DE102020002572A1 - Verfahren und Signalverarbeitungseinheit zur Ermittlung eines kardiogenen Signals - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit, um eine Schätzung (Sigres,est) für ein respiratorisches Signal zu ermitteln. Die Signalverarbeitungseinheit empfängt Messwerte von einem Summen-Signal-Sensor und erzeugt ein Summen-Signal (SigSum), welches eine Überlagerung des respiratorischen Signals mit einem kardiogenen Signal ist. Die Signalverarbeitungseinheit detektiert mehrere Herzschläge und jeweils einen Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)]. Sie berechnet ein Zwischen-Signal (Sigcom), indem sie den Einfluss der Herzaktivität auf das Summen-Signal (SigSum) rechnerisch kompensiert. Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt ein Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)], welches ein Maß für den durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des Beitrags des kardiogenen Signals am Zwischen-Signal (Sigcom) in einem vorgegebenen Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zrref) ist. Sie erzeugt einen Zwischen-Signalabschnitt [SigAcom(x)] als Abschnitt des Zwischen-Signals (Sigcom) in einem Herzschlag-Zeitraum und bildet diesen Zwischen-Signalabschnitte [SigAcom(x)] auf den Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zrref) ab. Sie berechnet das geschätzte respiratorische Signal unter Verwendung der abgebildeten Zwischen-Signalabschnitte [SigAcom(x)] und des Dämpfungs-Signals [Mod(1), ..., Mod(n)].

Description

• Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit, welche eine Schätzung für ein respiratorisches Signal ermitteln. Dieses respiratorische Signal ist ein Maß für die eigene spontane Atmungsaktivität und / oder die künstliche Beatmung eines Patienten. Das respiratorische Signal wird beispielsweise dafür benötigt, um den Zustand der Atmungsmuskulatur des Patienten zu ermitteln oder um die künstliche Beatmung an die spontane Atmung des Patienten anzupassen.
• In der Regel lässt das respiratorische Signal sich nicht direkt messen. Vielmehr lässt sich nur ein Signal messen, welches aus einer Überlagerung des gesuchten respiratorischen Signals mit einem kardiogenen Signal und optional mit Störsignalen resultiert. Das kardiogene Signal ist ein Maß für die Herzaktivität des Patienten.
• Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit bereitzustellen, welche besser als bekannte Verfahren aus einem Summen-Signal den Anteil eines kardiogenen Signals rechnerisch zu entfernen vermögen, wobei das Summen-Signal aus Messwerten, die an einem Patienten gemessen worden sind, erzeugt worden ist und eine Überlagerung des respiratorischen und eines kardiogenen Signals umfasst.
• Die Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1 sowie durch eine Signalverarbeitungseinheit mit den Merkmalen des Anspruchs 10 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen angegeben. Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens sind auch entsprechende vorteilhafte Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Signalverarbeitungseinheit.
• Durch das erfindungsgemäße Verfahren und durch die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit wird eine Schätzung für ein respiratorisches Signal ermittelt. Das respiratorische Signal und damit auch die Schätzung korrelieren mit der spontanen eigenen Atmung und / oder der künstlichen Beatmung eines Patienten. Möglich ist, dass der Patient künstlich beatmet wird und die künstliche Beatmung die spontane Atmung des Patienten überlagert. In diesem Fall korreliert das respiratorische Signal mit dieser Überlagerung.
• Die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit ist dazu ausgestaltet, automatisch das erfindungsgemäße Verfahren durchzuführen, und hat wenigstens zeitweise Lesezugriff und wenigstens zeitweise Schreibzugriff auf einen Datenspeicher. Das erfindungsgemäße Verfahren wird automatisch durchgeführt. Dem Verfahren wird ein Referenz-Herzschlag-Zeitraum vorgegeben. Eine rechnerverfügbare Festlegung dieses Referenz-Herzschlag-Zeitraums ist in dem Datenspeicher abgespeichert.
• Ein kardiogenes Signal, das mit dem Herzschlag eines Menschen korreliert, zeigt einen typischen Verlauf. Nur im Verlauf eines Herzschlags nimmt dieses Signal Werte an, die messbar von null abweichen. Ein Herzschlag-Zeitraum ist ein Zeitraum, in dem diese Signalwerte von null abweichen. Ein Referenz-Herzschlag-Zeitraum ist eine Zeitspanne, die einen typischen Herzschlag-Zeitraum abdeckt. Im Falle eines elektrischen kardiogenen Signals deckt dieser Referenz-Herzschlag-Zeitraum bei einem Heranwachsenden oder Erwachsenen beispielsweise einen Zeitraum von -0,25 sec bis +0,65 sec oder -0,15 sec bis +0,6 sec ab, bei einem Kind einen kürzeren Zeitraum, wobei bei 0 sec ein charakteristischer Herzschlag-Zeitpunkt liegt, z.B. die sogenannte R-Spitze.
