zeitspanne zwischen den Logikwerten
Eins des Ausgangssignals der Fehlervermeidungsschaltung 26.
Die Zeitsteuerschaltung 27 gibt ihr Ausgangssignal an eine
Wählerschaltung 31 ab. Die Wählerschaltung 31 ist beispiels
weise ein Gordos, Model 836C-1 Relais, das von einem
NPN-Transistor Typ 2N2102 betätigt wird. Die Wählerschaltung 31
wählt eine von zwei Bezugsspannungen, die in der Referenz
schaltung 33 erzeugt wurden, aus und gibt sie an eine Druck
minderschaltung 34 und dann an eine Drehzahlsteuereinheit 38
ab. Die Referenzschaltung 33, die in Blockform in Fig. 1 ge
zeigt ist, besteht aus einem Mehrwindungs-Trimmer (10 K Ohm)
in Reihe mit einem Festwiderstand (10 K Ohm), die zwischen
eine positive Spannungsquelle und Masse geschaltet sind. Ein
elektrolytischer (10 Micro-Farad) Kondensator ist an der
Spannungsverzweigung des Spannungsteilers in der Referenz
schaltung 33 angeschlossen, um für eine stabile Spannung zu
sorgen, die an die Druckminderschaltung 34 übertragen wird.
Die Druckminderschaltung 34 besteht aus einem Operationsver
stärker, beispielsweise einem National Semiconductor LM-358,
der einen elektrolytischen (10 Micro-Farad) Kondensator
durch eine Signaldiode (beispielsweise vom Typ 1N4148) und
einen Mehrwindungstrimmer (100 K Ohm) auflädt.
Ein Festwiderstand (4,7 M Ohm) ist mit einem Mehrwindungs
trimmer (5 M Ohm) in Reihe geschaltet. Diese Widerstandskom
bination ist zu dem elektrolytischen Kondensator (10 Micro
Farad) parallelgeschaltet, um für eine verstellbare Dämpfung
der resultierenden Spannung zu sorgen. Diese Spannung wird
dann einem zweiten Operationsverstärker wie z. B. einem
National Semiconductor d-358 zugeführt, um den erforderli
chen Strom für den Antrieb der Drehzahlsteuereinheit 38 des
Gebläses zu liefern.
Die Steuereinheit 38, die Teil eines das Gebläse 12 und den
Motor 16 umfassenden Systems bildet, wird beispielsweise von
der Ametek Lamb Electric Division, Kent, Ohio, hergestellt.
Ein Maximaldruckdetektor 29 steht mit der Auslaßleitung der
Filterschaltung 23 und der Einlaßleitung der Zeitsteuer
schaltung 27 in Verbindung. Der Maximaldruckdetektor 29 be
steht aus einem Differential-Operationsverstärker hoher Ver
stärkung, beispielsweise einem National Semiconductor
LM-339, an dessen negativen Eingang eine Referenzspannung an
gelegt ist, wie dies in Blockform in Fig. 1 gezeigt ist. Die
Spannung wird während des Zusammenbaues, Testvorganges so
eingestellt, daß das Ausgangssignal des Operationsverstär
kers hochpegelig bzw. Eins wird, wenn ein Maximaldruck von
20 cm Wassersäule erreicht ist. Das Ausgangssignal des Dif
ferential-Operationsverstärkers wird an die Zeitsteuerschal
tung 27 abgegeben, um den NE 556 Timer zurückzustellen und
die niedrige Ausgangsreferenzschaltung auszuwählen, und
stellt das Gebläse 12 auf seine Grundeinstellung von 2,5 cm
Wassersäule zurück, und zwar über die oben beschriebenen
Bauelemente.
