DE60016284T2 - Nichtinvasive bestimmung von herzzeitvolumen, pulmonalem blutfluss und blutgasgehalt - Google Patents

Nichtinvasive bestimmung von herzzeitvolumen, pulmonalem blutfluss und blutgasgehalt Download PDF

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Description

  • Technisches Gebiet
  • Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum genauen, nichtinvasiven Messen des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses, des Herzzeitvolumens und des gemischten venösen Kohlendioxidgehaltes des Blutes eines Patienten. Die vorliegende Erfindung betrifft insbesondere eine Vorrichtung zum nichtinvasiven Messen des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder des Herzzeitvolumens, welche einen Algorithmus verwendet, um die Genauigkeit der Daten zu erhöhen, auf denen die Messung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens basiert.
  • Hintergrund
  • Capek J. et al. offenbart in "Non-invasive Measurement of Cardiac Output Using Partial CO2 Rebreathing", IEEE Transactions on biomedical Engineering, Band 35, Nr. 9, Seiten 653–661 vom September 1988, eine Atmungsauswertungsvorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses und Herzzeitvolumens eines Patienten. Erfassungseinrichtungen zum Erhalten einer Mehrzahl von Daten, welche Kohlendioxideliminationsdaten und Daten eines Indikators des Kohlendioxidgehalts im Blut umfassen, sind ebenfalls offenbart. Das Dokument offenbart außerdem Verarbeitungseinrichtungen zum Berechnen des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses und Herzzeitvolumens.
  • Die Kohlendioxidelimination (
    Figure 00010001
    ) ist das Volumen an Kohlendioxid (CO2), das während der Atmung aus dem Körper eines Patienten ausgeschieden wird. Herkömmlicherweise wird die Kohlendioxidelimination als Indikator des Stoffwechsels verwendet. Die Kohlendioxidelimination wird außerdem in Rückatmungsverfahren zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses und Herzzeitvolumens verwendet.
  • Die Kohlendioxid-Fick-Gleichung:
    Figure 00010002
    wobei Q das Herzzeitvolumen, CvCO2 der Kohlendioxidgehalt des venösen Blutes des Patienten und CaCO2 der Kohlendioxidgehalt des arteriellen Blutes des Patienten ist, wird zur nichtinvasiven Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens eines Patienten verwendet. Die Kohlendioxidelimination des Patien ten kann als Unterschied pro Atemzug zwischen dem Volumen des während des Einatmens inhalierten Kohlendioxids und dem Volumen des während des Ausatmens exhalierten Kohlendioxids nichtinvasiv gemessen werden und wird typischerweise als Integral des Kohlendioxidsignals oder als der Kohlendioxid umfassende Anteil der Atemgase oder als "Kohlendioxidanteil" mal der Strömungsgeschwindigkeit während eines gesamten Atemzugs berechnet.
  • Der endexspiratorische Kohlendioxidpartialdruck (PetCO2 oder etCO2) wird ebenfalls bei Rückatmungsverfahren gemessen. Man geht typischerweise davon aus, dass der endexspiratorische Kohlendioxidpartialdruck, nach der Korrektur jedweden Totraumes, in etwa gleich dem Kohlendioxidpartialdruck in den Alveoli (Lungenbläschen) (PACO2) des Patienten, oder, sofern kein intrapulmonaler Shunt vorhanden ist, gleich dem Kohlendioxidpartialdruck im arteriellen Blut des Patienten (PaCO2) ist.
  • Rückatmung wird typischerweise entweder zur nichtinvasiven Bewertung des Kohlendioxidgehalts von gemischtem venösem Blut (wie bei der totalen Rückatmung) oder zur Beseitigung der Notwendigkeit eingesetzt, den Kohlendioxidgehalt des gemischten venösen Blutes zu kennen (durch partielle Rückatmung). Rückatmungsverfahren umfassen typischerweise die Einatmung eines Kohlendioxid enthaltenden Gasgemisches. Während der Rückatmung sinkt die Kohlendioxidelimination des Patienten auf ein niedrigeres Niveau als während einer normalen Atmung. Eine Rückatmung, während der die Kohlendioxidelimination auf nahe null sinkt, wird typischerweise als totale Rückatmung bezeichnet. Eine Rückatmung, die eine gewisse Abnahme, jedoch keine totale Einstellung der Kohlendioxidelimination bewirkt, wird typischerweise als partielle Rückatmung bezeichnet.
  • Rückatmung wird typischerweise mittels eines Rückatmungskreissystems durchgeführt, das bewirkt, dass ein Patient ein Kohlendioxid enthaltendes Gasgemisch einatmet. 1 zeigt schematisch ein beispielhaftes Rückatmungskreissystem 50, das ein Beatmungsrohr 52 umfasst, welches die Verbindung mit dem Luftstrom zu und von den Lungen eines Patienten herstellt. Das Beatmungsrohr 52 kann durch bekannte Intubationsverfahren mit der Luftröhre des Patienten oder durch Anschließen an eine Beatmungsmaske, die über der Nase und/oder dem Mund des Patienten platziert wird, verbunden werden. Ein Durchflussmesser 72, der typischerweise als Pneumotachometer bezeichnet wird, und ein Kohlendioxidsensor 74, der typischerweise als Capnometer bezeichnet wird, werden zwischen dem Beatmungsrohr 52 und einem Schlauchstück 60 angeordnet und der Luft ausgesetzt, die durch das Rückatmungskreissystem 50 strömt. Beide Enden eines anderen Schlauchstückes, das als Totraum 70 bezeichnet wird, stehen mit dem Schlauch 60 in Verbindung. Die zwei Enden des Totraumes 70 sind durch ein Durchgangsventil 68 voneinander getrennt, das in eine Stellung gebracht werden kann, um den Luftstrom durch den Totraum 70 zu leiten. Der Totraum 70 kann außerdem einen dehnbaren Abschnitt 62 umfassen. Ein Y-Stück 58, das entgegengesetzt zum Durchflussmesser 72 und zum Kohlendioxidsensor 74 am Schlauch 60 angeordnet ist, erleichtert den Anschluss eines Inspirationsschlauches 54 und eines Exspirationsschlauches 56 an das Rückatmungskreissystems 50 und die Strömungsverbindung des Inspirationsschlauches 54 und des Exspirationsschlauches 56 mit dem Schlauch 60. Während des Einatmens strömt Gas aus der Atmosphäre oder von einem Ventilator (nicht gezeigt) in den Inspirationsschlauch 54. Während einer normalen Atmung wird das Ventil 68 in eine Stellung gebracht, die verhindert, dass eingeatmete und ausgeatmete Luft durch den Totraum 70 strömt. Während der Rückatmung wird das Ventil 68 in eine Stellung gebracht, die den Strom der aus- und eingeatmeten Gase durch den Totraum 70 leitet.
  • Die rückgeatmete Luft, die während der Rückatmung aus dem Totraum 70 eingeatmet wird, umfasst Luft, die vom Patienten ausgeatmet worden ist (d.h. kohlendioxidreiche Luft).
  • Während der totalen Rückatmung wurde im Wesentlichen das gesamte vom Patienten eingeatmete Gas während des vorherigen Atemzugs ausgeatmet. Daher geht man bei der totalen Rückatmung typischerweise davon aus, dass der endexspiratorische Kohlendioxidpartialdruck (PetCO2 oder etCO2) gleich dem Kohlendioxidpartialdruck im arteriellen (PaCO2), venösen (PvCO2) oder alveolären (PACO2) Blut des Patient ist oder eng damit in Beziehung steht. Totale Rückatmungsverfahren basieren auf der Annahme, dass sich weder der pulmonale Kapillarblutdurchfluss noch der Kohlendioxidgehalt im venösen Blut des Patienten (CvCO2) während des Rückatmungsverfahrens wesentlich verändert. Der Kohlendioxidpartialdruck im Blut kann mittels einer Kohlendioxiddissoziationskurve in den Kohlendioxidgehalt im Blut umgewandelt werden, wobei die Änderung des Kohlendioxidgehalts des Blutes (CvCO2 – CaCO2) gleich der Steigung bzw. den Steigungen der Kohlendioxiddissoziationskurve multipliziert mit der gemessenen Änderung des endexspiratorischen Kohlendioxids (PetCO2) ist, die durch eine Änderung der effektiven Ventilation, etwa durch Rückatmung, bewirkt wird.
  • Bei der partiellen Rückatmung atmet der Patient ein Gemisch aus "frischen" Gasen und während des vorherigen Atemzugs ausgeatmeten Gasen ein. Daher inhaliert der Patient ein Kohlendioxidvolumen, das nicht so groß wie das Kohlendioxidvolumen ist, das während eines totalen Rückatmungsverfahrens eingeatmet würde. Herkömmliche partielle Rückatmungsverfahren setzen typischerweise eine differentielle Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder des Herzzeitvolumens des Patienten ein, wobei keine Kenntnis des Kohlendioxidgehalts des gemischten venösen Blutes erforderlich ist. Diese differentielle Form der Kohlendioxid-Fick-Gleichung berücksichtigt Messungen der Kohlendioxidelimination, des CvCO2 und des Kohlendioxidgehaltes im alveolären Blut des Patienten (CACO2) sowohl während einer normalen Atmung als auch während des Rückatmungsverfahrens, wie folgt:
    Figure 00040001
    wobei
    Figure 00040002
    und
    Figure 00040003
    die Kohlendioxidproduktion des Patienten vor der Rückatmung bzw. während des Rückatmungsverfahrens und CvCO2B und CvCO2D der CO2-Gehalt des venösen Blutes des Patienten vor der Rückatmung bzw. während des Rückatmungsverfahrens sind. Bei Verwendung der differentiellen Fick-Gleichung zur Berechnung des Herzzeitvolumens werden in der Gleichung (2) CACO2B und CACO2D, der CO2-Gehalt im arteriellen Blut des Patienten vor bzw. während der Rückatmung anstelle der CaCO2-Messungen verwendet.
