WO2002083221A2 - Verfahren zum steuern des solldrucks eines geräts zum durchführen der cpap-therapie sowie ein gerät zur durchführung der cpap-therapie - Google Patents

Verfahren zum steuern des solldrucks eines geräts zum durchführen der cpap-therapie sowie ein gerät zur durchführung der cpap-therapie Download PDF

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    • A61M2016/0039—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the inspiratory circuit

Definitions

  • This invention relates to a method for controlling the target pressure of a device for performing the CPAP therapy according to the preambles of claims 1, 8 or 14 and a device for performing the CPAP therapy for performing these methods.
  • CPAP continuous positive airway pressure
  • the CPAP therapy is in Chest. Volume No. 110, pages 1077-1088, October 1996 and Sleep, Volume No. 19, pages 184-188.
  • a CPAP device uses a compressor, preferably a humidifier, a hose and a nasal mask, to apply a positive pressure of up to about 30 mbar in the patient's airways. This overpressure is intended to ensure that the upper respiratory tract remains fully open throughout the night and thus no obstructive breathing disorders (apneas) occur (DE 19849 571 A1).
  • the CPAP device 1 shows the CPAP device 1 and a patient 19.
  • the CPAP device in turn comprises a compressor 4, a ventilation hose 9, a ventilation mask 18, a pressure sensor 11 and a flow sensor 16.
  • the compressor contains a turbine 8 to generate excess pressure.
  • the pressure sensor 11, which is located in the compressor housing is connected to the respiratory mask 18 via a pressure measuring tube 10 in order to measure the actual pressure in the respiratory mask.
  • the pressure sensor can also be located in the respiratory mask and can be connected to the compressor housing via electrical lines.
  • One or more small holes 2 are made in or near the mask, so that an air flow from the compressor to the holes arises on average over time. This prevents the accumulation of CO 2 in the ventilation tube 19 and enables the patient to breathe.
  • the speed of the turbine 8 is regulated so that the actual pressure corresponds to a predetermined target pressure.
  • the setpoint pressure is conventionally preset under the supervision of a doctor and is referred to as the titration pressure.
  • the flow sensor can e.g. B. be a sensor with heating wire 17, which delivers its measurement signal via measurement line 15 to a controller in the compressor housing.
  • the CPAP- A device can be provided with a constriction in the breathing tube for the respiratory flow measurement, the differential pressure being measured via the constriction.
  • the pressure sensors can be arranged directly in the ventilation hose or connected to it via further pressure measurement hoses.
  • the controller can also take over pressure control.
  • Control procedures for CPAP devices have therefore been developed that lower the set pressure as much as possible.
  • Such a control is known from WO00 / 24446. This control is based on an algorithm in which at least three pressure values are set in succession during an “AutoSef” operation. If the tidal volume is independent of the set pressures, the pressures were too high. If the tidal volume increases with the set pressures, the pressures were too low.
  • the optimal pressure results from the point of intersection of the straight line through points in an area in which the tidal volume increases linearly with the pressure and a parallel to the pressure axis through points where the tidal volume is independent of the pressure.
  • BiPAP devices and multilevel devices were also developed. These devices have the property of helping the patient to breathe by lowering the pressure when exhaling and increasing the pressure when inhaling. So these devices work with at least two pressure levels.
  • WO 94/23780 describes a method for controlling the pressure of a CPAP device. If there are no breathing disorders during sleep, the pressure is gradually reduced. If sleep disorders such as apneas, hypopneas or snoring occur, the pressure is increased. Obstructive and central apneas are distinguished at a frequency of 5 Hz due to deliberately created pressure fluctuations.
  • US 5,335,654 describes a similar process. It determines the respiratory flow limitation that occurs in hypopneas based on the shape of the respiratory flow during inspiration. If the course of the respiratory flow shows a plateau or a flat area or if it deviates from a sinus shape, this is interpreted as hypopnea.
  • EP 0 934 723 A1 contains a similar disclosure.
  • DE 691 32 030 T2 also describes a control method for printing a pressure system for respiratory tracts.
  • the pressure is raised by a valve during inhalation and reduced during exhalation.
  • the valve is controlled so that the pressure is kept constant during inhalation and exhalation. If the valve position changes only slowly during an inhalation process, this is interpreted as the end of the inhalation process.
  • Inaudible vibrations or changes in pressure can be evaluated to determine whether the patient's breathing is regular, irregular, or apneic.
  • the duration of inhalation and exhalation as well as the flow velocities can be determined. This information can be stored in a memory.
  • admittance can be calculated from respiratory flow divided by pressure. The time course of the admittance can be compared with stored admittance schemes. The number of the most appropriate admittance scheme can be used as a "pointer" for a table that contains the action to be performed, such as a pressure increase.
  • EP 0 612 257 B1 also describes an auto-CPAP system that detects apneas, hypopneas and unstable breathing in order to adjust the pressure.
  • a large change in respiratory parameters is defined as a coefficient of variation value of 0.3 or more for 4 or more of the defined features such as: B. Inspiration time, total duration of a breath, mean inhalation flow, peak inhalation flow and roundness in 5 or 10 breaths.
  • Hypoventilation is defined as five consecutive breaths with an average inspiratory flow of less than 40% of the predicted supine mean inspiratory flow when awake.
  • Apnea is defined by the fact that there is no change in the breathing phase for 10 seconds.
  • Flatness is defined as the relative deviation of the observed airflow from the mean airflow. to
  • WO 99/24099 also describes a control method for an auto-CPAP device that takes into account apneas, hypopneas, reduced respiratory flow and snoring.
  • the snoring signal is obtained by bandpass filtering the respiratory flow signal with a lower cutoff frequency of 30 Hz and an upper cutoff frequency of 100 Hz.
  • a flow limitation index is calculated as an RMS deviation over the middle range of the (normalized inhaled air flow-1).
  • the respiratory flow signal is fed to a band-limited differentiator. If the output signal of the differentiator exceeds an inhalation threshold or falls below an exhalation threshold, an exhalation detection signal or an inhalation detection signal is determined.
  • WO 00/27457 relates to error diagnosis in CPAP devices. If the pressure remains below 2 mbar for more than 0.3 seconds at an engine speed of more than 12,000 revolutions per minute, an error is detected.
  • the wearing of the face mask of a CPAP device is determined on the basis of the height of the air flow.
  • EP 0 934 723 A1 also relates to the control of a CPAP device based on the detection of apneas and partial occlusion of the upper respiratory tract.
  • fuzzy variables indicate membership in a set.
  • the quantity corresponds to a specific operating state of the device to be controlled.
  • fuzzy logic it is possible to design a controller taking into account a limited number of typical operating states. Fuzzy logic provides a formalism for interpolation between the states considered.
  • the object of the invention is to specify methods for controlling the target pressure of a CPAP device and a CPAP device for carrying out the methods, which allow a CPAP target pressure that is optimal for a patient to be set on the basis of the recorded respiratory flow profile of a patient.
  • 1 shows a device for performing CPAP therapy
  • the control method first calculates features from a measured respiratory flow curve and a measured actual pressure curve of a CPAP device, which are described under section 1 "Features”. Special combinations of the features are combined to form detectors, which are discussed in Section 2 "Detectors”. Flags are set in the detectors when they detect an event. The control process then changes the target pressure based on the event flags of the detectors, which is explained in section 3 "Control Process”.
  • the control method has three different states, namely a normal state, a sensitive state and a leak state, between which it is possible to switch back and forth.
  • Some detectors operate in a sensitive state with parameters that deviate from the normal state.
  • the control process changes to the sensitive state when the control process lowers pressure in the normal state. By selecting the parameters for the sensitive state, the control process reacts faster if the actual CPAP pressure is too low. If there is a leak, the system changes to the leak state.
  • FIG. 2 shows 50 seconds above the respiratory flow curve of a patient in the sleep stage NREM 2 (NREM: non rapid eye movement).
  • NREM non rapid eye movement
  • the various sleep stages are described in "A manual of standardized terminology, techniques and scoring systems for sleep stages of human subjects" by Rechtschaffen, A., Kales, A. (eds.), NIH publ NO. 204, U.S. Government Printing Office, Washington D. O, 1968.
  • a high flow above indicates inspiration and a low flow (below) expiration.
  • a distinct flank can be seen in the respiratory flow, which is used to detect individual breaths.
  • the first and second derivatives of the respiratory flow curve are estimated to detect the flanks.
  • the first derivative is shown in Fig. 2 below. Owing to
  • Noise in the respiratory flow curve is not just derived from the respiratory flow curve, but also low pass filtered.
  • the derivation and low-pass filtering takes place in one filter step by suitable selection of the coefficients of a digital filter.
  • the local maxima of the first derivative correspond to the maximum slope of the respiratory flow during the transition between inspiration and expiration. From the end of the inspiration, the beginning of the inspiration is sought by looking for the first local minimum in the estimated derivative.
  • the middle curve in FIG. 2 shows the automatically detected points in time, which are marked by vertical lines.
  • the expiration time results from the time difference between a minimum of the estimated derivative and the previous maximum of the estimated derivative. An expiration time is also entered with the reference symbol EL in FIG. 7.
  • FIG. 3 An example of a 50-second section of a respiratory flow curve of a patient in the sleep stage NREM 2 can be seen in FIG. 3 above.
  • the most recent selected breath is shown in the middle.
  • the cross-correlation function between the data series above and the individual breathing pattern is shown in the lower curve.
  • the correlation curve has values between one and minus one, the correlation becoming one if the two breaths match each other and equaling minus one if the curves are negatively correlated, i.e. when a peak in the breathing pattern exactly matches a valley in the data piece under consideration.
  • another dependency measure such as e.g. B. mutual information can be used.
  • the correlation curve shows whether breathing is regular and whether there are no breaths. If the successive breathing patterns are similar, then the correlation curve has a periodic course with local maxima close to one and local minima close to minus one.
  • the backward correlation is the mean value over a certain number of local maxima of the correlation curve before the current point in time. The backward correlation is a measure of how well the most recent breathing cycle matches the previous breathing cycles. The backward correlation is between 0 and 1.
  • the upper area of FIG. 4 shows the respiratory flow curve of a patient in stage NREM 2.
  • the lower area of FIG. 4 shows the difference between one and the local maxima of a correlation curve, which was calculated from the respiratory flow curve shown in FIG. 4 above. The higher the value of the lower curve in FIG. 4, the more the current breathing cycle deviates from the corresponding past breathing cycle.