• Die Signalverarbeitungseinheit empfängt Messwerte von mindestens einem Summen-Signal-Sensor, bevorzugt von mehreren Summen-Signal-Sensoren. Der oder jeder Summen-Signal-Sensor misst ein im Körper des Patienten erzeugtes Signal. Dieses Signal ist insbesondere ein elektrisches oder mechanisches oder pneumatisches oder plethysmographisches Signal (korreliert mit dem aktuellen Volumen von Blut in einem Blutgefäß), insbesondere ein durch optische Plethysmographie (Photoplethysmographie) erzeugtes Signal und ein aus diesem abgeleitetes Signal.
• Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt ein Summen-Signal. Dieses Summen-Signal resultiert aus einer Überlagerung des zu schätzenden respiratorischen Signals, eines kardiogenen Signals sowie optional zusätzlich von Störsignalen. Das kardiogene Signal korreliert mit der Herzaktivität des Patienten. Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt das Summen-Signal unter Verwendung von Messwerten des oder mindestens eines Summen-Signal-Sensors.
• Die Signalverarbeitungseinheit detektiert mehrere Herzschläge des Patienten. Für jeden detektierten Herzschlag detektiert die Signalverarbeitungseinheit jeweils einen Herzschlag-Zeitraum, in dem dieser Herzschlag stattfindet. Für diese Detektion verwendet die Signalverarbeitungseinheit das erzeugte Summen-Signal.
• Die Signalverarbeitungseinheit berechnet aus dem Summen-Signal ein Zwischen-Signal. Bei dieser Berechnung kompensiert die Signalverarbeitungseinheit näherungsweise rechnerisch den Einfluss der Herzaktivität auf das Summen-Signal. In einer alternativen Ausgestaltung verwendet die Signalverarbeitungseinheit direkt das Summen-Signal als das Zwischen-Signal.
• Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt mindestens ein Dämpfungs-Signal. In einer Ausgestaltung berechnet die Signalverarbeitungseinheit das Dämpfungs-Signal. In einer anderen Ausgestaltung ermittelt sie es durch einen Lesezugriff auf den Datenspeicher. Das oder jedes Dämpfungs-Signal ist ein Maß für den durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des Beitrags, den das kardiogene Signal im vorgegebenen Referenz Herzschlag-Zeitraum an dem Zwischen-Signal hat.
• Für mindestens einen detektierten Herzschlag erzeugt die Signalverarbeitungseinheit einen Zwischen-Signalabschnitt. Bevorzugt erzeugt sie für jeden detektierten Herzschlag jeweils einen Zwischen-Signalabschnitt. Der Zwischen-Signalabschnitt ist derjenige Abschnitt des Zwischen-Signals, der in dem Herzschlag-Zeitraum dieses detektierten Herzschlags liegt.
• Die Signalverarbeitungseinheit führt die Ermittlung des geschätzten respiratorischen Signals für mehrere aufeinander folgende Abtast-Zeitpunkte durch. Jedem Abtast-Zeitpunkt entspricht genau ein Referenz-Zeitpunkt im vorgegebenen Referenz-Herzschlag-Zeitraum - es sei denn, der Abtast-Zeitpunkt liegt außerhalb eines Herzschlag-Zeitraums. Verschiedene Abtast-Zeitpunkte können demselben Referenz-Zeitpunkt entsprechen. Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt für mindestens einen Abtast-Zeitpunkt denjenigen Referenz-Zeitpunkt, der diesem Abtast-Zeitpunkt entspricht. Bevorzugt ermittelt sie für jeden Abtast-Zeitpunkt den entsprechenden Referenz-Zeitpunkt im Referenz-Herzschlag-Zeitraum.
• Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt den jeweiligen Wert, den das oder jedes Dämpfungs-Signal zu diesem Referenz-Zeitpunkt jeweils annimmt.
• Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt aus jedem Zwischen-Signalabschnitt einen gedämpften Zwischen-Signalabschnitt für den Herzschlag-Zeitraum. Hierfür verwendet die Signalverarbeitungseinheit die ermittelten Werte des oder mindestens eines Dämpfungs-Signals.
• Um die gesuchte Schätzung für das respiratorische Signal zu erzeugen, verwendet die Signalverarbeitungseinheit den oder jeden gedämpften Zwischen-Signalabschnitt.
• Die Erfindung zeigt einen Weg auf, um eine Schätzung für das respiratorische Signal aus den Summen-Signal zu ermitteln. In vielen Fällen ist es nicht möglich, dieses respiratorische Signal direkt zu messen, weil in jedem Messpunkt das respiratorische Signal von dem kardiogenen Signal und optional von Störsignalen überlagert ist.
• Gemäß der Erfindung wird ein zweistufiges Verfahren durchgeführt, um das respiratorische Signal zu ermitteln. In der ersten Stufe wird das Zwischen-Signal erzeugt, indem rechnerisch der Einfluss des kardiogenen Signals auf das Summen-Signal kompensiert wird. In der Regel gelingt es durch diese rechnerische Kompensation nicht, den Einfluss des kardiogenen Signals vollständig zu kompensieren. Daher wird die zweite Stufe durchgeführt. Möglich ist auch, nur die zweite Stufe durchzuführen.
• Der zweiten Stufe liegt die Erkenntnis zugrunde, dass wenigstens in einem Abschnitt eines Herzschlag-Zeitraums der Einfluss des kardiogenen Signals auf das Summen-Signal erheblich größer ist als der Einfluss des respiratorischen Signals. Zwischen zwei aufeinanderfolgenden Herzschlag-Zeiträumen wird das Summen-Signal hingegen überwiegend oder sogar ausschließlich von dem respiratorischen Signal bestimmt. Das Dämpfungs-Signal kompensiert wenigstens näherungsweise den verbleibenden Einfluss des kardiogenen Signals auf das Zwischen-Signal.
• Möglich ist, dass zwischen zwei unmittelbar aufeinanderfolgenden detektierten Herzschlag-Zeiträumen ein Zeitraum auftritt, der frei von eine Herzaktivität acht ist. Bevorzugt berechnet die Signalverarbeitungseinheit in diesem Falle einen nicht gedämpften Zwischen-Signalabschnitt. Hierfür verwendet sie das Zwischen-Signal. In einer Ausgestaltung verwendet die Signalverarbeitungseinheit denjenigen Signalabschnitt des Zwischen-Signals, der sich auf diesen herzschlagfreien Zeitraum bezieht, als den nicht gedämpften Zwischen-Signalabschnitt.
• Die Signalverarbeitungseinheit setzt die gedämpften Zwischen-Signalabschnitten zu der gesuchten Schätzung des respiratorischen Signals zusammen. Falls vorhanden, fügt sie zwischen zwei gedämpften Zwischen-Signalabschnitten für zwei aufeinanderfolgende Herzschlag-Zeiträume jeweils einen nicht gedämpften Zwischen-Signalabschnitt ein.
• In einer Ausgestaltung wird das oder jedes Dämpfungs-Signal vorgegeben und vorab in dem Datenspeicher abgespeichert. In einer bevorzugten Ausgestaltung berechnet die Signalverarbeitungseinheit hingegen automatisch das oder mindestens ein Dämpfungs-Signal und speichert das berechnete Dämpfungs-Signal in dem Datenspeicher ab. Der Vorgang, das oder einen Dämpfungssignal zu berechnen, umfasst bevorzugt die folgenden Schritte:
• - Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt eine Stichprobe mit Signalabschnitten. Diese Signalabschnitts-Stichprobe umfasst für mehrere detektierten Herzschläge den jeweiligen Zwischen-Signalabschnitt, der sich auf diesen Herzschlag bezieht.
• - Die Signalverarbeitungseinheit bildet rechnerisch jeden Zwischen-Signalabschnitt der Signalabschnitts-Stichprobe auf den vorgegebenen Referenz-Herzschlag-Zeitraum ab. Hierbei bildet sie bevorzugt mindestens einen, bevorzugt jeden, Abtast-Zeitpunkt des Zwischen-Signalabschnitts auf den entsprechenden Referenz-Zeitpunkt des Referenz-Herzschlag-Zeitraums ab. Durch diese Abbildung werden die Zwischen-Signalabschnitte im Referenz-Herzschlag-Zeitraum rechnerisch überlagert.