  • Wiederum kann, mittels einer Kohlendioxiddissoziationskurve, der gemessene PetCO2 zur Bestimmung der Änderung des Kohlendioxidgehalts im Blut vor und während des Rückatmungsverfahrens verwendet werden. Demgemäß kann die folgende Gleichung zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder des Herzzeitvolumens verwendet werden, wenn eine partielle Rückatmung durchgeführt wird:
  • Figure 00040004
  • Alternative differentielle Fick-Verfahren zum Messen des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens wurden ebenfalls eingesetzt. Solche differentielle Fick-Verfahren umfassen typischerweise eine kurzzeitige Änderung des PetCO2 und der
    Figure 00010001
    als Reaktion auf eine Änderung der effektiven Ventilation. Diese kurzzeitige Änderung kann durch Einstellen der Atmungsgeschwindigkeit, der Einatmungs- und/oder Ausatmungszeiten oder des Atemvolumens erzielt werden. Eine kurzzeitige Änderung der effektiven Ventilation kann auch durch Zugabe von CO2, entweder direkt oder durch Rückatmung, bewirkt werden. Ein exemplarisches differentielles Fick-Verfahren, das bereits eingesetzt wurde und in 18 Med. & Biol. Eng. & Comput., 411- 418 (1980) von Gedeon A. et al. offenbart ist, verwendet eine Zeitspanne erhöhter Ventilation, auf die unmittelbar eine Zeitspanne verringerter Ventilation folgt.
  • Die Kohlendioxidelimination eines Patienten wird typischerweise im Verlauf eines Atemzugs mittels der folgenden oder einer äquivalenten Gleichung gemessen:
    Figure 00050001
    wobei V der gemessene Atemdurchfluss und fCO2 das im Wesentlichen gleichzeitig erfasste Kohlendioxidsignal oder der Kohlendioxid umfassende Anteil der Atemgase oder der "Kohlendioxidanteil" ist.
  • Aufgrund der gemessenen Atembestandteile, auf deren Basis
    Figure 00050002
    und PetCO2-Berechnungen durchgeführt werden, reagiert
    Figure 00010001
    typischerweise, im Hinblick auf denselben Atemzug, ungefähr einen Atemzug vor PetCO2 auf die Rückatmung. Demgemäß kann ein
    Figure 00050002
    Signal einem PetCO2-Signal um ungefähr einen Atemzug voraus sein. Daher stimmen die
    Figure 00050002
    und PetCO2-Signale zu einem bestimmten Zeitpunkt nicht miteinander überein. Da diese Werte häufig zur nichtinvasiven Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens verwendet werden, kann die mangelnde Übereinstimmung zwischen diesen Werten zu Ungenauigkeiten bei der Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens führen.
  • Darüber hinaus können Messungen, die während falscher Atemzüge oder Atemzügen gemacht werden, die keine für den pulmonalen Kapillarblutdurchfluss oder das Herzzeitvolumen relevanten Informationen liefern, als Störsignale wirken, die Ungenauigkeiten in die nichtinvasive Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens bringen.
  • Wenn die Gleichung (4) zur Berechnung der Kohlendioxidelimination des Patienten aufgrund der Atemdurchfluss- und Kohlendioxidanteilmessungen während eines gesamten Atemzugs verwendet wird, können eine derartige Fehlkorrelation oder durch Störsignale verursachte Ungenauigkeiten im Exspirationsdurchfluss, Inspirationsdurchfluss oder beiden Ungenauigkeiten bei der Kohlendioxideliminationsbestimmung oder Inkonsistenzen zwischen Kohlendioxideliminationsbestimmungen verursachen.
  • Demgemäß wird ein Verfahren zur genauen, nichtinvasiven Berechnung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses und Herzzeitvolumens benötigt.
  • Offenbarung der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung umfasst eine Vorrichtung zum nichtinvasiven Messen des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses und des Herzzeitvolumens. Die vorliegende Erfindung umfasst die Verwendung bekannter Rückatmungstechniken, um im Wesentlichen nichtinvasiv Messungen der Kohlendioxidelimination (
    Figure 00010001
    ) und des endexspiratorischen Kohlendioxidpartialdruckes (PetCO2) der Atmung eines Patienten zu erhalten. Diese Messungen können dann zur Berechnung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens des Patienten unter Einsatz der folgenden Gleichung verwendet werden:
    Figure 00060001
    wobei s die Steigung einer normalen Kohlendioxid-(CO2)-Dissoziationskurve ist,
    Figure 00060002
    die Änderung der Kohlendioxidelimination des Patienten aufgrund einer Änderung der effektiven Ventilation ist, die etwa durch die Rückatmung verursacht wird, und ΔCaCO2 und ΔPetCO2 die Änderung des Kohlendioxidgehaltes im arteriellen Blut des Patienten bzw. die Änderung des endexspiratorischen Kohlendioxidpartialdrucks des Patienten aufgrund derselben Änderung der effektiven Ventilation sind. Alternativ kann eine normale Kohlendioxiddissoziationskurve zur Bestimmung von ΔCaCO2 basierend auf dem gemessenen ΔPetCO2 verwendet werden.
  • Als Alternative zur Verwendung der vorstehenden Gleichungen zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens können die im Wesentlichen nichtinvasiven
    Figure 00050002
    und CaCO2-Messungen linear zueinander in Beziehung gesetzt werden. Dies kann durch Auftragen der
    Figure 00060003
    und CaCO2-Messungen gegeneinander auf ein zweidimensionales (X-/Y-) Liniendiagramm visuell dargestellt werden. Die negative Steigung (–1 × m) der Ausgleichsgeraden durch die Daten entspricht in etwa dem pulmonalen Kapillarblutdurchfluss. Die geeignete Lage und Ausrichtung einer solchen Ausgleichsgeraden kann durch lineare Regression oder die Methode der kleinsten Quadrate errechnet werden. In Abhängigkeit von der Korrelation zwischen der berechneten Ausgleichsgeraden und den gemessenen Daten kann es außerdem erwünscht sein, die Daten zu modifizieren, um eine Ausgleichsgerade vorzusehen, die den Daten genau entspricht.
  • Bei einer Ausführungsform der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung und ihrem Anwendungsverfahren können die Daten unter Verwendung eines bekannten Filters modifiziert werden, wie etwa eines Tiefpassfilters oder eines Hochpassfilters. Es können entweder digitale oder analoge Filter verwendet werden. Es können entweder lineare oder nichtlineare (z.B. Median-) Filter verwendet werden. Beispielsweise kann ein Tiefpassfilter an das gemessene
    Figure 00050002
    Signal angelegt werden, ohne dadurch den Schutzumfang der vorliegenden Erfindung einzuschränken. Als ein weiteres Beispiel kann ein Hochpassfilter an das gemessene CaCO2-Signal angelegt werden. Der ausgewählte Filter und Filterkoeffizient maximieren vorzugsweise die Korrelation zwischen den gemessenen
    Figure 00050002
    und CaCO2-Signalen.
  • Bei einer anderen Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung können die Datenpunkte durch Bündeln (Clustering) modifiziert werden. Das bedeutet, es wird davon ausgegangen, dass die Datenpunkte, die am nächsten zu anderen Datenpunkten angeordnet sind, die echte
    Figure 00010001
    und den echten CaCO2 des Patienten am genauesten repräsentieren. Beispielsweise werden die gemessenen Daten beibehalten, die wenigstens eine vordefinierte Anzahl an nahe beieinander liegenden oder ähnlichen (z.B. innerhalb eines spezifizierten Schwellenwerts) Datenpunkten aufweisen, während gemessene Daten, die weniger als die vordefinierte Anzahl an nahe beieinander liegenden Datenpunkten aufweisen, verworfen werden. Man geht davon aus, dass sich die beibehaltenen Datenpunkte auf oder nahe der Ausgleichgeraden befinden. Beim Bündeln werden nur diese eng gruppierten Datenpunktsätze bei der Neuberechnung der Ausgleichsgeraden für die Daten und somit der negativen Steigung (d.h. –1 × m) der Ausgleichsgeraden zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens des Patienten berücksichtigt.
  • Eine andere Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung umfasst das Modifizieren der Datenpunkte, die sich am wahrscheinlichsten am nächsten zu einer genau platzierten und ausgerichteten Ausgleichsgeraden (best-fit line) befinden. Jeder Datenpunkt, der eine Kohlendioxideliminationskomponente (z.B. eine y-Ordinatenkomponente) und eine Komponente aufweist, die auf einem Indikator des Kohlendioxidgehalts basiert (z.B. eine x-Ordinatenkomponente), wird basierend auf einem vordefinierten minimalen erwarteten pulmonalen Kapillarblutdurchfluss und einem vordefinierten maximalen pulmonalen Kapillarblutdurchfluss ausgewertet. Linien, oder die Gleichungen dafür, sowohl für den minimalen erwarteten als auch den maximalen erwarteten pulmonalen Kapillarblutdurchfluss werden so angeordnet, dass sie sich an jedem Datenpunkt überschneiden. Dann wird die Anzahl der anderen Datenpunkte, die sich zwischen den zwei pulmonalen Kapillarblutdurchflusslinien oder -gleichungen befinden, für jeden Datenpunkt bestimmt. Nur diejenigen Datenpunkte mit einer Schwellenanzahl anderer Datenpunkte zwischen den zwei sich überschnei denden Linien werden bei der Bestimmung der Lage und Ausrichtung der Ausgleichsgeraden durch die Daten verwendet.
  • Selbstverständlich kann jede beliebige Verfahrenskombination zum Modifizieren von Daten verwendet werden, um die Steigung der Ausgleichsgeraden durch die gemessenen
    Figure 00050002
    und PetCO2-Daten genau zu bestimmen und somit den pulmonalen Kapillarblutdurchfluss oder das Herzzeitvolumen eines Patienten zu ermitteln.