Es wird nun wieder auf Fig. 2a Bezug genommen, in der der
Maskendruck in Abhängigkeit von der Zeit für eine normale
Atmungsdauer X und eine verringerte Atmungsdauer Y darge
stellt ist. Diese verringerte Atmungsdauer ist die graphi
sche Darstellung der "kritischen Strömungsbehinderung". Der
Maskendruck in cm-Wassersäule wird von dem Stromfühler 28
durch den Leitungsabschnitt 21 und die Fühlerleitung 26
gemessen. Der Druck ist auf der vertikalen Achse aufgetra
gen, so daß eine Druckerhöhung in der Aufwärtsrichtung und
eine Druckminderung in der Abwärtsrichtung wiedergegeben
ist. An dem Punkt 1 in Fig. 2a beginnt der Patient mit einer
normalen Inhalation. Der resultierende Strom verringert den
Maskendruck, um das Fühlersignal M signifikant unter das
dynamische Referenzsignal R zu ziehen. An dem Punkt 2 der
Fig. 2a fällt das dynamische Referenzsignal R bei fortge
setzter Inhalation des Patienten unter das Luftstrom-Füh
lersignal M.
Die Kondensatoren in der dynamischen Referenzschaltung 25
sorgen für die Zeitverzögerung, um die langsame Änderung des
dynamischen Referenzsignals R herbeizuführen. Der Spannungs
teiler der dynamischen Referenzschaltung 25 liefert die
Kraft, die das dynamische Referenzsignal R unter das Luft
strom-Fühlersignal M drückt.
An dem Ende des Inhalationszyklus, das als Punkt 3 in Fig.
2a dargestellt ist, hat der Spannungsteiler der dynamischen
Referenzschaltung 25 das dynamische Referenzsignal R deut
lich unter das Luftstrom-Fühlersignal M zurückgebracht.
Wenn der Patient auszuatmen beginnt, wächst das Luftstrom-Füh
lersignal M rasch bis zu einem Spitzenwert, der an dem
Punkt 4 in Fig. 2a angedeutet ist. Die Kondensatoren in der
dynamischen Referenzschaltung 25 lassen es nicht zu, daß das
dynamische Referenzsignal R mit der gleichen Rate wie das
Luftstrom-Fühlersignal M größer wird.
Die nächste dargestellte Inhalation des Patienten ist keine
volle Inhalation und stellt eine kritische Strömungsbehin
derung dar, die an dem Punkt 5 in Fig. 2a beginnt. Das Luft
strom-Fühlersignal M ist - wie gezeigt - unter dem dynami
schen Referenzsignal R während einer beträchtlich reduzier
ten Zeitspanne an dem Punkt 6, da sich die Atemwege des Pa
tienten aufgrund des verringerten Drucks während der Inhala
tion verengen können. Es sei darauf hingewiesen, daß die
Vertiefung in der Amplitude an dem Punkt 6 die gleiche ist
wie die bei einer normalen Atmung. Sobald sich die Atemwege
wie an dem Punkt 6 verengt haben, wird das Luftstrom-Füh
lersignal M größer, da der Patient nicht länger Luft ein
saugt (Luft inhaliert), um das Luftstrom-Drucksignal M nach
unten zu ziehen. Der verbleibende Abschnitt der Kurve stellt
das von dem Patienten aufgenommene reduzierte Luftvolumen
dar. Auf die beiden dargestellten Atmungsvorgänge kann eine
Wiederholung des einen oder anderen dieser Atmungsvorgänge
folgen.
In Fig. 2b ist das Ausgangssignal der Inhalations-Detektor
schaltung 24 über der Zeit dargestellt, und zwar auf der
Zeitbasis entsprechend der Fig. 2a.
In Fig. 2b ist das Inhalationssignal dargestellt, das von
dem Differentialverstärker der Inhalationsdetektorschaltung
24 erzeugt wird. Das Ausgangssignal dieses Verstärkers
springt von dem Logikwert Null auf den Logikwert Eins an dem
Punkt 1 in Fig. 2b, die der Stelle des Punktes 1 in Fig. 2a
entspricht.
Das Ausgangssignal dieses Verstärkers behält den Logikwert 1
bei, bis das Ausgangssignal den Punkt 2 erreicht, der der
Stelle des Punktes 2 in Fig. 2a entspricht. Zu diesem Zeit
punkt springt das Ausgangssignal des Differentialverstärkers
auf den Logikwert Null und behält ihn bei, bis das Fühler
signal M unter das dynamische Referenzsignal R abfällt, wie
dies an der entsprechenden Stelle des Punktes 5 in Fig. 2a
angedeutet ist.
