DE102019006866A1

DE102019006866A1 - Verfahren und Vorrichtung zum Ermitteln eines respiratorischen oder eines kardiogenen Signals

Info

Publication number: DE102019006866A1
Application number: DE102019006866.1A
Authority: DE
Inventors: Lorenz Kahl; Eike Petersen; Jan Graßhoff; Philipp Rostalski
Original assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Current assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Priority date: 2019-10-02
Filing date: 2019-10-02
Publication date: 2021-04-08
Also published as: US20220330837A1; CN114449947B; CN114449947A; WO2021063601A1; DE112020000232A5

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Computer implementiertes Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit (5), um rechnerisch aus einem Summen-Signal (SigSum), welches durch eine Überlagerung der Herzaktivität und der Atmung eines Patienten (P) verursacht wird, ein kardiogenes Signal (Sigkar,est) oder ein respiratorisches Signal (Sigres,est) zu ermitteln. In einer Trainingsphase wird eine Signal-Schätzeinheit (6) generiert, welche einen Form-Parameter als Wert eines Übertragungskanal-Parameters (LF) liefert. Hierfür wird eine Stichprobe mit jeweils einem Stichprobenelement pro Herzschlag verwendet. In einer Nutzphase wird für jeden Herzschlag der Übertragungskanal-Parameter gemessen, durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) ein Form-Parameter-Wert berechnet und mit diesem ein geschätzter kardiogenen Signalabschnitt (SigHz,kar,LF) oder ein geschätzte respiratorische Signalabschnitt berechnet. Die kardiogenen Signalabschnitte (SigHz,kar,LF) werden zum kardiogenen Signal (Sigkar,est) zusammengesetzt. Oder die respiratorischen Signalabschnitte werden zum respiratorischen Signal (Sigres,est) zusammengesetzt. Oder die kardiogenen Signalabschnitte (SigHz,kar,LF) werden vom Summen-Signal (SigSum) subtrahiert.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung, um aus einem mittels Messwerten gewonnenen Signal, welches durch Überlagerung der Herzaktivität und der Atmung und / oder Beatmung eines Patienten resultiert, eine Schätzung für ein respiratorisches und / oder ein kardiogenes Signal zu ermitteln. Unter einem „Signal“ soll im Folgenden der Verlauf im Zeitbereich oder auch im Frequenzbereich einer direkt oder indirekt messbaren und zeitlich veränderlichen Größe verstanden werden, welche mit einer physikalischen Größe korreliert. Vorliegend hängt diese physikalische Größe mit der Herzaktivität und / oder der eigenen Atmungsaktivität eines Patienten und / oder mit der künstlichen Beatmung des Patienten zusammen und wird von mindestens einer Signalquelle im Körper des Patienten oder von einem Beatmungsgerät erzeugt. Ein „respiratorisches Signal“ korreliert mit der eigenen Atmung und / oder künstlichen Beatmung des Patienten, ein „kardiogenes Signal“ korreliert mit der Herzaktivität des Patienten. Das respiratorische Signal ist insbesondere ein Maß für den Atmungsdruck oder ein Maß für den Fluss von Atemluft relativ zur Lunge des Patienten, wobei dieser Atemluft-Fluss von dem Atmungsdruck erzeugt wird und der Atmungsdruck und somit auch der Atemluft-Fluss durch die eigene Atmungsaktivität des Patienten, durch ein Beatmungsgerät oder durch eine Überlagerung der Atmungsaktivität und des Beatmungsgeräts verursacht wird. Als Maß für den Atmungsdruck lassen sich z.B. der Druck im Atemweg, in der Speiseröhre oder im Magen oder ein Elektromyogramm verwenden, in der Regel als Druckunterschied relativ zum Umgebungsdruck. Der Atemluft-Fluss bewirkt eine zeitliche Veränderung des Füllstands der Lunge des Patienten.
Eine mögliche Anwendung der Erfindung ist die, ein Beatmungsgerät anzusteuern. Dieses Beatmungsgerät unterstützt die natürliche Atmungsaktivität eines Patienten. Das Beatmungsgerät soll Beatmungshübe synchronisiert mit der natürlichen Atmungsaktivität des Patienten durchführen, damit der Patient nicht gegen das Beatmungsgerät atmet. Um das Beatmungsgerät automatisch mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten zu synchronisieren, wird ein respiratorisches Signal benötigt.
Dieses respiratorische Signal lässt sich in vielen Situationen nicht isoliert vom kardiogenen Signal messen. Vielmehr lässt sich lediglich ein Summen-Signal gewinnen, welches aus einer Überlagerung der Atmung und / oder Beatmung und der Herzaktivität resultiert. Bei dieser Anwendung ist also der Einfluss der Herzaktivität auf das Summen-Signal wenigstens näherungsweise rechnerisch zu kompensieren.
Umgekehrt wird häufig gewünscht, ein kardiogenes Signal zu gewinnen und zu verwenden, beispielsweise ein verbessertes EKG-Signal. Auch bei dieser Aufgabe steht oft nur ein Summen-Signal zur Verfügung, welches aus einer Überlagerung der Herzaktivität mit der Atmung und / oder Beatmung des Patienten hervorgeht. Bei dieser Anwendung soll der Einfluss der Atmung und / oder Beatmung auf das Summen-Signal wenigstens näherungsweise kompensiert werden. Auch wenn der Patient sediert ist und ausschließlich künstlich beatmet wird, also seine eigene Atemaktivität stark oder sogar vollständig reduziert ist, beeinflusst die Beatmung das kardiogene Signal.
In der ersten Anwendung ist das respiratorische Signal das Nutzsignal und das kardiogene Signal ein rechnerisch wenigstens näherungsweise zu kompensierendes Störsignal. In der zweiten Anwendung ist das kardiogene Signal das Nutzsignal und das respiratorische Signal das Störsignal.
Ein Ansatz, um aus einem Summen-Signal von einem Patienten ein Nutz-Signal zu erzeugen, wird in M. Ungureanu und W. M. Wolf: „Basic Aspects Concerning the Event-Synchronous Interference Canceller", IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 53 No. 11 (2006), pp. 2240 - 2247.
In DE 10 2015 015 296 A1 werden ein Verfahren und eine Vorrichtung beschrieben, um zwei Datensignale zu erzeugen, wobei das erste Datensignal eine Aktivität eines für das Einatmen verantwortlichen Muskels und das zweite Datensignal eine Aktivität eines für das Ausatmen relevanten Muskels beschreibt. Zwei Oberflächen-Myographie-Sensoren erfassen zwei EMG-Signale. Eine Herzsignal-Komponente in den EMG-Signalen wird rechnerisch unterdrückt. Außerdem wird die Atemaktivität des Patienten ermittelt. Eine Recheneinheit detektiert auf Basis der detektierten Atemaktivität, wann der Patient einatmet und wann er ausatmet. Auf Basis der beiden EMG-Signale werden ein erstes entmischtes Signal und ein zweites entmischtes Signal bestimmt.
In DE 10 2007 062 214 B3 wird ein Verfahren beschrieben, um automatisch ein Beatmungssystem zu steuern. Bei dem aus DE 10 2007 062 214 B3 bekannten Verfahren wird ein Atemaktivitätssignal uEMG(t) mit Elektroden an der Oberfläche des Brustkorbs aufgenommen. Um die aufgenommenen Elektrodensignale zu die Atemaktivität repräsentierenden elektromyographischen Signalen zu machen, müssen die Elektrodensignale einer Vorverarbeitung unterzogen werden, insbesondere müssen EKG-Signalanteile, die von der Signalhöhe her das Gesamtsignal dominieren, entfernt werden. Dazu können eine Filterung sowie eine Hüllkurvendetektion vorgenommen werden. Bevorzugt wird die Hüllkurvendetektion durch Betragsbildung oder Quadrierung und anschließende Tiefpassfilterung der Elektrodensignale durchgeführt. Nach dieser Vorverarbeitung liegen die Atemaktivität repräsentierende elektromyographische Signale vor, die zur Steuerung des Beatmungsantriebs des Beatmungssystems verwendet werden können, wie z.B. in DE 10 2007 062 214 B3 beschrieben.
In DE 10 2009 035 018 A1 wird eine medizinische Sensorvorrichtung 11 beschrieben. Elektroden 12 auf dem Brustkorb eines Patienten erzeugen elektrische Signale, aus denen ein Elektromyogramm (sEMG) erzeugt wird. Eine Anordnung mit einem Beschleunigungssensor 6 und einem Mikrofon 7 erzeugt ein Mechanomyogramm (MMG). Die gemessenen Signale enthalten einen EKG-Anteil, welcher durch Filterung rechnerisch unterdrückt wird. 10 zeigt ein EKG Signal 71 und ein Atmungssignal 70. 11 zeigt ein EMG/MMG Signal 72 und ein Atmungssignal 70.
In WO 2005/096924 A1 wird ein Beatmungssystem (positive pressure ventilation device) beschrieben, welches einen Patienten abhängig von EMG-Signalen beatmet. Elektroden auf der Haut des Patienten (skin surface electrodes) liefern Signale, in denen das gesuchte EMG-Signal von einem EKG-Signal überlagert wird. Der EKG-Anteil wird rechnerisch aus dem gemessenen Signal herausgerechnet, sodass ein bereinigtes EMG-Signal (moving average electromyogram signal) erzeugt wird. Dieses Signal wird dargestellt (displaying). In US 2007/0191728 A1 wird ein Verfahren beschrieben, um Signale von einem Fötus im Mutterleib zu erzeugen, insbesondere die Herzschlagaktivität des Fötus (fetal heart rate). Elektroden 20, 21 und 22 auf dem Bauch der werdenden Mutter messen eine Überlagerung von EKG- und EMG-Signalen. Die EKG-Signale werden von den EMG-Signalen rechnerisch getrennt, und die Signale vom Fötus werden von den Signalen von der werdenden Mutter rechnerisch unterschieden. EP 2371412 A1 zeigt ein Gerät zur künstlichen Beatmung oder auch Narkotisierung eines Patienten. Ein sEMG-Sensor 6 auf der Haut des Patienten erfasst die elektromyographische Muskelaktivität der Atemmuskulatur des Patienten.
In US 6,411,843 B1 werden ein Verfahren und eine Vorrichtung beschrieben, um ein aufbereitetes EMG-Signal (model EMG signal) aus einem gemessenen Signal zu erhalten, welches aus einer Überlagerung eines EMG-Signals und eines EKG-Signals eines Patienten entsteht. Aus dem gemessenen Signal wird eine Hüllkurve (first envelope signal) berechnet. Außerdem werden Herzschlagzeitpunkte in dem gemessenen Signal detektiert. Aus der erzeugten Hüllkurve und den detektierten Herzschlagzeitpunkten wird das aufbereitete EMG-Signal erzeugt.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit bereitzustellen, welche aus einem Summen-Signal, welches mit Hilfe von Messungen eines im Körper des Patienten generierten Signals erzeugt wird und aus einer Überlagerung der Herzaktivität des Patienten mit der eigenen Atmungsaktivität und / oder künstlichen Beatmung des Patienten resultiert, besser als bekannte Verfahren und Signalverarbeitungseinheiten eine Schätzung für ein kardiogenes Signal und / oder ein respiratorisches Signal ermitteln.
Die Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1 und durch eine Signalverarbeitungseinheit mit den Merkmalen des Anspruchs 30 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen angegeben. Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens sind auch vorteilhafte Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Signalverarbeitungseinheit und umgekehrt.
Erfindungsgemäß werden ein geschätztes kardiogenes Signal und / oder ein geschätztes respiratorisches Signal ermittelt. Das ermittelte respiratorische Signal korreliert mit der eigenen Atmung und / oder künstlichen Beatmung und insbesondere mit dem Fluss von Atemluft relativ zur Lunge des Patienten. Dieser Fluss von Atemluft kann ausschließlich durch die eigene Atmungsaktivität des Patienten, ausschließlich künstlich durch ein Beatmungsgerät (z.B. Patient ist vollständig sediert) oder durch die eigene Atmungsaktivität unterstützt durch das Beatmungsgerät hervorgerufen werden. Auch das ermittelte respiratorische Signal enthält einen Anteil, der von der Herzaktivität verursacht wird. Dieser Anteil ist aber in der Regel geringer als der Anteil in dem aufgrund der Messungen erzeugten Summen-Signal. Entsprechend ist das ermittelte kardiogene Signal ein Maß für die Herzaktivität des Patienten. Das kardiogene Signal enthält einen Anteil, der von der Atmung oder Beatmung verursacht wird, wobei dieser Anteil geringer ist als der Anteil im Summen-Signal.
Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst eine Trainingsphase und eine nachfolgende Nutzphase und wird automatisch unter Verwendung der erfindungsgemäßen Signalverarbeitungseinheit durchgeführt. In der Trainingsphase empfängt die Signalverarbeitungseinheit Messwerte von mindestens einem Summen-Signal-Sensor. Dieser Summen-Signal-Sensor misst ein Signal, welches im Körper des Patienten erzeugt ist. Optional empfängt die Signalverarbeitungseinheit auch in der Nutzphase Messwerte von dem oder von mindestens einem Summen-Signal-Sensor.
In der Trainingsphase erzeugt die Signalverarbeitungseinheit ein Summen-Signal. Dieses erzeugte Summen-Signal wird durch eine Überlagerung der Herzaktivität mit der eigenen Atmung und / oder mit der künstlichen Beatmung des Patienten verursacht. Um das Summen-Signal zu erzeugen, verwendet die Signalverarbeitungseinheit den jeweiligen zeitlichen Verlauf von Messwerten, welche der oder mindestens ein Summen-Signal-Sensor geliefert hat. Optional erzeugt die Signalverarbeitungseinheit auch in der Nutzphase das Summen-Signal.
In der Trainingsphase detektiert die Signalverarbeitungseinheit mehrere Herzschläge, die der Patient in der Trainingsphase durchführt, bevorzugt jeden Herzschlag. Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt eine Stichprobe, welche mehrere Stichprobenelemente umfasst. Jedes Stichprobenelement der Stichprobe bezieht sich auf jeweils einen in der Trainingsphase detektierten Herzschlag. Um ein Stichprobenelement für einen Herzschlag zu erzeugen, führt die Signalverarbeitungseinheit die folgenden Schritte durch:

- Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt einen Abschnitt des Summen-Signals, der zu diesem Herzschlag gehört.
- Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt mindestens einen Form-Parameter-Wert. Jeder Parameter-Wert ist ein Wert, den ein Form-Parameter bei diesem Herzschlag annimmt. Der oder jeder Form-Parameter beeinflusst den Verlauf des kardiogenen Signals und / oder des respiratorischen Signals. Anders gesagt: Der Verlauf des kardiogenen Signals und / oder der Verlauf des respiratorischen Signals hängt von dem oder jedem Form-Parameter-Wert ab. Falls dem oder einem Form-Parameter ein anderer Wert zugewiesen wird, so verändert in einer grafischen Darstellung das kardiogene Signal und / oder das respiratorische Signal seine Form.
- Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt mindestens einen Wert für einen vorgegebenen ersten Übertragungskanal-Parameter und optional einen Wert für einen weiteren vorgegebenen Übertragungskanal-Parameter. Der erste und der optionale weitere Übertragungskanal-Parameter korreliert mit jeweils einer Auswirkung, die eine anthropologische Größe auf einen Übertragungskanal nimmt. Dieser Übertragungskanal führt von einer Signalquelle im Körper des Patienten, insbesondere von der Atmungsmuskulatur und / oder der Herzmuskulatur, zu dem oder mindestens einem Summen-Signal-Sensor. Die anthropologische Größe hängt insbesondere mit der Atmung und / oder mit der Beatmung des Patienten oder mit Unregelmäßigkeiten in der Herzaktivität des Patienten zusammen.
- Der Schritt, dass die Signalverarbeitungseinheit den Wert für den ersten Übertragungskanal-Parameter ermittelt, umfasst in einer ersten Alternative den Schritt, dass die Signalverarbeitungseinheit diesen Wert empfängt. Der Wert wurde von einem weiteren Sensor am Patienten gemessen und an die Signalverarbeitungseinheit übermittelt. In einer zweiten Alternative berechnet die Signalverarbeitungseinheit den Wert für den ersten Übertragungskanal-Parameter, wobei sie das Summen-Signal auswertet.
- Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt das Stichprobenelement für diesen Herzschlag dergestalt, dass das Stichprobenelement folgendes umfasst: den jeweiligen Wert des oder jedes Form-Parameters, der für diesen Herzschlag berechnet worden ist, sowie den oder einen Wert des ersten Übertragungskanal-Parameters, der bei diesem Herzschlag ermittelt worden ist, also empfangen oder berechnet worden ist.

Die Signalverarbeitungseinheit generiert in der Trainingsphase eine Signal-Schätzeinheit. Die generierte Signal-Schätzeinheit liefert den oder jeden Form-Parameter als Funktion des ersten Übertragungskanal-Parameters und optional als Funktion mindestens eines weiteren Übertragungskanal-Parameters. Für die Generierung verwendet die Signalverarbeitungseinheit die Stichprobe mit den Stichprobenelementen.
In der Nutzphase detektiert die Signalverarbeitungseinheit mindestens einen Herzschlag, den der Patient im Verlaufe der Nutzphase durchführt. Bevorzugt detektiert die Signalverarbeitungseinheit jeden Herzschlag in der Nutzphase. In der Nutzphase führt die Signalverarbeitungseinheit für mindestens einen detektierten Herzschlag, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag, die folgenden Schritte durch:

- Die Signalverarbeitungseinheit detektiert einen charakteristischen Zeitpunkt oder einen Zeitraum des Herzschlags.
- Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt einen Wert, den der erste Übertragungskanal-Parameter bei diesem Herzschlag annimmt. In einer ersten Alternative des Schritts, den Wert zu ermitteln, empfängt die Signalverarbeitungseinheit diesen Wert von dem oder einem weiteren Sensor, welcher bei dem Herzschlag den ersten Übertragungskanal-Parameter gemessen hat. In einer zweiten Alternative berechnet die Signalverarbeitungseinheit diesen Wert, indem sie das Summen-Signal auch in der Nutzphase erzeugt und auswertet.
- Die Signalverarbeitungseinheit berechnet für den oder jeden Form-Parameter jeweils einen Wert, den der Form-Parameter bei diesem Herzschlag annimmt. Um den oder jeden Form-Parameter-Wert bei diesem Herzschlag zu berechnen, wendet die Signalverarbeitungseinheit die generierte Signal-Schätzeinheit auf den ermittelten Wert des ersten Übertragungskanal-Parameters und optional auf den jeweils ermittelten Wert jedes weiteren Übertragungskanal-Parameters an.
- Die Signalverarbeitungseinheit berechnen einen geschätzten kardiogenen Signalabschnitt und / oder einen geschätzten respiratorischen Signalabschnitt für diesen Herzschlag. Diese Signalabschnitt korreliert mit der Herzaktivität bzw. mit der eigenen Atmung und / oder Beatmung des Patienten im Verlaufe des Herzschlags und beschreibt somit näherungsweise das kardiogene Signal bzw. das respiratorische Signal im Verlaufe dieses Herzschlags. Um den geschätzten Signalabschnitt zu berechnen, verwendet die Signalverarbeitungseinheit den oder jeden berechneten Form-Parameter-Wert.

In einer ersten Alternative der Erfindung ermittelt die Signalverarbeitungseinheit in der Nutzphase das geschätzte kardiogene Signal. Hierbei setzt sie die geschätzten kardiogenen Signalabschnitte für die in der Nutzphase detektierten Herzschläge zu dem geschätzten kardiogenen Signal zusammen. In einer zweiten Alternative der Erfindung ermittelt die Signalverarbeitungseinheit in der Nutzphase das geschätzte respiratorische Signal. Hierbei setzt sie die geschätzten respiratorischen Signalabschnitte für die in der Nutzphase detektierten Herzschläge zu dem geschätzten respiratorischen Signal zusammen. In einer dritten Alternative der Erfindung ermittelt die Signalverarbeitungseinheit in der Nutzphase ebenfalls das geschätzte respiratorische Signal, aber im Gegensatz zur zweiten Alternative durch eine rechnerische Kompensation. Diese Ermittlung durch Kompensation umfasst die folgenden Schritte:

- Auch in der Nutzphase erzeugt die Signalverarbeitungseinheit ein Summen-Signal. Hierfür verwendet sie empfangene Messwerte, welche der oder mindestens ein Summen-Signal-Sensor gemessen hat.
- Die Signalverarbeitungseinheit kompensiert den jeweiligen Einfluss mindestens eines Herzschlags, der in der Nutzphase detektiert ist, auf das in der Nutzphase erzeugte Summen-Signal. Bevorzugt kompensiert die Signalverarbeitungseinheit den jeweiligen Einfluss jedes detektierten Herzschlags. Um den Einfluss eines Herzschlags zu kompensieren, verwendet sie den geschätzten kardiogenen Signalabschnitt für diesen Herzschlag. Bevorzugt subtrahiert sie diesen geschätzten kardiogenen Signalabschnitt von dem Summen-Signal.