  • FIG. 5 corresponds to FIG. 4, but the respiratory flow curve now comes from the REM sleep stage (REM: rapid eye movement).
  • REM rapid eye movement
  • the inspiration volume is hatched in FIG. 7 as area IV in a respiratory flow curve.
  • the short vertical lines in FIG. 7 mark the beginning of inspiration, the long vertical lines end of inspiration.
  • the inspiration volume can be standardized to the length of the inspiration.
  • the mean curvature of the respiratory flow during inspiration is calculated.
  • the first derivative of the respiratory flow during inspiration is estimated, i.e. additionally subjected to low-pass filtering.
  • a straight line is then fitted to the estimated first derivative. The slope of this fitted straight line gives the mean curvature of the inspiration.
  • Snoring is caused by vibration of the walls of the upper respiratory tract. It has been shown that the number of zero crossings in the alternating component of the actual CPAP pressure is a reliable characteristic for snoring.
  • a typical CPAP device 1 has a pressure control loop in which the turbine speed is controlled so that the pressure in the breathing mask 18 largely corresponds to a predetermined target pressure.
  • Some CPAP devices have faster pressure regulation, which is able to compensate for the pressure differences caused by the patient's breathing. With other CPAP devices, the actual pressure fluctuates with the patient's breathing.
  • the pressure control of a typical CPAP device is not so fast that it would be able to control snoring noises.
  • FIG. 6 A section of a respiratory flow signal is shown in FIG. 6 above, the associated CPAP actual pressure is shown below.
  • the curve below shows the variance of the actual CPAP pressure per breath.
  • the variance increases significantly when the actual CPAP pressure is changed by the patient snoring in the range of 30 to 40 seconds. In one embodiment, the variance is therefore used to detect snoring.
  • the actual pressure signal can be high-pass filtered before the variance is calculated in order to eliminate pressure fluctuations caused by breathing. In the preferred embodiment, however, the number of zero crossings in the alternating component of the actual CPAP pressure is used. It is the more robust feature when using CPAP devices with slower pressure control.
  • the zero crossings are only counted during the inspiration phase so that the control reacts to inspiratory snoring.
  • the snoring feature is used indirectly in the control, ie if snoring is present, the respiratory flow limitation and hypopneas are taken into account more by adding a snoring bonus to the respective features.
  • Flags are set in the detectors when they detect an event.
  • the control method then changes the pressure on the basis of the event flags of the detectors.
  • Table 2 Parameters for the respiratory arrest detector in the normal state and in the sensitive state (see section 3 control procedure)
  • the max_no_breath_time value corresponds to a time of 2 minutes at the sampling rate of 100 Hz used here.
  • the expiration time is used for apnea detection.
  • the apnea detector does the following: 1. Detection of respiratory arrests: there is a respiratory arrest if the expiration time is greater than exp_schwelle_in_sec.
  • the non-normalized mean inspiration volume, the backward correlation and the snoring feature are used for hypopnea detection.
  • n_insp_vol_breaths breaths the change in the inspiration volumes of the first half of the n_insp_vol_breaths breaths compared to the second half of the n_insp_vol_breaths breaths is calculated. 2. If snoring is additionally detected in the first half of the n_insp_vol_breaths breaths, then the snoring_volume_bonus is added to the change in the inspiration volume.
  • a hypopnea event occurs if minjumps hypopneas are found in the last n_breaths breaths.
  • hypopneas can change the start of stable breathing detection. After n_hypopnoen_reset_normal Hypopnoen, the detection of stable breathing begins again with the normal detector.
  • the snoring characteristic, the mean curvature and the backward correlation are used for the detection of respiratory flow limitation.
  • curvatureShort_schwelle breaths it is checked whether the snoring characteristic is above the schnarch_min_schwelle threshold. If this is the case, the curvatureShort_snoring_bonus is added to the curvature characteristic.
  • curvatureShort_schwelle breaths are counted how often both the curvature feature exceeds the curvatureShort_mean_schwelle threshold and the backward correlation exceeds the curvatureShort_correlation_schwelle threshold.
  • Table 7 Parameters for the detection of weak respiratory flow limitation with stable breathing in a sensitive state
  • curvatureLong_schwelle breaths it is checked whether the snoring characteristic is above the schnarch_min_schwelle threshold. If this is the case, the curvatureLong_snoring_bonus is added to the curvature characteristic.
  • curvatureLong_schwelle breaths are counted how often the curvature characteristic exceeds the threshold of curvatureLong_mean_schwelle.
  • the threshold can be set equal to curvatureLong_medium_mean_schwelle or equal to curvatureLong_high_mean_schwelle. This will be discussed later in the
  • Table 8 Parameters for the detection of respiratory flow limitation with stable and unstable breathing in the normal state
  • Table 9 Parameters for the detection of respiratory flow limitation with stable and unstable breathing in a sensitive state
  • the Wilcoxon rank sum test is used to detect the increase in the respiratory flow limitation feature.
  • the Curvature After Pressure Down Detector is only used in the sensitive state.
  • the Wilcoxon - Rank Sum Test is in the process of being hardened: Statistics, textbook and handbook of applied statistics, Oldenburg-Verlag, Kunststoff 1999 and in D.R. Cox, C.V. Hinkley: Theoretical Statistics, Chapman & Hall 1974.
  • the rank of the curvature features is determined for the last n_curv_breaths breaths.
  • the correlation feature is used to identify stable breathing.
  • the normal detector does the following:
  • a leak can already result from the mask sliding relative to the patient's face.
  • the mean value of the respiratory flow and the actual CPAP pressure is calculated in a data window of the width leakagejean low ime.
  • the data window for leak detection is advanced with a step size of step_size.
  • Table 12 Parameters for the detection of a leak state The parameters are independent of the state of the control.
  • the control method has three different states, namely a normal state, a sensitive state and a leak state, between which it is possible to switch back and forth.
  • Some detectors operate in a sensitive state with parameters that deviate from the normal state.
  • the sensitive state of the control there is a change if the control is in the normal state lowers the pressure.
  • the control reacts faster if the CPAP pressure is too low.
  • the control switches to the leak state.
  • the controller changes the pressure within the limits of lower_pressureJimit and upper_pressurejimit.
  • the printing recommendation is determined by titration_pressure.
  • the controller uses two different pressure steps for increasing the pressure: big_pressure_step and small_pressure_step. Pressure_down_step is used to lower the pressure.
  • Respiratory failure detector If no breath is detected for longer than max_no_breathJime, the pressure is increased by big_pressure_step.
  • Apnea event If an apnea event is determined, the pressure is increased by big_pressure_step if the current pressure is less than or equal to titration_pressure plus small_pressure_step.
  • hypopnea event If a hypopnea event is detected, the pressure is increased by small_pressure_step.
  • Respiratory flow limitation If the curvature long detector or the curvature short detector detects a respiratory flow limitation, the pressure is increased by small_pressure_step. The curvature after pressure down detector is not active in the normal state.
  • obstructive apneas are caused by occlusion of the upper respiratory tract. You can be treated with a higher CPAP pressure.
  • central apneas are based on an instruction from the brain to temporarily stop breathing. They cannot be remedied by CPAP therapy. For this reason, the parameter titration_pressure is chosen so high that experience has shown that obstructive apneas no longer occur.
  • the curvature long detector increases the pressure maxNumberOfCurvatureEvents in a row
  • curvatureLong_mean_schwelle curvatureLong_medium_mean_schwelle
  • the system switches from the normal state to the sensitive state when the pressure drops and to the leak state when a leak occurs.
  • the curvature after pressure down detector is active in the sensitive state.
  • the events of the detectors are used for the pressure change.
  • Respiratory failure event If no breath is detected for longer than max_no_breathJime, the pressure is increased by big_pressure_step.
  • Respiratory flow limitation If the curvature long detector, the curvature short detector or the curvature after pressure down detector detects a respiratory flow limitation, the pressure is increased by small_pressure_step.
  • the pressure is increased and if the pressure is less than the pressure before the last pressure drop and if the number of breaths since the last pressure drop is ⁇ n_breathsJor_restart_APDC_at_pressure_up.
  • the leak detector waits for leakage_restartJlowJime seconds until it starts again with the leak detection.
  • the events determined by the detectors are treated as fuzzy variables.
  • the advantage of this embodiment is that the control works more continuously.
  • the transition from "no event” to "event occurred” preferably takes place, that is to say the region in which the fuzzy variable increases from 0 to 1, so that the corresponding fuzzy variable reaches the value 0.5 at the limit value specified above.
  • a normal event is detected or recognized the more clearly the backward correlation exceeds a threshold value (see section 2.5).
  • the width of the selected transition area and the course of the transition function are of minor importance for the quality of the tax procedure.
  • the normal fuzzy variable can take the value zero if the backward correlation is less than 0.82, increase linearly from 0 to 1 if the backward correlation falls in the range between 0.82 and 0.9 and be 1 if the backward correlation exceeds 0.9.
  • other functions such as a suitably scaled arctan function or a probability integral ⁇ (x) can also be used to design the transition area:
  • the pressure change is determined from the sum of the fuzzy variables supplied by the individual detectors and preferably weighted with coefficients.
  • the coefficients take into account the fact that, for example, the pressure is increased rapidly when a breathing arrest is detected, while the target pressure of the CPAP device is increased more slowly when the breathing flow is limited. As a result, for example, the coefficient for the apnea fuzzy variable will be greater than that for the respiratory flow limitation fuzzy variable.
  • only some of the detectors can deliver fuzzy variables as results.
  • fuzzy variables is particularly advantageous in the case of the hypopnea detector, the curvature long detector, the curvature short detector and the curvature after pressure down detector.
  • fuzzy variables does not seem to make much sense in the leak state, since the leak state is not an orderly operation of the CPAP device, but an exceptional state.
  • intermediate results that occur in the detection of events in the detectors are also implemented as fuzzy variables. This applies in particular to the decision whether one of two breath stops lasts longer than long_apnoeJimeJn_sec, whether three breath stops are consecutive (section 2.2), whether the snoring feature is fulfilled, whether both the curvature feature and the correlation feature exceed a corresponding threshold (section 2.4.1 ) and whether the curvature characteristic exceeds CurvatureLong_mean_schwelle (section 2.4.2).
  • the target pressure control method according to the invention described above can also be used in BiPAP devices and in multilevel devices.
  • the setpoint pressure determined according to the control method can be used as the higher pressure in BiPAP devices or the highest pressure in multilevel devices.
  • the pressure determined according to a control method according to the invention specifies the time average of the pressures generated by a BiPAP or multilevel device.