Das Ausgangssignal des Differentialverstärkers behält den
Logikwert 1 bei, bis das Fühlersignal M über das dynamische
Referenzsignal R ansteigt, wie dies an der Stelle des Punk
tes 6 in den Fig. 2a und 2b angedeutet ist. Zu diesem Zeit
punkt fällt das Ausgangssignal des Differentialverstärkers
auf Null ab und bleibt dort, bis eine Inhalation des Pa
tienten von dem Luftstromfühler festgestellt wird. Die Fig. 2b
zeigt die Feststellung einer "falschen" Inhalation ent
sprechend der Zeit zwischen den Punkten 5 und 6 in den Fig.
2a und 2b, was eine sehr kurze Zeitspanne (in der Größen
ordnung einer 1/10 sec) ist.
Fig. 2c zeigt, wie die in die Fehlervermeidungsschaltung 26
eingebaute Zeitverzögerung das der Zeitsteuerschaltung 27
zugeführte Signal modifiziert, indem die Vorderkante E der
Rechteckwelle verzögert und die eine "falsche Inhalation"
darstellende Detektorwelle P vollständig eliminiert, wie
dies in Fig. 2b angedeutet ist.
An der Stelle des Punktes 1 in Fig. 2c, die dem Punkt 1 auf
der Zeitkurve für die Fig. 2a und 2b entspricht, wird das
Ausgangssignal der Fehlervermeidungsschaltung Null, und zwar
aufgrund des kapazitiven Blindwiderstandes, der die Verzöge
rung in der Fehlervermeidungsschaltung bewirkt.
Ein Punkt, der auf der Zeitskala als 1A bezeichnet ist,
stellt dar, daß das Ausgangssignal der Fehlervermeidungs
schaltung auf den Logikwert 1 springt.
Dieser Logikwert 1 stellt die Zeitsteuerschaltung 27 zurück
und hält das Gebläse 12 auf seinem Grundniveau.
An einer Stelle, die ungefähr der Stelle des Punktes 2 in
den Fig. 2a und 2b entspricht, kehrt das Ausgangssignal der
Fehlervermeidungsschaltung zu dem Logikwert 0 zurück und
ermöglicht dadurch, daß die Zeitsteuerschaltung 27 zu zählen
beginnt, bis der nächste Inhalationsvorgang festgestellt
wird. Auf diese Weise führt das Gerät 10, an dem der Patient
angeschlossen ist, eine Atemzug-zu-Atemzug-Analyse durch.
Die Fig. 2a, 2b und 2c geben die "Inhalation" wieder, wel
ches die Atmungseigenschaft ist, die auf der Basis eines
einzelnen Atmungsvorganges durch das beschriebene Gerät 10
überwacht wird.
Die Betriebsweise des Gerätes basiert auf der Definition des
Schlafapnea-Syndroms (SAS). Ein apneaischer Vorgang liegt
bei einem Patienten vor, wenn die Atmung mindestens 10 sec
lang aussetzt oder kritisch reduziert ist. Das Gerät 10 be
handelt das Schlafapnea-Syndrom (SAS) mit einem kontinuier
lich größer werdenden Druck in den Atemwegen, um die Atem
wege wieder zu öffnen. Das Gerät 10 versorgt den Patienten
während normaler Atmungsperioden mit einem konstanten Nie
derdruckstrom (z. B. 2,5 cm Wassersäule). Das Gerät 10 mißt
das Zeitintervall von Atmungsvorgang zu Atmungsvorgang des
Patienten während normaler Atmungsperioden in der Fühler
schaltung 28. Wenn der Patient eine kritische Luftstrom
störung über eine längere Zeitspanne (z. B. 8 sec) ent
wickelt, spricht das Gerät 10 in der Weise an, daß es den
dem Patienten zugeführten Druck kontinuierlich erhöht, um
die Atemwege wieder zu öffnen. Das Gerät 10 kann den maxi
malen Druck, der ungefähr 20 cm Wassersäule beträgt, inner
halb von 10 sec seit dem letzten normalen Atmungsvorgang
erreichen. Dieser Druck wird üblicherweise als der maximale
Druck angesehen, der erforderlich ist, um die schlimmsten
Fälle von SAS zu behandeln.