  • Die Ausgleichsgerade durch die Kohlendioxideliminations- und Kohlendioxidgehaltdaten kann auch zur Bestimmung des gemischten venösen Kohlendioxidgehalts des Patienten verwendet werden, wenn partielle Rückatmungstechniken eingesetzt werden, um die Daten zu erhalten. Da davon ausgegangen wird, dass der gemischte venöse Kohlendioxidgehalt gleich dem Kohlendioxidgehalt des Blutes des Patienten ist, wenn die Kohlendioxidelimination eingestellt wird (was während einer partiellen Rückatmung nicht auftritt), kann eine durch Anwendung partieller Rückatmungstechniken erhaltene Ausgleichsgerade verwendet werden, um den Kohlendioxidgehalt und somit den gemischten venösen Kohlendioxidgehalt nichtinvasiv zu bestimmen, wenn die Kohlendioxidelimination auf Null gesetzt ist.
  • Andere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung gehen für Durchschnittsfachleute auf dem Gebiet aus dem Studium der folgenden Beschreibung, der begleitenden Zeichnungen und der anhängigen Ansprüche hervor.
  • Kurzbeschreibung der Zeichnungen
  • 1 ist eine schematische Darstellung eines exemplarischen Rückatmungskreissystems, das bei den erfindungsgemäßen Verfahren eingesetzt werden kann,
  • 2 ist eine schematische Darstellung, welche die Baugruppen zeigt, die zum Messen der bei den erfindungsgemäßen Verfahren eingesetzten Atmungsprofilparameter genutzt werden können,
  • 3A zeigt einen idealisierten, bidirektionalen Rückatmungszyklus mit
    Figure 00050002
    Werten für verschiedene, in Form von Rauten dargestellte Atemzüge und PetCO2-Werte für verschiedene, in Form von Quadraten dargestellte Atemzüge,
  • 3B ist ein zweidimensionales Diagramm, das die Anwendung eines bekannten, bidirektionalen Rückatmungsverfahrens zeigt, um drei
    Figure 00050002
    Werte und drei Werte zu erhalten, die repräsentativ für den Kohlendioxidgehalt des Blutes eines Patienten vor, während und nach der Rückatmung sind, wobei diese drei Werte zur im Wesentlichen nichtinvasiven Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses und Herzzeitvolumens des Patienten verwendet wurden,
  • 3C ist ein zweidimensionales Diagramm einer Anzahl von
    Figure 00050002
    Werten gegenüber derselben Anzahl an Kohlendioxidgehaltwerten, die während eines einzelnen bidirektionalen Rückatmungszyklus erhalten wurden,
  • 3D ist ein exemplarisches zweidimensionales Diagramm, das die
    Figure 00050002
    und Kohlendioxidgehaltwerte aus dem in 3C dargestellten Rückatmungszyklus zeigt, die in Übereinstimmung mit den erfindungsgemäßen Verfahren modifiziert worden sind,
  • 4A und 4B sind zweidimensionale Diagramme, die eine Ausführungsform eines Verfahrens zum Modifizieren von Daten zeigen, um in Übereinstimmung mit den Lehren der vorliegenden Erfindung eine genaue Ausgleichsgerade durch diese Daten zu erhalten,
  • 5 ist ein zweidimensionales Liniendiagramm, das eine typische Auftragung von
    Figure 00010001
    an der y-Achse und von CaCO2- an der x-Achse zeigt, und
  • 6 ist ein zweidimensionales Liniendiagramm, das eine Auftragung von
    Figure 00010001
    an der y-Achse und von CaCO2 an der x-Achse zeigt, nachdem die
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten in Übereinstimmung mit den Lehren der vorliegenden Erfindung modifiziert worden sind.
  • Beste Ausführungsweisen der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung umfasst die Verwendung der Fick-Gleichung zur Berechnung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens als Verhältnis einer Änderung der Kohlendioxidelimination oder
    Figure 00010001
    zu einer Änderung des Kohlendioxidgehaltes oder CaCO2 im arteriellen Blut eines Patienten:
    Figure 00090001
    CaCO2 oder der Kohlendioxidgehalt im arteriellen Blut eines Patienten kann durch Bestimmen des PetCO2 oder Kohlendioxidpartialdruckes in der endexspiratorischen Atmung eines Patienten und Umwandeln von PetCO2 in CaCO2 unter Verwendung einer normalen Kohlendioxiddissoziationskurve, wie im Stand der Technik bekannt, wie folgt nichtinvasiv bewertet werden: ΔCaCO2 = sΔPetCO2, (7)wobei s die Steigung der Kohlendioxiddissoziationskurve und ΔPetCO2 eine Änderung des endexspiratorischen Kohlendioxidpartialdruckes eines Patienten ist, die durch eine Änderung der Ventilation bewirkt wird. Daher kann der pulmonale Kapillarblutdurchfluss oder das Herzzeitvolumen ebenfalls wie folgt berechnet werden:
  • Figure 00100001
  • Andere Indikatoren des Kohlendioxidgehalts im Blut eines Patienten, wie etwa pCO2 können anstelle von PetCO2 oder CaCO2 zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens eines Patienten verwendet werden.
  • Figure 00010001
    und PetCO2, CaCO2, pCO2 oder andere Indikatoren des Kohlendioxidgehalts im Blut eines Patienten können basierend auf im Wesentlichen nichtinvasiv erhaltenen Atemdurchfluss- und Atem-Kohlendioxiddruckdaten berechnet oder bestimmt werden.
  • 2 zeigt schematisch ein exemplarisches Verfahren zur im Wesentlichen nichtinvasiven Überwachung der Atmung eines Patienten und zum Messen der Strömungsgeschwindigkeiten und der Kohlendioxidkonzentration von Gasgemischen, die von einem Patienten 10 im Verlauf der Atmung des Patienten, etwa während einer normalen Atmung oder während bekannter Rückatmungstechniken, ein- und ausgeatmet werden. Ein Durchflusssensor 12 bekannter Art, wie etwa die Differenzdruck-Atemdurchflusssensoren, die von Novametrix Medial Systems Inc. ("Novametrix"), Wallingford, Connecticut, (z.B. der Durchflusssensor für Kinder und Erwachsene (Katalog-Nr. 6717) oder der Durchflusssensor für Neugeborene (Katalog-Nr. 6718)) hergestellt werden, welche betriebsfähig an einer Ventilationseinrichtung (nicht gezeigt) angebracht werden können, und Atemdurchflusssensoren, die auf anderen Betriebsgrundlagen basieren und von anderen Firmen hergestellt und vermarktet werden, kann zum Messen der Strömungsgeschwindigkeiten der Atmung des Patienten 10 eingesetzt werden.
  • Ein Kohlendioxidsensor 14, wie etwa der CAPNOSTAT®-Kohlendioxidsensor und ein komplementärer Beatmungsrohradapter (z.B. der Beatmungsrohradapter für Kinder und Erwachsene zum einmaligen Gebrauch an einem Patienten (Katalog-Nr. 6063), der wieder verwendbare Beatmungsrohradapter für Kinder und Erwachsene (Katalog-Nr. 7007) oder der wieder verwendbare Beatmungsrohradapter für Neugeborene und Kinder (Katalog-Nr. 7053)), die von Novametrix hergestellt werden, sowie Hauptstrom- und Seitenstrom-Kohlendioxidsensoren, die von anderen Firmen hergestellt und vermarktet werden, kann zum Messen der Kohlendioxidkonzentration von Gasgemischen verwendet werden, die vom Patienten 10 ein- und ausgeatmet werden.
  • Der Durchflusssensor 12 und der Kohlendioxidsensor 14 sind mit einer Durchflusskontrolleinrichtung 16 bzw. einer Kohlendioxidkontrolleinrichtung 18 verbunden, die jeweils betriebsfähig einem Computer 20 zugeordnet werden können, so dass Daten von den Durchfluss- und Kohlendioxidkontrolleinrichtungen 16 und 18, die repräsentativ für die Signale jeweils vom Durchflusssensor 12 und vom Kohlendioxidsensor 14 sind, vom Computer 20 erfasst und gemäß seiner Programmierung (z.B. durch die Software) verarbeitet werden können. Vorzugsweise werden die Rohdurchfluss- und -Kohlendioxidsignale von der Durchflusskontrolleinrichtung und dem Kohlendioxidsensor gefiltert, um jegliche signifikanten Artefakte zu entfernen. Da Atemdurchfluss- und Kohlendioxiddruckmessungen durchgeführt werden, können die Atemdurchfluss- und Kohlendioxiddruckdaten vom Computer 20 gespeichert werden.
  • Jeder Atemzug oder Atmungszyklus des Patienten 10 kann, wie im Stand der Technik bekannt, dargestellt werden, etwa durch kontinuierliches Überwachen der Strömungsgeschwindigkeit der Atmung des Patienten 10.
  • Da die Verwendung der Fick-Gleichung zur Berechnung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens die Kenntnis einer Änderung von
    Figure 00010001
    und CaCO2, PetCO2, pCO2 oder eines anderen Indikators des Kohlendioxidgehalts im Blut eines Patient erforderlich macht, ist eine Änderung der effektiven Ventilation notwendig. Ohne dass dadurch eine Einschränkung des Schutzumfanges der vorliegenden Erfindung beabsichtigt wäre, können beispielsweise Rückatmungstechniken, etwa unter Verwendung eines Totraumes 70, wie etwa demjenigen, der durch das in 1 gezeigte Rückatmungskreissystem vorgesehen ist, eingesetzt werden, um eine Änderung der effektiven Ventilation herbeizuführen. 3A zeigt die Änderungen, die auftreten können, wenn ein bidirektionales Rückatmungsverfahren verwendet wird, um eine Änderung der effektiven Atmung herbeizuführen. Das Diagramm gemäß 3A zeigt die typischen Änderungen in den
    Figure 00050002
    (als Rauten dargestellt) und Kohlendioxidgehaltmessungen (z.B. PetCO2, als Quadrate dargestellt), die zwischen der Basisatmung (d.h. vor der Rückatmung), während der Rückatmung und den Stabilisierungsperioden (d.h. nach der Rückatmung) eines idealisierten (d.h. ohne Störsignale) bidirektionalen Rückatmungszyklus auftreten können. Während der Rückatmung ändert sich
    Figure 00010001
    von einem Basiswert (z.B. ungefähr 200 ml/Min.) in ein während der Rückatmung auftretendes Plateau (z.B. von ungefähr 100 ml/Min.) innerhalb von 3 oder 4 Atemzügen, während der Kohlendioxidgehalt länger brauchen kann, um sich von einem Basiswert (z.B. 38 mmHg) in ein Plateau (z.B. ungefähr 35 mmHg) zu verändern.