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Abstract

Diese Erfindung betrifft ein Verfahren zum Steuern des Solldrucks eines Geräts zur Durchführung der CPAP-Therapie sowie ein Gerät zur Durchführung des Verfahrens. Das Verfahren umfasst den Schritt: Wiederholtes Messen eines Atemluftflusses während des Betriebs des Geräts zur Durchführung der CPAP-Therapie, wobei aus dem gemessenen zeitlichen Verlauf des Atemluftflusses bei konstantem Solldruck mindestens ein Kriterium wie z. B. eine Rückwärtskorrelation von Atemzyklen, die Veränderung von Inspirationsvolumina oder ein Krümmungsmerkmal während der Inspiration berechnet wird, aufgrund dessen der Solldruck erhöht oder erniedrigt wird.

Description

Verfahren zum Steuern des Solldrucks eines Geräts zum Durchführen der CPAP-Therapie sowie ein Gerät zur Durchführung der CPAP-Therapie
Diese Erfindung betrifft ein Ver ahren zum Steuern des Solldrucks eines Geräts zur Durchführung der CPAP-Therapie gemäß den Oberbegriffen der Patentansprüche 1 , 8 oder 14 sowie ein Gerät zur Durchführung der CPAP-Therapie zur Durchführung dieser Verfahren.
Bekannt sind Geräte zur Durchführung der CPAP (continuous positive airway pressure)-Therapie. Die CPAP-Therapie wird in Chest. Volume No. 110, Seiten 1077-1088, Oktober 1996 und Sleep, Volume No. 19, Seiten 184-188 beschrieben. Ein CPAP-Gerät appliziert mittels eines Kompressors, vorzugsweise über einen Luftbefeuchter, über einen Schlauch und eine Nasenmaske einen positiven Überdruck bis zu etwa 30 mbar in den Atemwegen des Patienten. Dieser Überdruck soll gewährleisten, dass die oberen Atemwege während der gesamten Nacht vollständig geöffnet bleiben und somit keine obstruktiven Atmungsstörungen (Apnoen) auftreten (DE 19849 571 A1).
Fig. 1 zeigt CPAP-Gerät 1 und einen Patienten 19. Das CPAP-Gerät wiederum umfasst einen Kompressor 4, einen Beatmungsschlauch 9, eine Beatmungsmaske 18, einen Drucksensor 11 sowie einen Flusssensor 16. Zur Erzeugung eines Überdrucks enthält der Kompressor eine Turbine 8. Bei dem dargestellten CPAP- Gerät ist der Drucksensor 11 , der sich im Kompressorgehäuse befindet, über einen Druckmessschlauch 10 mit der Beatmungsmaske 18 verbunden, um den Istdruck in der Beatmungsmaske zu messen. Der Drucksensor kann sich aber auch in der Beatmungsmaske befinden und mit dem Kompressorgehäuse über elektrische Leitungen verbunden sein. In oder nahe bei der Maske sind ein oder mehrere kleine Löcher 2 angebracht, so dass im zeitlichen Mittel ein Luftstrom vom Kompressor zu den Löchern entsteht. Dies verhindert die Anreicherung von CO2 in Beatmungsschlauch 19 und ermöglicht dem Patienten das Atmen. Die Drehzahl der Turbine 8 wird so geregelt, dass der Istdruck mit einem vorgegebenen Solldruck übereinstimmt. Der Solldruck wird herkömmlicherweise unter Aufsicht eines Arztes voreingestellt und als Titrationsdruck bezeichnet. Der Flusssensor kann z. B. ein Sensor mit Heizdraht 17 sein, der sein Messsignal über Messleitung 15 an einen Controller im Kompressorgehäuse liefert. Bei einer anderen Bauform des CPAP- Geräts kann für die Atemflussmessung eine Verengung im Beatmungsschlauch vorgesehen sein, wobei der Differenzdruck über die Verengung gemessen wird. Die Drucksensoren können direkt im Beatmungsschlauch angeordnet sein oder mit diesem über weitere Druckmessschläuche verbunden werden. Der Controller kann auch die Druckregelung übernehmen.
Es hat sich herausgestellt, dass die Patienten den vom CPAP-Gerät erzeugten Überdruck als unangenehmen Widerstand empfanden, gegen den sie ausatmen mussten. Es wurden deshalb Steuerverfahren für CPAP-Geräte entwickelt, die den Solldruck so weit wie möglich absenken. Eine solche Steuerung ist aus der WO00/24446 bekannt. Dieser Steuerung liegt ein Algorithmus zugrunde bei dem während eines „AutoSef'-Betriebs nacheinander mindestens drei Druckwerte eingestellt werden. Ist das Atemzugvolumen unabhängig von den eingestellten Drücken, so waren die Drücke zu hoch. Steigt das Atemzugvolumen mit den eingestellten Drücken an, so waren die Drücke zu niedrig. Nach dieser Schrift ergibt sich der optimale Druck aus dem Schnittpunkt der Geraden durch Punkte in einem Bereich, in dem das Atemzugvolumen linear mit dem Druck ansteigt sowie einer Parallelen zur Druckachse durch Punkte, bei denen das Atemzugvolumen unabhängig vom Druck ist.
Um den als unangenehm empfundenen Überdruck zu reduzieren wurden ferner BiPAP-Geräte und Multilevel-Geräte entwickelt. Diese Geräte haben die Eigenschaft, den Patienten beim Atmen dadurch zu unterstützen, dass beim Ausatmen der Druck abgesenkt und beim Einatmen der Druck wieder erhöht wird. Diese Geräte arbeiten also mit mindestens zwei Druckniveaux.
Die WO 94/23780 beschreibt ein Verfahren zur Steuerung des Drucks eines CPAP- Geräts. Falls keine Atmungsstörungen während des Schlafes auftreten, wird der Druck allmählich abgesenkt. Falls Schlafstörungen wie Apnoen, Hypopnoen oder Schnarchen auftreten wird der Druck erhöht. Obstruktive und zentrale Apnoen werden aufgrund von absichtlich erzeugten Druckschwankungen mit einer Frequenz von 5 Hz unterschieden.
Die US 5,335,654 beschreibt ein ähnliches Verfahren. Es bestimmt die bei Hypopnoen auftretende Atemflusslimitation aufgrund der Form des Atemflussverlaufs während der Inspiration. Weist der Atemflussverlauf ein Plateau oder einen flachen Bereich auf oder weicht er von einer Sinusform ab, wird dies als Hypopnoe interpretiert.
Eine ähnliche Offenbarung enthält die EP 0 934 723 A1.
Auch die DE 691 32 030 T2 beschreibt ein Steuerverfahren für den Druck eines Drucksystems für Atmungswege. Der Druck wird durch ein Ventil während des Einatmens angehoben und während des Ausatmens abgesenkt. Das Ventil wird so gesteuert, dass der Druck während des Einatmens und während des Ausatmens konstant gehalten wird. Verändert sich die Ventilstellung während eines Einatemvorgangs nur mehr langsam, wird dies als Ende des Einatemvorgangs interpretiert. Nicht hörbare Schwingungen oder Druckänderungen können ausgewertet werden um zu bestimmen, ob die Atmung des Patienten regelmäßig, unregelmäßig oder apneisch ist. Darüber hinaus kann die Dauer des Ein- und Ausatmens sowie die Strömungsgeschwindigkeiten bestimmt werden. Diese Informationen können in einem Speicher gespeichert werden. Schließlich kann eine Admittanz aus Atemfluss dividiert durch Druck berechnet werden. Der zeitliche Verlauf der Admittanz kann mit gespeicherten Admittanzschemata verglichen werden. Die Nummer des am besten passenden Admittanzschemas kann als „Zeiger" für eine Tabelle verwendet werden, die die durchzuführende Aktion wie z. B. eine Druckerhöhung enthält.
Die EP 0 612 257 B1 beschreibt ebenfalls ein Auto-CPAP-System, das Apnoen, Hypopnoen und instabile Atmung detektiert, um den Druck einzustellen. Eine große Veränderung der Atmungsparameter ist definiert als ein Variationskoeffizientenwert von 0,3 oder mehr für 4 oder mehr der definierten Merkmale wie z. B. Inspirationszeit, Gesamtdauer eines Atemzuges, mittlerer Einatemfluss, Spitzeneinatemfluss und Rundheit in 5 oder 10 Atemzügen. Hypoventilation ist definiert als fünf aufeinanderfolgende Atemzüge mit einem mittleren Einatemfluss von weniger als 40% des vorhergesagten supinem mittlerem Einatemfluss im Wachzustand. Eine Apnoe ist dadurch definiert, dass 10 Sekunden lang keine Änderung der Atemphase stattfindet. Flachheit ist definiert als die relative Abweichung des beobachteten Atemluftflusses vom mittleren Atemluftfluss. Zur
Berechnung der Rundheit werden die quadrierten Unterschiede zwischen dem in
Amplitude und Zeit normalisiertem Inspirationsatemflussprofil und einer
Sinushalbwelle aufsummiert. Auch die WO 99/24099 beschreibt ein Steuerverfahren für ein Auto-CPAP-Gerät, das Apnoen, Hypopnoen, verminderten Atemfluss und Schnarchen berücksichtigt. Das Schnarchsignal wird durch Bandpassfilterung des Atemflusssignals mit einer unteren Grenzfrequenz von 30 Hz und einer oberen Grenzfrequenz von 100 Hz gewonnen. Ein Flusslimitationsindex wird als RMS-Abweichung über den mittleren Bereich des (normalisierten Einatemluftflusses-1 ) berechnet.
Gemäß der US 5,740,795 wird das Atemflusssignal einem bandbegrenzten Differentiator zugeführt. Wenn das Ausgangssignal des Differentiators eine Einatemschwelle überschreitet oder eine Ausatemschwelle unterschreitet wird ein Ausatemdetektionssignal bzw. ein Einatemdetektionssignal ermittelt.
Die WO 00/27457 betrifft die Fehlerdiagnose in CPAP-Geräten. Falls der Druck unter 2 mbar bei einer Motordrehzahl von mehr als 12 000 Umdrehungen pro Minute länger als 0,3 Sekunden bleibt, wird ein Fehler erkannt.
Gemäß der EP 0 661 071 B1 wird das Tragen der Gesichtsmaske eines CPAP- Geräts aufgrund der Höhe des Luftflusses ermittelt.
Auch die EP 0 934 723 A1 betrifft die Steuerung eines CPAP-Geräts aufgrund der Detektion von Apnoen und teilweisem Verschluss der oberen Atemwege.
Im Stand der Technik ist ferner die Fuzzy-Logik bekannt. Gemäß der herkömmlichen Logik können logische Variablen lediglich die Zustände 0 oder 1 - auch als "falsch" bzw. "wahr" bezeichnet - annehmen. In der Fuzzy-Logik können Fuzzy-Variablen jeden beliebigen Wert zwischen 0 und 1 einschließlich von 0 und 1 annehmen. Die Fuzzy-Logik wird vor allem bei Steuerungen eingesetzt, die die Erfahrung von Fachleuten berücksichtigen sollen.
Gemäß der Fuzzy-Logik geben Fuzzy-Variablen die Zugehörigkeit zu einer Menge an. Bei einer Fuzzy-Steuerung entspricht die Menge einem bestimmten Betriebszustand des zu steuernden Geräts. Mit dem Hilfsmittel der Fuzzy-Logik ist es möglich, eine Steuerung unter Berücksichtigung einer begrenzten Zahl von typischen Betriebszuständen zu entwerfen. Die Fuzzy-Logik liefert einen Formalismus zur Interpolation zwischen den berücksichtigten Zuständen. Aufgabe der Erfindung ist es, Verfahren zum Steuern des Solldrucks eines CPAP- Geräts und ein CPAP-Gerät zur Durchführung der Verfahrens anzugeben, die es erlauben, anhand des aufgenommenen Atemflussverlaufs eines Patienten einen für einen Patienten optimalen CPAP-Solldruck einzustellen.
Diese Aufgabe wird durch die Gegenstände der unabhängigen Patentansprüche gelöst.