Dank der Erfindung ist es nicht erforderlich, das respiratorische oder das kardiogene Signal durch direkte Messung zu erzeugen. Dies ist in der Regel überhaupt nicht möglich oder zwar möglich, aber nicht gewünscht, z.B. weil ein hierfür benötigter Sensor den Patienten zu stark belasten würde. Vielmehr wird erfindungsgemäß aus den Messwerten des oder mindestens eines Summen-Signal-Sensors ein Summen-Signal erzeugt, und das respiratorische Signal und / oder das kardiogene Signal wird rechnerisch unter Verwendung dieses Summen-Signals ermittelt.
Erfindungsgemäß wird eine Signal-Schätzeinheit generiert, wofür eine in der Trainingsphase erzeugte Stichprobe mit mehreren Stichprobenelementen verwendet wird. Weil eine Stichprobe empirisch erzeugt und anschließend verwendet wird, wird kein analytisches Modell benötigt, insbesondere kein Modell, welches den Einfluss der Herzaktivität oder der Atmung / Beatmung analytisch beschreibt. Ein solches Modell lässt sich oft gar nicht oder nur mit unvertretbar hohem Aufwand aufstellen und validieren und an einen Patienten anpassen. Die Erfindung lässt sich aber in mehreren Ausgestaltungen kombiniert mit einem analytischen Modell einsetzen.
Diese Stichprobe wird unter Verwendung von Messwerten erzeugt, die in der Trainingsphase an demjenigen Patienten gemessen werden, für den auch die Schritte der nachfolgenden Nutzphase durchgeführt wird. Die Erfindung vermeidet daher Fehler, die in der Regel auftreten würden, wenn in der Trainingsphase Messungen an mindestens einem Patienten durchgeführt werden würden und in der Nutzphase die Ergebnisse der Trainingsphase auf einen anderen Patienten angewendet werden würden. Weil mehrere Stichprobenelemente verwendet werden, um die Signal-Schätzeinheit zu generieren, wird der Einfluss von Ausreißern bis zu einem gewissen Grade heraus gemittelt.
Dieselben Summen-Signal-Sensoren lassen sich sowohl in der Trainingsphase als auch in der Nutzphase verwenden. Die erfindungsgemäß vermiedene Verwendung unterschiedlicher Sensoren in den beiden Phasen könnte mögliche weitere Fehler verursachen. Die Erfindung vermeidet diese mögliche Fehlerquelle. Erfindungsgemäß liefert die Signal-Schätzeinheit, die in der Trainingsphase generiert wird, in der Nutzphase jeweils einen geschätzten Signalabschnitt für mindestens einen, bevorzugt jeden detektierten Herzschlag. Der gelieferte geschätzte Signalabschnitt kann sich von Herzschlag zu Herzschlag unterscheiden. Die Erfindung berücksichtigt den Umstand, dass die anthropologische Größe, insbesondere die eigene Atmungsaktivität und / oder die Beatmung des Patienten, den jeweiligen Übertragungskanal von Muskeln, welche die Herzaktivität und / oder die Atmungsaktivität hervorrufen, zu dem oder einem Summen-Signal-Sensor beeinflusst und die Atmungsaktivität sich daher zusätzlich als Störgröße auf das kardiogene Signal und damit auch auf das Summen-Signal auswirkt. Der Einfluss der Atmungsaktivität variiert in der Regel von Herzschlag zu Herzschlag. Auch eine künstliche Beatmung des Patienten beeinflusst einen solchen Übertragungskanal, wobei dieser Einfluss von Herzschlag zu Herzschlag variieren kann. Der erfindungsgemäß berücksichtigte erste Übertragungskanal-Parameter korreliert mit der Auswirkung, welche die Atmung oder Beatmung oder sonstige anthropologische Größe auf den Übertragungskanal zu dem oder einem Summen-Signal-Sensor hat, und lässt sich messen. Dieser Übertragungskanal befindet sich wenigstens teilweise im Körper des Patienten. Indem der erste Übertragungskanal-Parameter gemessen und der gemessene Parameter-Wert ausgewertet wird, lässt sich die Auswirkung der Atmung und / oder Beatmung oder sonstigen anthropologischen Größe auf den Übertragungskanal und somit auf das kardiogene Signal wenigstens näherungsweise berücksichtigen.
In anderen Anwendungen kann die anthropologische Größe mit der Herzaktivität des Patienten korrelieren und sich als Störgröße auf das respiratorische Signal und damit auf das Summen-Signal auswirken. Auch in diesen Anwendungen ermöglicht die Erfindung es, den Einfluss dieser Störgröße rechnerisch zu kompensieren.
In der Nutzphase liefert die Signal-Schätzeinheit für mindestens einen, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag jeweils einen geschätzten Signalabschnitt. Dieser geschätzte Signalabschnitt bezieht sich auf den Zeitraum eines einzelnen detektierten Herzschlags. Der geschätzte Signalabschnitt für einen Herzschlag hängt erfindungsgemäß von dem oder mindestens einem Wert ab, der während dieses Herzschlags für den ersten Übertragungskanal-Parameter gemessen wurde. Der von der Signal-Schätzeinheit berechnete geschätzte Signalabschnitt berücksichtigt also wenigstens näherungsweise die Auswirkung der anthropologischen Größe, insbesondere die der Atmung oder Beatmung oder auch der Herzaktivität, auf den Übertragungskanal bei diesem Herzschlag. Würde hingegen für jeden Herzschlag der gleiche geschätzte oder vorgegebene Signalabschnitt, beispielsweise ein vorgegebener Standard-Signalabschnitt (z.B. ein sogenanntes EKG-Template), verwendet werden, so würde sich der variierende Einfluss insbesondere der Atmung oder Beatmung auf den Übertragungskanal nicht oder zumindest nur deutlich schlechter berücksichtigen lassen.
Der in der Nutzphase berechnete geschätzte Signalabschnitt für einen Herzschlag hängt von dem oder mindestens einem Wert ab, der in der Nutzphase während dieses Herzschlags für den ersten Übertragungskanal-Parameter gemessen wurde. Dieser geschätzte Signalabschnitt ist daher an die anthropologische Größe angepasst - genauer gesagt angepasst an den Einfluss, den die anthropologische Größe im Körper des Patienten auf den Übertragungskanal von mindestens einem Muskel oder einer sonstigen Signalquelle im Körper des Patienten auf den oder mindestens einen verwendeten Summen-Signal-Sensor während dieses Herzschlags nimmt. Die Signalquelle, in welcher ein Übertragungskanal zu einem Summen-Signal-Sensor beginnt, ist z.B. ein Herzmuskel oder ein Muskel des Atmungsapparats.
Erfindungsgemäß liefert die Signal-Schätzeinheit in der Nutzphase einen geschätzten Signalabschnitt für den Zeitraum dieses Herzschlags. In der Trainingsphase wird diese Signal-Schätzeinheit automatisch mithilfe einer Stichprobe generiert, wobei jedes Stichprobenelement dieser Stichprobe mindestens einen Übertragungskanal-Parameter-Wert und mindestens einen zugeordneten Form-Parameter-Wert umfasst.
Der geschätzte Signalabschnitt beschreibt in einer Alternative der Erfindung einen Abschnitt des geschätzten kardiogenen Signals im Verlauf dieses Herzschlags. In der Nutzphase setzt die Signalverarbeitungseinheit diese Abschnitte zu dem kardiogenen Signal zusammen. In einer anderen Alternative nutzt die Signalverarbeitungseinheit mindestens einen Abschnitt für einen Herzschlag (geschätztes kardiogenes Signal), um den Einfluss der Herzaktivität bei diesem Herzschlag auf das Summen-Signal rechnerisch zu kompensieren, beispielsweise indem der Abschnitt vom Summen-Signal subtrahiert wird. In einer weiteren Alternative beschreibt der geschätzte Signalabschnitt einen Abschnitt des geschätzten respiratorischen Signals im Verlaufe dieses Herzschlags. In einer Ausgestaltung setzt die Signalverarbeitung diese Abschnitte zu dem respiratorischen Signal zusammen.
In einer Ausgestaltung legt die Gesamtheit der Form-Parameter-Werte eines Stichprobenelements für einen Herzschlag einen Abschnitt des zu ermittelnden respiratorischen oder kardiogenen Signals im Verlaufe dieses Herzschlags fest. Die Form-Parameter-Werte sind beispielsweise Stützpunkte eines Referenz-Signalabschnitts im Verlaufe eines Herzschlags.
In einer anderen Ausgestaltung wird ein Standard-Referenz-Signalabschnitt vorgegeben, welcher für jeden Herzschlag gültig ist und von mindestens einem Form-Parameter abhängt und bevorzugt die Herzaktivität beschreibt. Der Form-Parameter-Wert oder die Gesamtheit der Form-Parameter-Werte legen zusammen mit diesem Standard-Referenz-Signalabschnitt in der Trainingsphase den Abschnitt des Summen-Signals im Verlaufe des Herzschlags fest und in der Nutzphase den geschätzten Signalabschnitt. In dieser Anwendung beschreibt der geschätzte Signalabschnitt bevorzugt einen Abschnitt des kardiogenen Signals.
In einer Ausgestaltung wird eine Veränderungs-Vorschrift vorgegeben, die von dem oder von mindestens einem Form-Parameter abhängt. Die Signal-Schätzeinheit liefert in der Nutzphase für jeden Abschnitt jeweils mindestens einen Form-Parameter-Wert und verwendet diesen für die Veränderungs-Vorschrift. Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt für jeden Herzschlag den zu diesem Herzschlag gehörenden Abschnitt des Summen-Signals. Die Signal-Schätzeinheit wendet auf einen ermittelten Abschnitt die für diesen Herzschlag parametrierte Veränderungs-Vorschrift an. Dadurch liefert die Signal-Schätzeinheit den geschätzten Signalabschnitt für diesen Herzschlag. Der geschätzte Signalabschnitt kann einen Abschnitt des zu ermittelnden respiratorischen Signals oder des kardiogenen Signals beschreiben.
In einer weiteren Ausgestaltung spezifizieren der Form-Parameter-Wert oder die Gesamtheit der Form-Parameter-Werte eine Rechenvorschrift, um aus dem in der Nutzphase ermittelten Abschnitt des Summen-Signals für einen Herzschlag den geschätzten Signalabschnitt für diesen Herzschlag zu berechnen. In einer Ausgestaltung wird in der Trainingsphase eine rechnerverfügbare Bibliothek mit mehreren Referenz-Signalabschnitten generiert, wobei jeder Referenz-Signalabschnitt sich auf eine Klasse von möglichen Werten des ersten Übertragungskanal-Parameters und optional von mindestens einem weiteren Übertragungskanal-Parameter bezieht und einen Abschnitt des geschätzten kardiogenen oder respiratorischen Signals während eines Herzschlags beschreibt. Jeder Referenz-Signalabschnitt wird unter Verwendung von mindestens einem, bevorzugt mehreren Stichprobenelementen erzeugt, deren Parameter-Werte in diese Klasse fallen, wobei zugehörige Abschnitte des Summen-Signals geeignet zum Referenz-Signal zusammengefasst werden. In der Nutzphase wird für einen detektierten Herzschlag der oder mindestens ein Wert des ersten Übertragungskanal-Parameters und optional jedes weiteren Übertragungskanal-Parameters bei diesem Herzschlag gemessen, abhängig vom gemessenen Parameter-Wert wird mindestens ein Referenz-Signalabschnitt in der Bibliothek ausgewählt, und der geschätzten Signalabschnitt wird abhängig von dem oder jedem ausgewählten Referenz-Signalabschnitt erzeugt.
Beispielsweise werden diejenigen beiden Referenz-Signale ausgewählt, die zu denjenigen beiden Parameter-Werten gehören, welche dem gemessenen Wert des ersten Übertragungskanal-Parameters benachbart sind, und der geschätzte Signalabschnitt wird als gewichteter Mittelwert über diese beiden ausgewählten Referenz-Signalabschnitte erzeugt. Die Gewichtsfaktoren werden z.B. so berechnet, dass der geschätzte Signalabschnitt eine Interpolation zwischen den beiden Referenz-Signalen ist.
Die Ausgestaltung mit der Bibliothek führt dazu, dass in der Nutzphase rasch ein geschätzter Signalabschnitt für einen detektierten Herzschlag berechnet wird und relativ wenig Speicherplatz benötigt wird.
In einer Ausgestaltung beziehen sich mehrere Klassen auf Teilbereiche eines regulären Bereichs des ersten oder eines weiteren Übertragungskanal-Parameters und mindestens eine weitere Klasse auf „Ausreißer“, die bei ungewöhnlichen Situationen auftreten, beispielsweise wenn der Patient hustet oder einen Muskelkrampf aufweist oder sich erheblich anstrengt oder sein Herzschlag eine spontane Unregelmäßigkeit zeigt.
In einer Ausgestaltung werden mehrere Übertragungskanal-Parameter vorgegeben und berücksichtigt, welche den oder jeweils mindestens einen Übertragungskanal zu dem oder einem Summen-Signal-Sensor beeinflussen. Die Signal-Schätzeinheit wird in der Trainingsphase so generiert, dass sie einen geschätzten Signalabschnitt im Verlaufe eines Herzschlags als Funktion mehrerer Übertragungskanal-Parameter liefert. Diese Ausgestaltung ermöglicht es, gleichzeitig mehrere unterschiedliche Einflussfaktoren auf einen Übertragungskanal zu berücksichtigen. Möglich, aber dank der Erfindung nicht erforderlich ist es, vorab solche Parameter rechnerisch zu ermitteln, die voneinander unabhängig sind. Dies kann rechenaufwendig und / oder zeitaufwendig sein.
Die Trainingsphase umfasst mehrere Herzschläge, bevorzugt zwischen 20 und 60 Herzschläge. Bevorzugt beginnt die Nutzphase unmittelbar nach dem Ende der Trainingsphase.
In einer Ausgestaltung endet die Trainingsphase nach einer vorgegebenen Anzahl von Herzschlägen und / oder nach einem vorgegebenen Zeitraum. Möglich ist auch, dass die Trainingsphase endet, sobald ausreichend viele unterschiedliche Werte für den ersten oder für jeden Übertragungskanal-Parameter gemessen worden sind.
Erfindungsgemäß wird in der Nutzphase ein jeweiliger charakteristischer Zeitpunkt oder ein Zeitraum eines Herzschlags gemessen. In einer Ausgestaltung liefert der oder mindestens ein Summen-Signal-Sensor ein elektrisches Signal, und die Tatsache wird ausgenutzt, dass ein elektrisches Signal, welches von einem einzelnen Herzschlag verursacht wird, typischerweise einen Verlauf aufweist, der eine P-Welle, eine QRS-Welle und eine T-Welle umfasst. Diese Wellen und die dazugehörigen Spitzen lassen sich auch im Summen-Signal ermitteln, weil der Anteil des kardiogenen Signals zwischen der P-Welle und der T-Welle um ein Vielfaches größer ist als der Anteil des respiratorischen Signals. Diese Bezeichnung P bis T hat sich in der Literatur etabliert. Als charakteristischer Zeitpunkt eines Herzschlags wird bevorzugt die Q-Spitze, die R-Spitze oder die S-Spitze dieses Herzschlags, besonders bevorzugt die R-Spitze, verwendet. In einer anderen Ausgestaltung wird in der Nutzphase für jeden Herzschlag jeweils ein Herzschlag-Zeitraum ermittelt, wobei der Herzschlag in diesem Zeitraum stattfindet und / oder der ermittelte Zeitraum diesen Herzschlag umfasst. Der Herzschlag-Zeitraum reicht beispielsweise von der P-Welle bis zur T-Welle. Der Herzschlag-Zeitraum wird beispielsweise durch Auswertung des Summen-Signals ermittelt. Zumindest dann, wenn das Summen-Signal mithilfe von Messwerten elektrischer Sensoren ermittelt wurde, ist im Summen-Signal der Einfluss der Herzschläge um ein Vielfaches größer als der Einfluss der Atmungsaktivität. Als charakteristischer Zeitpunkt des Herzschlags wird derjenige Zeitpunkt in diesem ermittelten Herzschlag-Zeitraum detektiert, an dem das Summen-Signal ein Maximum oder ein Minimum annimmt.
In einer Alternative der Erfindung wird dann, wenn ein respiratorisches Signal ermittelt werden soll, der Einfluss von mindestens einem detektierten Herzschlag, bevorzugt von jedem detektierten Herzschlag, auf das Summen-Signal rechnerisch kompensiert. Verschiedene Ausgestaltungen, wie diese Kompensation durchgeführt werden kann, sind möglich. In einer Ausgestaltung wird für einen detektierten Herzschlag ein Herzschlag-Zeitraum ermittelt. Hierfür werden das Summen-Signal und die charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkte verwendet. Beispielsweise deckt der Herzschlag-Zeitraum die P-Welle, die QRS-Welle und die T-Welle ab. Im Herzschlag-Zeitraum wird der geschätzte Signalabschnitt für den Herzschlag vom Summen-Signal subtrahiert - oder der geschätzte Signalabschnitt multipliziert mit einem Faktor und / oder verschoben um einen Zeitverzug wird subtrahiert.
Erfindungsgemäß wird für jeden Herzschlag mindestens ein Wert gemessen, den der erste Übertragungskanal-Parameter bei diesem Herzschlag annimmt. Optional werden die Werte von weiteren Übertragungskanal-Parameter bei diesem Herzschlag gemessen. Der Begriff „Wert“ kann eine einzige Zahl, also einen Skalar, bezeichnen oder auch einen Vektor. Beispielsweise wird die Position eines Summen-Signal-Sensors relativ zu dem Herzen oder zu einem sonstigen Referenzpunkt im Körper des Patienten als ein Übertragungskanal-Parameter verwendet. Diese Relativ-Position hängt von dem aktuellen Lungen-Füllstand ab. Jeder Wert dieses Übertragungskanal-Parameters ist bevorzugt ein Vektor mit drei Komponenten, beispielsweise in einem dreidimensionalen kartesischen Koordinatensystem.
Das Summen-Signal lässt sich in einer Ausgestaltung mithilfe von passiv arbeitenden Messelektroden erzeugen, welche am oder im Körper des Patienten positioniert werden und jeweils einen elektrischen Messwert liefern (insbesondere Oberflächen-Elektromyogramm oder Elektromyogramm im Körper, z.B. in der Speiseröhre oder im Magen). Jeder elektrische Messwert hängt von der aktuellen Aktivität der Zwerchfell-Muskulatur sowie von derjenigen der Atemhilfs-Muskulatur und gegebenenfalls von der Beatmung des Patienten ab. Die Messwerte der Messelektrode lassen sich auswerten, was zu einem elektrischen Summen-Signal führt.
In vielen Fällen lässt sich aufgrund eines respiratorischen Signals, welches erfindungsgemäß aus einem elektrischen Summen-Signal ermittelt wurde, besser als mit anderen Verfahren eine Vorhersage über den Patienten treffen, beispielsweise die Atemrate vorhersagen. Aufgrund eines kardiogenen Signals, welches erfindungsgemäß aus dem elektrischen Summen-Signal ermittelt wurde, lässt sich beispielsweise die Herzrate besser vorhersagen.
In einer Ausgestaltung wird ein Elektro-Impedanz-Tomographie-Gürtel (EIT-Gürtel) als ein Summen-Signal-Sensor und / oder als ein Sensor für einen Übertragungskanal-Parameter verwendet. Ein solcher EIT-Gürtel wird auf die Haut des Patienten angebracht und umfasst mehrere Signaleinheiten, die wahlweise als Signalquelle oder Signalempfänger betrieben werden können. Zu jedem Zeitpunkt ist eine Signaleinheit eine Signalquelle, und die übrigen Signaleinheiten sind Signalempfänger. Die Signalquelle erzeugt ein hochfrequentes Signal, bevorzugt im Bereich von mehreren kHz, welches für den Patienten ungefährlich ist und in den Körper des Patienten eindringt. Der EIT-Gürtel misst die jeweilige elektrische Impedanz im Körper des Patienten zwischen der Signalquelle und einem Signalempfänger. Die elektrische Impedanz in einem mit Luft gefüllten Körperteil, insbesondere der Lunge, ist um ein Vielfaches höher als die elektrische Impedanz in einem Gewebe, welches mit einer salzigen Lösung gefüllt ist.
Der EIT-Gürtel erzeugt somit ein zeitlich veränderliches Abbild der Lunge im Körper des Patienten. Falls der Lungen-Füllstand des Patienten der oder ein Übertragungskanal-Parameter ist, so vermag die Signalverarbeitungseinheit den aktuellen Lungen-Füllstand aus dem Abbild der Lunge zu ermitteln, z.B. durch Bildverarbeitung. Möglich ist auch, dass die Signalverarbeitungseinheit das zeitlich veränderliche Abbild der Lunge als ein Summen-Signal verwendet. In einer Ausgestaltung wird das Abbild in mehrere Bereiche unterteilt, welche jeweils einen Bereich der Lunge zeigen. Beispielsweise wird das Abbild in vier Quadranten oder in eine Vielzahl von Bildpunkten (Pixel) unterteilt. Jeder Abbild-Bereich wird als jeweils ein Summen-Signal verwendet. Durch Auswertung dieses Summen-Signals oder dieser Summen-Signale vermag die Signalverarbeitungseinheit die Herzschläge zu detektieren. Möglich ist auch, dass die Signalverarbeitungseinheit Messwerte von einem weiteren Sensor empfängt, welcher die Herzschlag-Zeitpunkte und / oder Herzschlag-Zeiträume detektiert.
Der elektrische Messwert, der von der Herz-Muskulatur bewirkt wird, ist um ein Vielfaches größer als der Messwert, der von der Atmungs-Muskulatur bewirkt wird. Die Herzaktivität bewirkt Spannungen im Bereich von Millivolt, die Atmungsaktivität Spannungen im Bereich von Mikrovolt. Die höheren Spannungen von der Herzaktivität treten aber im Wesentlichen nur zeitweise auf, nämlich zeitweise im Verlauf eines Herzschlags, und nicht während des restlichen Verlaufs sowie zwischen den Herzschlägen. Insbesondere deshalb ist es möglich, aus dem Summen-Signal das respiratorische Signal zu gewinnen.
Erfindungsgemäß wird für jeden Herzschlag der jeweilige Wert ermittelt, den jeder Form-Parameter bei diesem Herzschlag annimmt. Bevorzugt wird für diese Ermittlung der zu diesem Herzschlag gehörenden Abschnitt des Summen-Signals verwendet. Insbesondere dann, wenn das Summen-Signal ein elektrisches Signal ist, ist das Summen-Signal bei einem Herzschlag im Wesentlichen gleich dem kardiogenen Signal. Der Einfluss des respiratorischen Signals mittels sich oft über mehrere Stichprobenelemente heraus, wenn die Signal-Schätzeinheit generiert wird.
Möglich ist auch, das Summen-Signal mithilfe von mindestens einem pneumatischen Sensor zu gewinnen, der beispielsweise ein Maß für den Fluss von Gas in die oder aus der Lunge des Patienten und / oder den Atemwegsdruck misst. Dieser Fluss wird z.B. an einem Beatmungsgerät gemessen, das mit dem Patienten verbunden ist. Beispielsweise werden der Volumenfluss und der erzielte Beatmungsdruck in einer Fluidverbindung zwischen dem Patienten und dem Beatmungsgerät gemessen. Ein Zeitverzug zwischen der Lunge des Patienten und dem angeschlossenen Beatmungsgerät wird vorgegeben oder geschätzt, und der Zeitverzug wird dafür verwendet, um Messungen, die am Beatmungsgerät durchgeführt wurden, zeitlich zu korrigieren.
In einer Ausgestaltung umfasst der oder ein Summen-Signal-Sensor eine Sonde oder einen Ballon oder einen Katheter, der in den Körper des Patienten verbracht wird, beispielsweise in die Speiseröhre, und einen elektrischen oder pneumatischen Messwert-Aufnehmer. Möglich ist auch, die Atemmuskulatur mittels eines Sensors für ein Mechanomyogramm oder Vibromyogramm zu messen. In einer Ausgestaltung wird mindestens ein Katheter, der den Speiseröhren-Druck oder den gastritischen Druck misst, als ein Summen-Signal-Sensor verwendet.
In einer weiteren Ausgestaltung umfasst der oder mindestens ein Summen-Signal-Sensor ein Bildaufnahmegerät, welches auf den Patienten gerichtet ist. Auf die Signale von dem Bildaufnahmegerät wird ein bildgebendes Verfahren angewendet. Diese Ausgestaltung erspart die Notwendigkeit, den Summen-Signal-Sensor am oder gar im Patienten zu positionieren. Vielmehr bleibt eine räumliche Distanz zwischen dem Patienten und dem Summen-Signal-Sensor bestehen. Diese Ausgestaltung führt zu einer größeren Toleranz bei Abweichungen zwischen einer Soll- und einer Ist-Position eines Summen-Signal-Sensors relativ zum Patienten.
Möglich ist auch, unterschiedliche Arten von Sensoren miteinander zu kombinieren. Das Summen-Signal wird in dieser Ausgestaltung aus Messwerten unterschiedlicher Sensoren erzeugt.
Erfindungsgemäß empfängt die Signalverarbeitungseinheit Messwerte von dem oder mindestens einem Summen-Signal-Sensor. Bevorzugt werden die Messwerte aufbereitet, beispielsweise verstärkt und / oder geglättet, und / oder störende Einflüsse werden aus den Messwerten herausgefiltert. Bevorzugt werden außerdem analoge Messwerte in digitale Messwerte umgewandelt. Falls eine Messelektrode auf die Haut des Patienten positioniert ist und als ein Summen-Signal-Sensor verwendet wird, so werden bevorzugt elektrochemische Effekte rechnerisch kompensiert (Baseline Removing, Baseline Filtering), welche durch den Kontakt zwischen der Messelektrode und der Haut auftreten, insbesondere zwischen dem Silber der Elektrode und Schweiß auf der Haut, und weitere Potenzialunterschiede kompensiert. Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt das Summen-Signal aus den dergestalt aufbereiteten Messwerten und verwendet insbesondere die aufbereiteten Messwerte als das Summen-Signal.
Erfindungsgemäß wird bei jedem Herzschlag jeweils mindestens ein Wert für den ersten Übertragungskanal-Parameter gemessen. Dieser gemessene Übertragungskanal-Parameter korreliert mit mindestens einer anthropologischen Größe, die einen Übertragungskanal von einer Signalquelle im Körper des Patienten zu dem oder mindestens einem Summen-Signal-Sensor beeinflusst. In einer Ausgestaltung ist die oder eine anthropologische Größe die aktuelle Geometrie des Körpers des Patienten. Diese Körper-Geometrie hängt in vielen Fällen von dem aktuellen Füllstand der Lunge des Patienten ab. Somit korreliert der erste Übertragungskanal-Parameter mit dem Füllstand der Lunge des Patienten.
In einer Ausgestaltung misst ein mechanischer oder pneumatischer oder optischer Sensor ein Maß für die Körpergeometrie, beispielsweise den Fluss von Atemluft in die Lunge und / oder aus der Lunge oder den Körperumfang des Patienten in einer solchen Messposition, dass der Körperumfang mit dem Füllstand der Lunge variiert. Ein optischer Sensor umfasst insbesondere ein Bildaufnahmegerät und eine Bildauswerteeinheit, welche ein bildgebendes Verfahren anwendet. Die veränderliche Körper-Geometrie beeinflusst den Übertragungskanal vom Herzen oder einem Teil der Atemmuskulatur zu dem oder mindestens einem Summen-Signal-Sensor, beispielsweise weil der Abstand variiert.
In einer Ausgestaltung wird die aktuelle Körperhaltung oder Körperposition des Patienten als der oder ein Übertragungskanal-Parameter verwendet, beispielsweise die Position des Patienten in einem Bett oder ob der Oberkörper des Patienten aufrecht oder gekrümmt ist. Auch die Körperhaltung beeinflusst den Übertragungskanal.
In einer Ausgestaltung bewirkt die anthropologische Größe, dass der Zeitabstand zwischen zwei aufeinanderfolgenden Herzschlägen variiert und beispielsweise eine sich über mindestens zwei Herzschläge erstreckende Periodizität aufweist oder unregelmäßig ist. Dieser Abstand ist ein Maß dafür, wie schnell sich die Herzmuskulatur nach einem Herzschlag wieder erholt. Oder der zeitliche Abstand zwischen zwei Spitzen des Summen-Signals, die im Verlaufe eines Herzschlags erzielt werden, wird von der anthropologischen Größe beeinflusst. Die anthropologische Größe ist beispielsweise die Körperhaltung des Patienten oder auch eine Unregelmäßigkeit in der Herzaktivität. Als der erste oder ein weiterer Übertragungskanal-Parameter wird der zeitliche Abstand zwischen zwei aufeinander folgenden Herzschlägen oder der zeitliche Abstand zwischen zwei Spitzen im Verlaufe desselben Herzschlags, z.B. die Amplitude dieses Herzschlags, verwendet. Die Signal-Schätzeinheit liefert den geschätzten Signalabschnitt als Funktion des Herzschlag-Abstands. Diese Ausgestaltung erfordert keinen zusätzlichen Sensor für den ersten Übertragungskanal-Parameter. Vielmehr liefern die Messwerte des Summen-Signal-Sensors oder die Messwerte der Anordnung von Summen-Signal-Sensoren sowohl das Summen-Signal als auch die Werte des Übertragungskanal-Parameters. Oder der Wert des Übertragungskanal-Parameters wird durch Auswertung des Summen-Signals berechnet.
In einer Ausgestaltung wird Vorwissen über das Signal im Verlaufe eines Herzschlags verwendet. Dieses Vorwissen wurde beispielsweise mittels mehrerer Stichproben an mehreren Patienten gewonnen. Dem erfindungsgemäßen Verfahren wird in einer Ausgestaltung das Vorwissen in Form eines Standard-Referenz-Signalabschnitts vorgegeben, welches im Verlaufe eines Herzschlags von der Herzaktivität verursacht wird und welches von dem oder mindestens einem Form-Parameter abhängt. In der Trainingsphase generiert die Signalverarbeitungseinheit eine Signal-Schätzeinheit, welche den oder jeden Form-Parameter des Standard-Referenz-Signalabschnitts als Funktion des oder jedes verwendeten Übertragungskanal-Parameters liefert. In der Nutzphase wendet die Signalverarbeitungseinheit die Signal-Schätzeinheit für jeden detektierten Herzschlag auf den oder jeden gemessenen Übertragungskanal-Parameter-Wert an, was jeweils einen Wert jedes Form-Parameters liefert. Unter Verwendung dieser Form-Parameter-Werte passt die Signalverarbeitungseinheit den vorgegebenen Standard-Referenz-Signalabschnitt für jeden detektierten Herzschlag erneut an, beispielsweise indem die Signalverarbeitungseinheit die Form-Parameter-Werte in den Standard-Referenz-Signalabschnitt einsetzt. Der auf diese Weise angepasste Standard-Referenzsignal fungiert als der geschätzte Signalabschnitt für diesen Herzschlag, oder der geschätzte Signalabschnitt hängt auf andere Weise vom angepassten Standard-Referenz-Signalabschnitt ab. Der oder ein Form-Parameter kann z.B. eine zeitliche Verschiebung, ein Stauchungsfaktor / Streckungsfaktor entlang der Zeitachse oder ein Signalverstärkungs-Faktor sein. Der oder ein Form-Parameter kann den gesamte Standard-Referenz-Signalabschnitt oder auch nur mindestens ein bestimmtes Segment des Standard-Referenz-Signalabschnitts beeinflussen, z.B. Segmente mit großer oder Segmente mit kleiner Steigung.
Diese Ausgestaltung mit dem Standard-Referenz-Signalabschnitt, der für jeden Herzschlag gültig ist und parametriert wird, spart in vielen Fällen Rechenzeit und / oder Speicherplatz ein. Um einen Abschnitt eines Summen-Signal-Sensors festzulegen, bedarf es in der Regel wesentlich mehr Punkte, als es Form-Parameter gibt. Oft reichen maximal fünf, manchmal sogar nur drei, Form-Parameter aus.
In einer Ausgestaltung wird ein einziger derartiger Standard-Referenz-Signalabschnitt verwendet. In einer anderen Ausgestaltung wird der Wertebereich des ersten Übertragungskanal-Parameters und / oder eines weiteren Übertragungskanal-Parameters vorab in Klassen unterteilt. Jeder Klasse wird jeweils ein Standard-Referenz-Signalabschnitt zugeordnet, welcher von dem oder den Form-Parametern abhängt. In der Trainingsphase generiert die Signalverarbeitungseinheit für jede Klasse und somit für jeden Standard-Referenz-Signalabschnitt jeweils eine Signal-Schätzeinheit. In der Nutzphase entscheidet die Signalverarbeitungseinheit für den detektierten Herzschlag, in welche Klasse der bei diesem Herzschlag gewonnene gemessene Wert des ersten oder eines weiteren Übertragungskanal-Parameters fällt, wählt den zugeordneten Standard-Referenz-Signalabschnitt sowie die passende Signal-Schätzeinheit aus und passt den ausgewählten Standard-Referenz-Signalabschnitt durch Anwendung der ausgewählten Signal-Schätzeinheit an.
In einer Ausgestaltung führt die Signalverarbeitungseinheit alle Verfahrensschritte im Zeitbereich durch. In einer anderen Ausgestaltung transformiert die Signalverarbeitungseinheit in der Trainingsphase für jeden Herzschlag einen zu diesem Herzschlag gehörenden Abschnitt des Summen-Signals vom Zeitbereich in den Frequenzbereich. Die generierte Signal-Schätzeinheit liefert einen geschätzten Signalabschnitt im Frequenzbereich als Funktion des ersten und in einer Ausgestaltung zusätzlich mindestens eines weiteren Übertragungskanal-Parameters. In der Nutzphase berechnet die Signalverarbeitungseinheit für mindestens einen detektierten Herzschlag einen geschätzten Signalabschnitt im Frequenzbereich, transformiert diesen in einen geschätzten Signalabschnitt im Zeitbereich und verwendet den geschätzten Signalabschnitt im Zeitbereich erfindungsgemäß. Möglich ist auch, dass aus dem im Zeitbereich erzeugten Summen-Signal durch Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens in der Nutzphase ein respiratorisches oder kardiogenes Signal im Frequenzbereich erzeugt und verwendet wird.
Die Ausgestaltung, in der Trainingsphase einen Abschnitt des Summen-Signals in den Frequenzbereich zu transformieren, ermöglicht es, bestimmte Verfahren der Signalverarbeitung im Frequenzbereich anzuwenden, beispielsweise um Störsignale mit bestimmten Frequenzen zu entfernen und die Stichprobenelemente aus bereinigten Abschnitten des Summen-Signals im Frequenzbereich zu erzeugen. Beispielsweise wendet die Signalverarbeitungseinheit einen Tiefpassfilter, einen Hochpassfilter und / oder einen sonstigen Bandpassfilter an, entfernt Frequenzen in bestimmten Bereichen, beispielsweise im Bereich der Netzspannung (in Deutschland 50 Hz), oder wendet Wavelet Denoising oder Empirical-Mode-Decomposition-based Denoising an. In einer Ausgestaltung wird mindestens ein erster Frequenzbereich vorgegeben, in einer Ausführungsform mehrere bevorzugt disjunkte erste Frequenzbereiche. Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt ein Gesamt-Summen-Signal. Für jeden vorgegebenen ersten Frequenzbereich ermittelt die Signalverarbeitungseinheit jeweils denjenigen Signalanteil, der in diesem ersten Frequenzbereich liegt. Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt weiterhin für den oder jeden ersten Frequenzbereich jeweils einen respiratorischen Signalanteil und / oder einen kardiogenen Signalanteil. Hierbei wendet die Signalverarbeitungseinheit das erfindungsgemäße Verfahren für jeden ersten Frequenzbereich erneut an, wobei die Signalverarbeitungseinheit den Signalanteil in diesem ersten Frequenzbereich als das Summen-Signal verwendet. Anschließend ermittelt die Signalverarbeitungseinheit das respiratorische Signal und verwendet dafür den oder jeden respiratorischen Signalanteil, der in dem oder einem ersten Frequenzbereich liegt und durch Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens ermittelt wurde. Beispielsweise addiert sie diese respiratorischen Signalanteile.
Oder die Signalverarbeitungseinheit ermittelt das kardiogene Signal und verwendet hierfür den oder jeden kardiogenen Signalanteil in dem oder einem ersten Frequenzbereich.
Erfindungsgemäß wird für den ersten und optional für mindestens einen weiteren Übertragungskanal-Parameter gemessen, welchen Wert der jeweilige Übertragungskanal-Parameter bei einem Herzschlag annimmt. Die Signalverarbeitungseinheit empfängt diese Übertragungskanal-Parameter-Werte. In einer Ausgestaltung wird für jeden Übertragungskanal-Parameter und für jeden Herzschlag jeweils ein Wert gemessen. In einer anderen Ausgestaltung wird eine für jeden Herzschlag gültige Zerlegung des Herzschlag-Zeitraums in mindestens zwei Herzschlag-Zeitraum-Phasen vorgegeben. Beispielsweise wird eine Zerlegung in eine erste Phase mit der P-Welle oder P-Spitze, eine zweite Phase mit der QRS-Welle oder QRS-Spitze und eine dritte Phase mit der T-Welle oder T-Spitze vorgegeben.
Die Signalverarbeitungseinheit empfängt bei dieser Ausgestaltung für jeden detektierten Herzschlag und für jeden Übertragungskanal-Parameter jeweils einen Wert pro Herzschlag-Zeitraum-Phase dieses Herzschlags. In der Trainingsphase erzeugt die Signalverarbeitungseinheit jeweils ein Stichprobenelement für jeden Herzschlag-Zeitraum-Phase jedes detektierten Herzschlags. Falls die Trainingsphase beispielsweise 50 Herzschläge umfasst und drei Herzschlag-Zeitraum-Phasen vorgegeben werden, so erzeugt die Signalverarbeitungseinheit 50 Stichprobenelemente pro Phase, insgesamt also 50 × 3 gleich 150 Stichprobenelemente.
In der Nutzphase berechnet die Signalverarbeitungseinheit für einen, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag und für jede Herzschlag-Zeitraum-Phase dieses Herzschlags jeweils einen Form-Parameter-Wert oder - im Falle von mehreren Form-Parametern - einen Satz von Form-Parameter-Werten. Bei zehn Form-Parametern und drei vorgegeben Herzschlag-Zeitraum-Phasen sind dies 10 × 3 gleich 30 Form-Parameter-Werte pro detektiertem Herzschlag. Die Signalverarbeitungseinheit berechnet den geschätzten Signalabschnitt für diesen Herzschlag unter Verwendung der Form-Parameter-Werte für die Herzschlag-Zeitraum-Phasen, also beispielsweise der 30 Form-Parameter-Werte. Bevorzugt erzeugt die Signalverarbeitungseinheit in der Trainingsphase für jede Herzschlag-Zeitraum-Phase jeweils eine Signalphase-Schätzeinheit. Diese Schätzeinheit ist für diese Herzschlag-Zeitraum-Phase gültig und liefert genau wie die Signal-Schätzeinheit den oder jeden Form-Parameter als Funktion des oder jedes Übertragungskanal-Parameters. Um diese Signalphase-Schätzeinheit zu erzeugen, verwendet die Signalverarbeitungseinheit diejenigen Stichprobenelemente, die zu dieser Herzschlag-Zeitraum-Phase gehören. In dieser Ausgestaltung wendet die Signalverarbeitungseinheit für jeden detektierten Herzschlag jede Signalphase-Schätzeinheit für eine Herzschlag-Zeitraum-Phase auf den oder jeden Übertragungskanal-Parameter-Wert an, der in dieser Herzschlag-Zeitraum-Phase dieses Herzschlags gewonnen wurde. Dadurch wird ein Signalabschnitt berechnet, der das respiratorische oder kardiogene Signal in dieser Herzschlag-Zeitraum-Phase dieses Herzschlags beschreibt. Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt den geschätzten Signalabschnitt für den Herzschlag unter Verwendung aller Signalabschnitte für die Phasen dieses Herzschlags. Beispielsweise setzt die Signalverarbeitungseinheit die Signalabschnitte für die Herzschlag-Zeitraum-Phasen zu dem geschätzten Signalabschnitt zusammen. In einer Ausgestaltung wird die Signal-Schätzeinheit, welche die Signalverarbeitungseinheit während der Trainingsphase generiert hat, unverändert während der gesamten Nutzphase verwendet. In einer bevorzugten Ausgestaltung wird die Signal-Schätzeinheit hingegen in der Nutzphase mindestens einmal, bevorzugt laufend, an die in der Nutzphase bislang gewonnenen Messwerte angepasst. In dieser bevorzugten Ausgestaltung erzeugt die Signalverarbeitungseinheit auch in der Nutzphase das Summen-Signal. In der Nutzphase erzeugt die Signalverarbeitungseinheit außerdem mindestens ein weiteres Stichprobenelement, welches sich auf einen Herzschlag in der Nutzphase bezieht, bevorzugt jeweils mindestens ein weiteres Stichprobenelement für jeden in der Nutzphase detektierten Herzschlag. Die in der Trainingsphase generierte Signal-Schätzeinheit wird in der Nutzphase mindestens einmal unter Verwendung des oder eines weiteren Stichprobenelements angepasst. Bevorzugt wird sie laufend an alle bislang in der Nutzphase erzeugten weiteren Stichprobenelemente angepasst. Beispielsweise wird wiederholt erneut eine Signal-Schätzeinheit generiert, nämlich mittels einer Stichprobe aus den Stichprobenelementen der Trainingsphase und den oder wenigstens einigen bislang während der Nutzphase erzeugten Stichprobenelementen. Anders formuliert: Die Trainingsphase fungiert bei dieser Ausgestaltung als eine Anlaufphase für die Generierung der Signal-Schätzeinheit, und die Nutzphase überlappt mit einer Verbesserungsphase oder Anpassungsphase für die Signal-Schätzeinheit.
Diese Ausgestaltung ermöglicht es insbesondere, wenigstens näherungsweise folgende Einflussfaktoren im Verlaufe der Nutzphase zu berücksichtigen:

- Die Position eines Summen-Signal-Sensors relativ zum Patienten verändert sich. Beispielsweise verändert eine Messelektrode ihre Position auf der Haut des Patienten.
- Der Patient bewegt sich, dreht sich beispielsweise in einem Bett oder ändert seine Körperhaltung.
- Die anthropologische Größe verändert auf andere Weise ihren Einfluss auf den Übertragungskanal, beispielsweise weil der Patient hustet oder sich anders körperlich anstrengt.
- Ein Betriebsparameter bei der künstlichen Beatmung des Patienten wird verändert, z.B. der PEEP-Druck (positiver endexspiratorischer Druck).

In einer Ausgestaltung wird in der Nutzphase ein respiratorisches Signal ermittelt. Dieses respiratorische Signal lässt sich beispielsweise für die folgenden Anwendungen verwenden:

- Der Patient wird mithilfe eines Beatmungsgeräts (Ventilator) beatmet. Dieses Beatmungsgerät führt Beatmungshübe durch. Jeder Beatmungshub wird automatisch und abhängig von dem bislang in der Nutzphase ermittelten respiratorischen Signal ausgelöst, und zwar bevorzugt mit dem Ziel, dass die Beatmungshübe synchronisiert mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten durchgeführt werden.
- Ein Beatmungsgerät-Signal wird gemessen. Dieses Signal beschreibt den Fluss von Gas zwischen dem Beatmungsgerät und dem Patienten, wobei dieser Gasfluss von den Beatmungshüben bewirkt wird, welche das Beatmungsgerät durchführt. Dieses Beatmungsgerät-Signal wird mit dem respiratorischen Signal verglichen. Bei einer Abweichung oberhalb einer Schranke wird eine Asynchronie erkannt, also insbesondere eine Phasenverschiebung zwischen den Beatmungshüben des Beatmungsgeräts und der Atmungsaktivität des Patienten. Ein entsprechender Alarm wird ausgegeben. Als Reaktion auf die Ausgabe dieses Alarms kann ein Benutzer einen Betriebs-Parameter des Bearbeitungsgeräts auf einen anderen Wert einstellen. Oder die Signalverarbeitungseinheit veranlasst, dass der Beatmungsgerät-Parameter automatisch auf einen anderen Wert eingestellt wird.
- Mithilfe mindestens eines elektrischen Summen-Signal-Sensors wird ein elektrisches Summen-Signal erzeugt. Mithilfe mindestens eines mechanischen oder pneumatischen Summen-Signal-Sensors wird ein mechanisches oder pneumatisches Summen-Signal erzeugt. Indem das Verfahren zweimal angewendet wird, werden ein elektrisches respiratorisches Signal und ein mechanisches oder pneumatisches respiratorisches Signal erzeugt. Aus diesen beiden respiratorischen Signalen wird ein funktionaler Zusammenhang zwischen der mechanischen oder pneumatischen Aktivität der Atmungsmuskulatur, welche durch den Satz von mechanischen oder pneumatischen Summen-Signal-Sensoren gemessen wird, und den Messwerten des oder der elektrischen Summen-Signal-Sensoren hergeleitet. Insbesondere wird ein Kopplungsfaktor hergeleitet, der die neuromechanische Effizienz beschreibt, also wie gut elektrische Signale in Muskelaktivität umgesetzt werden.
- Dieser funktionale Zusammenhang lässt sich einerseits dafür verwenden, um festzustellen, ob die Atemmuskulatur des Patienten körpereigene elektrische Signale korrekt in Atemhübe umsetzt oder nicht. Weiterhin lässt sich ein elektrisches Signal in ein mechanisches oder pneumatischen Signal umrechnen oder umgekehrt, so dass später nur eine Art von Summen-Signal-Sensoren benötigt wird.
- Der aktuelle Zustand der Atmungsmuskulatur des Patienten wird ermittelt, beispielsweise hinsichtlich des erzeugten Drucks oder der aufgebrachten Kräfte der Atmungsmuskulatur. Bevorzugt ermittelt die Signalverarbeitungseinheit die Amplitude und / oder den zeitlichen Verlauf der Amplitude des ermittelten respiratorischen Signals und vergleicht diese Amplitude mit einer vorgegebenen unteren Schranke.
- Erkannt wird insbesondere, ob und wenn ja in welchem Maße die Atmungsmuskulatur des Patienten ermüdet ist (Fatigue-Erkennung).
- Indem eine geeignete Methode der Signalverarbeitung angewendet wird, lassen sich außergewöhnliche Kontraktionen der Atmungsmuskulatur automatisch entdecken, beispielsweise Krämpfe oder Husten oder Schluckauf.
- In einer Ausgestaltung wird das Beatmungsgerät abhängig von der erkannten Ermüdung der Atmungs-Muskulatur eingestellt, und die Einstellung wird bei Bedarf verändert.
- Die Atmungsmuskulatur des Patienten wird trainiert, um die künstliche Beatmung des Patienten so rasch wie möglich beenden zu können. Hierbei muss sowohl eine Unterforderung als auch eine Überforderung der Atmungsmuskulatur verhindert werden. Das respiratorische Signal wird verwendet, um die Atmungsmuskulatur zu trainieren und hierbei diese Randbedingung einzuhalten.

Das erfindungsgemäß erzeugte kardiogene Signal lässt sich anstelle eines herkömmlich ermittelten EKG-Signals verwenden, wobei die gleichen Messelektroden weiterverwendet werden können. Das kardiogene Signal kompensiert näherungsweise den Einfluss der oder mindestens einer anthropologischen Größe, insbesondere den der Atmungsaktivität auf das gemessene Signal.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels beschrieben. Hierbei zeigen:

1 schematisch, wie mehrere Messelektroden an einem Patienten und mehrere weitere Sensoren an und über dem Patienten positioniert sind, wobei der Patient von einem Beatmungsgerät beatmet wird;
2 schematisch die Ermittlung des respiratorischen und des kardiogenen Signals aus dem Summen-Signal;
3 schematisch, wie ein kardiogenes Signal aus geschätzten Signalabschnitten für einzelne Herzschläge zusammengesetzt wird;
4 schematisch, wie in der Anordnung von 2 der Einfluss eines Übertragungskanal-Parameters berücksichtigt wird;
5 eine Ausgestaltung, wie in der Anordnung von 4 zwei Übertragungskanal-Parameter berücksichtigt werden;
6 beispielhaft Schritte, die in der Nutzphase durchgeführt werden;
7 ein elektrisches kardiogenes Signal im Verlaufe eines einzigen Herzschlags;
8 beispielhaft, wie Stichprobenelemente und aus diesen eine Signal-Schätzeinheit erzeugt und wie geschätzte Signalabschnitte erzeugt und zum geschätzten kardiogenen Signal zusammengesetzt werden;
9 eine Variante des in 8 gezeigten Schemas, bei welcher der Lungen-Füllstand durch einen pneumatischen Sensor ermittelt wird;
10 wie bei der Variante von 9 in der Trainingsphase aus den Abschnitten, die zu jeweils einem Herzschlag und einem Lungen-Füllstand gehören, der jeweilige geschätzte Signalabschnitt einer Klasse im Verlaufe eines Herzschlags gebildet wird;
11 eine weitere Variante des in 8 gezeigten Schemas, bei welcher der Lungen-Füllstand durch Auswertung von Bildsequenzen ermittelt wird;
12 eine weitere Variante, bei der nur Signale in einem bestimmten Frequenzbereich berücksichtigt werden;
13 wie bei der Variante von 12 in der Trainingsphase vier Form-Parameter-Werte (gemittelte Maxima) für die vier Lungen-Füllstände berechnet werden.
14 eine weitere Variante des in 8 gezeigten Schemas, bei welcher auf Signalabschnitte eine Singular Value Decomposition (SVD) angewendet wird, um die Signalabschnitte zu klassifizieren;
15 wie in der Trainingsphase bei der Variante von 14 die Singular Value Decomposition angewendet wird;
16 wie in der Trainingsphase bei der Variante von 14 vier Form-Parameter-Werte (gemittelte Signalabschnitte) berechnet werden,
17 ein mögliches Verfahren, um in der Trainingsphase aus Summen-Signal-Abschnitten ein Referenz-Signalabschnitt zu berechnen;
18, eine Variante, bei der nach einer Wavelet-Transformation
19, verschiedene Bänder entdeckt werden.
20,
21,
22,
23

In einer Anwendung wird das erfindungsgemäße Verfahren dafür benutzt, um ein Beatmungsgerät automatisch anzusteuern. Dieses Beatmungsgerät unterstützt die natürliche Atmungsaktivität eines Patienten. Die Arbeit des Beatmungsgeräts, insbesondere die Zeitpunkte und Amplituden der Beatmungshübe, sollen mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten synchronisiert werden.
1 zeigt schematisch

- einen zu beatmenden Patienten P,
- die Speiseröhre Sp dieses Patienten P,
- das Zwerchfell Zw dieses Patienten P,
- ein Beatmungsgerät 1 zum Beatmen des Patienten P,
- ein erster Satz 2.1 von Messelektroden, der auf der Brust des Patienten P in einer herznahen und zwerchfellfernen Position angebracht ist,
- ein zweiter Satz 2.2 von Messelektroden, der auf dem Bauch des Patienten P in einer herzfernen und zwerchfellnahen Position angebracht ist,
- ein pneumatischer Sensor 3 vor dem Mund des Patienten P, der den Fluss Vol' von Gas in den und aus dem Atemweg, also das Volumen pro Zeiteinheit, und optional den Atemwegsdruck P_aw misst,
- optional ein Sensor 16 in der Speiseröhre Sp des Patienten P und
- eine Videokamera 4, welche von oben auf den Brustbereich und / oder den Bauchbereich des Patienten P gerichtet ist und berührungslos Messwerte in Form von Bildsequenzen erzeugt, aus denen sich per Bildverarbeitung der aktuelle Lungen-Füllstand des Patienten P ermitteln lässt.