  • 3B ist ein zweidimensionales Diagramm, das zeigt, dass jeweils ein Wert, der Plateauwert, aus den Phasen vor, während und nach der Rückatmung eines bidirektionalen Rückatmungsverfahrens, wie etwa dem in 3A dargestellten, zur Bewertung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens verwendet wurden. Im Gegensatz dazu werden bei einem Verfahren zum Bestimmen des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens, das die Lehren der vorliegenden Erfindung umfasst,
    Figure 00050002
    und Kohlendioxidgehaltdaten kontinuierlich gemessen, wodurch ein Diagramm, wie etwa das in 3C gezeigte, bereitgestellt wird, wobei unter 100 dargestellte Daten auf vor der Rückatmung gemachten Messungen, längs dem Pfeil 102 dargestellte Daten auf während der Rückatmung gemachten Messungen und längs dem Pfeil 104 dargestellte Daten auf nach der Rückatmung gemachten Messungen basieren. Diese Daten können unter Verwendung eines einzelnen Rückatmungszyklus, im Verlauf mehrerer Rückatmungszyklen, in einem oder mehreren diskreten Zeitintervallen oder auf einer Atemzug-für-Atemzug-Basis erhalten werden, wobei die Daten in Übereinstimmung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren kontinuierlich gemessen, berechnet und analysiert werden, um so den pulmonalen Kapillarblutdurchfluss oder das Herzzeitvolumen eines Patienten kontinuierlich zu aktualisieren oder zu überwachen.
  • Wenn Rückatmung oder andere bekannte Techniken zur Herbeiführung einer Änderung der effektiven Ventilation verwendet werden, um so die im Wesentlichen nichtinvasive Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens zu erleichtern, werden Atemdurchfluss- und Kohlendioxiddruckdaten wenigstens in den Phasen vor, während und nach der Rückatmung erhalten. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren können totale oder partielle Rückatmungsverfahren verwendet werden. Diese Atemdurchfluss- und Kohlendioxiddruckdaten werden dann dazu verwendet, wie im Stand der Technik bekannt, um
    Figure 00010001
    und PetCO2 sowie die Änderun gen von
    Figure 00010001
    und PetCO2 zu berechnen, die mit der Änderung der effektiven Ventilation auftreten.
  • Die berechneten
    Figure 00050002
    und PetCO2-Daten werden dann zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens des Patienten verwendet, etwa unter Verwendung der vorstehend dargelegten Fick-Gleichungen.
  • Als Alternative kann der pulmonale Kapillarblutdurchfluss oder das Herzzeitvolumen eines Patienten im Verlauf von mehreren Atemzügen bestimmt werden, indem die berechneten
    Figure 00050002
    Daten und CaCO2-Daten oder Daten eines anderen Indikators des Kohlendioxidgehalts im Blut eines Patienten, wie etwa PetCO2 oder pCO2, zweidimensional ausgedrückt werden, etwa anhand eines zweidimensionalen (X-/Y-) Liniendiagramms, wobei die
    Figure 00050002
    Datenpunkte an der y-Achse und die PetCO2-Datenpunkte an der x-Achse gemessen werden und dann eine Linie bestimmt wird, die am besten mit den Daten übereinstimmt, die hier auch als Ausgleichsgerade bezeichnet wird.
  • Die Gleichung für die Ausgleichsgerade lautet beispielsweise: y = mx + b (9)oder
    Figure 00130001
    wobei y die y-Achsenkoordinate eines Datenpunkts, x die x-Achsenkoordinate desselben Datenpunkts, m die Steigung der Linie und b der Achsenabschnitt (offset) der Linie ist. Wenn
    Figure 00010001
    an der y-Achse und CaCO2 an der x-Achse gemessen wird, dann ist
  • Figure 00130002
  • Die negative Steigung (d.h. –1 × m) der Ausgleichsgeraden durch die
    Figure 00050002
    CaCO2-Daten entspräche dem pulmonalen Kapillarblutdurchfluss oder Herzzeitvolumen des Patienten: –m = Q. (12)
  • Die Ausgleichsgerade für die
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten wird bevorzugt unter Verwendung bekannter linearer Regressionstechniken oder einer beliebigen anderen bekannten Methodologie zur Bestimmung des Verhältnisses zwischen zwei Variablen bestimmt. Das Verfahren der linearen Regression stellt einen genauen Wert des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens basierend auf einer großen Anzahl von
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten bereit, die im Verlauf einer oder mehrerer Änderungen der effektiven Ventilation erhalten wurden. Wenn die lineare Regression verwendet wird, wird die Steigung (m) der Ausgleichsgeraden für die Daten wie folgt berechnet: m = Lxy/Lxx (13)und der Achsenabschnitt (b) der Linie wird durch die folgende Gleichung berechnet: b = Σy/n – m × Σx/n, (14)wobei Lxx = Σx2 – (Σx × Σx)/n, (15) Lyy = Σy2 – (Σy × Σy)/n, und (16) Lxy = Σxy – (Σx × Σy)/n, (17)und wobei n die Anzahl der Datenpunkte im Diagramm, Σx die Summe aller x-Koordinatenwerte (d.h. CaCO2-Gehaltwerte), Σy die Summe aller y-Koordinatenwerte (d.h.
    Figure 00050002
    Werte), Σx2 die Summe des Quadrates aller x-Koordinatenwerte, Σy2 die Summe des Quadrates aller y-Koordinatenwerte und Σxy die Summe aller gepaarten, miteinander multiplizierten x- und y-Koordinatenwerte ist.
  • Wenn lineare Regression zur Bestimmung der Lage und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden verwendet wird, kann ein Korrelationskoeffizient (r), der die Genauigkeit quantitativ bestimmt, mit der die Ausgleichsgerade mit den
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten in Wechselbeziehung steht, auch wie folgt berechnet werden: r = (Lxy × Lxy)/(Lyy × Lxx). (18)
  • Alternativ kann jedes beliebige andere Maß der Übereinstimmungsqualität verwendet werden, das die Genauigkeit, mit der die Ausgleichsgerade mit den
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten in Wechselbeziehung steht, quantitativ bestimmt.
  • Korrelationskoeffizienten liegen zwischen 0 und 1,0, wobei ein Korrelationskoeffizient von 0 anzeigt, dass keine lineare Korrelation zwischen den x-Ordinaten- und y-Ordinatendaten besteht, und ein Korrelationskoeffizient von 1,0, dass die x-Ordinaten- und y-Ordinatendaten perfekt linear korreliert sind (d.h. alle
    Figure 00050002
    CaCO2-Datenpunkte befinden sich auf derselben geraden Linie).
  • Die vor und während der Rückatmung gemessenen
    Figure 00050002
    CaCO2-Datenpunkte befinden sich jedoch selten auf derselben geraden Linie. Ein Grund dafür besteht darin, dass, während Rückatmungsmanövern, das
    Figure 00050002
    Signal dem PetCO2-Signal und somit dem CaCO2 typischerweise um ungefähr einen Atemzug voraus ist. Darüber hinaus wird
    Figure 00010001
    basierend auf Signalkomponenten berechnet, die höhere Frequenzen haben als das PetCO2-Signal. Infolgedessen erscheint, wenn die über einen Zeitraum berechneten
    Figure 00050002
    und CaCO2-Messungen gegeneinander auf ein zweidimensionales (X-/Y-) Liniendiagramm aufgetragen werden, das Ergebnis typischerweise eher als Bogen oder Schleife, wie in den 3C und 5 gezeigt, denn als gerade Linie, in Abhängigkeit von der berechneten Datenmenge und der Rückatmungsdauer. Darüber hinaus können
    Figure 00050002
    und CaCO2-Messungen basierend auf Atemdurchfluss- und Kohlendioxiddruckdaten berechnet werden, die während falscher Atemzüge erhalten wurden. Derartige Daten beziehen sich nicht auf die Messungen des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens.
    Figure 00050002
    und CaCO2-Berechnungen, die auf solchen falschen Daten basieren, wirken als Störsignale, die zu einer Fehlberechnung einer Ausgleichsgeraden durch die berechneten
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten führen können. Infolgedessen beträgt der Korrelationskoeffizient einer Ausgleichsgeraden zu den Daten typischerweise erheblich weniger als 1,0.
  • Die gemessenen Atemdurchfluss- und Kohlendioxiddruckdaten oder die berechneten
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten können modifiziert werden, um den Korrelationskoeffizienten zwischen den
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten und der Ausgleichsgeraden für diese Daten zu erhöhen. Eine lineare Transformation wird bevorzugt zur Erhöhung des Korrelationskoeffizienten verwendet. Eine lineare Transformation kann dazu verwendet werden, die Berechnung eines
    Figure 00050002
    Datenpunktes zu verzögern, damit ein CaCO2-Datenpunkt genau mit diesem zusammenfällt, welcher auf Messungen basiert, die während desselben Atemzugs durchgeführt wurden. Die gemessenen oder berechneten Daten können auch unter Verwendung einer linearen Transformation gefiltert werden.