Bevorzugte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Im folgenden werden bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung anhand der beiliegenden Zeichnungen erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 ein Gerät zur Durchführung der CPAP-Therapie,
Fig. 2 oben 50 Sekunden der Atemflusskurve eines Patienten im Schlafstadium NREM 2, unten die geschätzte erste Ableitung der Atemflusskurve nach der Zeit und in der Mitte die automatisch detektierten Übergänge zwischen Inspiration und Expiration, markiert durch vertikale Linien,
Fig. 3 oben eine Atemflusskurve eines Patienten im Schlafstadium NREM 2, in der Mitte den letzten Atemzyklus aus der oberen Atemflusskurve, unten die Korrelation zwischen dem Ausschnitt oben und dem Atemzyklus in der Mitte,
Fig. 4 oben die Atemflusskurve eines Patienten im Schlafstadium NREM 2, unten die mittlere Abweichung der Korrelationsmaxima von Eins,
Fig. 5 oben die Atemflusskurve eines Patienten im Schlafstadium REM, unten die mittlere Abweichung der Korrelationsmaxima von Eins,
Fig. 6 oben eine Atemflusskurve eines Patienten, in der Mitte die zugehörige CPAP- Druckkurve, unten die Varianz des CPAP-Istdrucks pro Atemzug, sowie
Fig. 7 eine Atemflusskurve mit den automatisch detektierten Übergängen zwischen Inspiration und Expiration, die durch senkrechte Linien markiert sind, das Inspirationsvolumen IV und die Expirationszeit EL. Das erfindungsgemäße Steuerverfahren berechnet zunächst aus einer gemessenen Atemflusskurve und einer gemessenen Istdruckkurve eines CPAP-Geräts Merkmale, die unter Abschnitt 1 "Merkmale" beschrieben werden. Spezielle Kombinationen der Merkmale werden zu Detektoren zusammengefasst, auf die unter Abschnitt 2 "Detektoren" eingegangen wird. In den Detektoren werden Flags gesetzt, wenn sie ein Ereignis detektieren. Das Steuerverfahren verändert dann anhand der Ereignis-Flags der Detektoren den Solldruck, was in Abschnitt 3 "Steuerverfahren" erläutert wird. Das Steuerverfahren hat drei verschiedene Zustände, nämlich einen Normalzustand, einen sensitiven Zustand und einen Leck- Zustand, zwischen denen hin und her gewechselt werden kann. Manche Detektoren arbeiten im sensitiven Zustand mit vom Normalzustand abweichenden Parametern. In den sensitiven Zustand wechselt das Steuerverfahren, wenn das Steuerverfahren im Normalzustand Druck absenkt. Durch die Wahl der Parameter für den sensitiven Zustand reagiert das Steuerverfahren schneller, falls der CPAP-Istdruck zu niedrig ist. Bei Leck wird in den Leck-Zustand gewechselt.
1 Merkmale
1.1 Expirationszeit
Die Grundlage für die Analyse des Atemflusses ist die robuste Detektion von einzelnen Atemzügen. Diese wird anhand von Fig. 2 erläutert. In Fig. 2 sind oben 50 Sekunden der Atemflusskurve eines Patienten im Schlafstadium NREM 2 (NREM: non rapid eye movement) dargestellt. Die verschiedenen Schlafstadien sind in "A manual of standardized terminology, techniques and scoring Systems for sleep stages of human subjects" von Rechtschaffen, A., Kales, A. (eds.), NIH publ NO. 204, US Government Printing Office, Washington D. O, 1968 beschrieben. In den oberen Graphen in Figuren 2 bis 6 und beim Graphen in Figur 7 deutet ein hoher Fluss (oben) Inspiration und ein geringer Fluss (weiter unten) Expiration an. Beim Übergang von Inspiration zu Expiration ist im Atemfluss eine ausgeprägte Flanke zu erkennen, welche zur Detektion einzelner Atemzüge verwendet wird.
Zur Detektion der Flanken wird die erste und zweite Ableitung der Atemflusskurve geschätzt. Die erste Ableitung wird in Fig. 2 unten dargestellt ist. Auf Grund von
Rauschen in der Atemflusskurve wird die Atemflusskurve nicht lediglich abgeleitet, sondern zusätzlich tiefpassgefiltert. Die Ableitung und Tiefpassfilterung erfolgt in einem Filterschritt durch geeignete Wahl der Koeffizienten eines digitalen Filters.
Die lokalen Maxima der ersten Ableitung entsprechen der maximalen Steigung des Atemflusses beim Übergang zwischen Inspiration und Expiration. Vom Ende der Inspiration aus wird der Anfang der Inspiration gesucht, indem nach dem ersten lokalen Minimum in der geschätzten Ableitung gesucht wird.
Die mittlere Kurve in Fig. 2 zeigt die automatisch detektierten Zeitpunkte, die durch vertikale Linien markiert sind.
Die Expirationszeit ergibt sich als Zeitdifferenz zwischen einem Minimum der geschätzten Ableitung und dem davor liegenden Maximum der geschätzten Ableitung. Eine Expirationszeit ist auch mit dem Bezugszeichen EL in der Fig. 7 eingetragen.
1.2 Rückwärtskorrelation
In Fig. 3 ist oben exemplarisch ein 50 Sekunden langer Ausschnitt aus einer Atemflusskurve eines Patienten im Schlafstadium NREM 2 zu sehen. In der Mitte ist der jüngste ausgewählte Atemzug abgebildet. In der unteren Kurve ist die Kreuzkorrelationsfunktion zwischen der Datenreihe oben und dem einzelnen Atemmuster gezeigt. Die Korrelationskurve hat Werte zwischen Eins und minus Eins, wobei die Korrelation gleich Eins wird, wenn die beiden Atemzüge genau aufeinander passen und gleich minus Eins wird, wenn die Kurven negativ miteinander korreliert sind, d.h. wenn eine Spitze im Atemmuster genau mit einem Tal im betrachteten Datenstück übereinstimmt.
In einer anderen Ausführungsform kann anstelle der Korrelation auch ein anderes Abhängigkeitsmaß wie z. B. mutual information verwendet werden.
Anhand der Korrelationskurve erkennt man, ob die Atmung regelmäßig ist und ob Atemzüge ganz fehlen. Wenn die aufeinanderfolgenden Atemmuster ähnlich sind, dann hat die Korrelationskurve einen periodischen Verlauf mit lokalen Maxima nahe bei Eins und lokalen Minima nahe bei minus Eins. Als Rückwärtskorrelation wird der Mittelwert über eine bestimmte Anzahl lokaler Maxima der Korrelationskurve vor dem aktuellen Zeitpunkt bezeichnet. Die Rückwärtskorrelation stellt ein Maß dafür dar, wie gut der jüngste Atemzyklus mit den vorangehenden Atemzyklen übereinstimmt. Die Rückwärtskorrelation liegt zwischen 0 und 1.
Der obere Bereich von Fig. 4 zeigt die Atemflusskurve eines Patienten im Stadium NREM 2. Im unteren Bereich von Fig. 4 ist die Differenz zwischen Eins und den lokalen Maxima einer Korrelationskurve dargestellt, die aus der oben in Fig. 4 gezeigten Atemflusskurve berechnet wurde. Je höher also der Wert der unteren Kurve in Fig. 4 wird, desto stärker weicht der aktuelle Atemzyklus von dem entsprechenden vergangenen Atemzyklus ab.
Fig. 5 entspricht Fig. 4, jedoch stammt die Atemflusskurve jetzt aus dem REM Schlafstadium (REM: rapid eye movement). Der Vergleich der mittleren Korrelationsmaxima von Fig. 4 und Fig. 5 zeigt, dass die mittlere Differenz der Korrelationsmaxima zu Eins im REM-Schlafstadium deutlich größer ist.
1.3 mittleres Inspirationsvolumen
Das Inspirationsvolumen ist in Fig. 7 als Fläche IV schraffiert in eine Atemflusskurve eingezeichnet. Die kurzen senkrechten Linien markieren in Fig. 7 die Inspirationsanfänge, die langen senkrechten Linien Inspirationsenden. Das Inspirationsvolumen kann auf die Länge der Inspiration normiert werden.
1.4 mittlere Krümmung des Atemflusses während der Inspiration
Als Merkmal für die Atemflusslimitation wird die mittlere Krümmung des Atemflusses während der Inspiration berechnet. Hierzu wird die erste Ableitung des Atemflusses während der Inspiration geschätzt, also zusätzlich einer Tiefpassfilterung unterworfen. Anschließend wird an die geschätzte erste Ableitung eine Gerade angepasst. Die Steigung dieser angepassten Geraden ergibt die mittlere Krümmung der Inspiration. 1.5 Nulldurchgänge im Wechselanteil des CPAP-Istdrucks
Schnarchen entsteht durch Vibration der Wände der oberen Atemwege. Es hat sich gezeigt, dass die Anzahl der Nulldurchgänge im Wechselanteil des CPAP-Istdrucks ein zuverlässiges Merkmal für das Schnarchen ist.
Wie oben beschrieben, weist ein typisches CPAP-Gerät 1 eine Druckregelschleife auf, bei der die Turbinendrehzahl so geregelt wird, dass der Druck in der Atemmaske 18 weitgehend einem vorgegebenen Solldruck entspricht. Manche CPAP-Geräte weisen eine schnellere Druckregelung auf, die in der Lage ist, die durch die Atmung des Patienten hervorgerufenen Druckunterschiede auszuregeln. Bei anderen CPAP-Geräten schwankt der Istdruck mit der Atmung des Patienten. Die Druckregelung eines typischen CPAP-Geräts ist jedoch nicht so schnell, dass sie in der Lage wäre, auch Schnarchgeräusche auszuregeln.
Dies verdeutlicht Fig. 6. In Fig. 6 oben ist ein Ausschnitt aus einem Atemflusssignal dargestellt, darunter ist der zugehörige CPAP-Istdruck abgebildet. In der Kurve unten ist die Varianz des CPAP-Istdrucks pro Atemzug zu sehen. Die Varianz steigt deutlich an, wenn der CPAP-Istdruck durch das Schnarchen des Patienten im Bereich von 30 bis 40 Sekunden verändert wird. In einer Ausführungsform wird deshalb die Varianz herangezogen, um Schnarchen zu detektieren. Bei dieser Ausführungsform kann das Istdrucksignal vor Berechnung der Varianz hochpassgefiltert werden, um durch die Atmung hervorgerufene Druckschwankungen zu eliminieren. In der bevorzugten Ausführungsform wird jedoch die Anzahl der Nulldurchgänge im Wechselanteil des CPAP-Istdrucks verwendet. Sie ist bei Verwendung von CPAP-Geräten mit einer langsameren Druckregelung das robustere Merkmal.
Die Nulldurchgänge werden nur während der Inspirationsphase gezählt, damit die Steuerung bei inspiratorischem Schnarchen reagiert. Das Schnarchmerkmal wird indirekt in der Steuerung verwendet, d.h. wenn Schnarchen vorhanden ist, werden die Atemflusslimitation und die Hypopnoen stärker berücksichtigt, indem man zu den jeweiligen Merkmalen einen Schnarch-Bonus addiert.
Figure imgf000012_0001
Tabelle 1 : Merkmalstypen
2 Detektoren
Aus speziellen Kombinationen der Merkmale werden Detektoren. In den Detektoren werden Flags gesetzt, wenn sie ein Ereignis detektieren. Durch das Steuerverfahren wird dann anhand der Ereignis-Flags der Detektoren der Druck verändert.
2.1 Atemstillstands-Detektor
Ein langer Atemstillstand liegt vor, falls mehr als max_no_breath_time Datenpunkte analysiert werden, ohne einen Atemzug zu detektieren. Wenn die Anzahl langer Atemstillstand = max_number_of_no_breath_times ist, bricht die automatische Druckregelung ab.