Der Luftstromfühler 28 und die zugehörigen Schaltungen über
wachen und erfassen die normale Inhalation. Das Gerät 10
sorgt dann für eine Zeitsteuerung des Intervalls zwischen
Inhalationsvorgängen, um festzustellen, ob eine Reaktion
erforderlich ist. Das Abfühlen und zeitliche Steuern von
Atemvorgang zu Atemvorgang könnte anhand der Exhalation oder
anhand von Änderungen zwischen Inhalation und Exhalation
erreicht werden. Das Grundprinzip ist eine Diagnose und Be
handlung "kritischer Luftstromstörungen" unabhängig von dem
Druck in den Atemluftwegen.
Das Gerät 10 spricht auf eine längere kritische Luftstrombe
hinderung (mehr als 8 sec) dadurch an, daß der Druck konti
nuierlich bis zu einem Wert der normalen Inhalation, wie sie
durch das physiologische Ansprechverhalten des Patienten be
stimmt ist, erhöht, worauf das Gerät 10 den Druck über eine
längere Zeitspanne (z. B. mindestens ungefähr 30 sec) allmäh
lich absinken läßt, um sein konstantes Niederdruck-Grundni
veau von 2,5 cm Wassersäule zu erreichen, wie dies in Fig. 3
gezeigt ist; dieser Druckabfall wird durch die Druckminder
schaltung 34 gesteuert, wie in Fig. 1 gezeigt ist. Das Ge
bläse 12 und der Motor 16 des Gerätes 10 sind in der Lage,
den Basis-Auslaßdruck von ungefähr 2,5 cm Wassersäule in
weniger als 2 sec auf 20 cm Wassersäule ansteigen zu lassen.
Das Gerät 10 spricht somit an, wenn es nicht innerhalb von 8
sec einen normalen Inhalationsvorgang feststellt. Dies er
möglicht es, daß das Gerät 10 in weniger als 10 sec die Öff
nung der Atemwege wieder herstellt; hierdurch wird ein
apneaisches Ereignis verhindert. Das Gerät 10 hält während
des allmählichen Druckabfalls einen erhöhten Druck aufrecht,
wie oben erwähnt wurde, um sicherzustellen, daß die Atemwege
des Patienten offenbleiben, nachdem die Restriktion oder
Luftstrombehinderung überwunden wurde, und um zu ermögli
chen, daß der Patient mit der normalen Atmung fortfährt. Die
Inhalations-Detektorschaltung 24 ist in der Lage, die Inha
lation zu überwachen, während das Gebläse 12 seinen Auslaß
druck von 2,5 auf 20 cm Wassersäule erhöht. Die Geschwin
digkeit der Inhalations-Detektorschaltung 24 erlaubt es, daß
das Gerät 10 nur den richtigen Druck zur Wiederherstellung
der Öffnung der Atemwege verarbeitet. Die Inhalations-De
tektorschaltung 24 kann eine Beschleunigung des Gebläses 12
beenden und die oben erwähnte allmähliche Druckabsenkung bei
Auslaßwerten einleiten, die denjenigen entsprechen, bei de
nen der Patient eine normale Inhalation zwischen dem Basis
auslaßdruck und dem maximalen Auslaßdruck hat, wie dies
beispielsweise an der Stelle I in Fig. 3 gezeigt ist.
Die Fig. 3 ist eine graphische Darstellung der Druckände
rungen in der Maske 20, wobei der Druck auf der vertikalen
Achse und die Zeit auf der horizontalen Achse aufgetragen
sind. Der Punkt C auf der Kurve stellt den Beginn einer
kritischen Strombehinderung dar, und der Punkt D auf der
Kurve zeigt den Beginn des Druckanstiegs in dem Gerät (8 sec
nach dem Punkt C). Der Maximumpunkt an der Stelle I zeigt
den sofortigen Druckabfall bei einer normalen Inhalation.