  • Bei einer Ausführungsform eines Verfahrens zum Erhöhen des Korrelationskoeffizienten zwischen den
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten und der Ausgleichsgeraden für diese Daten wird ein Filter an die berechneten
    Figure 00050002
    oder CaCO2-Daten angelegt. Bekannte ana loge oder digitale Tiefpass-, Hochpass- oder Bandpassfilter, einschließlich adaptiver Filter, können eingesetzt werden. Es können lineare oder nichtlineare Filter eingesetzt werden. Ein digitaler Filter erster Ordnung (einpolig) mit infinierter Impulsreaktion (IIR – infinite impulse response) wird zum Filtern der
    Figure 00050002
    Berechnungen in einer Weise eingesetzt, die die Korrelation zwischen der
    Figure 00050002
    Berechnung und der verzögerten PetCO2/CaCO2-Berechnung verbessert. Die Gleichung für einen solchen Filter lautet:
    Figure 00160001
    wobei
    Figure 00160002
    der zuletzt berechnete, ungefilterte
    Figure 00050002
    Datenpunkt,
    Figure 00160003
    der vorhergehende, gefilterte
    Figure 00050002
    Datenpunkt,
    Figure 00160004
    der neue "gefilterte" Wert, der auf
    Figure 00160002
    basiert und unter Verwendung des Filters erhalten wird, und α der Filterkoeffizient ist. Der Filterkoeffizient α liegt zwischen 0 und 1,0. Je größer der Wert von α, desto gründlicher wird der zuletzt berechnete Datenpunkt gefiltert und umgekehrt bewirken niedrigere α-Werte, dass die zuletzt berechneten Datenpunkte in einem geringerem Ausmaß gefiltert werden. Wenn α gleich null ist, wird der zuletzt berechnete Datenpunkt nicht gefiltert.
  • Aufgrund der anatomischen und physiologischen Unterschiede zwischen verschiedenen Patienten, haben verschiedene Patienten unterschiedliche optimale Filterkoeffizienten α. Da darüber hinaus bei einem Patienten im Laufe der Zeit anatomische und physiologische Veränderungen auftreten können, können die optimalen Filterkoeffizienten α, die zum Filtern der
    Figure 00050002
    oder CaCO2-Werte verwendet werden sollen, welche basierend auf der Atmung des Patienten berechnet werden, ebenfalls mit der Zeit variieren. Demgemäß liegt die Wahl eines optimalen Filterkoeffizienten α ebenfalls innerhalb des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung. Jedes bekannte Optimierungsverfahren oder jeder bekannte Suchalgorithmus können dafür verwendet werden, den optimalen Filterkoeffizienten α auszuwählen.
  • Als Beispiel dafür, wie ein optimaler Filterkoeffizient gewählt werden kann, wird α zunächst auf einen voreingestellten Wert (z.B. 0,85) gebracht und die berechneten
    Figure 00050002
    oder CaCO2-Werte werden basierend auf dem voreingestellten Filterkoeffizienten α gefiltert. Die lineare Regression wird dann ausgeführt, um eine Ausgleichsgerade zu erhalten. Wenn der Korrelationskoeffizient der Ausgleichsgeraden, die mit den soeben gefilterten Daten errechnet wurde, geringer als der Korrelationskoeffizient der unmittelbar vorhergehenden Ausgleichsgeraden ist, die mit ungefilterten Daten oder einem früheren Filterkoeffizienten berechnet wurde, wird ein vordefinier ter α-Einstellungswert (z.B. 0,01) durch Multiplizieren des α-Einstellungswertes mit –1 und durch Modifizieren des Filterkoeffizienten durch Addieren des modifizierten α-Einstellungswertes dazu verändert. Ansonsten wird der Filterkoeffizient α durch Addieren des unmodifizierten α-Einstellungswertes dazu modifiziert. Das Verfahren zum Filtern der Daten basierend auf einem modifizierten Filterkoeffizienten, dem Erhalten einer Ausgleichsgeraden für die Daten, dem Vergleichen des Korrelationskoeffizienten der Ausgleichsgeraden mit dem Korrelationskoeffizienten der vorhergehenden Ausgleichsgeraden und dem entsprechenden Einstellen des Filterkoeffizienten wird dann eine vorgegebene Anzahl von Malen (z.B. 50mal) wiederholt. Die Ausgleichsgerade mit dem größten Korrelationskoeffizienten, basierend auf den ungefilterten Daten und jedem Satz gefilterter Daten, wird zur Berechnung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder des Herzzeitvolumens des Patienten gewählt. Wenn das Filtern angewandt wird, verengt sich bevorzugt das
    Figure 00050002
    CaCO2-Diagramm, wie in den 3D und 6 gezeigt, um dadurch die Genauigkeit zu erhöhen, mit der die Lage und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden festgelegt werden können, und somit die Genauigkeit einer auf den Daten basierenden Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens zu erhöhen.
  • Eine weitere Ausführungsform eines Verfahrens zum Erhöhen des Korrelationskoeffizienten zwischen den
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten und der Ausgleichsgeraden für diese Daten, was hierin als "Bündeln" (Clustering) bezeichnet wird, umfasst die Auswahl von Datenpunkten, die eng zusammengruppiert sind. Das bedeutet, die ausgewählten Datenpunkte umfassen die Datenpunkte, die mehrere andere Datenpunkte innerhalb eines vordefinierten Wertbereiches derselben aufweisen. Nichtgebündelte Datenpunkte sind wahrscheinlich ungenau oder basieren auf Messungen, die während falscher Atemzüge gemacht worden sind. Da eine genaue Ausgleichsgerade durch die Daten wahrscheinlich auf den gebündelten Daten basieren würde, werden Datenpunkte, die sich nicht in einem Bündel befinden, nicht zur Berechnung der Lage und Ausrichtung der Ausgleichsgeraden für die Daten verwendet.
  • Ein Bündeln der Datenpunkte kann eine Normierung oder Transformation der Daten umfassen, so dass die Wertbereiche der x-Koordinatendaten (z.B. CaCO2-Daten) und der y-Koordinatendaten (z.B.
    Figure 00050002
    Daten) im Wesentlichen gleich sind. Ohne eine solche Normierung würde die Datengruppe (z.B. die
    Figure 00050002
    Daten oder die CaCO2-Daten) mit dem höchsten Wertbereich dominieren, wobei die andere Datengruppe von geringerer Bedeutung wäre.
  • Eine beispielhafte Art und Weise, mit der die Daten normiert werden können, umfasst die Verwendung der folgenden Normierung: x = (x – x)/σx, (20)wobei x der Originalwert, x der Mittelwert aller x-Achsendaten (z.B. CaCO2-Daten) im Diagramm und σx die Standardabweichung aller x-Achsendaten im Diagramm ist. Diese Normierung wird auf alle x-Achsenwerte angewandt. Ein ähnliches Normierungsschema wird auf alle y-Achsenwerte angewandt.
  • Die normierten Daten können dann durch Suchen nach einer vordefinierten Anzahl (z.B. 5) der am engsten beieinander liegenden Datenpunkte (z.B.
    Figure 00050002
    oder CaCO2-Datenpunkte) zu jedem der Datenpunkte in einer Gruppe gruppiert werden. Die Unterschiede zwischen dem analysierten Datenpunkt und jedem der vordefinierten Anzahl der am engsten beieinander liegenden Datenpunkte werden dann addiert und mit einem vorgegebenen Schwellwert verglichen. Wenn die Summe der Unterschiede den vorgegebenen Schwellwert übersteigt, wird der analysierte Datenpunkt verworfen. Selbstverständlich liegt die Verwendung anderer Bündelungstechniken zum Identifizieren der genauesten Daten und zum Ignorieren der vermutlich ungenauen Daten ebenfalls innerhalb des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung.
  • Sobald das Bündeln durchgeführt worden ist, wird der Kehrwert der Normierung berechnet oder die Normierung rückgängig gemacht, um eine genaue Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens bereitzustellen. Ein Beispiel der Art und Weise, in der der Kehrwert der Normierung berechnet werden kann, umfasst die Verwendung der folgenden Gleichung: x = xσx + x. (21)
  • Dieser Kehrwert der Normierung wird auf alle gebündelten x-Achsenwerte (z.B. CaCO2-Werte) angewandt. Ein ähnliches Kehrwert-Normierungsschema wird an alle gebündelten y-Achsendaten angewandt.
  • Das Bündeln ist eine von vielen bekannten Techniken zur Bestimmung von außerhalb liegenden Punkten (Ausreißern). Andere bekannte Techniken zur Bestimmung von Ausreißern können ebenfalls bei dem erfindungsgemäßen Verfahren angewandt werden.
  • Alternativ oder zusätzlich zum Ignorieren vermutlich ungenauer Datenpunkte zur Erhöhung der Genauigkeit der Daten kann das Bündeln dazu verwendet werden, künstliche Datenpunkte hinzuzufügen. Künstliche Datenpunkte können hinzugefügt werden, um den Korrelationskoeffizienten der Ausgleichsgeraden zu den Datenpunkten, auf denen die Ausgleichsgerade basiert, zu erhöhen.
  • Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens zum Modifizieren von Daten, welches die Lehren der vorliegenden Erfindung einschließt, ist in den 4A und 4B dargestellt. Wie bei den vorstehend hierin beschriebenen Filter- und Bündel-Ausführungsformen umfasst die vorliegende Ausführungsform die Auswahl von Datenpunkten, die am wahrscheinlichsten eine genaue Bestimmung der Lage und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden und somit des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens eines Patienten erleichtern. Diese Ausführungsform des Verfahrens zum Modifizieren von Daten umfasst die wiederholte Untersuchung von Datenpunkten und die Verteilung der verbleibenden Datenpunkte in Bezug auf die zwei Linien, welche den Bereich möglicher PKBF-Messungen (Messungen des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses) darstellen.
  • Wie in den 4A und 4B gezeigt, sind eine Linie oder die Gleichung für eine Linie 110, die einen minimalen erwarteten pulmonalen Kapillarblutdurchfluss (d.h. –mLinie = PKBFmin) darstellt, und eine Linie oder die Gleichung für eine Linie 120, die einen maximalen erwarteten pulmonalen Kapillarblutdurchfluss (d.h. –mLinie120 = PKBFmax) darstellt, so angeordnet, dass sie einander an einem Datenpunkt 130 überschneiden. Wenn beispielsweise die x-Ordinate auf CaCO2 basiert, kann die Linie 110 eine Steigung von –0,5, was einen minimalen erwarteten pulmonalen Kapillarblutdurchfluss von 0,5 L/Min. darstellt, und die Linie 120 eine Steigung von –20 haben, was einen maximalen pulmonalen Kapillarblutdurchfluss von 20 L/Min. darstellt. Selbstverständlich liegt die Verwendung anderer pulmonaler Kapillarblutdurchflusswerte für die Linien 110 und 120 ebenfalls innerhalb des Schutzumfanges der vorliegenden Erfindung.