Figure imgf000012_0002
Tabelle 2: Parameter für den Atemstillstandsdetektor im Normalzustand und im sensitiven Zustand (siehe Abschnitt 3 Steuerverfahren)
Der max_no_breath_time-Wert entspricht bei der hier verwendeten Sampling-Rate von 100 Hz einer Zeit von 2 Minuten.
2.2 Apnoe-Detektor
Für die Apnoe-Erkennung wird die Expirationszeit verwendet. Der Apnoe-Detektor führt folgende Schritte aus: 1. Detektion von Atemstillständen: Ein Atemstillstand liegt vor, wenn die Expirationszeit größer als exp_schwelle_in_sec.
2. Suche nach aufeinanderfolgenden Atemstillständen. Ein Apnoe-Ereignis liegt vor, falls:
(a) entweder bei 2 aufeinanderfolgenden Atemstillständen einer der Atemstillstände länger als long_apnoe_time_in_sec dauert.
(b) oder bei mehr als 3 aufeinanderfolgenden Atemstillständen.
Atemstillstände sind aufeinanderfolgend, falls die Dauer des dazwischenliegenden Hyperventilationsblocks und Atmungszeitraums < search_schwelle_in_sec ist.
3. Apnoen können den Anfangszeitpunkt der Detektion von stabiler Atmung ändern. Nach n_reset_apnoen Apnoen fängt die Erkennung von stabiler Atmung durch den Normal-Detektor neu an.
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Tabelle 3: Parameter für die Apnoe-Erkennung im Normalzustand und im sensitiven Zustand
2.3 Hypopnoe-Detektor
Für die Hypopnoe-Erkennung wird das nicht-normierte mittlere Inspirationsvolumen, die Rückwärtskorrelation und das Schnarch-Merkmal verwendet.
1. In den letzten n_insp_vol_breaths Atemzügen wird die Veränderung der Inspirationsvolumina der ersten Hälfte der n_insp_vol_breaths Atemzüge gegenüber der zweite Hälfte der n_insp_vol_breaths Atemzüge berechnet. 2. Wenn in der ersten Hälfte der n_insp_vol_breaths Atemzüge zusätzlich Schnarchen detektiert wird, dann wird zu der Veränderung der Inspirationsvolumina der schnarch_volumen_bonus addiert.
3. Wenn die Veränderung der Inspirationsvolumina > inspiration_volume_change_schwelle ist, liegt eine Hypopnoe vor. In den n_insp_vol_breaths Atemzügen liegt eine stabile Hypopnoe vor, wenn die Volumenänderung >= normal_breath_inspiration_volume_change_schwelle ist.
4. Ein Hypopnoe-Ereignis liegt vor, falls in den letzten n_breaths Atemzügen minjumps Hypopnoen gefunden werden.
5. Ein stabiles Hypopnoe-Ereignis liegt vor, wenn in n_breaths-Atemzügen minjumps stabile Hypopnoen gefunden werden und die Rückwärtskorrelation in den n_breaths-Atemzügen >= hypopnoe_detection_normal_correlation_schwelle ist.
6. Hypopnoen können den Anfangszeitpunkt der Detektion stabiler Atmung ändern. Nach n_hypopnoen_reset_normal Hypopnoen fängt die Erkennung von stabiler Atmung durch den Normal-Detektor neu an.
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Tabelle 4: Parameter für den Hypopnoe-Detektor im Normalzustand
Figure imgf000015_0001
Tabelle 5: Parameter für den Hypopnoe-Detektor im sensitiven Zustand
2.4 Atemflusslimitations-Detektor
Für die Erkennung von Atemflusslimitation wird das Schnarch-Merkmal, die mittlere Krümmung und die Rückwärtskorrelation verwendet.
1.4.1 Schwache Atemflusslimitation bei stabiler Atmung - Der Curvature-Short- Detektor
1. Innerhalb der letzten curvatureShort_schwelle Atemzüge wird kontrolliert, ob das Schnarch-Merkmal über der Schwelle schnarch_min_schwelle liegt. Wenn das der Fall ist, wird zu dem Krümmungsmerkmal der curvatureShort_snoring_bonus addiert.
2. Es wird innerhalb der letzten curvatureShort_schwelle Atemzüge gezählt, wie oft sowohl das Krümmungsmerkmal die Schwelle von curvatureShort_mean_schwelle als auch die Rückwärtskorrelation die Schwelle curvatureShort_correlation_schwelle überschreiten.
3. Ist der Anteil an Atemzügen des obigen Kriteriums erfüllt >= curvatureShort_min_above_schwelle, so liegt ein Atemflusslimitations- Ereignis vor.
Figure imgf000016_0001
Tabelle 6 Parameter für die Erkennung schwacher Atemflusslimitation bei stabiler Atmung im Normalzustand
Figure imgf000016_0002
Tabelle 7: Parameter für die Erkennung schwacher Atemflusslimitation bei stabiler Atmung im sensitiven Zustand
2.4.2 Atemflusslimitation bei stabiler und instabiler Atmung - Der Curvature-Long- Detektor
1. Es wird innerhalb der letzten curvatureLong_schwelle Atemzüge kontrolliert, ob das Schnarch-Merkmal über der Schwelle schnarch_min_schwelle liegt. Wenn das der Fall ist, wird zu dem Krümmungsmerkmal der curvatureLong_snoring_bonus addiert.
2. Es wird innerhalb der letzten curvatureLong_schwelle Atemzüge gezählt, wie oft das Krümmungsmerkmal die Schwelle von curvatureLong_mean_schwelle überschreitet. Die Schwelle kann im Normalzustand gleich curvatureLong_medium_mean_schwelle oder gleich curvatureLong_high_mean_schwelle gesetzt werden. Dies wird weiter unten im
Abschnitt 3.1.2 genauer erläutert. 3. Ist der Anteil an Atemzügen, der obiges Kriterium erfüllt >= curvatureLong_min_above_schwelle, so liegt ein Atemflusslimitations-Ereignis vor.
Figure imgf000017_0001
Tabelle 8: Parameter für die Erkennung von Atemflusslimitation bei stabiler und instabiler Atmung im Normalzustand
Figure imgf000017_0002
Tabelle 9: Parameter für die Erkennung von Atemflusslimitation bei stabiler und instabiler Atmung im sensitiven Zustand
2.4.3 das Atemflusslimitationsanstiegsmerkmal - der Curvature-After-Pressure- Down-Detektor
Für die Detektion des Anstiegs des Atemflusslimitationsmerkmals, wird der Wilcoxon - Rangsummentest verwendet. Der Curvature-After-Pressure-Down- Detektor wird nur im sensitiven Zustand verwendet. Der Wilcoxon - Rangsummentest ist in Härtung: Statistik, Lehr- und Handwerksbuch der angewandten Statistik, Oldenburg-Verlag, München 1999 und in D.R. Cox, C.V. Hinkley: Theoretical Statistics, Chapman & Hall 1974, beschrieben.
1. Für die letzten n_curv_breaths Atemzüge wird der Rang der Krümmungsmerkmale bestimmt.
2. Die n_curv_breaths Ränge werden in zwei Teile eingeteilt, wobei der zweite Teil die Ränge von n_curv_breaths - n_big_curv_breaths + 1 bis n_curv_breaths enthält. Für den zweiten Teil wird die Summe der Ränge berechnet, und diese Summe auf die maximal mögliche Summe der Ränge normiert.
3. Wenn dieser normierte Wert über 0.99 liegt, nimmt die Atemflusslimitation zu und wenn der Krümmungswert mit dem höchsten Rang im zweiten Teil über der Schwelle curvatureDown_min_above_schwelle liegt, dann liegt ein Ereignis für den Anstieg des Atemflusslimitationsmerkmals vor.
Figure imgf000018_0001
Tabelle 10: Parameter für die Erkennung des Atemflusslimitationsanstiegsmerkmals im sensitiven Zustand
2.5 Normal-Detektor (stabile Atmung)
Für die Erkennung stabiler Atmung wird das Korrelationsmerkmal verwendet. Der Normal-Detektor führt die folgenden Schritte aus:
1. Mittelung des Korrelationsmerkmals über alle Atemzüge innerhalb der letzten normal_schwelleJn_sec Sekunden . Der Parameter normal_schwelleJn_sec wird über die Steuerung (siehe Abschnitt 3) angepasst.
2. Ein stabiles Atmungs-Ereignis liegt vor, falls die berechnete mittlere Korrelation, also die Rückwärtskorrelation >= normal correlation schwelle ist.
Figure imgf000018_0002
Tabelle 11 : Parameter für den Normalzustand und den sensitiven Zustand
Es werden sowohl im Normalzustand als auch im sensitiven Zustand die gleichen Parameter für den Normaldetektor verwendet. 2.6 Leck-Detektor
Ein Leck kann beispielsweise schon dadurch entstehen, dass die Maske gegenüber dem Gesicht des Patienten verrutscht.
1. Für die Leck-Erkennung wird der Mittelwert des Atemflusses und des CPAP- Istdrucks in einem Datenfenster der Breite leakagejnean low ime berechnet.
2. Wenn der berechnete mittlere Fluss größer als die Schwelle vjeakage wird oder wenn die Differenz zwischen dem mittleren CPAP-Istdruck und dem vorgegebenen CPAP-Solldruck über der Schwelle pressure_diff liegt, dann liegt ein Leck-Ereignis vor.
3. Wird der berechnete mittlere Fluss kleiner als die Schwelle vjeakage und ist die Differenz zwischen dem mittleren CPAP-Istdruck und dem vorgegebenen CPAP-Solldruck kleiner als pressure_diff, dann ist die Leckage vorbei.
4. Das Daten-Fenster für die Leck-Erkennung, wird mit einer Schrittweite von step_size vorgeschoben.
Figure imgf000019_0001
Tabelle 12: Parameter für die Erkennung eines Leck-Zustands Die Parameter sind unabhängig vom Zustand der Steuerung.
3 Steuerverfahren
Das Steuerverfahren hat drei verschiedene Zustände, nämlich einen Normalzustand, einen sensitiven Zustand und einen Leck-Zustand, zwischen denen hin und her gewechselt werden kann. Manche Detektoren arbeiten im sensitiven Zustand mit vom Normalzustand abweichenden Parametern. In den sensitiven Zustand der Steuerung, wird gewechselt, wenn im Normalzustand die Steuerung den Druck absenkt. Durch die Wahl der Parameter für den sensitiven Zustand reagiert die Steuerung schneller, falls der CPAP-Druck zu niedrig ist. Bei Detektion eines Lecks wechselt die Steuerung in den Leck-Zustand.
Die Steuerung verändert den Druck innerhalb der Grenzen von lower_pressureJimit und upper_pressurejimit. Die Druckempfehlung wird durch titration_pressure festgelegt. Die Steuerung verwendet zwei unterschiedliche Druckschritte für die Druckerhöhung: big_pressure_step und small_pressure_step. Für die Druckerniedrigung wird pressure_down_step verwendet.
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Tabelle 13: Druckwerte für das Steuerverfahren
3.1 Normalzustand
Im normalen Zustand sind folgende Detektoren aktiv:
Atemstillstands-Detektor
Apnoe-Detektor
Hypopnoe-Detektor
Curvature-Long-Detektor
Curvature-Short-Detektor
Normal-Detektor
Leck-Detektor
Die Ereignisse der Detektoren werden für die Druckänderung verwendet. 3.1.1 Druckveränderung
Atemstillstands-Detektor: Wird länger als max_no_breathJime kein Atemzug detektiert, so wird der Druck um big_pressure_step erhöht.
Apnoe-Ereignis: Wird ein Apnoe-Ereignis ermittelt, wird der Druck um big_pressure_step erhöht, falls der derzeitige Druck kleiner gleich titration_pressure plus small_pressure_step ist.
Hypopnoe-Ereignis: Wird ein Hypopnoe-Ereignis ermittelt, wird der Druck um small_pressure_step erhöht.
Atemflusslimitierung: Erkennt der Curvature-Long-Detektor oder der Curvature- Short-Detektor eine Atemflusslimitierung, wird der Druck um small_pressure_step erhöht. Der Curvature-After-Pressure-Down-Detektor ist im Normalzustand nicht aktiv.
