DE19540344A1 - Respirationsgerät - Google Patents

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.