Mithilfe von Messwerten der Sensoren 2.1 und 2.2 und / oder des pneumatischen Sensors 3 und / oder des optischen Sensors 4 erzeugt eine Signalverarbeitungseinheit 5, die bevorzugt zum Beatmungsgerät 1 gehört, ein Summen-Signal Sig_Sum . Dieses Summen-Signal Sigs_Sum entsteht aus einer Überlagerung eines respiratorischen Signals Sig_res und eines kardiogenen Signals Sig_kar . In dieser Anwendung beschreibt das respiratorische Signal Sig_res die eigene Atmungsaktivität des Patienten P. Dieses respiratorische Signal Sig_res wird für die Ansteuerung des Beatmungsgeräts 1 verwendet und ist das Nutzsignal. Das kardiogene Signal Sig_kar wird von der Herzaktivität des Patienten P verursacht und ist in dieser Anwendung ein Störsignal. Die eigene Atmungsaktivität des Patienten P, die durch das respiratorische Signal Sig_res beschrieben ist, sowie die Beatmung durch das Beatmungsgerät 1 erzeugen eine gesamte Atmung und Beatmung des Patienten P, welche durch ein Gesamt-Signal Sig_ges beschrieben wird.
2 zeigt schematisch und vereinfacht, wie das respiratorische Signal Sig_res und das kardiogene Signal Sig_kar aus dem Summen-Signal Sig_Sum ermittelt werden. Das geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est wird in diesem Beispiel vom Summen-Signal Sig_Sum subtrahiert, und die Differenz wird als geschätztes respiratorisches Signal Sig_res,est verwendet. Erfindungswesentliche Bestandteile werden in 2 nicht gezeigt. Die Signalverarbeitungseinheit 5 liefert eine Schätzung Sig_res,est für das respiratorische Signal Sig_res und eine Schätzung Sig_kar,est für das kardiogene Signal Sig_kar . Idealerweise stimmt die Schätzung mit dem tatsächlichen Signal überein, also gilt idealerweise Sig_res = Sig_res,est und Sig_kar = Sig_kar,est. Weiterhin gilt idealerweise: Sig_Sum = Sig_kar + Sig_res = Sig_kar,est + Sig_res,est. also idealerweise Sig_res = Sig_Sum - Sig_kar,est.
Die Atmungsmuskulatur AM des Patienten P erzeugt eine Atmungsaktivität. Die Herzmuskulatur HM erzeugt eine Herzaktivität. Die Atmungsaktivität wird im Körper des Patienten P über einen Übertragungskanal Tss zu einem Summierungspunkt Σ übertragen, wobei - vereinfacht gesagt - hinter dem Übertragungskanal Tss das respiratorische Signal Sig_res auftritt. Das kardiogene Signal Sig_kar wird über einen Übertragungskanal Tns zu dem Summierungspunkt Σ übertragen, wobei hinter dem Übertragungskanal Tns das kardiogene Signal Sig_kar auftritt. Somit beeinflussen die Übertragungskanäle Tss und Tns die gemessene Atmungsaktivität und die gemessene Herzaktivität. Die Signale Sig_res und Sig_kar überlagern sich - vereinfacht gesprochen - in diesem Summierungspunkt Σ.
Außerdem wird ein Übertragungskanal Tnn gezeigt. Der Index s bezeichnet das Nutzsignal, der Index n (noise) das Störsignal.
Die Sensoren 2.1 und 2.2 erzeugen jeweils elektrische Messwerte, in der Regel elektrische Spannungen. Ein Signalaufbereiter 13 mit einem Verstärker und einem Analog-Digital-Wandler bereitet diese elektrischen Messwerte auf. Bevorzugt führt der Signalaufbereiter 13 außerdem eine Baseline-Filterung durch, insbesondere um elektrochemische Vorgänge in den Messelektroden 2.1 und 2.2 auf der Haut des Patienten P und andere niederfrequente Potenzialunterschiede rechnerisch zu kompensieren. Diese aufbereiteten Messwerte fungieren im Ausführungsbeispiel als das oder ein Summen-Signal Sig_sum . Die Sensoren 2.1 und 2.2 sind daher Summen-Signal-Sensoren im Sinne der Erfindung. Auch der pneumatische Sensor 3 und der optische Sensor 4 liefern Messwerte, aus denen in Varianten der Erfindung ein Summen-Signal erzeugt wird und in anderen Varianten ein sonstiger Parameter-Wert.
Eine Signalverarbeitungseinheit 5, die bevorzugt zu dem Beatmungsgerät 1 gehört, ermittelt aus diesem Summen-Signal Sig_sum die Schätzung Sig_res,est für das gesuchte respiratorische Signal Sig_res . Hierfür ermittelt die Signalverarbeitungseinheit 5 eine Schätzung Sig_kar,est für das kardiogene Signal Sig_kar , welches in dieser Anwendung als ein Störsignal fungiert. In anderen Anwendungen wird das geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est als ein Nutzsignal verwendet, und das respiratorische Signal Sig_res ist ein Störsignal. Oder beide Signale Sig_res und Sig_kar sind Nutzsignale.
3 zeigt das Prinzip, wie in einer Nutzphase Np der Einfluss des kardiogenen Signals Sig_kar auf das Summen-Signal Sig_Sum rechnerisch kompensiert wird. Auch in 3 sind wesentliche Bestandteile der Erfindung nicht gezeigt. Der kardiogene Signalabschnitt Sig_Hz,kar beschreibt einen geschätzten Abschnitt des kardiogenen Signals im Verlaufe eines einzigen Herzschlags. Ein Herzschlag-Zeitpunkt-Detektierer 7 detektiert den jeweiligen Zeitpunkt H_Zp(n) des n-ten detektierten Herzschlags (n = 1, 2, 3, ...). Dieser Herzschlag-Zeitpunkt-Detektierer 7 detektiert beispielsweise die sogenannte R-Spitze oder auch den QRS-Verlauf im Summen-Signal Sig_Sum oder auch in einem Signal, welches ausschließlich aus Messwerten des herznahen Satzes 2.1 von Messelektroden gewonnen wird, vergleiche 7. Ein Rekonstruirer 8 setzt diese geschätzten Signalabschnitte Sig_Hz,kar unter Verwendung der detektierten Herzschlag-Zeitpunkte H_Zp(x), H_Zp(x+1), ... zu einem rekonstruierten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammen, welches als die Schätzung Sig_kar,est für das kardiogene Signal Sig_kar verwendet wird. Idealerweise ist dieses rekonstruierte kardiogene Signal Sig_kar,est gleich dem tatsächlichen kardiogenen Signal Sig_kar , welches von der Herzmuskulatur HM des Patienten P erzeugt wird. Ein Kompensierer 9 kompensiert rechnerisch den Einfluss des kardiogenen Signals Sig_kar auf das Summen-Signal Sig_Sum . Beispielsweise subtrahiert der Kompensier 9 das rekonstruierte kardiogene Signal Sig_kar,est von dem Summen-Signal Sig_Sum . Im Idealfall liefert der Kompensierer 9 das gesuchte respiratorische Signal Sig_res , also gilt idealerweise Sig_res gleich Sig_Sum - Sig_kar,est.
Das respiratorische Signal Sig_res und / oder das kardiogene Signal Sig_kar werden von jeweils mindestens einer anthropologischen Größe im Körper des Patienten P beeinflusst. Mit der oder mindestens einer anthropologischen Größe korreliert ein messbarer Parameter, der auf mindestens einen oben beschriebenen Übertragungskanal Tss, Tns einwirkt und daher als Übertragungskanal-Parameter bezeichnet wird. Dieser Einfluss wird in 2 und 3 nicht berücksichtigt. Im Folgenden wird beschrieben, wie dieser erfindungsgemäß berücksichtigt wird. In 4 wird beispielhaft ein Einfluss auf den Übertragungskanal Tns von der Atmungsmuskulatur AM, welche die Signalquelle für das respiratorische Signal Sig_res ist, zum Sensor 2.1, 2.2 gezeigt, nämlich der Lungen-Füllstand LF. Der aktuelle Füllstand LF der Lunge des Patienten P verändert den Abstand zwischen der Atmungsmuskulatur AM und dem Sensor 2.1, 2.2 und somit die Länge und auch die sonstige Beschaffenheit des Übertragungskanals Tns. Der aktuelle Lungen-Füllstand LF korreliert mit dem Fluss Vol' von Atemluft oder einem sonstigen Gas in den und aus dem Atemweg des Patienten P, also mit dem zugeführten oder abgeführten Volumen pro Zeiteinheit. Der pneumatische Sensor 3 vor dem Mund des Patienten P vermag diesen Volumenfluss Vol' zu messen. Im Ausführungsbeispiel wird dieser gemessene Volumenfluss Vol' über der Zeit aufintegriert, und außerdem wird die Laufzeit von Gas zwischen dem Sensor 3 und dem Mund sowie zwischen dem Mund und der Lunge des Patienten P sowie optional die Elastizität der Lunge und der Widerstand, den der Atemweg des Patienten P dem Fluss von Atemluft entgegensetzt, berücksichtigt. Auf diese Weise wird wiederholt der jeweils aktuelle Wert für den Übertragungskanal-Parameter LF ermittelt.
5 zeigt, wie das in 4 illustrierte Prinzip, den Lungen-Füllstand LF zu berücksichtigen, auf das in 3 veranschaulichte Prinzip angewandt wird, um den Einfluss des kardiogenen Signals Sig_kar auf das Summen-Signal Sigsum rechnerisch zu kompensieren. In 5 und in nachfolgenden Figuren werden ein Nutzpfad Npf und ein Trainingspfad Tpf gezeigt. Der Nutzpfad Npf beschreibt die Schritte und verwendeten Bestandteile während der Nutzphase Np, der Trainingspfad Tpf die Schritte und verwendeten Bestandteile während der Trainingsphase Tp und der nachfolgenden Anpassungsphase Ap, die mit der Nutzphase Np überlappt.
Im Beispiel von 5 wird optional ein weiterer Übertragungskanal-Parameter berücksichtigt, nämlich die Position Pos einer Messelektrode 2.1 oder 2.2 relativ zu der Signalquelle für das kardiogene Signal Sig_kar . Ein mechanischer Sensor 10, beispielsweise ein Beschleunigungs-Sensor oder ein Dehnungs-Messstreifen, misst die Position Pos von Messelektroden 2.1 oder 2.2 relativ zu einem vorgegebenen Referenzpunkt im oder am Körper des Patienten P und damit relativ zum Herzen, also zur Signalquelle HM für das kardiogene Signal Sig_kar . Aus den Messwerten von dem Sensor 3 wird wiederholt jeweils ein Wert für den Übertragungskanal-Parameter LF hergeleitet, aus den Messwerten von dem Sensor 10 ein Wert für den Übertragungskanal-Parameter Pos.
Optional wird ein dritter Übertragungskanal-Parameter berücksichtigt, der keinen weiteren physikalischen Sensor erfordert, insbesondere die Länge eines Herzschlags oder auch die Zeitspanne zwischen den beiden charakteristischen Zeitpunkten H_Zp(x), H_Zp(x+1) von zwei aufeinanderfolgenden Herzschlägen oder der zeitliche Abstand zwischen zwei Signalspitzen, z.B. der P-Spitze und der T-Spitze, desjenigen Abschnitts Abs.x, Abs.y, ... des Summen-Signals Sig_Sum , das im Verlaufe eines einzigen Herzschlags auftritt. Diese Zeitspanne kann immer gleich bleiben oder zeitlich variieren. Ein Herzschlag-Zeitspannen-Detektierer 11 wertet das Summen-Signal Sig_Sum und die detektierten Herzschlag-Zeitpunkte H_Zp(x), H_Zp(x+1), ... aus und berechnet den zeitlichen Abstand zwischen zwei aufeinanderfolgenden Herzschlag-Zeitpunkten.
Wiederum detektiert ein Herzschlag-Zeitpunkt-Detektierer 7 den jeweiligen Zeitpunkt H_Zp(n) (n = 1,2, ...) jedes Herzschlags. Eine Signal-Schätzeinheit 6 erhält die Messwerte von den beiden Sensoren 3 und 10 und berechnet hieraus den jeweiligen aktuellen Wert, den der Übertragungskanal-Parameter LF bzw. Pos zum Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) annimmt.
Abhängig von dem gemessenen Wert für den Lungen-Füllstand LF und optional dem gemessenen Wert für die Relativ-Position Pos bei einem Herzschlag berechnet die Signal-Schätzeinheit 6 in der Nutzphase Np für jeden Herzschlag jeweils einen geschätzten Signalabschnitt Sig_Hz.kar,LF des kardiogenen Signals Sig_kar im Verlaufe dieses Herzschlags, wobei der geschätzte Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF vom Lungen-Füllstand LF bei diesem Herzschlag sowie optional von der Position Pos der Messelektroden 2.1 oder 2.2 und / oder vom Zeitabstand RR zwischen zwei Herzschlägen abhängt. Dieser abhängig von mindestens einem Übertragungskanal-Parameter geschätzte Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF variiert in der Regel von Herzschlag zu Herzschlag. Die geschätzten Signalabschnitte Sig_Hz.kar,LF werden unter Verwendung der Herzschlag-Zeitpunkte zum geschätzten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammengesetzt.
In einer Ausgestaltung hat jeder geschätzte Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF die gleiche Länge. Der Zwischenraum im geschätzten Signal Sig_kar,est wird durch eine Glättung überbrückt. In einer anderen Ausgestaltung wird in der Nutzphase Np der jeweilige Zeitraum H_Zr(x), H_Zr(x+1), ...jedes Herzschlags gemessen, und der geschätzte Signalabschnitt Sig_Hz.kar,LF wird durch Streckung oder Stauchung an diesem Herzschlag-Zeitraum angepasst.
Die Signal-Schätzeinheit 6 hat in einer Ausgestaltung Lesezugriff auf einen vorgegebenen Standard-Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,Ref , der in einer Bibliothek 12 abgespeichert ist. Dieses beschreibt einen durchschnittlichen Abschnitt des kardiogenen Signals Sig_kar im Verlaufe eines einzelnen Herzschlags. Dieser Standard-Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,Ref wurde beispielsweise vorab durch Messungen an verschiedenen Patienten erzeugt. Er enthält mindestens einen, bevorzugt mehrere Form-Parameter, welche die geometrische Form des Referenz-Signalabschnitts Sig_Hz,Ref verändern. Der Einfluss eines Übertragungskanal-Parameters wird indirekt durch mindestens einen Form-Parameter berücksichtigt, was weiter unten beschrieben wird.
Beispiele für Form-Parameter sind, vgl. 7:

- die Dauer der QRS-Phase,
- die QRS-Amplitude,
- die jeweilige Amplitude der Q-Spitze, R-Spitze, S-Spitze und
- die Zeitspanne zwischen der P-Spitze und der T-Spitze.

Indem in den oder jeden Form-Parameter dieses Standard-Referenz-Signalabschnitts Sig_Hz,Ref jeweils ein Form-Parameter-Wert eingesetzt wird, wird ein parametrisierter kardiogener geschätzter Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF erzeugt, welcher die geschätzte Herzaktivität im Verlaufe eines einzelnen Herzschlags beschreibt und in diesem Beispiel vom Lungen-Füllstand LF und optional von der Position Pos abhängt. In der Ausgestaltung von 5 wird dieser parametrisierte Standard-Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF als der erwartete Signalabschnitt Sig_Hz,kar im Verlaufe eines einzelnen Herzschlags verwendet, so wie dies in 3 gezeigt wird.
Im Beispiel von 5 hängen diese Form-Parameter-Werte einerseits von dem aktuellen Wert des Lungen-Füllstands LF ab. In dem Beispiel von 5 wird der aktuelle Lungen-Füllstand LF durch mindestens einen pneumatischen Sensor 3 gemessen, wobei dieser pneumatische Sensor 3 den Volumenfluss Vol' und optional auch den Atemwegsdruck P_aw misst. Optional hängen die Form-Parameter-Werte außerdem von der Position Pos ab.
In einer Ausgestaltung berechnet die Signal-Schätzeinheit 6 für jeden Form-Parameter des Standard-Referenz-Signalabschnitts Sig_Hz,Ref und für jeden detektierten Herzschlag jeweils einen Form-Parameter-Wert, den der Form-Parameter zum Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) oder im Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x) annimmt. Unter Verwendung dieser Form-Parameter-Werte erzeugt die Signalverarbeitungseinheit 5 aus dem Standard-Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,Ref in der Nutzphase Np für jeden Herzschlag einen an den aktuellen Wert des Lungen-Füllstands LF und optional an die aktuelle Position Pos und / oder sonstigen Übertragungskanal-Parameter angepassten geschätzten Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF , welcher das erwartete oder geschätzte kardiogene Signal Sig_res im Verlaufe dieses Herzschlags beschreibt. Dies wird für jeden in der Nutzphase Np detektierten Herzschlag durchgeführt.
In einer anderen Ausgestaltung ermittelt die Signal-Schätzeinheit 6 in einer Bibliothek 12 einen abgespeicherten Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF.1 oder ... oder Sig_Hz,kar,LF.4 , der diesem Lungen-Füllstand LF.1, ..., LF.4 und optional dieser Position Pos zugeordnet ist. Die Signal-Schätzeinheit 6 liefert den geschätzten Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF für einen Herzschlag abhängig von dem oder jedem ermittelten Referenzsignal-Abschnitt. In dieser Ausgestaltung wird nach Ablauf der Trainingsphase Tp kein Standard-Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,Ref benötigt. In beiden Ausgestaltungen setzt der Rekonstruierer 8 in der Nutzphase Np die geschätzten kardiogenen Signalabschnitte Sig_Hz,kar,LF im Verlaufe jeweils eines Herzschlags zu einem geschätzten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammen und verwendet hierfür die Herzschlag-Zeitpunkte H_Zp(x), H_Zp(x+1), ..., die der Zeitpunkt-Detektierer 7 detektiert hat. Gemäß der gezeigten Ausgestaltung der Erfindung setzt der Rekonstruierer 8 die an die aktuellen Lungen-Füllstände LF angepassten geschätzten Signalabschnitte Sig_Hz,kar,LF zu dem rekonstruierten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammen. Bevorzugt wird dies laufend wiederholt, sobald ein neuer Herzschlag detektiert ist.
Im Folgenden werden mehrere Varianten des erfindungsgemäßen Verfahrens, wie es durch 4 und 5 veranschaulicht wird, beschrieben. Die Varianten unterscheiden sich durch die Sensoren, aus deren Messwerte das Summen-Signal Sig_Sum erzeugt wird, durch die berücksichtigten Übertragungskanal-Parameter und / oder die Sensoren, um die Werte dieser berücksichtigten Übertragungskanal-Parameter zu messen. In einer Variante werden geschätzte Signalabschnitte nicht zum kardiogenen Signal Sig_kar,est , sondern zum respiratorischen Signal Sig_res,est zusammengesetzt.
6 zeigt beispielhaft die Schritte, die in der Nutzphase Np durchgeführt werden, um das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est zu ermitteln. Folgende Schritte werden gezeigt:

- Die Messelektroden 2.1 und 2.2, der pneumatische Sensor 3 und / oder der optische Sensor 4 liefern Messwerte.
- Der Signalaufbereiter 13 bereitet die Messwerte von den Sensoren 2.1, 2.2, 3, 4 auf und liefert ein Summen-Signal Sig_Sum .
- Der Herzschlag-Zeitpunkt-Detektierer 7 detektiert den jeweiligen Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(n) des n-ten detektierten Herzschlags. Hierfür wertet der Herzschlag-Zeitpunkt-Detektierer 7 das Summen-Signal Sig_Sum und / oder Messwerte vom herznahen Messelektroden-Satz 2.1 aus.
- Die Signal-Schätzeinheit 6 hat Lesezugriff auf die Bibliothek 12, in welcher unterschiedliche Referenz-Signalabschnitte Sig_Hz,kar,LF.1 , ... , Sig_Hz,kar,LF.4 für verschiedene mögliche Lungen-Füllstände LF.1, ..., LF.4 abgespeichert sind.
- Die Signal-Schätzeinheit 6 ermittelt aus den gemessenen Herzschlag-Zeitpunkten H_Zp(x1), H_Zp(x2), ... und den gemessenen Lungen-Füllständen LF.1, LF.2, ... für jeden Herzschlag jeweils einen Satz von Form-Parameter-Werten FP-W(1), FP-W(2), ... und hieraus jeweils einen geschätzten Signalabschnitt Sig_{Hz,kar,LF(x1)} , Sig_{Hz,kar,LF(x2)} , ...., beispielsweise indem sie die Form-Parameter-Werte FP-W(1), FP-W(2) in einen Standard-Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,Ref einsetzt
- Der Rekonstruierer 8 setzt diese geschätzten Signalabschnitte Sig_{Hz,kar,LF(x1)} , Sig_{Hz,kar,LF(x2)} , ... zu einem geschätzten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammen.
- Der Herzschlag-Zeitspannen-Detektierer 11 misst optional den jeweiligen Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x), H_Zr(x+1) jedes Herzschlags.
- Der Kompensierer 9 kompensiert rechnerisch den Einfluss des respiratorischen Signals Sig_res auf das Summen-Signal Sigsum, beispielsweise indem er das geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est vom Summen-Signal Sigsum subtrahiert und / oder in jedem Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x), H_Zr(x+1) das für diesen Herzschlag geschätzte Signalabschnitt Sig_{Hz,kar,LF(x1)} , Sig_{Hz,kar,LF(x2)} , ... vom Summen-Signal Sigsum subtrahiert.

7 zeigt einen beispielhaften Abschnitt eines elektrischen kardiogenen Signals Sig_kar im Verlaufe H_Zr(n) eines einzigen Herzschlags. Auf der x-Achse ist die Zeit aufgetragen, auf der y-Achse das kardiogene Signal in mV. Dargestellt werden die P-Spitze, die Q-Spitze, die R-Spitze, die S-Spitze und die T-Spitze. Das kardiogene Signal Sig_kar und daher auch das Summen-Signal Sigsum haben im Bereich von der P-Spitze bis zur T-Spitze für jeden Herzschlag annähernd den gleichen Verlauf.
In einer Ausgestaltung wird die R-Spitze als ein charakteristischer Zeitpunkt H_Zp(n) eines Herzschlags verwendet. Außerdem werden folgende geometrischen Parameter veranschaulicht:

- der R-R-Abstand RR zwischen den R-Spitzen zweier aufeinander folgender Herzschläge,
- die QRS-Amplitude QRS, das ist der Abstand zwischen dem größten Wert und dem kleinsten Wert im Zeitraum zwischen der Q-Spitze und der S-Spitze,
- der P-Q-Zeitabstand PQ, das ist die Zeitspanne zwischen der P-Spitze und der Q-Spitze, und
- der S-T-Zeitabstand ST, das ist die Zeitspanne zwischen der S-Spitze und der T-Spitze.

Der R-R-Abstand RR korreliert mit dem Puls des Patienten P.
8 zeigt beispielhaft, wie gemäß einer ersten Variante die Stichprobenelemente erzeugt und verwendet werden. Gezeigt werden

- die Trainingsphase Tp, in der eine Stichprobe 14, optional eine Bibliothek 12 und anschließend eine initiale Signal-Schätzeinheit 6 erzeugt werden,
- die nachfolgende Anpassungsphase Ap, in der diese Signal-Schätzeinheit 6 laufend an die bislang in der Nutzphase Np gewonnenen Stichprobenelemente angepasst wird, sowie
- die Nutzphase Np, in der die Signal-Schätzeinheit 6 verwendet wird.

Die Anpassungsphase Ap überlappt mit der Nutzphase Np. Auf der jeweiligen x-Achse jedes Signals ist von links nach rechts die Zeit aufgetragen. Die zeitlichen Verläufe folgender Signale werden gezeigt:

- das Summen-Signal Sig_Sum ,
- der jeweilige charakteristische Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp,
- der Verlauf des Volumenflusses Vol' und
- der Verlauf des Lungen-Füllstands LF.