Normal-Ereignis: Wenn der Apnoe- oder der Hypopnoe-Detektor den Startzeitpunkt der Normalatmung nicht neu setzt, dann wird bei stabiler Atmung der Druck um pressure_down_step vermindert.
Ein Apnoe-Ereignis führt nur dann zu einer Druckerhöhung, falls der derzeitige Druck <= titration_pressure + small_pressure_step ist. Der Grund dafür ist, dass es zwei Arten von Apnoen gibt. So genannte obstruktive Apnoen werden durch einen Verschluss der oberen Atemwege hervorgerufen. Sie können durch einen höheren CPAP-Druck therapiert werden. So genannte zentrale Apnoen beruhen auf einer Anweisung des Gehirns, die Atmung vorübergehend einzustellen. Sie können nicht durch die CPAP-Therapie behoben werden. Deshalb wird der Parameter titration_pressure so hoch gewählt, dass erfahrungsgemäß keine obstruktiven Apnoen mehr auftreten.
Bei einer Druckerhöhung wird der Parameter normal_schwelleJn_sec zur Erkennung von stabiler Atmung mit dem Faktor normal_scale_schwelle multipliziert, wenn der Druck <= titration_pressure+small_pressure_step ist. 3.1.2 Anpassung der curvatureLong_mean_schwelle
Wenn
a) der Curvature-Long-Detektor den Druck maxNumberOfCurvatureEvents mal hintereinander erhöht und
b) der Druck > titration_pressure und <= titration_pressure + big_pressure_step ist,
dann wird curvatureLong_mean_schwelle = curvatureLong_medium_mean_schwelle
gesetzt.
Wenn
a) der Curvature-Long-Detektor den Druck maxNumberOfCurvatureEvents mal hintereinander erhöht und
b) der Druck > titration_pressure + big_pressure_step ist
dann wird curvatureLong_mean_schwelle = curvatureLong_high_mean_schwelle gesetzt.
Dies soll verhindern, dass der Druck ständig erhöht wird, wenn trotz der Druckerhöhung die Atemflusslimitation nicht verschwindet.
3.1.3 Umschaltung in einen anderen Zustand des Steuerverfahrens
Vom Normalzustand wird in den sensitiven Zustand bei einer Druckabsenkung und in den Leck-Zustand bei Auftreten eines Lecks gewechselt.
3.1.4 Initialisierung des Normalzustands
Wenn vom sensitiven Zustand in den Normalzustand gewechselt wird, dann wird nur der Parameter normal_schwelleJn_sec mit dem Faktor normal_scale_schwelle multipliziert.
Wenn nach einer Druckerhöhung oder aus dem Leck-Zustand in den Normalzustand gewechselt wird, werden alle im Normalzustand verwendeten Detektoren auf die Startzeit des Normalzustands gesetzt und der Parameter normal_schwelleJn_sec mit dem Faktor normal_scale_schwelle multipliziert.
Figure imgf000023_0001
Tabelle 14: Parameter
3.2 Sensitiver Zustand
Im sensitiven Zustand werden folgende Detektoren verwendet:
Atemstillstands-Detektor Apnoe-Detektor Hypopnoe-Detektor Curvature-Long-Detektor • Curvature-Short-Detektor
Curvature-After-Pressure-Down-Detektor
Normal-Detektor
Leck-Detektor
Zusätzlich zum Normalzustand ist im sensitiven Zustand der Curvature-After- Pressure-Down-Detektor aktiv.
Die Ereignisse der Detektoren werden für die Druckänderung verwendet.
3.2.1 Druckänderung
Atemstillstands-Ereignis: Wird länger als max_no_breathJime kein Atemzug detektiert, so wird der Druck um big_pressure_step erhöht.
Apnoe-Ereignis: Wird ein Apnoe-Ereignis ermittelt, wird der Druck um big_pressure_step erhöht, falls der derzeitige Druck <= titration_pressure + small_pressure_step ist. Hypopnoe-Ereignis: Wird ein Hypopnoe-Ereignis ermittelt, wird der Druck um small_pressure_step erhöht.
Atemflusslimitierung: Erkennt der Curvature-Long-Detektor, der Curvature-Short- Detektor oder der Curvature-After-Pressure-Down-Detektor eine Atemflusslimitierung, wird der Druck wird um small_pressure_step erhöht.
Normal-Ereignis: Wenn der Apnoe- oder der Hypopnoe-Detektor den Startzeitpunkt der Normalatmung nicht neu setzt, dann wird bei stabiler Atmung der Druck um pressure_down_step vermindert.
3.2.2 Umschaltung in einen anderen Zustand
Es wird wieder in den sensitiven Zustand gewechselt, wenn
a) der Druck erniedrigt wird, oder
b) der Druck erhöht wird und wenn der Druck kleiner ist als der Druck vor der letzten Druckabsenkung und wenn die Anzahl der Atemzüge seit der letzten Druckerniedrigung < n_breathsJor_restart_APDC_at_pressure_up ist.
Es wird in den Normalzustand gewechselt, wenn
a) der Druck aus den vorherigen Gründen nicht abgesenkt wird und der Druck erhöht wird, oder
b) die Anzahl der Atemzüge seit der letzten Druckerniedrigung > max_events_after_pressure_down ist.
3.2.3 Initialisierung des sensitiven Zustands
Wenn während des sensitiven Zustands der CPAP-Druck erhöht wird und nicht in den Normalzustand umgeschaltet wird, dann wird der Parameter normal_schwelle_in_sec für den Normal-Detektor mit normal_scale_schwelle multipliziert.
Alle Detektoren werden auf die Startzeit der sensitiven Steuerung gesetzt. 3.3 Leck-Zustand
1. Wenn während des Normalzustands oder des sensitiven Zustands ein Leck erkannt wird, dann wird in den Leck-Zustand umgeschaltet. Während des Leck- Zustands ist nur der Leck-Detektor aktiv, die restlichen Detektoren arbeiten weiter, können aber keine Druckveränderung vornehmen.
2. Wenn die Leckage zu Ende ist, wird wieder in den Normalzustand umgeschaltet. Wenn die Leck-Dauer länger als leakage_reset_pressure ime ist, dann wird der CPAP-Solldruck um leakage_pressure_down_step erniedrigt und in den Normalzustand umgeschaltet.
3. Wenn die Leckage vorbei ist und wieder in den Normalzustand gewechselt wurde, dann wartet der Leck-Detektor für leakage_restartJlowJime Sekunden, bis er mit der Leck-Erkennung wieder startet.
Figure imgf000025_0001
Tabelle 15: Parameter für den Leck-Zustand
4 Fuzzy-Logik
In einer weiteren Ausführungsform werden die von den Detektoren ermittelten Ereignisse als Fuzzy-Variablen behandelt. Vorteilhaft an dieser Ausführungsform ist, dass die Steuerung kontinuierlicher arbeitet. Vorzugsweise erfolgt der Übergang von "kein Ereignis" zu "Ereignis eingetreten", also der Bereich, in dem die Fuzzy-Varable von 0 auf 1 ansteigt, so, dass die entsprechende Fuzzy- Variable beim oben angegebenen Grenzwert den Wert 0,5 erreicht. Man kann unter Berücksichtigung des graduellen Übergangs von 0 zu 1 von Fuzzy-Variablen also formulieren, dass beispielsweise ein Normalereignis umso mehr detektiert oder erkannt wird, je deutlicher die Rückwärtskorrelation einen Schwellenwert überschreitet (siehe Abschnitte 2.5). Die Breite des gewählten Übergangsbereichs und der Verlauf der Übergangsfunktion ist für die Qualität des Steuerverfahrens von untergeordneter Bedeutung. So kann die Normal-Fuzzy-Variable beispielsweise den Wert Null annehmen, wenn die Rückwärtskorrelation kleiner als 0,82 ist, linear von 0 auf 1 ansteigen, wenn die Rückwärtskorrelation im Bereich zwischen 0,82 und 0,9 fällt und 1 betragen, wenn die Rückwärtskorrelation den Wert von 0,9 überschreitet. Zur Ausgestaltung des Übergangsbereichs können jedoch auch andere Funktionen, wie beispielsweise eine geeignet skalierte Arctan-Funktion oder ein Wahrscheinlichkeitsintegral Φ(x) verwendet werden:
Figure imgf000026_0001
Die Druckveränderung wird bei Verwendung von Fuzzy-Variablen aus der Summe der von den einzelnen Detektoren gelieferten und vorzugsweise mit Koeffizienten gewichteten Fuzzy-Variablen bestimmt. Bei den Koeffizienten wird berücksichtigt, dass beispielsweise bei Detektion eines Atemstillstands der Druck schnell erhöht wird, während bei Atemflusslimitierung der Solldruck des CPAP-Geräts langsamer erhöht wird. Folglich wird beispielsweise der Koeffizient für die Atemstillstands- Fuzzy-Variable größer sein als der für die Atemflusslimitierungs-Fuzzy-Variable.
Auch der Normalzustand und der sensitive Zustand des Steuerverfahrens können als Fuzzy-Variablen angesehen werden. In einer solchen Ausführungsform geht das in Abschnitt 2.4.3 berechnete Atemflusslimitationsmerkmal multipliziert mit der Fuzzy-Variablen für die sensitive Steuerung in die Druckregelung ein.
In einer weiteren Ausführungsform kann auch lediglich ein Teil der Detektoren als Ergebnisse Fuzzy-Variablen liefern. Beim Hypopnoe-Detektor, dem Curvature-Long- Detektor, dem Curvature-Short-Detektor sowie dem Curvature-After-Pressure- Down-Detektor ist die Verwendung von Fuzzy-Variablen besonders vorteilhaft.
Beim Leck-Zustand erscheint die Verwendung von Fuzzy-Variablen wenig sinnvoll, da es sich beim Leck-Zustand nicht um einen ordentlichen Betrieb des CPAP- Geräts, sondern um einen außergewöhnlichen Zustand handelt. In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform werden auch Zwischenergebnisse, die bei der Ermittlung von Ereignissen in den Detektoren auftreten, als Fuzzy- Variablen implementiert. Dies gilt insbesondere für die Entscheidung, ob einer von zwei Atemstillständen länger als long_apnoeJimeJn_sec dauert, ob drei Atemstillstände aufeinanderfolgend sind (Abschnitt 2.2), ob das Schnarchmerkmal erfüllt ist, ob sowohl das Krümmungsmerkmal als auch das Korrelationsmerkmal eine entsprechende Schwelle überschreiten (Abschnitt 2.4.1 ) und ob das Krümmungsmerkmal CurvatureLong_mean_schwelle überschreitet (Abschnitt 2.4.2).
Die oben beschriebenen, erfindungsgemäßen Solldrucksteuerverfahren können auch bei BiPAP-Geräten und bei Multilevel-Geräten eingesetzt werden. Dabei kann der nach dem Steuerverfahren ermittelte Solldruck als der höhere Druck bei BiPAP- Geräten oder der höchste Druck bei Multilevel-Geräten verwendet werden. In einer anderen Ausführungsform gibt der nach einem erfindungsgemäßen Steuerverfahren ermittelte Druck den zeitlichen Mittelwert der von einem BiPAP- oder Multilevel- Gerät erzeugen Drücke an.
Die Erfindung wurde zuvor anhand von bevorzugten Ausführungsformen näher erläutert. Für einen Fachmann ist jedoch offensichtlich, dass verschiedene Abwandlungen und Modifikationen gemacht werden können, ohne vom Geist der Erfindung abzuweichen. Deshalb wird der Schutzbereich durch die nachfolgenden Ansprüche und ihre Äquivalente festgelegt.
Bezugszeichenliste
1 CPAP - Gerät 15 elektrische Messleitung 2 Loch 16 Flusssensor
4 Kompressor 17 Heizdraht
8 Turbine 18 Beatmungsmaske
9 Beatmungsschlauch 15 19 Schlafender
10 Druckmessschlauch IV Inspirationsvolumen 11 Drucksensor EL Expirationszeit