  • Als Nächstes wird die Anzahl an anderen Datenpunkten 130 bestimmt, die zwischen den Linien 110 und 120 liegen. Wenn die Anzahl der Datenpunkte 130 zwischen den Linien 110 und 120 gleich einer Schwellenanzahl ist oder diese übersteigt, wird der analysierte Datenpunkt 130 für eine anschließende Bestimmung der Lage und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden durch die Daten beibehalten. Ansonsten wird der analysierte Datenpunkt 130 verworfen. Die Schwellenanzahl an Datenpunkten, die sich zwischen der Linie 110 und der Linie 120 befinden müssen, damit ein analysier ter Datenpunkt beibehalten werden kann, kann ein vordefinierter Wert sein oder durch andere Mittel bestimmt werden. Beispielsweise kann die Schwellenanzahl auf die mittlere Anzahl an Datenpunkten festgelegt werden, die sich zwischen der Linie 110 und der Linie 120 befinden, wenn jeder Datenpunkt 130 eines Satzes von Datenpunkten 130 in Übereinstimmung mit der vorliegenden Ausführungsform des Verfahrens zum Modifizieren von Daten ausgewertet worden ist. Dieses Verfahren wird wiederholt bis jeder Datenpunkt 130 in einem Satz von Datenpunkten 130 derart ausgewertet worden ist. 4A zeigt die Verwendung der vorliegenden Ausführungsform des Datenmodifikationsverfahrens anhand eines Datenpunktes 130, der beibehalten wird, während 4B die Verwendung der vorliegenden Ausführungsform des Datenmodifikationsverfahrens anhand eines anderen Datenpunktes 130' zeigt, der nicht beibehalten wird.
  • Die 3C und 3D sowie die 5 und 6 zeigen den Effekt der Modifizierung von Daten in Übereinstimmung mit den Lehren der vorliegenden Erfindung zur Erhöhung der Genauigkeit, mit der die Lage und Ausrichtung einer Ausgleichsgeraden durch die Daten bestimmt werden kann. 5 zeigt ein typisches Diagramm, bei dem
    Figure 00010001
    über CaCO2 dargestellt ist, ohne eine derartige Modifikation, wobei die Auftragung als Schleife erscheint. Im Gegensatz dazu, zeigt 6 wie nah die Daten beieinander liegen, wenn eine oder mehrere Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendet werden, um die Daten zu modifizieren. 3C und 3D zeigen Diagramme von
    Figure 00050002
    und PetCO2-Daten vor bzw. nach der erfindungsgemäßen Modifikation. Die erhöhte Nähe der Datenpunkte zueinander ermöglicht es, die Ausrichtung und Lage einer Ausgleichsgeraden durch diese Datenpunkte mit erhöhter Genauigkeit zu bestimmen.
  • Sobald alle Datenpunkte untersucht worden sind, wird die Lage und Ausrichtung der Ausgleichsgeraden durch die verbleibenden, gebündelten Daten bestimmt. Wiederum wird bevorzugt die lineare Regression verwendet, um die Lage und Ausrichtung der Ausgleichsgeraden zu bestimmen. Die negative Steigung (d.h. –1 × m) der Ausgleichsgeraden sieht eine Messung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses vor, die dann zur Bestimmung des Herzzeitvolumens verwendet werden kann. Ein Korrelationskoeffizient kann dann berechnet werden, wie vorstehend hierin offenbart, um die zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens verwendete Datenmenge anzugeben. Der Korrelationskoeffizient oder ein darauf basierendes Qualitätsmaß kann dann dem Benutzer (z.B. einem Arzt, einer Krankenschwester oder einem Atemtechniker) mitgeteilt oder zum Bewerten des resultierenden Wertes des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens in einem Ausgabe-gewichteten Mittelwert verwendet werden.
  • Eine Ausführungsform oder eine Kombination der Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Modifizieren von Daten kann an den gemessenen oder berechneten Daten durchgeführt werden, um die Genauigkeit zu erhöhen, mit der eine Ausgleichsgerade durch die Daten oder der pulmonale Kapillarblutdurchfluss oder das Herzzeitvolumen eines Patienten bestimmt werden kann.
  • Als Beispiel für die gemeinsame Anwendung von Filtern und Bündeln, werden die berechneten
    Figure 00050002
    Daten als y-Achsendaten eines zweidimensionalen Liniendiagramms zusammengruppiert und die berechneten CaCO2-Datenpunkte als x-Achsendatenpunkte zusammengruppiert. Die Datenpunkte in wenigstens einer der Gruppen werden gefiltert, um eine Ausgleichsgerade für die Daten mit einem optimalen Korrelationskoeffizienten zu bestimmen. Die Daten werden außerdem, entweder vor oder nach dem Filtern, gebündelt, um den Korrelationskoeffizienten der Ausgleichsgeraden zu den berechneten
    Figure 00050002
    und CaCO2-Daten weiter zu verbessern. Die verbleibenden Daten werden dann zur Bestimmung (z.B. durch lineare Regression) einer Ausgleichsgeraden für diese Daten sowie eines Korrelationskoeffizienten für die Ausgleichsgerade verwendet. Die Steigung der Ausgleichsgeraden wird dann berechnet und zur Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens verwendet. Der Korrelationskoeffizient kann auch dazu verwendet werden, die Zuverlässigkeit der Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens anzugeben oder der Bestimmung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses oder Herzzeitvolumens in einem gewichteten Mittelwert derselben eine spezifische Wertigkeit zu verleihen.
  • Sobald die Lage und Ausrichtung einer genauen Ausgleichsgeraden für die Daten bestimmt worden ist, wie vorstehend hierin beschrieben, kann der pulmonale Kapillarblutdurchfluss des Patienten als negativer Wert der Steigung der Ausgleichsgeraden berechnet werden. Darüber hinaus kann das Herzzeitvolumen dann ebenfalls durch Addieren des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses des Patienten zum intrapulmonalen Shuntdurchfluss des Patienten bestimmt werden, welcher durch bekannte Verfahren ermittelt werden kann.
  • Darüber hinaus kann die Ausgleichsgerade zur Bewertung des gemischten venösen Kohlendioxidgehalts des Patienten verwendet werden. Herkömmlicherweise sind totale Rückatmungstechniken erforderlich, um den gemischten venösen Kohlendioxid gehalt im Wesentlichen nichtinvasiv zu messen. Wenn die Kohlendioxidelimination während der totalen Rückatmung schließlich eingestellt wird, kann der am Mund eines Patienten gemessene Kohlendioxidpartialdruck den gemischten venösen Kohlendioxidgehalt des Patienten darstellen. Wenn partielle Rückatmungstechniken verwendet werden, wird die Kohlendioxidelimination des Patienten auf Niveaus reduziert, die unterhalb dem Basiswert liegen, sie wird jedoch nicht auf null herabgesetzt. Durch den Einsatz der Lehren der vorliegenden Erfindung zur Bestimmung der Ausgleichsgeraden durch Daten, die unter Verwendung partieller Rückatmungstechniken erhalten wurden, kann die Ausgleichsgerade zu einem Punkt ausgedehnt werden, an dem die Kohlendioxidelimination gleich null wäre oder effektiv null betragen würde, um dadurch den Kohlendioxidgehalt oder gemischten venösen Kohlendioxidgehalt des Blutes des Patienten an diesem Punkt zu bestimmen. Die Gleichung (11), welche die Gleichung für die Ausgleichsgerade ist, kann hinsichtlich der Kohlendioxidelimination wie folgt umgruppiert werden:
  • Figure 00220001
  • Wenn die Kohlendioxidelimination aufhört, ist
    Figure 00010001
    gleich null und die Gleichung (22) wird zu: 0 = m × CvCO2 + b, (23)wobei CvCO2 der gemischte venöse Kohlendioxidgehalt ist, der wie folgt umgeordnet werden kann: CvCO2 = –b/m. (24)
  • Demgemäss umfasst die vorliegende Erfindung auch ein Verfahren zum im Wesentlichen nichtinvasiven Bestimmen des gemischten venösen Kohlendioxidgehaltes unter Einsatz partieller Rückatmungstechniken.
  • Obgleich die vorstehende Beschreibung viele Einzelheiten enthält, sollten diese nicht als Einschränkung des Schutzumfanges der vorliegenden Erfindung ausgelegt werden, sondern vielmehr als Veranschaulichung einiger der derzeit bevorzugten Ausführungsformen betrachtet werden. In ähnlicher Weise können andere Ausführungsformen der Erfindung entworfen werden, die nicht vom Schutzumfang der vorliegenden Erfindung abweichen. Merkmale aus verschiedenen Ausführungsformen können in Kombination eingesetzt werden. Der Schutzumfang der Erfindung wird daher nur durch die anhängigen Ansprüche und deren rechtliche Entsprechungen angegeben und eingeschränkt und nicht durch die vorstehende Beschreibung. Sämtliche Hinzufügungen, Streichungen und Abwandlungen der Erfindung, wie hierin offenbart, die in den Schutzumfang der Ansprüche fallen, sind als darin eingeschlossen zu betrachten.

Claims (13)

  1. Atmungsauswertungsvorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung eines gemischten venösen Kohlendioxidgehalts, eines pulmonalen Kapillarblutdurchflusses und/oder eines Herzzeitvolumens eines Patienten mit: einer Erfassungskomponente, die zum Erhalten einer Mehrzahl von Daten konfiguriert ist, welche Kohlendioxideliminationsdaten und Daten eines Indikators für den Kohlendioxidgehalt im Blut des Patienten umfasst; einer ersten Verarbeitungskomponente, die zum Bestimmen eines Korrelationskoeffizienten zwischen den Kohlendioxideliminationsdaten und den Daten des Indikators für den Kohlendioxidgehalt konfiguriert ist; und einer zweiten Verarbeitungskomponente, die zum Berechnen des gemischten venösen Kohlendioxidgehalts, des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses und/oder des Herzzeitvolumens auf der Grundlage des Korrelationskoeffizienten konfiguriert ist.