In dieser Variante wird das Summen-Signal Sig_Sum erzeugt, indem elektrische Messwerte der Messelektroden 2.1 und 2.2 ausgewertet werden. Der Volumenfluss Vol' wird gemessen, beispielsweise mithilfe des pneumatischen Sensors 3, und der aktuelle Lungen-Füllstand LF wird aus dem jeweiligen Volumenfluss Vol' zu mehreren Zeitpunkten abgeleitet. Im gezeigten Beispiel werden vier Klassen von Lungen-Füllständen unterschieden, nämlich LF.1 (Lunge fast leer, Lungen-Füllstand unterhalb einer ersten Schranke), LF.4 (Lunge fast voll, Lungen-Füllstand oberhalb einer zweiten Schranke) und zwei dazwischenliegende Lungen-Füllstände LF.2 und LF.3. Selbstverständlich kann auch eine andere Anzahl von Klassen von Lungen-Füllständen LF und von anderen Übertragungskanal-Parametern unterschieden werden. Das Signal mit dem zeitlichen Verlauf, der anzeigt, zu welcher Klasse der aktuelle Lungen-Füllstand LF gehört, wird in 8 als LF_cl bezeichnet.
In einer Ausgestaltung des Beispiels von 8 umfasst jedes Stichprobenelement einen Abschnitt des Summen-Signals Sig_Sum im Verlaufe eines einzelnen Herzschlages, beispielsweise den Abschnitt Abs.x im Verlaufe des Herzschlages mit dem charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x). Außerdem umfasst jedes Stichprobenelement jeweils eine Klasse des Lungen-Füllstands LF, beispielsweise die Klasse LF.3 für den Herzschlag Zeitpunkt H_Zp(x). In 8 unten wird mittels mehrerer Pfeile veranschaulicht, wie vier Klassen LF.1 bis LF.4 von Stichprobenelementen erzeugt werden. Die zugehörigen Abschnitte des Summen-Signals Sig_Sum , die zu den Stichprobenelementen einer Klasse gehören, werden auf die gleiche Länge gebracht, indem überstehende Segmente rechnerisch abgeschnitten werden, und dann zeitrichtig überlagert. Die zeitrichtig überlagerten Abschnitte werden arithmetisch gemittelt oder auf andere Weise zu einem Referenz-Signalabschnitt zusammengefasst, welche der Klasse von Lungen-Füllständen zugeordnet ist. Hierdurch wird eine rechnerverfügbare Bibliothek 12 mit - in diesem Falle vier - abgespeicherten Referenz-Signalabschnitten Sig_Hz,kar,LF.1 , ..., Sig_Hz,kar,LF.4 des kardiogenen Signals im Verlaufe eines Herzschlags erzeugt. Jeder Referenzsignal-Abschnitt Sig_Hz,kar,LF.1 , ..., Sig_Hz,kar,LF.4 ist in der Bibliothek 12 einer möglichen Lungen-Füllstands-Klasse LF.1, ..., LF.4 zugeordnet.
In der Nutzphase Np wird in einer Ausgestaltung zu dem charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp (n) des n-ten Herzschlags ermittelt, in welche Klasse der Lungen-Füllstand LF(t) zum Zeitpunkt t = H_Zp (n) fällt. In einer Ausgestaltung wird der jeweilige Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF.1 , ..., Sig_Hz.kar,LF4 , der in der Bibliothek 12 dieser Klasse zugeordnet ist, als der geschätzte Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF(n) verwendet. Er beschreibt den Abschnitt des kardiogenen Signals im Verlaufe dieses Herzschlags. Beispielsweise wird für den Zeitpunkt H_Zp(y) der Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF.3 zum Lungen-Füllstand LF.3 ausgewählt und als geschätzter Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF(y) verwendet, für den Zeitpunkt H_Zp(z) der Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF.4 zum Lungen-Füllstand LF.4 als geschätzte Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF(z) .
In einer anderen Ausgestaltung berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 für jede Klasse von Lungen-Füllständen zusätzlich zu dem Referenz-Signalabschnitt jeweils einen Referenz-Parameter-Wert, beispielsweise als gewichteter Mittelwert oder als Schwerpunkt oder Median der Übertragungskanal-Parameter-Werte (hier: Lungen-Füllstände) dieser Klasse. Als Gewichtsfaktoren werden beispielsweise die relativen Häufigkeiten von Übertragungskanal-Parameter-Werte verwendet. In der Nutzphase Np ermittelt die Signalverarbeitungseinheit 5 für jeden Herzschlag diejenigen beiden Referenz-Parameter-Werte, die dem Übertragungskanal-Parameter-Wert dieses Herzschlags am nächsten gelegen sind, und berechnet durch eine Glättung, beispielsweise eine Interpolation oder Regression, den geschätzten Signalabschnitt für diesen Herzschlag.
Die Signal-Schätzeinheit 6 liefert für jeden Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(y) also einen geschätzten Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF(y) , der von den vier möglichen Referenz-Signalabschnitten Sig_Hz,kar,LF.1 , ..., Sig_Hz,kar,LF.4 , abhängt. In einer Ausgestaltung ist jeder geschätzte Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF(y) des kardiogenen Signals gleich einem Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF.1 , ..., Sig_Hz,kar,LF.4 in der Bibliothek 12. Der gelieferte geschätzte Signalabschnitt hängt davon ab, in welche der vier Klassen LF.1, ..., LF.4 der Lungen-Füllstand LF bei diesem Herzschlag fällt.
Dies wird nach der Trainingsphase Tp durchgeführt, also wenn die Signal-Schätzeinheit 6 generiert ist. Vor dem Abschluss der Trainingsphase Tp wird bevorzugt für jeden Herzschlag-Zeitpunkt jeweils ein vorab vorgegebener Standard-Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,est für jeden detektierten Herzschlag verwendet.
Diese geschätzten Signalabschnitte Sig_Hz,kar,LF werden vom Rekonstruier 8 zum geschätzten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammengesetzt. Unterhalb des Verlaufs LF_cl werden in 8 dieses geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est sowie das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est gezeigt. Das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est wird erzeugt, indem der Kompensierer 9 vom gemessenen Summen-Signal Sig_sum das durch Zusammensetzen erzeugte geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est subtrahiert, also Sig_res,est = Sigsum - Sig_kar.est. Wie zu sehen ist, nimmt das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est meistens den Wert null an, weil die Herzfrequenz um ein Vielfaches höher als die Atmungsfrequenz ist und im P-T-Bereich eines Herzschlags das kardiogene Signal Sig_kar um ein Vielfaches stärker als das respiratorische Signal Sig_res ist. Drei Atmungsvorgänge des Patienten P führen zu drei dargestellten Oszillationen Atm.1, Atm.2, Atm.3 des geschätzten respiratorischen Signals Sig_res,est . 9 zeigt eine Abwandlung des in 8 gezeigten Ansatzes. Als weiterer Übertragungskanal-Parameter wird die Koordinierung zwischen der eigenen Atmung und dem Herzschlag des Patienten P verwendet, genauer gesagt das Ereignis, ob die Ausatmung nahe vor der Q-Welle des nächsten Herzschlags beginnt oder nicht. Das Signal S_Q zeigt den zeitlichen Verlauf dieses weiteren Übertragungskanal-Parameters. Die Klassen werden abhängig von zwei Übertragungskanal-Parametern, nämlich dem Lungen-Füllstand LF und dem Ausatmungs-Zeitpunkt nahe Q (ja/nein), gebildet.
In einer möglichen Ausgestaltung führt dies bei vier Klassen LF.1, ..., LF.4 für den Lungen-Füllstand LF und zwei Klassen für den Ausatmungs-Zeitpunkt (ja und nein, also Atmung beginnt bzw. Atmung beginnt nicht nahe vor der Q-Welle) zu insgesamt 2 × 4 = 8 verschiedene Klassen. In der gezeigten Ausgestaltung werden hingegen nur vier Klassen verwendet. Die möglichen Werte für den Lungen-Füllstand LF werden in drei Klassen LF.a, LF.b, LF.c gruppiert. In Verbindung mit dem Ereignis, dass der Ausatmungs-Zeitpunkt nicht nahe Q ist, führt dies zu drei Klassen LQ.a, LQ.b, LQ.c. Außerdem wird eine vierte Klasse Q.d eingeführt, nämlich dass der Ausatmungs-Zeitpunkt nahe Q ist - egal wie der Lungen-Füllstand LF ist. In 9 wird weiterhin der zeitliche Verlauf der Zugehörigkeit zu einer dieser vier Klassen LF.a, LF.b, LF.c, Q.d gezeigt, der mit LF_Q_cl bezeichnet wird.
Das Summen-Signal Sig_Sum ist in dieser Variante ein Drucksignal, das in oder vor der Speiseröhre Sp (Ösophagus) des Patienten P gemessen wird, beispielsweise mit einer Sonde oder einem Ballon in der Speiseröhre Sp. Das Drucksignal könnte auch der Druck P_aw am Übergang von einem Schlauch des Beatmungsgeräts 1 zum Mund des Patienten P sein, der von dem Sensor 3 gemessen wird. Dieses pneumatische Summen-Signal Sig_Sum resultiert aus einer Überlagerung des durch die Atmungsaktivität bewirkten pneumatischen respiratorischen Signals Sig_res mit einem durch die Herzaktivität bewirkten pneumatischen kardiogenen Signal Sig_kar .
In der gezeigten Variante führt die Signalverarbeitungseinheit 5 in der Trainingsphase Tp und daher im Trainingspfad Tpf zusätzlich ein Detrending durch. Dadurch wird die Gefahr verringert, dass unterschiedliche Trends die Zusammenfassung der zeitrichtig angeordneten Summen-Signal-Abschnitte zu einem Referenz-Signalabschnitt verfälschen. In 9 werden sowohl das Summen-Signal Sigs_Sum als auch das durch die Detrending erzeugte aufbereitete Summen-Signal Sig_Sum, _DT gezeigt.
Eine Ausführungsform, um das Detrending zu erzeugen, ist die folgende: Die Signalverarbeitungseinheit 5 ermittelt für jeden Herzschlag den zu diesem Herzschlag gehörenden Summen-Signal-Abschnitt Abs.w, Abs.x. Sie berechnet eine Ausgleichskurve, insbesondere eine Ausgleichsgerade, durch diesen Summen-Signal-Abschnitt Abs.w, Abs.x. Diese Ausgleichskurve wird beispielsweise durch Interpolation erzeugt oder als eine Gerade vom zeitlich ersten zum zeitlich letzten Signalwert des Summen-Signal-Abschnitts Abs.w, Abs.x. Für jeden Herzschlag wird vom Summen-Signal-Abschnitt Abs.w, Abs.x die jeweilige Ausgleichskurve subtrahiert. Der verbleibende Rest, also die Differenz, bildet den durch Detrending erzeugten aufbereiteten Summen-Signal-Abschnitt Abs_DT.w, Abs_DT.x. Jedes Stichprobenelement umfasst einen solchen aufbereiteten Summen-Signal-Abschnitt. Diese Abschnitte liefern die geschätzten Signalabschnitte Sig_Hz,kar,LF(y) , Sig_Hz,kar,LF(z) , welche zum aufbereiteten Summen-Signal Sig_Sum, _DT zusammengesetzt werden.
In der Nutzphase liefert die Signal-Schätzeinheit 6 für jeden detektierten Herzschlag jeweils einen aufbereiteten Summen-Signal-Abschnitt Abs_DT.w, Abs_DT.x.
Auch in der Variante von 9 liefert die Signal-Schätzeinheit 6 in einer Ausgestaltung in der Nutzphase Np für jeden Herzschlag jeweils einen geschätzten Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LQ, der unter vier möglichen Referenz-Abschnitten Sig_Hz,kar,LQ.a , ..., Sig_Hz,kar,Q.d des kardiogenen Signals Sig_kar ausgewählt wird, wobei es vom Lungen-Füllstand LF und vom Ausatmungs-Zeitpunkt beim Herzschlag abhängt, welchen geschätzten Signalabschnitt die Signal-Schätzeinheit 6 für einen Herzschlag jeweils liefert.
10 veranschaulicht, wie die vier Referenz-Signalabschnitte Sig_Hz,kar,LQ.a , ..., Sig_Hz,kar,Q.d des kardiogenen Signals Sig_kar für die vier verschiedenen Klassen (Lungen-Füllstände und Q-Werte) LQ.a, LQ.b, LQ.c, Q.d gebildet werden. In der linken Spalte von 10 werden die zeitrichtig überlagerten Abschnitte des Summen-Signals Sigsum dargestellt, die zu derselben Klasse gehören, hier also zu demselben Lungen-Füllstand / Q-Wert LQ.a, LQ.b, LQ.c, Q.d. In der rechten Spalte wird der zugehörige Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LQ.a , ..., Sig_Hz,kar,Q.d des kardiogenen Signals für eine Klasse LF.1, ..., LF.4 gezeigt, der gebildet wird, indem der arithmetische Mittelwert aus den zeitrichtig überlagerten Signalabschnitten für jeweils einen Herzschlag berechnet wird. Der Inhalt der rechten Spalte wird in der Bibliothek 12 abgespeichert. In der Variante von 11 wird das Summen-Signal Sig_Sum durch eine automatische Bildauswertung von Bildsequenzen ermittelt, wobei die Videokamera 4 auf den Brustbereich des Patienten P gerichtet ist und diese Bildsequenzen liefert. Auch in dieser Variante entsteht das Summen-Signal Sig_Sum , welches in der zweiten Zeile von 11 gezeigt wird, aus einer Überlagerung eines respiratorischen Signals mit einem kardiogenen Signal. Der aktuelle Lungen-Füllstand LF des Patienten P wird wiederum aus Messwerten des pneumatischen Sensors 3 abgeleitet. Möglich ist, für die Ermittlung des aktuellen Lungen-Füllstands zusätzlich Signale von der Videokamera 4 zu verwenden. Denn diese Signale zeigen den Brustbereich des Patienten P, und dieser hebt und senkt sich abhängig von der Atmung. Die oberste Zeile von 11 zeigt als Messwerte-Reihe MWR eine Sequenz von Bildern, die die Videokamera 4 aufgenommen hat. Auch in dieser Variante wird das oben beschriebene Detrending auf die Summen-Signal-Abschnitte angewendet.
In der Variante von 12 wird das Summen-Signal Sig_Sum wiederum aus elektrischen Messwerten der Messelektroden 2.1 und 2.2 erzeugt. Der pneumatische Sensor 3 misst wiederum den Volumenstrom Vol', und die Signalverarbeitungseinheit 5 berechnet aus mehreren Werten für den Volumenstrom Vol' den aktuellen Lungen-Füllstand LF. Wiederum werden vier mögliche Lungen-Füllstände LF.1, ..., LF.4 unterschieden. In dieser Variante wird kein geschätztes kardiogenes Signal Sig_kar,est berechnet. Vielmehr wird das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est aus dem Summen-Signal Sig_Sum auf andere Weise rechnerisch extrahiert. In dieser Variante werden keine Referenz-Signalabschnitte verwendet. Mindestens zwei Frequenzbereiche werden vorgegeben, in der gezeigten Variante ein Bereich niedrigerer Frequenz und ein Bereich höherer Frequenz. Beispielsweise resultieren ein Frequenzbereich aus Frequenzen, in denen ein elektrisch gemessenes respiratorisches Signal (EMG) auftreten kann, und ein weiterer Frequenzbereich aus Frequenzen, in denen ein elektrisch gemessenes kardiogenes Signal (EKG) auftreten kann.
Sowohl in der Trainingsphase Tp als auch in der Nutzphase Np wird das Summen-Signal Sig_Sum im gezeigten Beispiel in jeweils einen Signalanteil pro vorgegebenem Frequenzbereich zerlegt. Beispielsweise werden eine Wavelet-Transformation oder ein Bänderfilter oder ein Tiefpassfilter oder ein Hochpassfilter angewendet. 12 zeigt den Signalanteil Sig_Sum,low für den niedrigeren Frequenzbereich und den Signalanteil Sig_Sum,high für den höheren Frequenzbereich. Der Signalanteil Sig_Sum,low für den niedrigeren Frequenzbereich wird im Wesentlichen, d.h. bis auf einen vernachlässigbar kleinen Rest, von der Herzaktivität HM des Patienten P verursacht und für die Berechnung des geschätzten respiratorischen Signals Sig_res,est nicht verwendet. Der Signalanteil Sig_Sum,high für den höheren Frequenzbereich resultiert aus einer Überlagerung des respiratorischen Signals Sig_res mit einem höherfrequenten Anteil des kardiogenen Signals Sig_kar .
Im Signalanteil Sig_Sum,high wird in der Trainingsphase Tp das jeweilige Maximum und das jeweilige Minimum im Verlaufe eines Herzschlags detektiert. Beispielhaft werden zwei Maxima Max.1 und Max.8 gezeigt. Das gleiche wird für die Minima durchgeführt. Beispielhaft wird ein Minimum Min.1 gezeigt. Diese Maxima werden abhängig vom jeweiligen Lungen-Füllstand LF.1, ..., LF.4 beim jeweiligen Herzschlag in vier Klassen von Maxima unterteilt. 13 veranschaulicht in der linken Spalte (Stichprobe 14) mithilfe von vier Histogrammen die Maxima dieser vier Klassen. Jedes Rechteck entspricht einer Klasse. Auf der x-Achse eines Histogramms ist der Wert des Maximums aufgetragen, in diesem Falle also eine Angabe in mV, auf der y-Achse die Häufigkeit dieses Maximums in einer Klasse von Lungen-Füllständen LF.1, ..., LF.4. Für jede Klasse von Maxima wird ein charakteristischer Wert berechnet, beispielsweise ein arithmetischer Mittelwert oder ein Median oder Maxima. In 13 werden insbesondere die beiden Mittelwerte oder Mediane Max_MW.LF.1 und Max_MW.LF.2 für die beiden Klassen, die zu den Lungen-Füllständen LF.1 bzw. LF.2 gehören, gezeigt. In der rechten Spalte in 13 (Bibliothek 12) wird gezeigt, wie jeder Klasse LF.1, ..., LF.4 von Lungen-Füllständen jeweils ein gemitteltes Maximum, also ein arithmetischer Mittelwert oder Median oder Maxima, als ein Form-Parameter-Wert zugeordnet ist. Diese werden in der Bibliothek 12 abgespeichert. Jeder Klasse ist weiterhin ein gemitteltes Minimum zugeordnet, welches auf die entsprechende Weise ermittelt wurde. Die beiden Form-Parameter-Werte werden verwendet, um eine Veränderungs-Vorschrift (Rechenvorschrift) zu parametrisieren, was nachfolgend beschrieben wird.
In der Nutzphase Np ermittelt die Signal-Schätzeinheit 6 für jeden Herzschlag den Summen-Signal-Abschnitt Abs.x, den höherfrequenten Signalanteil-Abschnitt und den jeweiligen Lungen-Füllstand. Die Signal-Schätzeinheit 6 ermittelt jeweils ein gemitteltes Maximum sowie jeweils ein gemitteltes Minimum, wofür die Signal-Schätzeinheit 6 den gemessen Lungen-Füllstand LF bei diesem Herzschlag sowie die in der Bibliothek 12 ermittelten Maxima und Minima verwendet. Die Signal-Schätzeinheit 6 schneidet rechnerisch in demjenigen Abschnitt des höherfrequenten Signalanteils Sig_Sum,high , der zu diesem Herzschlag gehört, diejenigen Anteile ab, die oberhalb des gemittelten Maximums oder unterhalb des gemittelten Minimums liegen. Diese Anteile stammen mit Sicherheit im Wesentlichen vom kardiogenen Signal Sig_kar und enthalten keinen zu berücksichtigenden respiratorischen Anteil. In 12 wird das Abschneiden anhand der beiden gemittelten und in der Bibliothek 12 abgespeicherten Maxima Max_MW.LF.1 und Max_MW.LF.2 veranschaulicht. Die verbleibenden Anteile, also die zwischen dem gewichteten Minimum und dem gewichteten Maximum liegenden Anteile des höherfrequenten Signalanteils Sig_Sum,high , stammen vom respiratorischen Signal Sig_res und werden bevorzugt rechnerisch geglättet. Die durch das Abschneiden entstehenden Lücken werden beispielsweise auf null gesetzt, oder zwischen den verbleibenden Anteilen wird geeignet interpoliert. Auf diese Weise wird für jeden Herzschlag jeweils ein Signalabschnitt Sig_Hz,res,LF(y) , Sig_Hz,res,LF(z) , ... erzeugt, der das geschätzte respiratorische Signal im Verlaufe dieses Herzschlags beschreibt. Der Rekonstruierer 8 setzt diese Signalabschnitte Sig_Hz,res,LF(y) , Sig_Hz,res,LF(z) , ... zu dem geschätzten respiratorischen Signal Sig_res,est zusammen.
In diesem Beispiel werden als Form-Parameter-Werte einer Klasse von Übertragungskanal-Parameter-Werten (hier: Lungen-Füllstand Ende LF.1, ..., LF.4) gemittelte Maxima und gemittelte Minima verwendet. Diese Form-Parameter-Werte werden in dieser Variante dafür verwendet, eine vorgegebene Veränderungs-Vorschrift zu parametrieren. Die parametrierte Veränderungs-Vorschrift verändert jeweils einen Abschnitt Abs.x, Abs.y des Summen-Signals Sigsum - in dieser Variante: einen Abschnitt des höherfrequenzen Signalanteils Sig_Sum,high . In dieser Variante umfasst die Veränderung den Schritt, Signalanteile oberhalb der Maxima und unterhalb der Minima abzuschneiden.
Möglich ist auch, zusätzliche oder andere arithmetische Form-Parameter und somit andere Veränderungs-Vorschriften zu verwenden, z.B. gemittelte erste und / oder zweite Ableitungen. Möglich ist auch, Gewichtsfaktoren und / oder ein „soft threshold“, zu verwenden. In einer weiteren Ausgestaltung wird ein zu einem Herzschlag gehörender Abschnitt des Summen-Signals Sigsum oder eines Signalanteils in denjenigen Segmenten, in denen die Steigung des Summen-Signals Sigsum unterhalb einer vorgegebenen Schranke liegt, gestreckt. Durch die in 12 und 13 gezeigte Variante wird ein geschätztes respiratorisches Signal Sig_res,est berechnet, wofür der höherfrequente Signalanteil Sig_Sum,high verwendet wird. Das beschriebene Verfahren lässt sich auch anwenden, um ein geschätztes kardiogenes Signal Sig_kar,est zu berechnen. Für diese Anwendung wird das Verfahren auf den niederfrequenten Signalanteil Sig_Sum,low entsprechend angewendet. Bevorzugt wird für jeden Herzschlag jeweils ein geschätzter Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF des kardiogenen Signals Sig_kar,est berechnet. Hierfür werden der zu diesem Herzschlag gehörende Abschnitt des niederfrequenten Signalanteils Sig_Sum,low sowie diejenigen Bereiche des höherfrequenten Signalanteils Sig_Sum,high , die oberhalb des gemittelten Maximums oder unterhalb des gemittelten Minimums für diesen Herzschlag liegen, zu dem Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF für einen Herzschlag zusammengesetzt. Der Rekonstruierer 8 setzt diese geschätzten Signalabschnitte Sig_Hz,kar,LF zu dem geschätzten respiratorischen Signal Sig_kar,est zusammen.
In einer bevorzugten Anwendung der Variante, die durch 12 und 13 illustriert wird, werden zwei Frequenzbereiche vorgegeben, nämlich ein Frequenzbereich von f1 bis f2 für das EKG-Signal (kardiogenes Signal) und ein Frequenzbereich von f3 bis f4 für das EMG-Signal (respiratorisches Signal). Es gilt: f1 < f3 < f2 < f4, d.h. die beiden Frequenzbereiche überlappen sich im Bereich von f3 bis f2. Das Summen-Signal Sig_Sum wird rechnerisch auf drei Signalanteile aufgeteilt, nämlich einen Signalanteil für den Frequenzbereich von f1 bis f3, einen Signalanteil für den Überlappungs-Frequenzbereich von f3 bis f2 und einen Signalanteil für den Frequenzbereich von f2 bis f4. Der niederfrequenten Signalanteil im Bereich von f1 bis f3 ist im Wesentlichen ein kardiogenes Signal, d.h. der respiratorische Anteil im niederfrequenten Signalanteil kann vernachlässigt werden. Der hochfrequente Signalanteil im Bereich von f2 bis f4 ist im Wesentlichen ein respiratorisches Signal, und der mittelfrequente Signalanteil im Bereich von f3 bis f2 resultiert aus einer zu berücksichtigenden Überlagerung des respiratorischen mit dem kardiogenen Signal. Nur für diesen Überlappungs-Frequenzbereich von f3 bis f2 wird das gerade beschriebene Verfahren durchgeführt, also insbesondere die beiden Signalanteile Sig_Sum,high und Sig_Sum,low gebildet. Das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est wird aus dem Anteil im hochfrequenten Bereich von f2 bis f4 sowie dem so wie gerade beschrieben gewonnenen respiratorischen Signal im Überlappungs-Frequenzbereich von f3 bis f2 zusammengesetzt. Entsprechend wird das geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est aus dem Anteil im niederfrequenten Bereich von f1 bis f3 sowie dem so wie gerade beschrieben gewonnenen kardiogenen Signal im Überlappungs-Frequenzbereich von f3 bis f2 zusammengesetzt.
In den gerade beschriebenen Ausgestaltungen empfängt die Signalverarbeitungseinheit 5 mehrere Messwerte von mindestens einem Sensor, wobei dieser Sensor nicht ein Summen-Signal-Sensor 1, 2.1, 2.2, 3, 4 ist, und erzeugt durch Signalverarbeitung aus diesen Messwerten den oder jeden Übertragungskanal-Parameter-Wert. Möglich ist auch, dass die Signalverarbeitungseinheit 5 den Wert von mindestens einem Übertragungskanal-Parameter berechnet und durch die Berechnung misst, indem die Signalverarbeitungseinheit 5 das Summen-Signal Sig_Sum auswertet. Ein weiterer Sensor für den Übertragungskanal-Parameter ist somit für diesen Übertragungskanal-Parameter nicht erforderlich. Mögliche Übertragungskanal-Parameter, die durch Berechnung und ohne einen eigenen physikalischen Sensor gemessen werden können, werden in 7 gezeigt, nämlich

- der R-R-Abstand RR,
- die QRS-Amplitude QRS,
- der P-Q-Zeitabstand PQ,
- der P-T-Zeitabstand und
- der S-T-Zeitabstand ST.