Claims

Patentansprüche:
1. Verfahren zum Steuern des Solldrucks eines Geräts zum Durchführen der CPAP-Therapie mit:
wiederholtem Messen eines Atemluftflusses während des Betriebs des Geräts,
Bestimmen mindestens eines Kriteriums aus dem gemessenen zeitlichen Verlauf des Atemluftflusses, aufgrund dessen der Solldruck erhöht oder erniedrigt wird,
gekennzeichnet durch
Berechnen einer Rückwärtskorrelation von Atemzügen während einer vorbestimmten Zeit vor dem aktuellen Atemzug, und
um so wahrscheinlicheres Absenken des Solldrucks, je deutlicher die Rückwärtskorrelation einen vorbestimmten Schwellenwert überschreitet.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass ein Normalatmungs-Ereignisses um so mehr erkannt wird, je deutlicher die Rückwärtskorrelation einen vorbestimmten Schwellenwert überschreitet.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Solldruck um eine erste vorbestimmte Druckdifferenz erniedrigt wird, wenn ein Normalatmungsereignis erkannt wird.
4. Verfahren nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass durch Analysieren der fallenden oder steigenden Flanken des zeitlichen Verlaufs des Atemluftflusses einzelne Atemzüge unterschieden werden.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass aus der Analyse der fallenden oder steigenden Flanken Expirationszeiten für mehrere aufeinanderfolgende Atemzüge bestimmt werden und umso mehr ein Apnoe-Ereignis erkannt wird, je deutlicher die Expirationszeit von zwei aufeinanderfolgenden Atemzügen eine erste Expirationsschwellenzeit überschreiten oder je deutlicher die Expirationszeiten von drei aufeinanderfolgenden Atemzügen eine zweite Expirationsschwellenzeit überschreiten.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Solldruck um eine zweite vorbestimmte Druckdifferenz erhöht wird, wenn ein Apnoe- Ereignis erkannt wird und der Solldruck vor der Erhöhung unter einem Titrationsdruck liegt.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Solldruck um eine dritte vorbestimmte Druckdifferenz erhöht wird, wenn innerhalb einer vorbestimmten Zeit von vorzugsweise zwei Minuten kein Atemzug detektiert wird, der Solldruck aber nicht mehr verändert wird, wenn der Solldruck aufgrund dieses Kriteriums eine vorbestimmte Anzahl von Malen erhöht wurde.
8. Verfahren zum Steuern des Solldrucks eines Geräts zum Durchführen der CPAP-Therapie insbesondere nach einem der obigen Ansprüche mit:
wiederholtem Messen eines Atemluftflusses während des Betriebs des Geräts,
Bestimmen mindestens eines Kriteriums aus dem gemessenen zeitlichen Verlauf des Atemluftflusses, aufgrund dessen ein Solldruck erhöht oder erniedrigt wird,
gekennzeichnet durch
Berechnen in einer ersten vorbestimmten Zahl von Atemzügen die Veränderung der Inspirationsvolumina der ersten Hälfte dieser Atemzüge gegenüber der zweiten Hälfte, und
um so wahrscheinlicheres Anheben des Solldrucks, je mehr die Veränderung einen vorbestimmten Veränderungsschwellenwert überschreitet.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass wenn in der ersten Hälfte der Atemzüge Schnarchen detektiert wird, die Veränderung der Inspirationsvolumina um einen ersten Schnarchbonus erhöht wird, bevor sie mit dem Veränderungsschwellenwert verglichen wird.
5 10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass umso mehr eine Hypopnoe vorliegt, je deutlicher die Veränderung der Inspirationsvolumina über dem Veränderungsschwellenwert liegt.
11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass umso eher ein Hypopnoe-Ereignis bestimmt wird, je deutlicher die Anzahl von
10 Hypopnoen eine vorbestimmte Anzahl von Hypopnoen in einer zweiten vorbestimmten Anzahl von Atemzügen übersteigt.
12. Verfahren nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass der Solldruck um eine vierte vorbestimmte Druckdifferenz erhöht wird, wenn ein Hypopnoe-Ereignis bestimmt wird.
15 13. Verfahren nach Anspruch 11 oder 12, soweit er sich mittelbar oder unmittelbar auf Anspruch 1 rückbezieht, dadurch gekennzeichnet, dass bei Auftreten eines Hypopnoe-Ereignisses die vorbestimmte Zeit, während der die Rückwärtskorrelation berechnet wird, ab dem Hypopnoe-Ereignis von neuem zu laufen beginnt.
20 14. Verfahren zum Steuern des Solldrucks eines Geräts zum Durchführen der CPAP-Therapie insbesondere nach einem der obige Ansprüche mit :
wiederholtem Messen eines Atemluftflusses während des Betriebs des Geräts zu mehreren Zeitpunkten,
Bestimmen eins Krümmungsmerkmals aus dem gemessenen zeitlichen 25 Verlauf des Atemluftflusses, aufgrund dessen ein Solldruck erhöht oder erniedrigt wird,
gekennzeichnet durch Schätzen der ersten zeitlichen Ableitung des Atemflusses während der Inspiration an mehreren Zeitpunkten unter Verwendung der Messpunkte des Atemflusses,
Anpassen einer Geraden an die geschätzten Ableitungswerte, wobei die Steigung der Geraden das Krümmungsmerkmal darstellt, und
um so wahrscheinlicheres Anheben des Solldrucks, je größer das Krümmungsmerkmal ist.
15. Verfahren nach Anspruch 14, soweit er sich auf Anspruch 1 rückbezieht, dadurch gekennzeichnet, dass innerhalb einer dritten vorbestimmten Anzahl von Atemzügen der Anteil der Atemzüge bestimmt wird, während der sowohl das Krümmungsmerkmal einen ersten
Krümmungsmerkmalschwellenwert als auch eine Rückwärtskorrelation einen ersten Korrelationsschwellenwert überschreitet, und dass umso mehr ein Atemflusslimitationsereignis detektiert wird, je deutlicher der Anteil der Atemzüge einen ersten Anteilschwellenwert überschreitet.
16. Verfahren nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, dass das Krümmungsmerkmal um einen zweiten Schnarchbonus erhöht wird, bevor es mit dem Krümmungsmerkmalschwellenwert verglichen wird, wenn während der dritten vorbestimmten Anzahl von Atemzügen Schnarchen detektiert wird.
17. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass innerhalb einer vierten vorbestimmten Anzahl von Atemzügen für jeden Atemzug ein Krümmungsmerkmal bestimmt wird, wobei der Anteil der Atemzüge bestimmt wird, während der das Krümmungsmerkmal einen zweiten Krümmungsmerkmalschwellenwert überschreitet und dass umso mehr ein Atemflusslimitationsereignis vorliegt, je deutlicher der Anteil der Atemzüge einen zweiten Anteilschwellenwert überschreitet.
18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass das Krümmungsmerkmal um einen dritten Schnarchbonus erhöht wird, bevor es mit dem zweiten Krümmungsmerkmalschwellenwert verglichen wird, wenn während der vierten vorbestimmen Anzahl von Atemzügen Schnarchen detektiert wird.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 18, dadurch gekennzeichnet, 5 dass für eine fünfte vorbestimmte Zahl von Atemzügen umso eher ein
Atemflusslimitationsereignis detektiert wird, je signifikanter der Anstieg eines Krümmungsmerkmals ist.
20. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass, der signifikante Anstieg des Krümmungsmerkmals mit dem Wilcoxon-
10 Rangsummentest bestimmt wird, wobei die Ränge in zwei Gruppen eingeteilt werden, wobei für die höhere Gruppe die Summe der Ränge berechnet und auf die maximal mögliche Summe normiert wird und wobei umso eher ein Atemflusslimitationsereignis detektiert wird, je deutlicher der normierte Wert über einem Normalschwellenwert liegt und je deutlicher der Krümmungswert
15 mit dem höchsten Rang in der zweiten Gruppe über einem dritten Krümmungsmerkmalsschwellenwert liegt.
21. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass der Solldruck um eine fünfte vorbestimmte Druckdifferenz erhöht wird, wenn ein Atemflusslimitationsereignis detektiert wird.
20 22. Verfahren nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Schnarchen um so mehr detektiert wird, um so mehr die Anzahl von Nulldurchgängen im Wechselanteil des gemessenen CPAP-Istdrucks einen vorgegebenen Schwellenwert überschreitet.
23. Verfahren nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, 25 dass das Verfahren einen ersten und einen zweiten Zustand aufweist, wobei ein Teil der vorbestimmten Schwellenwerte in beiden Zuständen unterschiedliche Werte aufweist.
24. Verfahren nach einem der Ansprüche 2, 3, 5, 6, 10, 11 , 12, 13, 15 sowie 16 bis 23, soweit sich Ansprüche 16 bis 22 auf Anspruch 15 rückbeziehen, dadurch gekennzeichnet, dass die Druckveränderung als Summe von mit Koeffizienten gewichteter Fuzzy-Variablen berechnet wird, wobei die Fuzzy- Variablen angeben, inwieweit das Normalatmungsereignis, das Apnoe- Ereignis, die Hypopnoe, das Hypopnoe-Ereignis und/oder das Atemflusslimitationsatmungsereignis vorliegen.
25. Gerät zur Durchführung der CPAP-Therapie mit einem Befehlsspeicher und einer zentralen Verarbeitungseinheit, die in dem Befehlsspeicher abgelegte Befehle abarbeitet, so dass das Gerät zur Durchführung der CPAP-Therapie ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 24 durchführt.
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Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2004082751A1 (de) * 2003-03-17 2004-09-30 Map Medizin-Technologie Gmbh Verfahren und anordnung zur titration physiologischer messsignale im zusammenhang mit der observation eines patienten hinsichtlich schlafbezogener atmungsstörungen
WO2004105846A2 (de) 2003-05-21 2004-12-09 Seleon Gmbh Steuergerät für antischnarchgerät sowie antischnarchgerät z. b. für die copd-therapie
DE102004014538A1 (de) * 2004-03-23 2005-10-13 Seleon Gmbh Verfahren zur Steuerung eines BiLevel-Geräts sowie BiLevel-Gerät
US7089936B2 (en) 2000-06-30 2006-08-15 Map Medizin-Technologie Gmbh Device for detecting the respiratory activity of a person
DE102008010475A1 (de) 2008-02-21 2009-08-27 Seleon Gmbh Applikatoren für eine Luftbrille
WO2013049552A3 (en) * 2011-09-28 2013-08-01 General Electric Company Flow sensor with mems sensing device and method for using same
WO2014150227A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-25 Fisher & Paykel Healthcare Limited Multi-night titration pressure determination
CN116236651A (zh) * 2022-12-29 2023-06-09 北京谊安医疗系统股份有限公司 一种用于涡轮呼吸机的压力控制系统及方法