  2. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 1, bei der die erste Verarbeitungskomponente zum Bestimmen des Korrelationskoeffizienten durch Auftragen der Kohlendioxideliminationsdaten gegen die Daten des Indikators für den Kohlendioxidgehalt konfiguriert ist.
  3. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 2, bei der die erste Verarbeitungskomponente konfiguriert ist, um die Kohlendioxideliminationsdaten entlang einer y-Achse eines zweidimensionalen Liniendiagramms gegen die entsprechenden Daten des Indikators für den Kohlendioxidgehalt aufzutragen, die entlang einer x-Achse des zweidimensionalen Liniendiagramms aufgetragen sind.
  4. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 3, bei der die erste Verarbeitungskomponente konfiguriert ist, um die Kohlendioxideliminationsdaten entlang einer y-Achse eines zweidimensionalen Liniendiagramms gegen entsprechende CaCO2- oder endexspiratorische Partialdruckdaten aufzutragen, die entlang einer x-Achse des zweidimensionalen Liniendiagramms aufgetragen sind.
  5. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 4, bei der die erste Verarbeitungskomponente zum Bestimmen des Korrelationskoeffizienten durch die Bestimmung einer Ausgleichsgeraden durch die aufgetragene Mehrzahl von Daten konfiguriert ist.
  6. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 5, bei der die zweite Verarbeitungskomponente zum Durchführen der Berechnung des pulmonalen Kapillarblutdurchflusses durch Multiplikation einer Steigung der Ausgleichsgeraden mit –1 konfiguriert ist.
  7. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 1, die ferner eine Verbesserungskomponente zur Modifizierung der Kohlendioxideliminationsdaten und/oder der Daten des Indikators für den Kohlendioxidgehalt umfasst, um den Korrelationskoeffizienten zu erhöhen.
  8. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 7, bei der die Verbesserungskomponente zum Auswählen von Daten zur Verwendung bei der Bestimmung des Korrelationskoeffizienten konfiguriert ist und umfasst: eine Verfeinerungskomponente, die zum Filtern der Kohlendioxideliminationsdaten und/oder der Daten des Indikators für den Kohlendioxidgehalt konfiguriert ist; und/oder eine Gruppierungskomponente, die zum Bündeln der Kohlendioxideliminationsdaten und der Daten des Indikators für den Kohlendioxidgehalt konfiguriert ist; und/oder eine Auswertungskomponente, die zum Bestimmen einer Anzahl von Datenpunkten zwischen einer ersten Linie, die einen minimalen erwarteten gemischten venösen Kohlendioxidgehalt oder pulmonalen Kapillarblutdurchfluss oder ein minimales erwartetes Herzzeitvolumen darstellt, und einer zweiten Linie konfiguriert ist, die die erste Linie in einem analysierten Datenpunkt der Mehrzahl von Daten schneidet, wobei die zweite Linie einen maximalen erwarteten gemischten venösen Kohlendioxidgehalt oder pulmonalen Kapillarblutdurchfluss oder ein maximales erwartetes Herzzeitvolumen darstellt, und um diese Anzahl bei der Bestimmung, ob der analysierte Datenpunkt beibehalten werden soll, mit einer Schwellenanzahl zu vergleichen.
  9. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 8, bei der die Verfeinerungseinrichtung zum Durchführen des Filterns auf der Basis einer infiniten Impulsreaktionsform durch Anwenden der folgenden Gleichung konfiguriert ist
    Figure 00250001
    wobei
    Figure 00160002
    der zuletzt erhaltene, ungefilterte Kohlendioxideliminationsdatenpunkt,
    Figure 00160003
    der vorhergehende, gefilterte Kohlendioxideliminationsdatenpunkt,
    Figure 00160004
    der neue "gefilterte" Wert ist, der auf
    Figure 00160002
    basiert und durch die Verwendung des Filters erhalten wird, und α ein Filterkoeffizient ist.
  10. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 8, bei der die Gruppierungskomponente ferner zum Normieren zumindest eines Teils der Mehrzahl von Daten vor dem Gruppieren konfiguriert ist.
  11. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 10, bei der die Gruppierungskomponente ferner zum Rückgängigmachen der Normierung nach dem Gruppieren und vor der Bestimmung des Korrelationskoeffizienten konfiguriert ist.
  12. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 1, bei der die Daten eines Indikators für den Kohlendioxidgehalt im Blut des Patienten CaCO2-Daten oder endexspiratorische Partialdruckdaten enthalten.
  13. Atmungsauswertungsvorrichtung nach Anspruch 1, die ferner einen Prozessor umfasst.
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Families Citing this family (69)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6024089A (en) 1997-03-14 2000-02-15 Nelcor Puritan Bennett Incorporated System and method for setting and displaying ventilator alarms
US6540689B1 (en) * 2000-02-22 2003-04-01 Ntc Technology, Inc. Methods for accurately, substantially noninvasively determining pulmonary capillary blood flow, cardiac output, and mixed venous carbon dioxide content
US7699788B2 (en) 2000-02-22 2010-04-20 Ric Investments, Llc. Noninvasive effective lung volume estimation
DE60137191D1 (de) 2001-03-05 2009-02-12 Instrumentarium Corp Verfahren zur nicht-invasiven Bestimmung des Zustandes des Kreislaufes eines Individuums
US7135001B2 (en) * 2001-03-20 2006-11-14 Ric Investments, Llc Rebreathing methods including oscillating, substantially equal rebreathing and nonrebreathing periods
US20030225339A1 (en) 2002-05-06 2003-12-04 Respironics Novametrix Methods for inducing temporary changes in ventilation for estimation of hemodynamic performance
SE0203427D0 (sv) * 2002-11-20 2002-11-20 Siemens Elema Ab Anordning för passiv gassampling
US6951216B2 (en) 2002-12-19 2005-10-04 Instrumentarium Corp. Apparatus and method for use in non-invasively determining conditions in the circulatory system of a subject
US8460202B2 (en) * 2003-02-19 2013-06-11 Thornhill Scientific Inc. Method of measuring cardiac related parameters non-invasively via the lung during spontaneous and controlled ventilation
US7970470B2 (en) * 2003-09-18 2011-06-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Diagnosis and/or therapy using blood chemistry/expired gas parameter analysis
US20220338800A1 (en) * 2003-09-03 2022-10-27 ResMed Humidification Technologies GmbH Detection appliance and method for observing sleep-related breathing disorders
EP2856939B1 (de) * 2003-09-03 2017-07-26 ResMed R&D Germany GmbH Verfahren zur Observation schlafbezogener Atmungsstörungen
JP2008517655A (ja) * 2004-10-25 2008-05-29 アールアイシー・インベストメンツ・エルエルシー 実効肺容量を推定する方法および装置
WO2006119546A1 (en) * 2005-05-06 2006-11-16 Philip John Peyton Pulmonary capnodynamic method for continuous non-invasive measurement of cardiac output
US8479731B2 (en) * 2005-12-02 2013-07-09 General Electric Company Method and apparatus for indicating the absence of a pulmonary embolism in a patient
US8021310B2 (en) 2006-04-21 2011-09-20 Nellcor Puritan Bennett Llc Work of breathing display for a ventilation system
US7784461B2 (en) 2006-09-26 2010-08-31 Nellcor Puritan Bennett Llc Three-dimensional waveform display for a breathing assistance system
US8176915B2 (en) * 2007-03-15 2012-05-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. End-tidal gas estimation system and method
US8166971B2 (en) 2007-03-15 2012-05-01 Ric Investments, Llc End-tidal gas estimation system and method
US8166967B2 (en) * 2007-08-15 2012-05-01 Chunyuan Qiu Systems and methods for intubation
WO2009120639A2 (en) 2008-03-27 2009-10-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Breathing assistance systems with lung recruitment maneuvers
US8425428B2 (en) 2008-03-31 2013-04-23 Covidien Lp Nitric oxide measurements in patients using flowfeedback
WO2010005343A2 (en) * 2008-07-08 2010-01-14 Marat Vadimovich Evtukhov Rebreather respiratory loop failure detector
GB2462304B (en) * 2008-07-31 2010-12-01 Laerdal Medical As Device and method for detecting heart beats in a patient using the airway pressure
CA2735132C (en) * 2008-09-04 2013-11-26 Nellcor Puritan Bennett Llc Inverse sawtooth pressure wave train purging in medical ventilators
US8181648B2 (en) 2008-09-26 2012-05-22 Nellcor Puritan Bennett Llc Systems and methods for managing pressure in a breathing assistance system
US8302602B2 (en) 2008-09-30 2012-11-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Breathing assistance system with multiple pressure sensors
US8652064B2 (en) 2008-09-30 2014-02-18 Covidien Lp Sampling circuit for measuring analytes
WO2010039884A1 (en) 2008-09-30 2010-04-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Pneumatic tilt sensor for use with respiratory flow sensing device
US8776790B2 (en) * 2009-07-16 2014-07-15 Covidien Lp Wireless, gas flow-powered sensor system for a breathing assistance system
US8469031B2 (en) 2009-12-01 2013-06-25 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integrated filter
US8439036B2 (en) 2009-12-01 2013-05-14 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integral flow sensor
US8439037B2 (en) 2009-12-01 2013-05-14 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integrated filter and flow sensor
US8469030B2 (en) 2009-12-01 2013-06-25 Covidien Lp Exhalation valve assembly with selectable contagious/non-contagious latch