Der erreichte Maximumdruck wird durch die spontane Inhala
tion des Patienten begrenzt. Die normale Inhalation setzt
sich bis zu dem Punkt E auf der Kurve der Fig. 3 fort; an
diesem Punkt beginnt der Druck als Folge der Exhalation des
Patienten anzusteigen. Ein darauf folgender Atmungsvorgang
beginnt an dem Punkt SB während des allmählichen Druckab
falls. Diese Kurve der Fig. 3 veranschaulicht deutlich, wie
das Gerät 10 einen speziellen Druckanstieg auf das begrenzt,
was die unmittelbaren physiologischen Erfordernisse des Pa
tienten verlangen.
Im Betrieb sorgt das Gerät 10 für einen Druckanstieg nur bis
zu dem Druck, der erforderlich ist, um die normale Atmung
wiederherzustellen. Es ist wichtig, ein dynamisches Refe
renzsignal zu verwenden, um die Inhalation eines Patienten
auf der Basis einer Überdrucktherapie festzustellen, da der
Patient nicht leicht-einen Inhalationsdruck unterhalb des
Umgebungsdrucks erzeugen kann. Der Druck, der erforderlich
ist, um die Offenheit der Atemwege eines speziellen Patien
ten wiederherzustellen, ist zu verschiedenen Zeiten unter
schiedlich, und die dynamische Referenzschaltung 25 des Ge
rätes muß diese kritischen Strombehinderungen feststellen,
während der Patient eine Überdruck-Therapie erfährt.
Wenn die normale Atmung wieder hergestellt ist (fortgesetzte
normale Inhalation in weniger als 8 Sekunden-Intervallen)
kehrt das Gerät 10 auf das angenehme Niederdruck-Grundniveau
(z. B. 2,5 cm Wassersäule) zurück.
Bei dem Gerät 10 ist ein weiteres Merkmal vorgesehen, das
verhindert, daß das Gerät auf dem maximalen Auslaßdruck ver
weilt, wenn die Atmung nicht wieder hergestellt werden kann.
Diese automatische Kick-down-Schaltung verwendet einen fest
liegenden Referenzwert von ungefähr 20 cm Wassersäule, um
die Zeitsteuerschaltung zurückzustellen und die Leistung des
Gebläses zu verringern.
Claims (11)
1. Respirationsgerät zum Überwinden einer kritischen
Luftstrombehinderung bei einem an dem Gerät angeschlossenen
Patienten, mit:
- - einem Luftstromerzeuger (16);
- - einer Förderleitung (22), die mit dem Luftstromer zeuger verbunden ist, um den Atemwegen des Patienten einen Luftdruck eines Grundniveaus zuzuführen;
- - einer Luftfühlereinrichtung (21, 26, 28), die mit der Förderleitung (22) in Strömungsverbindung steht, um auf kontinuierlicher Basis Änderungen des Luftstromes zu den Atemwegen des Patienten festzustellen;
- - einer Detektoreinrichtung (24), die mit der Luft fühlereinrichtung in Verbindung steht, um ein Echtzeit-In spirationssignal des Patienten kontinuierlich einer zentra len Schaltung zuzuführen;
- - einer Referenzsignaleinrichtung (25), die mit der Fühlereinrichtung verbunden ist, um kontinuierlich ein dyna misches Echtzeit-Referenzsignal aus dem Echtzeit-Inspira tionssignal zu erzeugen; und
- - einer Entscheidungseinrichtung der zentralen Schaltung, die das Echtzeit-Inspirationssignal und das dyna mische Echtzeit-Referenzsignal dazu verwendet, eine kriti sche Luftstrombehinderung in den Atemwegen des Patienten zu identifizieren, wobei die Entscheidungseinrichtung in Ver bindung mit dem Luftstromerzeuger so ausgebildet ist, daß der von dem Luftstromerzeuger abgegebene Luftdruck zum Öff nen der Atemwege kontinuierlich erhöht wird, die Erhöhung plötzlich unterbrochen und eine Absenkung des Luftdrucks eingeleitet wird, und zwar mit einer kleineren Rate und ent lang einer gekrümmten Kurve bei Feststellung eines normalen Inspirationsstromes zu den Atemwegen des Patienten.
2. Respirationsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Entscheidungseinrichtung so ausgebildet
ist, daß der Luftdruck des Luftstromerzeugers (12) kontinu
ierlich erhöht wird, wenn das Echtzeit-Inspirationssignal
während einer vorgegebenen Zeitspanne größer als das dyna
mische Echtzeit-Referenzsignal ist, wobei die Entscheidungs
einrichtung die Zunahme des Luftdrucks des Luftstromerzeu
gers beendet und damit beginnt, ihn mit einer sehr viel
kleineren Rate abnehmen zu lassen, wenn das Echtzeit-In
spirationssignal während einer zweiten vorgegebenen mini
malen Zeitspanne kleiner als das dynamische Echtzeit-Refe
renzsignal ist.
3. Respirationsgerät nach Anspruch 2, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Detektoreinrichtung (24) zwischen einer
normalen und einer anormalen Inspirationsstrom-Eigenschaft
auf der Basis eines einzelnen Atemvorganges unterscheidet.
4. Respirationsgerät nach Anspruch 3, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Detektoreinrichtung (24) eine zeitbezogene
Amplitudenmessung zum Unterscheiden zwischen einer normalen
und anormalen Atmung verwendet.
5. Respirationsgerät nach Anspruch 4, dadurch gekenn
zeichnet, daß die erste vorgegebene Zeitspanne die maximale
Zeitspanne ist, während der ein Patient eine Luftstrombehin
derung tolerieren kann und nicht unter einem schädlichen
Blutsauerstoffmangel sowie hieraus resultierenden physiolo
gischen Schlafunterbrechungen leidet.
6. Respirationsgerät nach Anspruch 5, dadurch gekenn
zeichnet, daß die zweite vorgegebene Zeitspanne die Mindest
dauer des Spitzeninspirationsstroms ist, die erforderlich
ist, um als normale Inspirationsatmung charakterisiert wer
den zu können.
7. Respirationsgerät nach Anspruch 6, gekennzeichnet durch
eine Triggereinrichtung, die den Luftstromerzeuger so steu
ert, daß sie den Anstieg des Luftdrucks beendet und den Luft
druck längs einer gekrümmten Kurve und mit einer wesentlich
kleineren Rate abnehmen läßt, wenn der Luftstromerzeuger (12)
den voreingestellten maximalen Auslaßdruck erreicht, ehe das
Echtzeit-Inspirationssignal eines einzelnen Atemvorgangs wäh
rend einer zweiten vorgebbaren minimalen Zeitspanne kleiner
als das dynamische Echtzeit-Referenzsignal ist.
8. Respirationsgerät nach Anspruch 7, gekennzeichnet durch
eine Einrichtung zum Verstellen der Größe des Grundniveau
drucks.
9. Respirationsgerät zum Überwinden einer Obstruktion oder
Restriktion der Atemwege eines an dem Gerät angeschlossenen
Patienten bei Bedarf, mit:
- - einem Luftstromerzeuger (12), einer Förderleitung (22), die mit dem Luftstromerzeuger in Verbindung steht, und einer Maske (20), die von dem Patienten getragen wird, um dem Pati enten einen Luftstrom zuzuführen, wobei mit der Maske (20) eine Luftfühlereinrichtung (21, 26, 28, 30, 32) in Verbindung steht, die den von dem Lufterzeuger erzeugten Luftdruck rasch ändert, wenn eine Änderung in den Atemwegen des die Maske tragenden Patienten festgestellt wird.
10. Respirationsgerät nach Anspruch 9, mit:
- - einer Steuereinrichtung, die den von dem Luftstromer zeuger (12) abgegebenen Luftdruck, steuert, während er von der Fühlereinrichtung abgefühlt wird.
11. Respirationsgerät nach Anspruch 10, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Maske (20) eine konstante Luftdruckrate zu
führbar ist, welche Rate bei Feststellen einer längeren
Obstruktion oder Restriktion der Atemwegen des die Maske tra
genden Patienten erhöht wird.
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