14 bis 16 zeigen eine weitere Variante, bei der kein zusätzlicher physikalischer Sensor benötigt wird, um einen Übertragungskanal-Parameter zu messen. Die Grundidee dieser Variante ist, dass mindestens ein Referenz-Verlauf, bevorzugt zwei oder drei Referenz-Verläufe, vor Beginn der Trainingsphase Tp oder aber in der Trainingsphase Tp ermittelt werden. In der Nutzphase Np berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 für jeden Summen-Signal-Abschnitt Abs.x, Abs.y, ... und jeden Referenz-Verlauf jeweils ein Einzel-Übereinstimmungs-Maß, das ist ein Maß für die Übereinstimmung zwischen dem Summen-Signal-Abschnitt und dem Referenz-Verlauf. Bevorzugt wird jeder Summen-Signal-Abschnitt Abs.x, Abs.y, ... zuvor standardisiert. Aus den Einzel-Übereinstimmungs-Maßen berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 ein Gesamt-Übereinstimmungs-Maß. Dieses Gesamt-Übereinstimmungs-Maß fungiert in dieser Variante als der oder ein Übertragungskanal-Parameter. Wie in oben beschriebenen Varianten hat die Signalverarbeitungseinheit 5 auch bei dieser weiteren Variante Lesezugriff auf eine Bibliothek 12, in der für jede Klasse von Übertragungskanal-Parameter-Werten jeweils ein Referenz-Signalabschnitt abgespeichert ist. In diesem Falle ist jede Klasse ein Bereich von möglichen Gesamt-Übereinstimmungs-Maßen. Abhängig von den berechneten Gesamt-Übereinstimmungs-Maßen zwischen einem Summen-Signal-Abschnitt für einen Herzschlag und den verwendeten Referenz-Verläufen V.1, V.2, ... wählt die Signalverarbeitungseinheit 5 in der Nutzphase Np für jeden Herzschlag jeweils mindestens einen Referenz-Signalabschnitt aus der Bibliothek 12 aus und verwendet ihn als den geschätzten Signalabschnitt Sig_Hz,kar,ÜM für diesen Herzschlag oder liefert einen geschätzten Signalabschnitt Sig_Hz,kar,ÜM abhängig von den ausgewählten Referenzsignal-Abschnitten. Die Signalverarbeitungseinheit 5 setzt die auf diese Weise gelieferten geschätzte Signalabschnitte Sig_Hz,kar,ÜM unter Verwendung der Herzschlag-Zeitpunkte zu dem geschätzten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammen oder kompensiert den Einfluss der Herzaktivität auf das Summen-Signal und verwendet für das Kompensieren die gelieferten geschätzten Signalabschnitte und die Herzschlag-Zeitpunkte.
Eine Ausführungsform dieser Variante wird im Folgenden mit Bezug auf 14 bis 16 erläutert. Wiederum wird das Summen-Signal Sigsum in Summen-Signal-Abschnitte Abs.x, Abs.y, ... unterteilt, nämlich jeweils einen Signalabschnitt für jeden Herzschlag. Diese Summen-Signal-Abschnitte können unterschiedlich lang sein. Indem die Signalverarbeitungseinheit bei Bedarf Teile der Summen-Signal-Abschnitte abschneidet, erzeugt sie eine Stichprobe, bei der die Stichprobenelemente gleich lange Abschnitte des Summen-Signals Sigsum umfassen. Die relativen Zeitpunkte der fünf Spitzen (P-Spitze bis T-Spitze, siehe 7) dieser Signalabschnitte unterscheiden sich so wenig wie möglich voneinander. Diese gleich langen und zeitrichtig angeordneten Signalabschnitte werden im Folgenden als standardisierte Signalabschnitte bezeichnet und in 15 mit Abs_std.x, Abs_std.y, ... bezeichnet.
Diese standardisierten Signalabschnitte Abs_std.x, Abs_std.y, ... werden in einer Matrix M angeordnet. Jede Zeile dieser Matrix steht für einen Herzschlag, jede Spalte für einen Abtast-Zeitpunkt. Auf die Menge dieser standardisierten Signalabschnitte wendet die Signalverarbeitungseinheit in einem ersten Teil Tpf.1 des Trainingspfads Tpf eine Singular Value Decomposition (SVD) oder auch eine Principal Component Analysis (PCA) an. Dieser Schritt liefert mehrere Referenz-Verläufe in absteigender Reihenfolge, wobei die Reihenfolge absteigend von einem Übereinstimmungs-Maß abhängt. Der erste Referenz-Verlauf V.1 stimmt am stärksten mit den standardisierten Signalabschnitten überein usw. In 15 werden die drei wichtigsten Referenz-Verläufe V.1 bis V.3 in absteigender Reihenfolge von oben nach unten gezeigt. Die standardisierten Signalabschnitte lassen sich wieder aus diesen Referenz-Verläufen rekonstruieren.
In einer alternativen Ausführungsform werden die Referenz-Verläufe V.1, V.2 vorgegeben.
Als nächstes klassifiziert die Signalverarbeitungseinheit 5 in einem zweiten Teil Tpf.2 des Trainingspfads Tpf die standardisierten Summen-Signal-Abschnitte Abs_std.x, Abs_std.y, .... Hierfür werden in dem gezeigten Beispiel nur die beiden wichtigsten Referenz-Verläufe V.1 und V.2 verwendet. Möglich ist auch, mehr als zwei Referenz-Verläufe zu verwenden. Die Signalverarbeitungseinheit 5 berechnet für jeden Summen-Signal-Abschnitte Abs_std.x, Abs_std.y, ... jeweils ein Maß für die Übereinstimmung zwischen diesem standardisierten Summen-Signal-Abschnitt und dem benutzten verwendeten Referenz-Verlauf V.1, V.2. Beispielsweise berechnet sie das Skalarprodukt zwischen dem standardisierten Summen-Signal-Abschnitt Abs_std.x, Abs_std.y, ... und dem Referenz-Verlauf V.1, V.2. In 14 wird der zeitliche Verlauf ÜM.1 des Einzel-Übereinstimmungs-Maßes für den ersten Referenz-Verlauf V.1 und der zeitliche Verlauf ÜM.2 des Einzel-Übereinstimmungs-Maßes für den zweiten Referenz-Verlauf V.2 gezeigt. Anschließend klassifiziert die Signalverarbeitungseinheit 5 jeden standardisierten Summen-Signal-Abschnitt anhand der beiden berechneten Einzel-Übereinstimmungs-Maße. Im gezeigten Beispiel werden pro Referenz-Verlauf V.1, V.2 jeweils zwei Klassen von Einzel-Übereinstimmungs-Maßen verwendet, sodass die standardisierten Referenz-Verläufe in insgesamt 2 * 2 = 4 Klassen eingruppiert werden. Diese werden als ÜM.a, ..., ÜM.d bezeichnet. In 14 wird weiterhin der zeitliche Verlauf ÜM_cl dieser Klasseneinteilung gezeigt.
16 zeigt in der linken Spalte (Stichprobe 14) die standardisierten Summen-Signal-Abschnitte Abs_std.x, Abs_std.y, ..., welche auf die vier Klassen ÜM.a, ..., ÜM.d aufgeteilt sind. Die Signalverarbeitungseinheit 5 aggregiert die standardisierten Signalabschnitte Abs_std.x, Abs_std.y, ... einer Klasse ÜM.a, ..., ÜM.d zu jeweils einem Referenz-Signalabschnitt Sig_{Hz,kar,ÜM.a}, ..., Sig_{Hz,kar,ÜM.d} pro Klasse, beispielsweise indem sie für jeden relativen Abtast-Zeitpunkt den Mittelwert oder den Median über die standardisierten Signalabschnitte Abs_std.x, Abs_std.y dieser Klasse bildet. In der rechten Spalte wird die Bibliothek 12 mit in diesem Falle vier Referenz-Signalabschnitten Sig_{Hz,kar,ÜM.a}, ..., Sig_{Hz,kar,ÜM.d} gezeigt. In der Nutzphase Np erzeugt die Signalverarbeitungseinheit 5 für jeden detektierten Herzschlag aus dem zugehörigen Summen-Signal-Abschnitt Abs.x, Abs.y, ...einen standardisierten Summen-Signal-Abschnitt und berechnet das jeweilige Einzel-Übereinstimmungs-Maß zwischen diesem standardisierten Summen-Signal-Abschnitt und jedem Referenz-Verlauf V.1, V.2, ... , beispielsweise als Skalarprodukt. Diese beiden (oder drei) Einzel-Übereinstimmungs-Maße fasst die Signalverarbeitungseinheit 5 zu einem bevorzugt zweidimensionalen Gesamt-Übereinstimmungs-Maß zusammen. Abhängig von diesem Gesamt-Übereinstimmungs-Maß ÜM.a, ..., ÜM.d wählt die Signalverarbeitungseinheit 5 in der Bibliothek 12 einen standardisierten Referenz-Signalabschnitt Sig_{Hz,kar,ÜM.a}, ..., Sig_{Hz,kar,ÜM.d} aus und verwendet ihn als geschätzten Signalabschnitt Sig_{Hz,kar,ÜM(y)} , Sig_{Hz,kar,ÜM(z)}, .... Die Signalverarbeitungseinheit 5 setzt die ausgewählten geschätzten Signalabschnitte Sig_Hz,kar,ÜM unter Verwendung der detektierten Herzschlag-Zeitpunkte H_Zp(1), H_Zp(2), ... zu dem geschätzten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammen. Bevorzugt interpoliert die Signalverarbeitungseinheit zwischen zwei zeitlich in dem Signal Sig_kar,est benachbarten geschätzten Signalabschnitten, um eine Lücke zu füllen.
In mehreren der gerade dargestellten Versionen umfasst jedes Stichprobenelement jeweils einen Summen-Signal-Abschnitt oder einen aufbereiteten Summen-Signal-Abschnitt. Abhängig von dem oder den berechneten Werten der verwendeten Übertragungskanal-Parameter fasst die Signalverarbeitungseinheit 5 in der Trainingsphase Tp die Stichprobenelemente zu Klassen zusammen. Für jede Klasse erzeugt die Signalverarbeitungseinheit 5 jeweils einen Referenz-Signalabschnitt, z.B. die vier Referenz-Signalabschnitte Sig_Hz,kar,LF.1, ..., Sig_Hz,kar,LF.4 oder Sig_{Hz,kar,ÜM.a,} ..., Sig_Hz,Kar,ÜM.d . Verschiedene Verfahren sind möglich, wie die Summen-Signal-Abschnitte einer Klasse von Stichprobenelementen zu einem Referenz-Signalabschnitt zusammengefasst werden, der dann in der Bibliothek 12 abgespeichert wird. 17 veranschaulicht beispielhaft ein solches Verfahren.
Auf der x-Achse ist die Zeit aufgetragen, genauer: eine Vielzahl von relativen Abtast-Zeitpunkten. „Relativ“ bedeutet: relativ zum Beginn des Signalabschnitts. Auf der y-Achse ist der oder ein verwendeter Übertragungskanal-Parameter aufgetragen, in diesem Beispiel der R-R-Abstand RR zwischen den R-Spitzen von zwei aufeinander folgenden Herzschlägen. Dieses Verfahren lässt sich genauso auch für andere Übertragungskanal-Parameter mit Zahlen als den Parameter-Werten verwenden und auch für mehrere Übertragungskanal-Parameter. Der auf der y-Achse aufgetragene Wertebereich des Übertragungskanal-Parameters ist in diesem Beispiel in mehr als zehn Klassen unterteilt, im Extremfall bis hin zur Maschinengenauigkeit, also eine Klasse pro auf der verwendeten Signalverarbeitungseinheit 5 darstellbaren Zahl. Auf der z-Achse ist der Signalwert aufgetragen, also der Wert des Summen-Signals bei diesem Abtast-Zeitpunkt und bei diesem Übertragungskanal-Parameter-Wert. Die Summen-Signal-Abschnitte der Stichprobenelemente wurden zuvor standardisiert, so dass die standardisierten Summen-Signal-Abschnitte Abs_std.x, Abs_std.y alle die gleiche Länge haben und die R-Spitzen denselben relativen Abtast-Zeitpunkt haben. In der in 17 gezeigten Darstellung werden diese Summen-Signal-Abschnitte zeitrichtig übereinander dargestellt. Alle R-Spitzen liegen am relativen Abtast-Zeitpunkt T_R.
Die Signalverarbeitungseinheit 5 berechnet in der Trainingsphase Tp für jeden Abtast-Zeitpunkt (x-Achse) durch Glätten jeweils eine Ausgleichskurve, die sich in der y-z-Ebene erstreckt. Im Beispiel von 17 wird dies für den relativen Abtast-Zeitpunkt T_R für die R Spitze veranschaulicht. Diejenigen Signalwerte, welche die standardisierten Summen-Signal-Abschnitte zu diesem Abtast-Zeitpunkt T_R annehmen, liefern eine Punktwolke in der y-z-Ebene beim x-Wert T_R. Die Signalverarbeitungseinheit 5 erzeugt durch Glätten über dieser Punktwolke eine Ausgleichskurve, z.B. für den Abtast-Zeitpunkt T_R die Ausgleichskurve Ak(T_R). Dies wird für jeden Abtast-Zeitpunkt durchgeführt. Dadurch wird eine Abfolge von Ausgleichskurven entlang der x-Achse erzeugt. In der Nutzphase Np empfängt oder berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 für jeden detektierten Herzschlag den jeweiligen Wert des oder jedes Übertragungskanal-Parameters bei diesem Herzschlag. Im Beispiel von 17 ist der Übertragungskanal-Parameter ein R-R-Abstand. Die Signalverarbeitungseinheit 5 ermittelt die zugehörige Klasse, in welche der Übertragungskanal-Parameter-Wert fällt. Im Extremfall (Maschinengenauigkeit) bildet jeder mögliche Übertragungskanal-Parameter-Wert eine eigene Klasse. Die Signalverarbeitungseinheit 5 ermittelt für jeden relativen Abtast-Zeitpunkt im Verlaufe dieses Herzschlags, welchen Wert die Ausgleichskurve, die diesem relativen Abtast-Zeitpunkt zugeordnet ist, bei dieser Klasse annimmt. Diese Ermittlung liefert einen Signalwert. Die Abfolge der Signalwerte für diese Klasse und für die Abfolge von Abtast-Zeitpunkten wird als der geschätzte Signalabschnitt für diesen detektierten Herzschlag verwendet. Geometrisch gesprochen: Die zugehörige Klasse legt eine Ebene fest, die senkrecht auf der y-Achse steht. Die Schnittpunkte der Ausgleichskurve mit dieser senkrechten Ebene liefern den geschätzten Signalabschnitt.
18 bis 23 zeigen eine weitere Variante, bei der aus einem Summensignal das kardiogene Signal ermittelt wird und eine Wavelet Transformation angewendet wird.
In 18 wird in der obersten Zeile der zeitliche Verlauf des Eingangs-Signals E_Sig_Sum gezeigt, welches aus elektrischen Messwerten der Messelektroden 2.1 und 2.2 erzeugt wird und aus einer Überlagerung der Herzschlagaktivität und der Atmungsaktivität des Patienten P entsteht. Auf der y-Achse ist der Messwert in mV aufgetragen. Durch eine entsprechende Messwertaufbereitung lässt sich hieraus das Summen-Signal Sigsum erzeugen.
In der Zeile H_Zp darunter werden zum einen der jeweilige Beginn sowie der jeweilige QRS-Segment jedes Herzschlags gezeigt, beispielsweise der Beginn Anf_Zp(x) und das QRS-Segment H_Zp(x) des x-ten Herzschlags. Das jeweilige QRS-Segment fungiert in einer Ausgestaltung als der charakteristische Herzschlag-Zeitpunkt.
Das Summen-Signal Sigsum wird einer Wavelet-Transformation unterzogen, wobei unterschiedliche Frequenzbereiche vorgegeben werden. Die Wavelet-Transformation liefert zu jedem vorgegebenen Frequenzbereich jeweils einen Signalanteil. In dem gezeigten Beispiel werden drei Signalanteile A bis C berechnet, bevorzugt werden mehr als drei Signalanteile berechnet. Für jeden Signalanteil A bis C wird jeweils ein anderes Verfahren durchgeführt, welches im Folgenden beschrieben wird.
Für den Signalanteil A wird als Übertragungskanal-Parameter die EMG-Leistung (Leistung des respiratorischen Signals) verwendet, was in 18 veranschaulicht wird. Hierfür wird in dem Summen-Signal Sig_Sum der Einfluss des kardiogenen Signals Sig_kar rechnerisch kompensiert, wofür beispielsweise ein Standard-Signalabschnitt (Standard-Template) verwendet wird, welches für jeden Herzschlag gültig ist, oder eines der weiter oben dargestellten Varianten. Die Kompensation liefert ein geschätztes respiratorisches Signal Sig_res,est , welches noch eine relativ große Abweichung zu dem tatsächlichen respiratorischen Signal Sig_res aufweisen kann. Aus dem geschätzten respiratorischen Signal wird eine Hüllkurve (envelope) berechnet, welche ausschließlich positive Signalwerte aufweist, beispielsweise durch Berechnung des Effektivwerts (root mean square). Beispielhaft werden drei Klassen EMG_Pow₁ (niedrig), EMG_Pow₂ (Mittel) und EMG_POW₃ (hoch) von EMG-Leistungen unterschieden. Die dritte Zeile EMG_Pow zeigt, in welchen zeitlichen Abschnitten die aktuelle EMG-Leistung zu welcher dieser drei Klassen gehört.
In der Trainingsphase wird für jede Klasse jeweils eine Schranke bestimmt, insgesamt also drei Schranken Max_Pow₁ (für EMG_Pow₁), Max_Pow₂ (für EMG_Pow₂) und Max_Pow₃ (für EMG_Pow₃). Die Zeile zeigt die Anwendung in der Nutzphase. Der kardiogene Anteil im Signalanteil A soll ermittelt werden. In dem Signalanteil A, mit Sig_Sum,A bezeichnet, werden diejenigen Werte als zum kardiogenen Anteil gehörig verwendet, deren jeweilige Betrag (Absolutwert) oberhalb der jeweiligen Schranke Max_Pow₁, Max_Pow₂, Max_Pow₃ liegt. Welcher Schwellwert das ist, hängt von der aktuellen EMG Leistung ab. Die anderen Signalwerte werden rechnerisch auf null gesetzt.
19 zeigt den Ansatz für den Signalanteil B, der mit Sig_Sum,B bezeichnet wird. Der Ansatz verwendet ebenfalls die EMG Leistung und unterscheidet sich vom Ansatz für den Signalanteil A wie folgt: Anstelle mehrere Klassen von EMG-Leistungen zu bilden und dann für jede Klasse eine Schranke zu bestimmen, wird abhängig von der EMG-Leistung eine zeitlich veränderliche Schranke Max_Pow(t) berechnet. Um den kardiogenen Anteil im Signalanteil B zu verwenden, wird ein Signalwert Sig_Sum,B(t) oberhalb der Schranke Max_Pow(t) für diesen Zeitpunkt t verwendet
20 und 21 zeigen einen Ansatz für den Signalanteil C, der mit Sigsum,c bezeichnet wird. Als Übertragungskanal-Parameter wird der Lungen-Füllstand LF verwendet. In diesem Beispiel werden drei Klassen von Lungen-Füllstanden unterschieden, nämlich LF.1, LF.2, LF.3. In der oberen Zeile von 20 wird der zeitliche Verlauf des Lungen-Füllstands und die jeweilige Klasse gezeigt. In der mittleren Zeile von 20 wird für jeden Herzschlag abhängig von der jeweiligen Klasse LF.n jeweils eine geglättete Hüllkurve Sig_Sum,LF.n gezeigt.
Aus dem Signalanteil wird die Signalleistung berechnet, z.B. durch Berechnung des Effektivwerts (root mean square). Diese Berechnung liefert einen zeitlichen Verlauf der Signalleistung. Für jeden Herzschlag wird jeweils ein Leistungsverlaufs-Abschnitt berechnet. Abhängig vom Lungen-Füllstand LF.1 oder LF.2 oder LF.3 bei diesem Herzschlag wird dadurch ein Leistungsverlaufs-Abschnitt Sig_Hz,Pow,LF.1 oder Sig_Hz,Pow,LF.2 oder Sig_Hz,Pow,LF.3 berechnet.
Die Leistungsverlaufs-Abschnitte für eine Lungen-Füllstands-Klasse LF.1 oder LF.2 oder LF.3 werden zeitrichtig übereinandergelegt. Die übereinandergelegten Abschnitte einer Klasse werden zusammengefasst, beispielsweise gemittelt. Dadurch wird für jede Klasse jeweils ein Standard-Leistungsverlaufs-Abschnitt gebildet. In der unteren Zeile von 20 werden die auf diese Weise berechneten drei Standard-Leistungsverlaufs-Abschnitte Sig_Hz,Pow,LF.1 und Sig_Hz,Pow,LF.2 und Sig_Hz,Pow,LF.3 gezeigt. Aus diesen drei Standard-Leistungsverlaufs-Abschnitte werden drei zeitliche veränderliche Schranken Max_Pow.LF.1, Max_Pow.LF.2 und Max_Pow.LF.3 für die drei Klassen LF.1, LF.2, LF.3 berechnet. In einer Ausgestaltung wird der Standard-Leistungsverlaufs-Abschnitt einer Klasse skaliert und geklemmt, beispielsweise indem der Median des Standard-Leistungsverlaufs-Abschnitts berechnet wird: Median_Pow.LF.n = median(Sig_Hz,Pow,LF.n).
Die Schranke Max_Pow.LF.n wird dann abhängig von diesem Median berechnet, beispielsweise gemäß der Formel Max_Pow.LF.n = min(α*Median_Pow.LF.n, β + γ*Median_Pow.LF.x/ Sig_Hz,Pow,LF.n). Hierbei sind α, β und γ vorgegebene Konstanten, beispielsweise α=6, β=0,01 und γ=0,05.
Diese Schranken Max_Pow.LF.1, Max_Pow.LF.2 und Max_Pow.LF.3 sind in diesem Ansatz das Ergebnis der Trainingsphase Tp.
In der Nutzphase Np werden wiederum nur diejenigen Werte des Signalanteil C als zum kardiogenen Signal gehörig verwendet, die oberhalb der Schranke für die jeweilige Lungen-Füllstands-Klasse liegen. 21 zeigt in der oberen Zeile erneut die drei Schranken für die drei Klassen von Lungen-Füllstand. In der zweiten Zeile wird der Signalanteil C, wiederum mit Sig_Sum,C bezeichnet, gezeigt. Abhängig von der jeweiligen Lungen-Füllstands Klasse LF.1 oder LF.2 oder LF.3 ist die jeweilige Schranke Max_Pow.LF.1 oder Max_Pow.LF.2 oder Max_Pow.LF.3 eingetragen.
Der jeweilige kardiogene Anteil in den drei Signalanteilen A, B und C werden zu einem geschätzten kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammengesetzt. Dieses geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est wird in der dritten Zeile gezeigt. Die Differenz aus dem Summen-Signal Sigsum und dem geschätzten kardiogenen Signal Sig_kar,est liefert das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est , welches in der vierten Zeile gezeigt wird.
Möglich ist, einen zusätzlichen Übertragungskanal-Parameter zu verwenden, nämlich die momentane EMG-Leistung, wie dies für den Signalanteil B mit Bezug auf 19 erläutert wurde.
22 (Trainingsphase) und 23 (Nutzphase) zeigen eine Abwandlung des Verfahrens für den Signalanteil C. Als Übertragungskanal Parameter wird wiederum der Lungen-Füllstand LF verwendet, und wiederum werden drei unterschiedliche Klassen LF.1, LF.2, LF.3 von Lungen-Füllständen unterschieden. Der zeitliche Verlauf dieser Klassen LF.1, LF.2, LF.3 wird in 22 in der obersten Zeile veranschaulicht.
In dem Signalanteil C, wiederum mit Sigsum,c bezeichnet, werden für jeden Herzschlag zwei charakteristischen Herzschlagzeitpunkte detektiert, nämlich der maximale Wert der P-Spitze und der maximale Wert des QRS-Bereichs. Diese Begriffe wurden mit Bezug auf 7 erläutert. In 22 werden beispielhaft drei maximale P-Werte Max_P(x), Max_P(y) und Max_P(z) sowie drei maximale QRS-Werte Max_QRS(x), Max_QRS(y) und Max_QRS(z) für drei Herzschläge x, y, z gezeigt.
Aus diesen maximalen Werten werden zwei Histogramme berechnet, nämlich ein Histogramm Hist_P für die maximalen P-Werte und ein Histogramm Hist_QRS für die maximalen QRS-Werte. Auf der x-Achse ist der Signalwert aufgetragen, auf der y-Achse die prozentuale Häufigkeit.
Unter Verwendung dieser beiden Histogramme Hist_P und Hist_QRS werden wiederum drei zeitliche veränderliche Schranken für die drei Klassen LF.1, LF.2, LF.3 berechnet. Diese Schranken werden mit Max_PQRS.LF.1, Max_PQRS.LF.2 und Max_PQRS.LF.3 bezeichnet.
Ein Mittelwert Mean_QRS.LF.x für die Klasse LF.n wird berechnet, indem über alle Maximalwerte Max_QRS(x) der QRS-Segmente aller Herzschläge, die zu der Klasse LF.n gehören, arithmetisch oder auf andere Weise gemittelt wird. Entsprechend wird ein Mittelwert Mean_P.LF.x für die Klasse LF.n berechnet, in dem über alle Maximalwerte Max_P(x) der P-Spitzen aller Herzschläge, die zu der Klasse LF.n gehören, gemittelt wird. Diese sechs Mittelwerte sind in 22 eingetragen.
Zu Beginn der Nutzphase Np wird eine vorgegebene Schranke verwendet. Sobald genügend Herzschläge detektiert sind, werden für jede Klasse LF.1, LF.2, LF.3 jeweils zwei verschiedene Schranken verwendet, nämlich

- im zeitlichen Bereich der P-Welle eines Herzschlags eine Schranke gemäß der Rechenvorschrift $α 1 - β0∗ Mean_P .LF .x$
und
- im zeitlichen Bereich des QRS-Segments eines Herzschlags eine Schranke gemäß der Rechenvorschrift $α2 - β2∗ Mean_QRS .LF .x .$
α2 - β2*Mean_QRS.LF.x.

Die vier vorgegebenen Konstanten haben beispielsweise die Werte α1 =0,05, β1=0,5, α2=0,025 und β2=0,05.
23 veranschaulicht wiederum, wie in der Nutzphase Np die drei zeitlich veränderlichen Schranken Max_PQRS.LF.1, Max_PQRSLF.2 und Max_PQRS.LF.3 verwendet werden, um das geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est und dann das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est zu berechnen.
Bezugszeichenliste