US8924878B2 (en) 2009-12-04 2014-12-30 Covidien Lp Display and access to settings on a ventilator graphical user interface
US8335992B2 (en) 2009-12-04 2012-12-18 Nellcor Puritan Bennett Llc Visual indication of settings changes on a ventilator graphical user interface
US9119925B2 (en) 2009-12-04 2015-09-01 Covidien Lp Quick initiation of respiratory support via a ventilator user interface
US8499252B2 (en) 2009-12-18 2013-07-30 Covidien Lp Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface
US9262588B2 (en) 2009-12-18 2016-02-16 Covidien Lp Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface
US20110213214A1 (en) * 2010-02-26 2011-09-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Mechanically deployable tracheal tube sensor
US20110213264A1 (en) * 2010-02-26 2011-09-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Sensor on non-sealing portion of tracheal tube cuff
US8568316B2 (en) 2010-03-17 2013-10-29 Covidien Lp Tracheal tube sensor disposed on permeable membrane
WO2011121473A1 (en) * 2010-03-31 2011-10-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Determining components of total carbon dioxide excreted by a subject
US8894569B2 (en) 2010-04-21 2014-11-25 Chunyuan Qiu Intubation systems and methods based on airway pattern identification
US9795753B2 (en) 2012-03-07 2017-10-24 Chunyuan Qiu Intubation delivery systems and methods
USD655809S1 (en) 2010-04-27 2012-03-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Valve body with integral flow meter for an exhalation module
USD655405S1 (en) 2010-04-27 2012-03-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Filter and valve body for an exhalation module
USD653749S1 (en) 2010-04-27 2012-02-07 Nellcor Puritan Bennett Llc Exhalation module filter body
US8905019B2 (en) * 2010-05-11 2014-12-09 Carefusion 207, Inc. Patient circuit integrity alarm using exhaled CO2
US9629971B2 (en) 2011-04-29 2017-04-25 Covidien Lp Methods and systems for exhalation control and trajectory optimization
CN102423263B (zh) * 2011-09-23 2014-09-24 深圳市纽泰克电子有限公司 二氧化碳分压监测方法及装置
WO2013141766A1 (en) * 2012-03-21 2013-09-26 Maquet Critical Care Ab Method for continuous and non-invasive determination of effective lung volume and cardiac output
US10362967B2 (en) 2012-07-09 2019-07-30 Covidien Lp Systems and methods for missed breath detection and indication
US9289573B2 (en) 2012-12-28 2016-03-22 Covidien Lp Ventilator pressure oscillation filter
US9950135B2 (en) 2013-03-15 2018-04-24 Covidien Lp Maintaining an exhalation valve sensor assembly
US10388405B2 (en) * 2013-03-22 2019-08-20 Massachusetts Institute Of Technology Systems and methods for predicting adverse events and assessing level of sedation during medical procedures
US9950129B2 (en) 2014-10-27 2018-04-24 Covidien Lp Ventilation triggering using change-point detection
US10905836B2 (en) 2015-04-02 2021-02-02 Hill-Rom Services Pte. Ltd. Manifold for respiratory device
WO2017027855A1 (en) 2015-08-12 2017-02-16 Massachusetts Institute Of Technology Systems and methods for predicting adverse events and assessing level of sedation during medical procedures
WO2017086071A1 (ja) * 2015-11-17 2017-05-26 株式会社村田製作所 脈波伝播時間計測装置、及び、生体状態推定装置
WO2020028984A1 (en) * 2018-08-07 2020-02-13 Rostrum Medical Innovations Inc. System and method for monitoring a blood flow that does not interact with ventilated lungs of a patient
US11324954B2 (en) 2019-06-28 2022-05-10 Covidien Lp Achieving smooth breathing by modified bilateral phrenic nerve pacing
CN111407280B (zh) * 2020-03-10 2022-04-15 山东大学 一种无创呼吸机的呼气末co2监测装置及方法
US11672934B2 (en) 2020-05-12 2023-06-13 Covidien Lp Remote ventilator adjustment
US11420007B2 (en) 2020-08-05 2022-08-23 Effortless Oxygen, Llc Flow triggered gas delivery
US11318276B2 (en) 2020-08-05 2022-05-03 Effortless Oxygen, Llc Flow triggered gas delivery
US11247008B1 (en) 2020-08-05 2022-02-15 Effortless Oxygen, Llc Flow triggered gas delivery
CN113808748B (zh) * 2021-07-19 2023-11-28 浙江大学 一种肺腺泡血气交换功能的建模仿真方法
SE2251373A1 (en) 2022-11-25 2023-10-17 Sensebreath Ab Lung function measurement arrangement

Family Cites Families (34)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2849217A1 (de) 1976-06-30 1980-05-29 Inst Biomedizinische Technik Verfahren und einrichtung zur bestimmung der gaskonzentrationen im venoesen mischblut, insbesondere der arteriovenoesen sauerstoffdifferenz auf unblutigem wege
US4221224A (en) 1978-06-29 1980-09-09 Intermountain Health Care Non-airtight pulmonary measuring device
US4463764A (en) 1981-09-29 1984-08-07 Medical Graphics Corporation Cardiopulmonary exercise system
US5178155A (en) 1988-06-29 1993-01-12 Mault James R Respiratory calorimeter with bidirectional flow monitors for calculating of oxygen consumption and carbon dioxide production
US5069220A (en) 1989-05-26 1991-12-03 Bear Medical Systems, Inc. Measurement of gas concentration in exhaled breath
SE465497B (sv) 1989-11-24 1991-09-23 Minco Ab Anordning foer studium av en persons lungfunktion
US5060656A (en) 1990-05-22 1991-10-29 Aerosport, Inc. Metabolic rate analyzer
US5117674A (en) 1990-05-22 1992-06-02 Aerosport, Inc. Metabolic rate analyzer
US5402796A (en) 1990-09-19 1995-04-04 University Of Melbourne Arterial CO2 Monitor and closed loop controller
US5285782A (en) * 1992-01-17 1994-02-15 Physio-Control Corporation Method and apparatus for improving the accuracy of pulse transmittance oximeter
US5285794A (en) 1992-12-14 1994-02-15 Temple University Of The Commonwealth System Of Higher Education Respiratory gas monitor
US5585246A (en) 1993-02-17 1996-12-17 Biometric Imaging, Inc. Method for preparing a sample in a scan capillary for immunofluorescent interrogation
US5800361A (en) 1995-02-06 1998-09-01 Ntc Technology Inc. Non-invasive estimation of arterial blood gases
US5632281A (en) 1995-02-06 1997-05-27 Rayburn; Daniel B. Non-invasive estimation of arterial blood gases
US6135107A (en) * 1996-03-11 2000-10-24 Mault; James R. Metabolic gas exchange and noninvasive cardiac output monitor
US5836300A (en) 1996-03-11 1998-11-17 Mault; James R. Metabolic gas exchange and noninvasive cardiac output monitor
WO1998012963A1 (de) 1996-09-28 1998-04-02 Technische Universität Dresden Anordnung zur bestimmung des effektiven pulmonalen blutdurchflusses
US5971934A (en) 1996-10-04 1999-10-26 Trustees Of The University Of Pennsylvania Noninvasive method and apparatus for determining cardiac output
US6306098B1 (en) * 1996-12-19 2001-10-23 Novametrix Medical Systems Inc. Apparatus and method for non-invasively measuring cardiac output
US6394952B1 (en) * 1998-02-03 2002-05-28 Adeza Biomedical Corporation Point of care diagnostic systems
US6200271B1 (en) * 1998-09-09 2001-03-13 Ntc Technology Inc. Bi-directional partial re-breathing method
US6059732A (en) * 1998-09-09 2000-05-09 Ntc Technology, Inc. ISO-volumetric method of measuring carbon dioxide elimination
US6217524B1 (en) * 1998-09-09 2001-04-17 Ntc Technology Inc. Method of continuously, non-invasively monitoring pulmonary capillary blood flow and cardiac output
US6238351B1 (en) * 1998-09-09 2001-05-29 Ntc Technology Inc. Method for compensating for non-metabolic changes in respiratory or blood gas profile parameters
US6102868A (en) 1998-10-16 2000-08-15 University Of Florida Method and system for measuring the cardiac output of a living being
JP2002535024A (ja) * 1999-01-21 2002-10-22 メタセンサーズ，インコーポレイティド 呼吸ガス分析技術および生理学的モデルを使用した非侵襲的な心拍出量および肺機能のモニタリング
US6210342B1 (en) * 1999-09-08 2001-04-03 Ntc Technology, Inc. Bi-directional partial re-breathing method
US6540689B1 (en) * 2000-02-22 2003-04-01 Ntc Technology, Inc. Methods for accurately, substantially noninvasively determining pulmonary capillary blood flow, cardiac output, and mixed venous carbon dioxide content
US7699788B2 (en) * 2000-02-22 2010-04-20 Ric Investments, Llc. Noninvasive effective lung volume estimation
DE60136387D1 (de) * 2000-12-29 2008-12-11 Ares Medical Inc Risikobewertung von schlafapnoe
DE60137191D1 (de) * 2001-03-05 2009-02-12 Instrumentarium Corp Verfahren zur nicht-invasiven Bestimmung des Zustandes des Kreislaufes eines Individuums
US7135001B2 (en) * 2001-03-20 2006-11-14 Ric Investments, Llc Rebreathing methods including oscillating, substantially equal rebreathing and nonrebreathing periods
JP2002330934A (ja) * 2001-05-08 2002-11-19 Tanita Corp 自律神経活動測定装置
US6544190B1 (en) * 2001-08-03 2003-04-08 Natus Medical Inc. End tidal breath analyzer

Also Published As

Publication number Publication date
US6540689B1 (en) 2003-04-01
US6955651B2 (en) 2005-10-18
WO2001062148A1 (en) 2001-08-30
US8801625B2 (en) 2014-08-12
US20060253038A1 (en) 2006-11-09
US7025731B2 (en) 2006-04-11
US20030181820A1 (en) 2003-09-25
JP3761465B2 (ja) 2006-03-29
ES2232490T3 (es) 2005-06-01
US20050177055A1 (en) 2005-08-11
JP2003523248A (ja) 2003-08-05
US7074196B2 (en) 2006-07-11
EP1257201A1 (de) 2002-11-20
EP1257201B1 (de) 2004-11-24
DE60016284D1 (de) 2004-12-30
US20060129055A1 (en) 2006-06-15
BR0017131A (pt) 2002-11-05
US8398559B2 (en) 2013-03-19
ATE282988T1 (de) 2004-12-15
BR0017131B1 (pt) 2010-05-04
US20020183643A1 (en) 2002-12-05

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