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10253937B3 (de) 2002-11-19 2004-01-15 Seleon Gmbh Lüftereinheiten für ein Beatmungsgerät
US7661426B2 (en) 2002-11-19 2010-02-16 Michael Lauk Method for controlling the pressure supplied by a CPAP device, CPAP device and storage medium
DE10253946B3 (de) * 2002-11-19 2004-01-29 Seleon Gmbh Verfahren für ein Beatmungsgerät, Beatmungsgerät sowie Speichermedium
DE10253935B3 (de) * 2002-11-19 2004-03-25 Seleon Gmbh Verfahren zum Steuern des von einem CPAP-Gerät gelieferten Drucks, CPAP-Gerät sowie Speichermedium
ITRM20050217A1 (it) 2005-05-06 2006-11-07 Ginevri S R L Procedimento per ventilazione nasale e relativo apparato, in particolare per la ventilazione assistita flusso-sincronizzata neonatale.
DE102006032620B3 (de) * 2006-07-13 2007-11-22 Hoffrichter Gmbh Beatmungsgerät zur Behandlung von obstruktiver Schlafapnoe und Verfahren zu dessen Steuerung

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE69033005T2 (de) * 1989-05-19 1999-09-23 Puritan-Bennet Corp., Lenexa Drucksystem für atmungswege
US5134995A (en) * 1989-05-19 1992-08-04 Puritan-Bennett Corporation Inspiratory airway pressure system with admittance determining apparatus and method
US5458137A (en) * 1991-06-14 1995-10-17 Respironics, Inc. Method and apparatus for controlling sleep disorder breathing
EP0612257B1 (de) * 1991-11-14 2000-06-07 University Technologies International Inc. Automatisches system zum erzeugen eines kontinuierlichen positiven atemwegsdruck
US5256451A (en) * 1992-03-13 1993-10-26 The United States Of America As Represented By The United States National Aeronautics And Space Administration Guanidine based vehicle/binders for use with oxides, metals and ceramics
US5335654A (en) * 1992-05-07 1994-08-09 New York University Method and apparatus for continuous adjustment of positive airway pressure for treating obstructive sleep apnea
EP2324765B1 (de) * 1993-11-05 2015-10-07 ResMed Limited Regelung bei einer Behandlung mit kontinuierlichem positiven Atemwegsdruck
EP0661071B1 (de) * 1993-12-01 2000-02-02 Resmed Limited Vorrichtung zur Erzeugung eines kontinuierlichen positiven Atemwegdruckes (CPAP)
AUPM279393A0 (en) * 1993-12-03 1994-01-06 Rescare Limited Estimation of flow and detection of breathing in cpap treatment
SE9304031D0 (sv) * 1993-12-03 1993-12-03 Siemens Elema Ab Elektrodsystem
DE19717106A1 (de) * 1997-04-23 1998-10-29 Map Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur automatisierten Beatmung in der CPAP-Therapie
AUPP026997A0 (en) * 1997-11-07 1997-12-04 Resmed Limited Administration of cpap treatment pressure in presence of apnea
AU3508799A (en) * 1998-06-19 2000-01-06 Fisher & Paykel Healthcare Limited Humidified sleep apnea treatment apparatus
DE19849571B4 (de) * 1998-10-27 2004-12-02 Map Medizin-Technologie Gmbh Beatmungsgerät zur Zufuhr eines Atemgases zu einem Patienten unter einem auf den Patienten abgestimmten Behandlungsdruck
AUPP693398A0 (en) * 1998-11-05 1998-12-03 Resmed Limited Fault diagnosis in CPAP and NIPPV devices
AU5200600A (en) * 1999-06-16 2001-01-09 Resmed Limited Apparatus with automatic respiration monitoring and display
DE10031079A1 (de) * 2000-06-30 2002-02-07 Map Gmbh Vorrichtung zur Erfassung der Atmungsstätigkeit einer Person sowie Vorrichtung zur Vorgabe physikalischer Parameter bei der Zufuhr eines Atemgases
DE10118475B4 (de) * 2001-04-12 2007-08-16 Map Medizin-Technologie Gmbh Steuerungseinrichtung zur Vorgabe eines Atemgasdruckes

Cited By (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7934500B2 (en) 2000-06-30 2011-05-03 Map Medizin-Technologie Gmbh Method and apparatus for detecting the respiratory activity of a person
US7089936B2 (en) 2000-06-30 2006-08-15 Map Medizin-Technologie Gmbh Device for detecting the respiratory activity of a person
US8408205B2 (en) 2000-06-30 2013-04-02 Resmed R&D Germany Gmbh Method and apparatus for detecting the respiratory activity of a person
WO2004082751A1 (de) * 2003-03-17 2004-09-30 Map Medizin-Technologie Gmbh Verfahren und anordnung zur titration physiologischer messsignale im zusammenhang mit der observation eines patienten hinsichtlich schlafbezogener atmungsstörungen
WO2004105846A2 (de) 2003-05-21 2004-12-09 Seleon Gmbh Steuergerät für antischnarchgerät sowie antischnarchgerät z. b. für die copd-therapie
DE10322964A1 (de) * 2003-05-21 2004-12-30 Seleon Gmbh Steuergerät für Antischnarchgerät sowie Antischnarchgerät
DE10322964B4 (de) * 2003-05-21 2006-03-23 Seleon Gmbh Steuergerät für Antischnarchgerät sowie Antischnarchgerät
DE102004014538A1 (de) * 2004-03-23 2005-10-13 Seleon Gmbh Verfahren zur Steuerung eines BiLevel-Geräts sowie BiLevel-Gerät
US8402969B2 (en) 2004-03-23 2013-03-26 Stephan Gabriel Method for controlling a bi-level apparatus, and bi-level apparatus
DE102008010475A1 (de) 2008-02-21 2009-08-27 Seleon Gmbh Applikatoren für eine Luftbrille
WO2013049552A3 (en) * 2011-09-28 2013-08-01 General Electric Company Flow sensor with mems sensing device and method for using same
CN103957788A (zh) * 2011-09-28 2014-07-30 通用电气公司 具有mems感测装置的流传感器和使用该流传感器的方法
WO2014150227A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-25 Fisher & Paykel Healthcare Limited Multi-night titration pressure determination
US10322251B2 (en) 2013-03-15 2019-06-18 Fisher & Paykel Healthcare Limited Multi-night titration pressure determination
CN116236651A (zh) * 2022-12-29 2023-06-09 北京谊安医疗系统股份有限公司 一种用于涡轮呼吸机的压力控制系统及方法

Also Published As

Publication number Publication date
DE10291565D2 (de) 2004-04-15
DE10118968A1 (de) 2002-10-31
DE10118968B4 (de) 2007-03-01
WO2002083221A3 (de) 2003-02-20

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