1: Beatmungsgerät, unterstützt die Atmungsaktivität des Patienten P, umfasst die Signalverarbeitungseinheit 5
2.1: herznaher und zwerchfellferner Satz von Messelektroden auf der Brust des Patienten P, fungiert als ein Satz von Summen-Signal-Sensoren
2.2: herzferner und zwerchfellnaher Satz von Messelektroden auf dem Bauch des Patienten P, fungiert als ein Satz von Summen-Signal-Sensoren
3: Drucksensor vor dem Mund des Patienten P, fungiert als ein Satz von Summen-Signal-Sensoren
4: Videokamera, die auf den Brustbereich des Patienten P gerichtet ist, erzeugt die Messwertreihe MWR
5: Signalverarbeitungseinheit, erzeugt aus dem Summen-Signal Sigsum das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est und / oder das geschätzte kardiogene Signal Sig_kar,est, umfasst den Signalaufbereiter 13, den Herzschlag-Zeitpunkt-Detektierer 7, den Rekonstruierer 8 und den Kompensierer 9
6: Signal-Schätzeinheit, liefert abhängig von den gemessenen Werten des oder jedes Übertragungskanal-Parameters (hier: Lungen-Füllstand LF) den oder jeden Form-Parameter-Wert und den erwarteten Verlauf Sig_Hz,kar,LF des kardiogenen Signals oder den erwarteten Verlauf des respiratorischen Signals Sig_Hz,res,LF im Verlaufe eines einzigen Herzschlags, hat Lesezugriff auf die Bibliothek 12
7: Herzschlag-Zeitpunkt-Detektierer in der Signalverarbeitungseinheit 5, detektiert den jeweiligen Zeitpunkt H_Zp(n) jedes Herzschlags
8: Rekonstruierer in der Signalverarbeitungseinheit 5, setzt die geschätzten Signalabschnitte Sig_Hz,kar zu dem rekonstruierten (geschätzten) kardiogenen Signal Sig_kar,est zusammen
9: Kompensierer, kompensiert rechnerisch den Einfluss des respiratorischen Signals Sig_res auf das Summen-Signal Sigsum
10: mechanischer Sensor, der ein Maß für die Position Pos misst
11: Herzschlag-Zeitspannen-Detektierer, misst die Zeitspanne zwischen den beiden charakteristischen Zeitpunkten H_Zp(x), H_Zp(x+1) von zwei aufeinanderfolgenden Herzschlägen und / oder misst den jeweiligen Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x), H_Zr(x+1) jedes Herzschlags
12: Bibliothek mit jeweils einem geschätzten Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF pro Klasse, der das geschätzte kardiogene Signal Sig_Hz,kar,LF.1, ... im Verlaufe jeweils eines Herzschlags beschreibt
13: Signalaufbereiter, bereitet die elektrischen Signale von den Messelektroden 2.1 und 2.2 und / oder vom pneumatischen Sensor 3 und / oder vom optischen Sensor 4 auf, umfasst einen Verstärker und einen Analog-Digital-Wandler, führt in einer Ausgestaltung ein Baseline Removing durch.
14: Stichprobe mit Stichprobenelementen, welche nach dem Übertragungskanal-Parameter klassifiziert sind und jeweils einen Signalabschnitt im Verlaufe eines Herzschlags umfassen
16: Sensor in der Speiseröhre Sp
Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z: Abschnitt des Summen-Signals Sigsum im Verlaufe des Herzschlags mit dem charakteristischen Zeitpunkt H_Zp(w) bzw. H_Zp(x) bzw. H_Zp(y) bzw. H_Zp(z)
Abs_DT.w, Abs_DT.x, Abs_DT.y: durch Detrending erzeugter aufbereiteter Summen-Signal-Abschnitt
Abs_std.x, Abs_std.y: korrigierte Signalabschnitte für jeweils einen Herzschlag, sind alle gleich lang und zeitrichtig ausgerichtet
Ak(T): Ausgleichskurve für den relativen Abtast-Zeitpunkt T
AM: Atmungsmuskulatur des Patienten P, ist Quelle für das respiratorische Signal Sig_res
Ap: Anpassungsphase, in welcher die Signal-Schätzeinheit 6 an den bisherigen Stichprobenelementen angepasst wird, überlappt mit der Nutzphase Np
Atm.1, Atm.2, ...: durch die Atmungsaktivität des Patienten P bewirkte Oszillationen im geschätzten respiratorischen Signal Sig_res,est
FP-W(1), FP-W(2), ...: Satz von Form-Parameter-Werten für einen Herzschlag
H_Zp(n): vom Herzschlag-Zeitpunkt-Detektierer 7 detektierter Zeitpunkt des n-ten Herzschlags (n = 1, 2, ...)
Hist_P: Histogramm für die Maximalwerte der P-Spitzen
Hist_QRS: Histogramm für die Maximalwerte der QRS-Spitzen
HM: Herzmuskulatur des Patienten P, ist Quelle für das kardiogene Signal Sig_kar
H_Zp(x): charakteristischer Herzschlag-Zeitpunkt des x-ten Herzschlags
H_Zr(x): Herzschlag-Zeitraum des x-ten Herzschlags
LF: aktueller Füllstand der Lunge des Patienten P, korreliert mit dem Volumenfluss Vol', ist ein Übertragungskanal-Parameter
LF.1,..., LF.4: Klassen von Lungen-Füllständen, denen in der Bibliothek 12in einer Ausgestaltung jeweils ein Referenz-Signalabschnitt Sig_Hz,kar,LF.1, ..., Sig_Hz,kar,LF.4 zugeordnet ist und in einer anderen Ausgestaltung jeweils ein Satz von Form-Parameter-Werten zugeordnet ist; jede Klasse wird verwendet, um das kardiogene Signal Sig_Hz,kar,LF oder das respiratorische Signal Sig_Hz,res,LF im Verlaufe eines einzelnen Herzschlags zu schätzen
LQ.a, LQ.b, LQ.c, Q.d: beispielhafte Aufteilung in Klassen: besteht aus drei Klassen für den Lungen-Füllstand LF und einer Klasse für das Ereignis, dass der Ausatmungszeitpunkt vor der Q-Welle liegt
Max.1, ...: Maximum, der im Verlaufe eines Herzschlags im Signalanteil Sig_Sum,high für den höheren Frequenzbereich auftritt
MWR: Messwerte-Reihe mit einer Bildsequenz, die von der Videokamera 4 aufgenommen ist, liefert in einer Variante das verwendete Summen-Signal
Max_MW.LF. 1,: gemittelte Maxima aller Abschnitte des Signalanteils Sig_Sum,high , die zur Lungen-Füllstand LF.1, LF.2, ... gehören, in der Bibliothek 12
Max_MW.LF. 2: abgespeichert
Max_P(x): Maximalwert der P-Spitze des x-ten Herzschlags
Mean_P.LF.n: Mittelwert über alle Maximalwerte Max_P(x) der Herzschläge, bei denen der Lungen-Füllstand zur Klasse LF.n gehört
Max_Pow.LF. 1,: Schranken, um in dem Signalanteil C (Sig_Sum,C) den kardiogenen Anteil zu entdecken, werden in der Nutzphase Np abhängig von
Max_Pow.LF. 2, Max_Pow.LF. 3: der jeweiligen EMG-Leistung für die drei Klassen LF.1, LF.2, LF.3 berechnet
Max_PQRS.L: Schranken für die drei Klassen LF.1, LF.2, LF.3, um in dem
F.1, Max_PQRS.L: Signalanteil C (Sig_Sum,C) den kardiogenen Anteil zu entdecken, werden in der Nutzphase Np abhängig von den beiden
F.2, Max_PQRS.L: Histogrammen Hist_QRS und Hist_P berechnet
F.3 Max_QRS(x): Maximalwert des QRS-Segments des x-ten Herzschlags
Mean_QRS.L: Mittelwert über alle Maximalwerte Max_QRS(x) der Herzschläge,
F.n: bei denen der Lungen-Füllstand zur Klasse LF.n gehört
Np: Nutzphase, folgt auf die Trainingsphase Tp, überlappt mit der Anpassungsphase Ap
Npf: Nutzpfad, beschreibt die Schritte und Bestandteile während der Nutzphase Np
P: Patient, dessen eigene Atmungsaktivität vom Beatmungsgerät 1 unterstützt wird, wird von den Messelektroden 2.1 und 2.2, vom pneumatischen Sensor 3 und von der Videokamera 4 vermessen
Pos: Position einer Messelektrode 2.1, 2.2 relativ zum Herzen des Patienten P, vom Sensor 10 gemessen, fungiert als ein weiterer Übertragungskanal-Parameter
Sigges: gesamtes Signal für die Atmung und Beatmung des Patienten P, entsteht durch eine Überlagerung der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P und der künstlichen Beatmung durch das Beatmungsgerät 1
Sigkar,est: rekonstruiertes (geschätztes) kardiogene Signal, aus den geschätzten kardiogenen Signalabschnitten Sig_Hz,kar unter Verwendung der Herzschlag-Zeitpunkte H_Zp(n) zusammengesetzt
SigHz,kar: geschätzter Signalabschnitt: Abschnitt des kardiogenen Signals im Verlaufe eines einzelnen Herzschlags, von der Signal-Schätzeinheit 6 geliefert
SigHz,kar,LF: geschätzter kardiogener Signalabschnitt, das ist der Abschnitt des geschätzten kardiogenen Signals Sig_kar,est im Verlaufe eines einzigen Herzschlags, das an den aktuellen Wert LF.1, ..., LF.4 des oder jedes Übertragungskanal-Parameters (hier: Lungen-Füllstand LF) angepasst ist, von der Signal-Schätzeinheit 6 geliefert
SigHz,kar,LF1, ..., SigHz,kar,LF.4,: in der Bibliothek 12 abgespeicherte kardiogene Referenz-Signalabschnitte für die vier Klassen LF.1, ..., LF.4 des Lungen-Füllstands LF
SigHz,kar,ÜM.a, ...,: in der Bibliothek 12 abgespeicherte kardiogene Referenz-Signalabschnitte für die vier Klassen ÜM.a, ..., ÜM.d vom
SigHz,kar,ÜM.d: Übereinstimmungs-Maßen mit den Referenz-Verläufen V.1, V.2
SigHz,kar,ÜM: geschätzter kardiogene Signalabschnitt, von der Signal-Schätzeinheit 6 abhängig vom Gesamt-Übereinstimmungs-Maß geliefert
Sigkar: kardiogenes Signal, beschreibt die Herzaktivität des Patienten P
Sigkar,est: von der Signalverarbeitungseinheit 5 erzeugte Schätzung für das kardiogene Signal Sig_kar
SigHz,Ref: vorgegebenes Standard-Referenz-Signalabschnitt, durchschnittlicher kardiogener Signalabschnitt im Verlaufe eines einzelnen Herzschlags
Sigres: respiratorisches Signal, beschreibt die eigene Atmungsaktivität des Patienten P
Sigres,est: von der Signalverarbeitungseinheit 5 erzeugte Schätzung für das respiratorische Signal Sig_res
SigHz,res,LF: geschätzter respiratorischer Signalabschnitt, das ist der Abschnitt des geschätzten respiratorischen Signals im Verlaufe eines einzigen Herzschlags, das an den aktuellen Wert LF.1, ..., LF.4 des oder jedes Übertragungskanal-Parameters (hier: Lungen-Füllstand LF) angepasst ist, von der Signal-Schätzeinheit 6 abhängig von mindestens einem Übertragungskanal-Parameter-Wert geliefert
SigHz,res,LF.1, ..., SigHz,res,LF.4: in der Bibliothek 12 abgespeicherte respiratorische Referenz-Signalabschnitte für die vier Klassen LF.1, ..., LF.4 des Lungen-Füllstands LF
SigSum: Summen-Signal, von den Summen-Signal-Sensoren 2.1, 2.2, 3 oder 4 gemessen, ist eine Überlagerung des respiratorischen Signals Sig_res und des kardiogenen Signals Sig_kar
SigSum,high: Anteil am Summen-Signal Sigsum, der in dem höheren Frequenzbereich liegt
SigSum,low: Anteil am Summen-Signal Sigsum, der in dem niedrigeren Frequenzbereich liegt
S_Q: Signal, welches einen weiteren Übertragungskanal-Parameter beschreibt, nämlich ob die Ausatmung des Patienten P kurz vor der Q-Welle beginnt oder nicht
Sp: Speiseweg des Patienten P
Tnn: weiterer Übertragungskanal für das kardiogene Signal Sig_kar , beginnt in der Herz-Muskulatur
Tns: Übertragungskanal für das kardiogene Signal Sig_kar , führt von der Herz-Muskulatur zum Sensor 2.1, 2.2
Tss: Übertragungskanal für das respiratorische Signal Sig_res , führt von der Atmungs-Muskulatur zum Sensor 2.1, 2.2
Tp: Trainingsphase, liegt vor der Anpassungsphase Ap
Tpf: Trainingspfad, beschreibt die Schritte und Bestandteile während der Trainingsphase Tp und der nachfolgenden Anpassungsphase Ap
T_R: relativer Abtast-Zeitpunkt, auf den die R-Spitze fällt
ÜM.1, ÜM.2, ...: Gesamt-Übereinstimmungs-Maß, hängt von der Übereinstimmung zwischen einem Summen-Signal-Abschnitt und einem Referenz-Verlauf V.1, V.2 ab
Vol': Volumenfluss von Atemluft in den und aus dem Atemweg Aw, korreliert mit dem Lungen-Füllstand LF, ist ein Übertragungskanal-Parameter, welcher mit einer anthropologischen Größe (hier:
V.1,..., V.3: Lungen-Füllstand LF) korreliert, welche Einfluss auf den Übertragungskanal Tns nimmt Referenz-Verläufe, durch Singular Value Decomposition (SVD) aus den standardisierten Summen-Signal-Abschnitten Abs_std.x, Abs_std.y, ... erzeugt
Zw: Zwerchfell des Patienten P

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 102015015296 A1 [0007]
DE 102007062214 B3 [0008]
DE 102009035018 A1 [0009]
WO 2005/096924 A1 [0010]
US 2007/0191728 A1 [0010]
EP 2371412 A1 [0010]
US 6411843 B1 [0011]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

M. Ungureanu und W. M. Wolf: „Basic Aspects Concerning the Event-Synchronous Interference Canceller“, IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 53 No. 11 (2006), pp. 2240 - 2247 [0006]

Claims

1. Computerimplementiertes Verfahren zur rechnerischen Ermittlung einer Schätzung (Sig_kar,est, Sig_res,est) für ein kardiogenes Signal (Sig_kar) und / oder ein respiratorisches Signal (Sig_res) unter Verwendung einer Signalverarbeitungseinheit (5), wobei das kardiogene Signal (Sig_kar) ein Maß für die Herzaktivität (HM) eines Patienten (P) und das respiratorische Signal (Sig_res) ein Maß für die eigene Atmung und / oder künstliche Beatmung (AM) des Patienten (P) ist, wobei das Verfahren eine Trainingsphase (Tp) und eine nachfolgende Nutzphase (Np) umfasst, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) wenigstens in der Trainingsphase (Tp) Messwerte von mindestens einem Summen-Signal-Sensor (2.1, 2.2, 6), der ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal misst, empfängt und verarbeitet, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) wenigstens in der Trainingsphase (Tp) abhängig vom zeitlichen Verlauf von Messwerten des oder mindestens eines Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2, 6) ein Summen-Signal (Sigsum) erzeugt, welches durch eine Überlagerung der Herzaktivität und der eigenen Atmung und / oder künstlichen Beatmung des Patienten (P) verursacht wird, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Trainingsphase (Tp) - mehrere Herzschläge, die der Patient (P) in der Trainingsphase (Tp) durchführt, detektiert und - eine Stichprobe (14) mit mehreren Stichprobenelementen erzeugt, wobei sich jedes Stichprobenelement auf jeweils einen detektierten Herzschlag bezieht, wobei die Erzeugung eines Stichprobenelements für einen Herzschlag die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - einen zu diesem Herzschlag gehörenden Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) des Summen-Signals (Sigsum) ermittelt, - für mindestens einen Form-Parameter den jeweiligen Wert, den der Form-Parameter bei diesem Herzschlag annimmt, durch Auswertung des Summen-Signal-Abschnitts (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) ermittelt, wobei der oder jeder Form-Parameter den Verlauf des kardiogenen Signals (Sig_kar) und / oder des respiratorischen Signals (Sig_res) beeinflusst, - mindestens einen Wert (LF.1, ..., LF.4) für einen vorgegebenen ersten Übertragungskanal-Parameter (LF), der bei diesem Herzschlag von einem weiteren Sensor (3, 4, 6) gemessen worden ist, empfängt oder einen solchen Wert durch Auswertung des Summen-Signals (Sigsum) berechnet, wobei der erste Übertragungskanal-Parameter (LF) mit einer Auswirkung einer anthropologischen Größe, insbesondere einer mit der Atmung und / oder Beatmung oder Unregelmäßigkeiten in der Herzaktivität zusammenhängenden Größe, auf einen Übertragungskanal (Tss, Tns) von einer Signalquelle (AM, HM) im Körper des Patienten (P) zu dem oder mindestens einem Summen-Signal-Sensor (2.1, 2.2, 6) korreliert, und - das Stichprobenelement für diesen Herzschlag so erzeugt, dass es den oder jeden für diesen Herzschlag berechneten Form-Parameter-Wert und den oder einen bei diesem Herzschlag gemessenen oder berechneten Wert (LF.1, ..., LF.4) des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF) umfasst, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) während der Trainingsphase (Tp) unter Verwendung der Stichprobe (14) eine Signal-Schätzeinheit (6) generiert, welche den oder jeden Form-Parameter als Funktion des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF) liefert, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) während der Nutzphase (Np) mindestens einen, bevorzugt jeden, Herzschlag, den der Patient (P) im Verlaufe der Nutzphase (Np) durchführt, detektiert, wobei für mindestens einen, bevorzugt für jeden, in der Nutzphase (Np) detektierten Herzschlag jeweils die Schritte durchgeführt werden, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - einen charakteristischen Zeitpunkt (H_Zp) oder einen Zeitraum (H_Zr) des Herzschlags detektiert, - einen Wert (LF.1, ..., LF.4) des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF), der bei diesem Herzschlag gemessen worden ist, von dem weiteren Sensor (3, 4, 6) empfängt oder einen solchen Wert durch Auswertung des Summen-Signals (Sigsum) berechnet, - durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) auf den bei diesem Herzschlag gemessenen oder berechneten Übertragungskanal-Parameter-Wert (LF.1, ..., LF.4) jeweils einen Wert für den oder jeden Form-Parameter berechnet und - unter Verwendung des oder jedes berechneten Form-Parameter-Werts einen geschätzten kardiogenen Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz.kar,LQ) und / oder einen geschätzten respiratorischen Signalabschnitt (Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,res,ÜM) für diesen Herzschlag berechnet, welcher näherungsweise das kardiogene Signal (Sig_kar) bzw. das respiratorische Signal (Sig_res) im Verlaufe dieses Herzschlags beschreibt, wobei in der Nutzphase (Np) weiterhin mindestens einer der drei Schritte durchgeführt wird, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) unter Verwendung des oder jedes in der Nutzphase (Np) gemessenen charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkts (H_Zp) oder Herzschlag-Zeitraums (H_Zr) - die berechneten geschätzten kardiogenen Signalabschnitte (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,kar,LQ) für die detektierten Herzschläge zu dem geschätzten kardiogenen Signal (Sig_kar,est) zusammensetzt, - die berechneten geschätzten respiratorischen Signalabschnitte (Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,res,ÜM) für die detektierten Herzschläge zu dem geschätzten respiratorischen Signal (Sig_res,est) zusammensetzt oder - das geschätzte respiratorische Signal (Sig_res,est) durch rechnerisches Kompensieren der Herzaktivität ermittelt, wobei der Schritt, in der Nutzphase (Np) das geschätzte respiratorische Signal (Sig_res,est) durch rechnerisches Kompensieren zu ermitteln, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - auch in der Nutzphase (Np) abhängig von Messwerten des oder mindestens eines Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2, 6) ein Summen-Signal (Sig_Sum) erzeugt und - für mindestens einen, bevorzugt für jeden in der Nutzphase (Np) detektierten Herzschlag unter Verwendung des geschätzten kardiogenen Signalabschnitts (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,kar,LQ) für diesen Herzschlag den Einfluss dieses Herzschlags auf das in der Nutzphase (Np) erzeugte Summen-Signal (Sig_Sum) rechnerisch kompensiert.

Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt, unter Verwendung der Stichprobe (14) die Signal-Schätzeinheit (6) zu generieren, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - die Stichprobenelemente anhand ihrer Übertragungskanal-Parameter-Werte (LF.1, ..., LF.4, LQ.a, ..., LQ.d) dergestalt auf Stichprobenelemente-Klassen aufteilt, dass die Übertragungskanal-Parameter-Werte (LF.1, ..., LF.4, LQ.a, ..., LQ.d) der Stichprobenelemente einer Klasse sich höchstens um eine vorgegebene absolute oder prozentuale Schranke voneinander unterscheiden, - für jede Klasse jeweils einen Referenz-Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich und einen zugeordneten Referenz-Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF.1, ..., Sig_Hz,kar,LF.4, Sig_Hz,kar,ÜM.a, ..., Sig_{Hz,kar,ÜM.d}) berechnet, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) die Summen-Signal-Abschnitte (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) der Klasse zu dem Referenz-Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF.1, ..., Sig_Hz,kar,LF.4, Sig_{Hz,kar,ÜM.a}, ..., Sig_Hz,kar,ÜM.d) zusammenfasst und wobei der zugeordnete Referenz-Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF.1, ..., Sig_Hz,kar,LF.4, Sig_{Hz,kar,ÜM.a}, ..., Sig_{Hz,kar,ÜM.d}) als der oder ein Form-Parameter fungiert, und - die Signal-Schätzeinheit (6) so erzeugt, dass sie eine Bibliothek (12) mit mehreren Referenz-Signalabschnitten Sig_Hz,kar,LF.1,..., Sig_Hz,kar,LF.4, Sig_{Hz,kar,ÜM.a}, ..., Sig_{Hz,kar,ÜM.d}), die jeweils einem Referenz-Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich zugeordnet sind, umfasst, und der Schritt, in der Nutzphase (Np) die Signal-Schätzeinheit (6) auf einen Übertragungskanal-Parameter-Wert anzuwenden, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - abhängig von dem empfangenen Übertragungskanal-Parameter-Wert mindestens einen Referenz-Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich und den jeweils zugeordneten Referenz-Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF.1, ..., Sig_Hz,kar,LF.4, Sig_Hz,kar,ÜM.a, ..., Sig_{Hz,kar,ÜM.d}) ermittelt und - den geschätzten Signalabschnitt abhängig von dem oder jedem ermittelten Referenz-Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF.1, ..., Sig_Hz,kar,LF.4, Sig_Hz,kar,ÜM.a, ..., Sig_Hz,kar,ÜM.d) berechnet.

Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Trainingsphase (Tp) für jede Stichprobenelemente-Klasse aus den Übertragungskanal-Parameter-Werten der Stichprobenelemente-Klasse jeweils einen Referenz-Übertragungskanal-Parameter-Wert berechnet und als den Referenz- Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich der Stichprobenelemente-Klasse verwendet und der Schritt, in der Nutzphase (Np) die Signal-Schätzeinheit (6) auf den bei einem Herzschlag gemessenen Übertragungskanal-Parameter-Wert anzuwenden, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - in der Bibliothek (12) einen ersten und einen zweiten Referenz-Signalabschnitt ermittelt, die einem ersten bzw. einem zweiten Referenz- Übertragungskanal-Parameter-Wert als dem jeweiligen Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich des ersten bzw. des zweiten Referenz-Signalabschnitts zugeordnet sind, - wobei der erste Referenz-Übertragungskanal-Parameter-Wert kleiner oder gleich und der zweite Referenz-Übertragungskanal-Parameter-Wert größer oder gleich als der bei diesem Herzschlag gemessene Übertragungskanal-Parameter-Wert ist, und - den für den Herzschlag geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) durch eine Glättung, insbesondere eine Interpolation oder Regression, zwischen dem ersten und dem zweiten ermittelten Referenz-Signalabschnitt berechnet.

Verfahren nach Anspruch 2 oder Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein Referenz-Verlauf (V.1, V.2, ...) des Summen-Signals (Sig_Sum) im Verlaufe eines Herzschlags vorgegeben oder von der Signalverarbeitungseinheit (5) in der Trainingsphase (Tp) berechnet wird und die Signalverarbeitungseinheit (5) bei dem Schritt, für einen Herzschlag einen Wert des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF) zu empfangen oder zu berechnen, - den zu diesem Herzschlag gehörenden Summen-Signal-Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) ermittelt, - jeweils ein Maß für die Übereinstimmung (ÜM.1, ÜM.2, ...) zwischen diesem Summen-Signal-Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) und dem oder jedem Referenz-Verlauf (V.1, V.2, ...) berechnet und - den ersten Übertragungskanal-Parameter-Wert für diesen Herzschlag unter Verwendung der berechneten Übereinstimmungs-Maße (ÜM.1, ÜM.2, ...) berechnet, wobei jede Klasse von Stichprobenelementen, welche die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzphase (Np) erzeugt, als Referenz-Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich jeweils einen Wertebereich von möglichen Übereinstimmungs-Maßen (ÜM.1, ÜM.2, ...) umfasst.

Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Trainingsphase (Tp) die Referenz-Verläufe unter Verwendung der in der Trainingsphase (Tp) ermittelten Summen-Signal-Abschnitte (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) berechnet, insbesondere durch Anwendung einer Singular Value Decomposition oder einer Principal Component Analysis auf standardisierte Summen-Signal-Abschnitte (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z).

Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) für eine Stichprobenelemente-Klasse die Summen-Signal-Abschnitte (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) der Klasse zu dem Referenz-Signalabschnitt zusammenfasst, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - die Summen-Signal-Abschnitte (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) der Klasse rechnerisch übereinanderlegt, so dass jeder Summen-Signal-Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) sich auf die gleiche Abfolge von relativen Abtast-Zeitpunkten bezieht, - für jeden relativen Abtast-Zeitpunkt (T_R) durch Anwendung eines Glättungs-Verfahrens jeweils eine Ausgleichskurve [Ak(T_R)] erzeugt, welche jedem Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich einer Stichprobenelemente-Klasse jeweils einen Referenz-Signalwert zuordnet, und - für jeden Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich die Abfolge der Ausgleichskurven-Werte entlang der relativen Abtast-Zeitpunkte ermittelt und die Abfolge als den Referenz-Signalabschnitt für diesen Übertragungskanal-Parameter-Wertebereich verwendet.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt, bei der Ermittlung des geschätzten respiratorischen Signals (Sig_res,est) den Einfluss eines detektierten Herzschlags auf das Summen-Signal (Sig_Sum) rechnerisch zu kompensieren, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - einen Herzschlag-Zeitraum (H_Zr) dieses Herzschlags bestimmt und - in demjenigen Abschnitt des Summen-Signals (Sig_Sum), der in diesem Herzschlag-Zeitraum (H_Zr) liegt, den Einfluss des Herzschlags unter Verwendung des für diesen Herzschlag geschätzten kardiogenen Signalabschnitts (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,kar,LQ) rechnerisch kompensiert, - insbesondere den für diesen Herzschlag geschätzten kardiogenen Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,kar,LQ) von demjenigen Abschnitt des Summen-Signals (Sig_Sum), der in diesem Herzschlag-Zeitraum (H_Zr) liegt, subtrahiert.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Erzeugung des Stichprobenelements für einen Herzschlag die weiteren Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - den im Verlaufe dieses Herzschlags gemessenen Wert mindestens eines weiteren vorgegebenen Übertragungskanal-Parameters (Q, RR), der mit der Auswirkung derselben oder einer weiteren anthropologischen Größe auf den oder einen Übertragungskanal (Tss, Tns) zu einem Summen-Signal-Sensor (2.1, 2.2, 6) korreliert, empfängt und - das Stichprobenelement für diesen Herzschlag so erzeugt, dass es zusätzlich den jeweiligen im Verlaufe eines Herzschlags gemessenen Wert jedes weiteren Übertragungskanal-Parameters (Q, RR) umfasst, die Signalverarbeitungseinheit (5) die Signal-Schätzeinheit (6) so generiert, dass diese für einen Herzschlag den oder jeden Form-Parameter als Funktion des ersten Übertragungskanal-Parameters (LQ) und des oder jedes weiteren Übertragungskanal-Parameters (Q, RR) liefert, und die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzphase (Np) für jeden detektierten Herzschlag die weiteren Schritte durchführt, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - den jeweils gemessenen Wert von dem oder einem weiteren Sensor (3, 4, 6) empfängt oder durch Auswertung des Summen-Signals (Sigsum) berechnet, den der erste Übertragungskanal-Parameter (LQ) und der oder jeder weitere Übertragungskanal-Parameter (Q, RR) bei diesem Herzschlag annimmt, und - durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) auf jeden bei diesem Herzschlag gemessenen Übertragungskanal-Parameter-Wert jeweils einen Wert für den oder jeden Form-Parameter berechnet.

Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Übertragungskanal-Parameter mit dem Füllstand (LF) der Lunge des Patienten (P) korreliert und der oder ein weiterer Übertragungskanal-Parameter (Q) mit einer Phase während eines einzelnen Atmungsvorgangs und / oder Beatmungsvorgangs korreliert, insbesondere damit, ob Atemluft in die Lunge hinein oder aus der Lunge heraus fließt.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der oder ein Übertragungskanal-Parameter (LF) von der Geometrie des Körpers des Patienten (P) abhängt und die Signalverarbeitungseinheit (5) sowohl in der Trainingsphase (Tp) als auch in der Nutzphase (Np) mehrere Messwerte empfängt und verarbeitet, welche ein elektrischer Sensor (2.1, 2.2) oder mechanischer Sensor oder pneumatischer Sensor (3) oder optischer Sensor (4) gemessen hat, wobei die Messwerte dieses Sensors (2.1, 2.2, 6) mit der aktuellen Körper-Geometrie des Patienten (P) korrelieren.

Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Übertragungskanal-Parameter (LF), der von der Geometrie des Körpers des Patienten (P) abhängt, der aktuellen Atmungszustand und / oder Beatmungszustand des Patienten ist und der Sensor, dessen Messwerte mit der aktuellen Körper-Geometrie des Patienten (P) korrelieren, ein Atemzustands-Sensor (3) ist, der den aktuellen Atmungszustand und / oder Beatmungszustand des Patienten (P) misst.

Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Atemzustands-Sensor (3) - den Fluss (Vol') von Gas in den Körper und / oder aus dem Körper des Patienten (P), - den Atemwegsdruck (P_aw) des Patienten (P), - den Fluss von Gas aus einem Beatmungsgerät (1) oder in ein Beatmungsgerät (1) und / oder - die aktuelle Position, Geschwindigkeit und / oder Beschleunigung mindestens eines Punkts auf der Haut des Patienten (P) misst, wobei dieses Beatmungsgerät (1) in einer Fluidverbindung mit dem Patienten (P) steht.

Verfahren nach Anspruch 11 oder Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der oder mindestens ein Summen-Signal-Sensor (2.1, 2.2) auf der Haut des Patienten (P) positioniert ist, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) Messwerte für die jeweilige aktuelle Position (Pos) des oder jedes verwendeten Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2) auf der Haut relativ zu einem Referenzpunkt empfängt, wobei mindestens ein Positions-Sensor sowohl in der Trainingsphase (Tp) als auch in der Nutzphase (Np) die Relativ-Position misst, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Trainingsphase (Tp) - mithilfe von Messwerten des oder eines Atemzustands-Sensors und von Messwerten des oder eines Positions-Sensors einen funktionalen Zusammenhang erzeugt, welcher die Relativ-Position des Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2) auf der Haut als Funktion des Atemzustands und / oder Beatmungszustands des Patienten (P) beschreibt, und - die Signal-Schätzeinheit (6) so erzeugt, dass sie für einen Herzschlag den oder jeden Form-Parameter als Funktion der jeweiligen gemessenen Relativ-Position des oder jedes Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2) auf der Haut liefert, und wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzphase (Np) für mindestens einen detektierten Herzschlag - Messwerte empfängt, die mit dem aktuellen Atmungszustand und / oder Beatmungszustand des Patienten (P) bei diesem Herzschlag korrelieren, - durch Anwendung des funktionalen Zusammenhangs auf den gemessenen aktuellen Atmungszustand und / oder Beatmungszustand die jeweilige aktuelle Relativ-Position jedes Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2) berechnet und - durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) auf die oder jede berechnete Relativ-Position den geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) für diesen Herzschlag berechnet.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) den Wert des ersten oder eines weiteren Übertragungskanal-Parameters (RR) misst, indem die Signalverarbeitungseinheit (5) das empfangene Summen-Signal (Sig_Sum) auswertet.

Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass der oder ein durch Auswertung des Summen-Signals (Sig_Sum) gemessene Übertragungskanal-Parameter (RR) - der Abstand (RR) zwischen den beiden charakteristischen Zeitpunkten von zwei aufeinanderfolgenden Herzschlägen oder - der Abstand zwischen zwei Signalspitzen (R, S) im Verlaufe eines einzigen Herzschlags oder - die Differenz zwischen dem größten Wert (R) und dem kleinsten Wert (S) des Summen-Signals (Sigsum) im Verlaufe eines einzigen Herzschlags ist.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Standard-Referenz-Signalabschnitt (Sig_Hz,kar) vorgegeben wird, welches von der Herzaktivität im Verlaufe eines Herzschlags verursacht wird, wobei dieser Standard-Referenz-Signalabschnitt (Sig_Hz,kar) von dem oder mindestens einem Form-Parameter abhängt, wobei die Erzeugung des Stichprobenelements für einen Herzschlag die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - durch Auswertung des Summen-Signal-Abschnitts (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) jeweils einen Wert für den oder jeden Form-Parameter des Standard-Referenz-Signalabschnitts (Sig_Hz,kar) berechnet und - das Stichprobenelement für diesen Herzschlag so erzeugt, dass es den jeweiligen für diesen Herzschlag berechneten Wert des oder jedes Form-Parameters umfasst, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) die Signal-Schätzeinheit (6) so generiert, dass sie den oder jeden Form-Parameter des Standard-Referenz-Signalabschnitts (Sig_Hz,kar) als Funktion des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF) und optional mindestens eines weiteren Übertragungskanal-Parameters (Q, RR) liefert, und wobei der Schritt, in der Nutzphase (Np) für einen detektierten Herzschlag den geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) zu berechnen, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) auf den oder jeden bei einem detektierten Herzschlag gemessenen Wert eines Übertragungskanal-Parameters (LF, Q, RR) den jeweilige Wert des oder jedes Form-Parameters des Standard-Referenzsignal-Abschnitts (Sig_Hz,kar) berechnet, - den vorgegebene Standard-Referenz-Signalabschnitt (Sig_Hz,kar) unter Verwendung des jeweiligen berechneten Werts des oder jedes Form-Parameters anpasst und - den geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) für diesen Herzschlag abhängig von dem angepassten Standard-Referenz-Signalabschnitt berechnet, insbesondere den angepassten Standard-Referenz-Signalabschnitt als den geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) verwendet.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) Messwerte von mindestens einem herzfernen Summen-Signal-Sensor (2.2) und mindestens einem herznahen Summen-Signal-Sensor (2.1) empfängt, welche ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal messen, wobei der oder jeder herzferne Summen-Signal-Sensor (2.2) einen größeren Abstand zur Herz-Muskulatur (HM) des Patienten (P) aufweist als der oder jeder herznahe Summen-Signal-Sensor (2.1), und die Signalverarbeitungseinheit (5) - in der Trainingsphase (Tp) und bevorzugt auch in der Nutzphase (Np) das Summen-Signal (Sigsum) unter Verwendung von Messwerten des oder mindestens eines herzfernen Summen-Signal-Sensors (2.2) erzeugt und - in der Nutzphase (Np) und bevorzugt auch in der Trainingsphase (Tp) jeden Herzschlag und seinen charakteristischen Zeitpunkt und / oder den Herzschlag-Zeitraum (H_Zr) dieses Herzschlags unter Verwendung von Messwerten des oder mindestens eines herznahen Summen-Signal-Sensors (2.1) detektiert.

Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass der oder jeder herzferne Summen-Signal-Sensor (2.2) einen geringeren Abstand zu einem Muskel der Atmungs-Muskulatur (AM) aufweist als der oder jede herznahe Summen-Signal-Sensor (2.1), wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzphase (Np) - das Summen-Signal (Sigsum) unter Verwendung von Messwerten des oder mindestens eines herzfernen Summen-Signal-Sensors (2.2) erzeugt, - ohne die Messwerte des oder eines herznahen Summen-Signal-Sensors (2.1) zu verwenden.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) wenigstens in der Trainingsphase (Tp) - Messwerte von mindestens einem ersten Summen-Signal-Sensor, der das im Körper des Patienten (P) erzeugte Signal an jeweils einer ersten Position misst, und - Messwerte von mindestens einem zweiten Summen-Signal-Sensor, der das im Körper des Patienten (P) erzeugte Signal an jeweils einer zweiten Position misst, empfängt und das Verfahren die zusätzlichen Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Trainingsphase (Tp) - ein erstes Summen-Signal abhängig von Messwerten des oder jedes ersten Summen-Signal-Sensors und - ein zweites Summen-Signal abhängig von Messwerten des oder jedes zweiten Summen-Signal-Sensors erzeugt, in der Trainingsphase (Tp) weiterhin - unter Verwendung des ersten Summen-Signals eine erste Stichprobe und unter Verwendung des zweiten Summen-Signals eine zweite Stichprobe erzeugt und - unter Verwendung der ersten Stichprobe eine erste Signal-Schätzeinheit und unter Verwendung der zweiten Stichprobe eine zweite Signal-Schätzeinheit erzeugt und in der Nutzphase (Np) für jeden detektierten Herzschlag - durch Anwendung der ersten Signal-Schätzeinheit einen ersten geschätzten Signalabschnitt und durch Anwendung der zweiten Signal-Schätzeinheit einen zweiten geschätzten Signalabschnitt erzeugt und - den ersten und den zweiten geschätzten Signalabschnitt zu einem geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) für den Herzschlag zusammenfasst.

Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Erzeugung des Stichprobenelements für einen Herzschlag die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - Messwerte von einem ersten Parameter-Sensor, der einen ersten Wert des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF) misst, und - Messwerte von einem zweiten Parameter-Sensor, der einen zweiten Wert des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF) oder eines zweiten Übertragungskanal-Parameters (Q) misst, empfängt, in der Trainingsphase (Tp) - die erste Signal-Schätzeinheit so generiert, dass sie den oder jeden Form-Parameter als Funktion des von dem ersten Parameter-Sensor gemessenen Übertragungskanal-Parameters (LF) liefert, und - der zweite Signal-Schätzeinheit so generiert, dass sie den oder jeden Form-Parameter als Funktion des von dem zweiten Parameter-Sensor gemessenen Übertragungskanal-Parameters (Q) liefert, und in der Nutzphase (Np) für jeden detektierten Herzschlag - einen ersten Parameter-Wert empfängt, den der erste Parameter-Sensor bei diesem Herzschlag gemessen hat, - einen zweiten Parameter-Wert empfängt, den der zweite Parameter-Sensor bei diesem Herzschlag gemessen hat, - durch Anwendung der ersten Signal-Schätzeinheit auf den ersten Parameter-Wert den ersten geschätzten Signalabschnitt erzeugt und - durch Anwendung der zweiten Signal-Schätzeinheit auf den zweiten Parameter-Wert den zweiten geschätzten Signalabschnitt erzeugt.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in der Trainingsphase (Tp) die Schritte durchgeführt werden, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - das Summen-Signal (Sig_Sum) im Zeitbereich erzeugt, - für jeden Herzschlag den zu diesem Herzschlag gehörenden Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) des Summen-Signals (Sig_Sum) in ein Summen-Signal im Frequenzbereich transformiert, - den oder jeden Form-Parameter-Wert durch Auswertung des in den Frequenzbereich transformierten Summen-Signal-Abschnitts ermittelt, - jedes Stichprobenelement für einen Herzschlag so erzeugt, dass es den oder jeden im Frequenzbereich ermittelten Form-Parameter-Wert und den oder jeden beim Herzschlag gemessenen Übertragungskanal-Parameter-Wert umfasst, und - die Signal-Schätzeinheit (6) so generiert, dass sie im Frequenzbereich den oder jeden Form-Parameter als Funktion des oder jedes Übertragungskanal-Parameters (LF, Q, RR) beschreibt, und in der Nutzphase (Np) für mindestens einen detektierten Herzschlag die Schritte durchgeführt werden, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) einen geschätztes Signalabschnitt im Frequenzbereich berechnet und - diesen in einen geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) im Zeitbereich transformiert.

Verfahren nach eine der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein erster Frequenzbereich vorgegeben wird und das Verfahren die weiteren Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - aus den Messwerten des oder mindestens eines Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2, 6) ein Gesamt-Summen-Signal (Sig_Sum) erzeugt, - im Gesamt-Summen-Signal (Sig_Sum) jeweils denjenigen Signalanteil (Sig_Sum,high) ermittelt, der in dem oder jeweils einem ersten Frequenzbereich liegt, und - in dem Signalanteil (Sig_Sum,high), der in jeweils einem ersten Frequenzbereich liegt, durch Anwendung eines Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche einen respiratorischen Signalanteil und / oder einen kardiogenen Signalanteil ermittelt und die Signalverarbeitungseinheit (5) weiterhin - das geschätzte respiratorische Signal (Sig_res,est) unter Verwendung mindestens eines, bevorzugt jedes, in dem oder einem ersten Frequenzbereich liegenden respiratorischen Signalanteils ermittelt und / oder - das geschätzte kardiogene Signal (Sig_kar,est) unter Verwendung mindestens eines, bevorzugt jedes kardiogenen Signalanteils in dem oder einem ersten Frequenzbereich ermittelt.

Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein zweiter Frequenzbereich dergestalt vorgegeben wird, dass der im zweiten Frequenzbereich liegenden Signalanteil des Gesamt-Summen-Signals (Sig_Sum) ausschließlich von der eigenen Atmung und / oder künstlichen Beatmung oder ausschließlich von der Herzaktivität des Patienten (P) erzeugt wird und die Signalverarbeitungseinheit (5) - das geschätzte respiratorische Signal (Sig_res,est) unter Verwendung des oder mindestens eines respiratorischen Signalanteils in dem oder einem ersten Frequenzbereich und dem oder mindestens einem in dem oder einem im zweiten Frequenzbereich liegenden und von der Atmung/Beatmung erzeugten Signalanteil des Gesamt-Summen-Signals (Sig_Sum) ermittelt oder - das geschätzte kardiogene Signal (Sig_kar,est) unter Verwendung des oder mindestens eines kardiogenen Signalanteils in oder einem dem ersten Frequenzbereich und dem oder mindestens einem in dem oder einem im zweiten Frequenzbereich liegenden und von der Herzaktivität erzeugten Signalanteil des Gesamt-Summen-Signals (Sigsum) ermittelt.

Verfahren nach eine der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Veränderungs-Vorschrift vorgegeben wird, welche auf einen zu einem Herzschlag gehörenden Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) des Summen-Signals (Sigsum) anwendbar ist, wobei die vorgegebene Veränderungs-Vorschrift von dem oder mindestens einem Form-Parameter abhängt und wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzphase (Np) - durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) für den oder jeden Form-Parameter in der vorgegebenen Veränderungs-Vorschrift jeweils einen Wert berechnet und - bei dem Schritt, für jeden detektierten Herzschlag einen geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) für diesen Herzschlag zu berechnen, die Veränderungs-Vorschrift, die mit dem oder jedem berechneten Form-Parameter-Wert parametriert ist, auf den zu diesem Herzschlag gehörenden Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) des Summen-Signals (Sigsum) anwendet und durch die Anwendung auf den Summen-Signal-Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) den geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) berechnet.

Verfahren nach eine der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine für jeden Herzschlag gültige Unterteilung des Herzschlag-Zeitraums (H_Zr) in mindestens zwei verschiedene Herzschlag-Zeitraum-Phasen vorgegeben wird, die Signalverarbeitungseinheit (5) sowohl in der Trainingsphase (Tp) als auch in der Nutzphase (Np) für den oder jeden Übertragungskanal-Parameter (LF, Q, RR) und für jede Herzschlag-Zeitraum-Phase jeweils einen Wert, der bei dieser Herzschlag-Zeitraum-Phase von dem weiteren Sensor (3, 4, 6) gemessen worden ist, empfängt, die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Trainingsphase (Tp) für jeden Herzschlag und für jede Herzschlag-Zeitraum-Phase dieses Herzschlags jeweils ein Stichprobenelement so erzeugt, dass es den oder jeden für diese Herzschlag-Zeitraum-Phase berechneten Form-Parameter-Wert und den oder jeden bei dieser Herzschlag-Zeitraum-Phase gemessenen Wert des oder eines Übertragungskanal-Parameters umfasst, und die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzphase (Np) für mindestens einen, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag - für jede Herzschlag-Zeitraum-Phase dieses Herzschlags durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) auf den oder jeden bei dieser Herzschlag-Zeitraum-Phase gemessenen Übertragungskanal-Parameter-Wert für den oder jeden Form-Parameter jeweils einen Wert berechnet und - den geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) für diesen Herzschlag unter Verwendung der Form-Parameter-Werte für die Herzschlag-Zeitraum-Phasen dieses Herzschlags berechnet.

Verfahren nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Trainingsphase (Tp) für jede Herzschlag-Zeitraum-Phase unter Verwendung der für diese Herzschlag-Zeitraum-Phase erzeugten Stichprobenelemente jeweils eine Signalphase-Schätzeinheit erzeugt, welche den oder jeden Form-Parameter als Funktion des oder jedes Übertragungskanal-Parameters liefert und für diese Herzschlag-Zeitraum-Phase gültig ist, und die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzphase (Np) für mindestens einen, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag - für jede Herzschlag-Zeitraum-Phase dieses Herzschlags jeweils einen geschätzten Signalabschnitt berechnet, welcher näherungsweise das kardiogene Signal (Sig_kar) oder das respiratorische Signal (Sig_res) im Verlaufe dieser Herzschlag-Zeitraum-Phase dieses Herzschlags beschreibt, und - den geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) für diesen Herzschlag unter Verwendung der geschätzten Signalabschnitte für die Herzschlag-Zeitraum-Phasen dieses Herzschlags berechnet und hierfür die Signalphase-Schätzeinheit für diese Herzschlag-Zeitraum-Phase verwendet, insbesondere die geschätzten Signalabschnitte für die Herzschlag-Zeitraum-Phasen zum geschätzten Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,kar,LQ, Sig_Hz,res,ÜM) zusammensetzt.

Verfahren nach eine der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitung (5) in der Nutzphase (Np) - mindestens einmal ein weiteres Stichprobenelement erzeugt, welches sich auf einen in der Nutzphase (Np) detektierten Herzschlag bezieht, bevorzugt jeweils ein Stichprobenelement für jeden in der Nutzphase (Np) detektierten Herzschlag, und - die in der Trainingsphase (Tp) generierte Signal-Schätzeinheit (6) unter Verwendung des oder mindestens eines in der Nutzphase (Np) erzeugten weiteren Stichprobenelements, bevorzugt jedes bislang in der Nutzphase (Np) erzeugten Stichprobenelement, abändert oder erneut erzeugt.

Verfahren nach eine der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Patient (P) mithilfe eines Beatmungsgeräts (1) beatmet wird, welches Beatmungshübe durchführt, wobei die Beatmungshübe abhängig von dem ermittelten geschätzten respiratorischen Signal (Sigres,est) ausgelöst werden, insbesondere von der Signalverarbeitungseinheit (5).

Verfahren nach eine der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Patient (P) mithilfe eines Beatmungsgeräts (1) beatmet wird und die zusätzlichen Schritte durchgeführt werden, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzphase (Np) - ein gemessenes Beatmungsgerät-Signal empfängt, welches den vom Beatmungsgerät (1) bewirkten Fluss von Gas zwischen dem Beatmungsgerät (1) und dem Patienten (P) beschreibt, - das Beatmungsgerät-Signal mit dem geschätzten respiratorischen Signal (Sigres,est) vergleicht, - abhängig vom Ergebnis des Vergleichs eine Bewertung der Synchronisierung zwischen der Atmungsaktivität des Patienten (P) und dem vom Beatmungsgerät (1) erzeugten Gas-Fluss berechnet und - dann, wenn diese Bewertung der Synchronisierung unterhalb einer vorgegebenen Schranke liegt, veranlasst, dass ein Betriebs-Parameter des Beatmungsgeräts (1) automatisch verändert wird und / oder ein Alarm ausgegeben wird.

Signalverarbeitungseinheit (5) zur rechnerischen Ermittlung eines kardiogenen Signals und / oder eines respiratorischen Signals, wobei das kardiogene Signal (Sig_kar) ein Maß für die Herzaktivität eines Patienten (P) und das respiratorische Signal (Sig_res) Maß für die eigene Atmung und / oder künstliche Beatmung des Patienten (P) ist, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) zur Durchführung einer Trainingsphase (Tp) und einer nachfolgenden Nutzphase (Np) ausgestaltet ist, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, wenigstens in der Trainingsphase (Tp) Messwerte von mindestens einem Summen-Signal-Sensor (2.1, 2.2, 6) zu empfangen, welcher ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal zu messen vermag, und diese Messwerte zu verarbeiten, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, wenigstens in der Trainingsphase (Tp) abhängig vom zeitlichen Verlauf von Messwerten des oder mindestens eines Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2, 6) ein Summen-Signal (Sigsum) zu erzeugen, welches durch eine Überlagerung der Herzaktivität und der eigenen Atmung und / oder künstlichen Beatmung des Patienten (P) verursacht wird, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, in der Trainingsphase (Tp) - mehrere Herzschläge, die der Patient (P) in der Trainingsphase (Tp) durchführt, zu detektieren und - eine Stichprobe (14) mit mehreren Stichprobenelementen zu erzeugen, wobei sich jedes Stichprobenelement auf jeweils einen detektierten Herzschlag bezieht, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, bei der Erzeugung eines Stichprobenelements für einen Herzschlag die Schritte durchzuführen, - einen zu diesem Herzschlag gehörenden Abschnitt (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) des Summen-Signals (Sig_Sum) zu ermitteln, - für mindestens einen Form-Parameter den jeweiligen Wert, den der Form-Parameter bei diesem Herzschlag annimmt, durch Auswertung des Summen-Signal-Abschnitts (Abs.w, Abs.x, Abs.y, Abs.z) zu ermitteln, wobei der oder jeder Form-Parameter den Verlauf des kardiogenen Signals (Sig_kar) und / oder des respiratorischen Signals (Sig_res) beeinflusst, - mindestens einen Wert (LF.1, ..., LF.4) für einen vorgegebenen ersten Übertragungskanal-Parameter (LF), der bei diesem Herzschlag von einem weiteren Sensor (3, 4, 6) gemessen worden ist, zu empfangen oder einen solchen Wert durch Auswertung des Summen-Signals (Sig_Sum) zu berechnen, wobei der erste Übertragungskanal-Parameter (LF) mit einer Auswirkung einer anthropologischen Größe, insbesondere einer mit der Atmung und / oder Beatmung oder Unregelmäßigkeiten in der Herzaktivität zusammenhängenden Größe, auf einen Übertragungskanal (Tss, Tns) von einer Signalquelle (AM, HM) im Körper des Patienten (P) zu dem oder mindestens einem Summen-Signal-Sensor (2.1, 2.2, 6) korreliert, und - das Stichprobenelement für diesen Herzschlag so zu erzeugen, dass es den oder jeden für diesen Herzschlag berechneten Form-Parameter-Wert und den oder einen bei diesem Herzschlag gemessenen oder berechneten Wert (LF.1, ..., LF.4) des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF) umfasst, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, während der Trainingsphase (Tp) unter Verwendung der Stichprobe (14) eine Signal-Schätzeinheit (6) zu generieren, welche den oder jeden Form-Parameter als Funktion des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF) liefert, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, während der Nutzphase (Np) mindestens einen, bevorzugt jeden Herzschlag, den der Patient (P) im Verlaufe der Nutzphase (Np) durchführt, zu detektieren, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, für mindestens einen, bevorzugt für jeden, in der Nutzphase (Np) detektierten Herzschlag jeweils die Schritte durchzuführen, - einen charakteristischen Zeitpunkt (H_Zp) oder einen Zeitraum (H_Zr) des Herzschlags zu detektieren, - einen Wert (LF.1, ..., LF.4) des ersten Übertragungskanal-Parameters (LF), der bei diesem Herzschlag gemessen worden ist, von dem weiteren Sensor (3, 4, 6) zu empfangen oder einen solchen Wert durch Auswertung des Summen-Signals (Sig_Sum) zu berechnen, - durch Anwendung der Signal-Schätzeinheit (6) auf den bei diesem Herzschlag gemessenen oder berechneten Übertragungskanal-Parameter-Wert (LF.1, ..., LF.4) jeweils einen Wert für den oder jeden Form-Parameter zu berechnen und - unter Verwendung des oder jedes berechneten Form-Parameter-Werts einen geschätzten kardiogenen Signalabschnitt (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,kar,LQ) und / oder einen geschätzten respiratorischen Signalabschnitt (Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,res,ÜM) für diesen Herzschlag zu berechnen, welcher näherungsweise das kardiogene Signal (Sig_kar) bzw. das respiratorische Signal (Sig_res) im Verlaufe dieses Herzschlags beschreibt, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, in der Nutzphase mindestens einen der drei Schritte durchzuführen, unter Verwendung des oder jedes in der Nutzphase (Np) gemessenen charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkts (H_Zp) oder Herzschlag-Zeitraums (H_Zr) - die berechneten geschätzten kardiogenen Signalabschnitte (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,kar,LQ) für die detektierten Herzschläge zu dem geschätzten kardiogenen Signal (Sig_kar,est) zusammenzusetzen, - die berechneten geschätzten respiratorischen Signalabschnitte (Sig_Hz,res,LF, Sig_Hz,res,ÜM) für die detektierten Herzschläge zu dem geschätzten respiratorischen Signal (Sig_res,est) zusammenzusetzen oder - das geschätzte respiratorische Signal (Sig_res,est) durch rechnerisches Kompensieren der Herzaktivität zu ermitteln, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dann, wenn sie zur Ermittlung durch rechnerisches Kompensieren ausgestaltet ist, bei dem Kompensieren die Schritte durchzuführen, - auch in der Nutzphase (Np) abhängig von Messwerten des oder mindestens eines Summen-Signal-Sensors (2.1, 2.2, 6) ein Summen-Signal (Sig_Sum) zu erzeugen und - für mindestens einen, bevorzugt für jeden in der Nutzphase (Np) detektierten Herzschlag unter Verwendung des geschätzten kardiogenen Signalabschnitts (Sig_Hz,kar,LF, Sig_Hz,kar,LQ) für diesen Herzschlag den Einfluss dieses Herzschlags auf das in der Nutzphase (Np) erzeugte Summen-Signal (Sig_Sum) rechnerisch zu kompensieren.

Computerprogramm, welches auf einer Signalverarbeitungseinheit (5) ausführbar ist und bei einer Ausführung auf der Signalverarbeitungseinheit (5) dann, wenn die Signalverarbeitungseinheit (5) Messwerte von mindestens einem Summen-Signal-Sensor (2.1, 2.2, 6) empfängt, welcher ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal misst, bewirkt, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 29 durchführt.

Signalfolge, umfassend Befehle, die auf einer Signalverarbeitungseinheit (5) ausführbar sind, wobei eine Ausführung der Befehle auf der Signalverarbeitungseinheit dann, wenn die Signalverarbeitungseinheit (5) Messwerte von mindestens einem Summen-Signal-Sensor (2.1, 2.2, 6) empfängt, welcher ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal misst, bewirkt, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 29 durchführt.