• - Die Signalverarbeitungseinheit berechnet das Dämpfungs-Signal, wofür sie die abgebildeten Zwischen-Signalabschnitte der Signalabschnitts-Stichprobe berechnet.
• Diese Ausgestaltung ermöglicht es, das Dämpfungs-Signal an den Patienten und an dessen aktuellen Zustand anzupassen. Nicht erforderlich ist, dasselbe Dämpfungs-Signal fest vorzugeben und für jeden Patienten zu verwenden. Ermöglicht wird, in einer Initialisierungsphase die Signalabschnitts-Stichprobe zu ermitteln und abhängig von der Signalabschnitts-Stichprobe so wie gerade beschrieben das Dämpfungs-Signal zu berechnen. Möglich ist auch, dass die Signalverarbeitungseinheit das Dämpfungs-Signal laufend aktualisiert.
• Gemäß dieser Ausgestaltung werden die Zwischen-Signalabschnitte der Signalabschnitts-Stichprobe in dem Referenz-Herzschlag-Zeitraum rechnerisch überlagert, und anschließend wird ein geeignetes statistisches Verfahren angewendet. Dadurch wird der Einfluss des respiratorischen Signals auf die Zwischen-Signalabschnitte in vielen Anwendungen herausgemittelt, und das Dämpfungs-Signal hängt nur noch von dem verbleibenden Beitrag des kardiogenen Signals zum Zwischen-Signal ab.
• In einer Fortbildung dieser Ausgestaltung umfasst der Schritt, das Dämpfungs-Signal zu berechnen, die folgenden Schritte:
• - Die Signalverarbeitungseinheit berechnet eine Stichprobe für ein vorgegebenes Leistungs-Maß. Diese Stichprobe umfasst mehrere zeitliche Verläufe eines Maßes, welches mit einer elektrischen oder mechanischen oder pneumatischen oder plethysmographischen oder auf andere Weise gemessenen Leistung im Referenz-Herzschlag-Zeitraum korreliert.
• - Bei dem Schritt, die Stichprobe zu berechnen, berechnet die Signalverarbeitungseinheit für mehrere Zwischen-Signalabschnitte der Signalabschnitts-Stichprobe jeweils einen zeitlichen Verlauf des Leistungs-Maßes im Referenz-Herzschlag-Zeitraum. Bevorzugt führt die Signalverarbeitungseinheit diese Berechnung für jeden Zwischen-Signalabschnitt der Signalabschnitts-Stichprobe durch.
• - Die Signalverarbeitungseinheit berechnet einen durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des Leistungs-Maßes im Referenz-Herzschlag-Zeitraum. Hierbei führt die Signalverarbeitungseinheit eine geeignete statistische Mittelung über die zeitlichen Verläufe für die Zwischen-Signalabschnitte durch.
• - Die Signalverarbeitungseinheit berechnet das Dämpfungs-Signal unter Verwendung des durchschnittlichen zeitlichen Verlaufs des Leistungs-Maßes.
• Diese Ausgestaltung nutzt die Tatsache aus, dass während eines Herzschlag-Zeitraums das kardiogene Signal einen erheblichen Beitrag zum Zwischen-Signalabschnitt für diesen Herzschlag-Zeitraum liefert. Daher hängt das Leistungs-Maß wesentlich von dem Beitrag des kardiogenen Signals ab. Der Beitrag des respiratorischen Signals wird durch die Mittelung über die Stichprobe weitgehend „herausgerechnet“.
• Bevorzugt ist der Wert des Dämpfungs-Signals für einen Referenz-Zeitpunkt umso kleiner, je größer der Wert des durchschnittlichen zeitlichen Verlaufs des Leistungs-Maßes für diesen Referenz-Zeitpunkt ist.
• In einer Ausgestaltung berechnet die Signalverarbeitungseinheit einen Leistungs-Durchschnittswert, der die durchschnittliche elektrische oder mechanische oder pneumatische oder plethysmographische Leistung im Verlauf des Referenz-Herzschlag-Zeitraums angeht. Für diese Berechnung verwendet die Signalverarbeitungseinheit die Leistungs-Maß-Stichprobe. Um das Dämpfungs-Signal zu berechnen, verwendet die Signalverarbeitungseinheit den durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des Leistungs-Maßes sowie zusätzlich den Leistungs-Durchschnittswert. In einer Ausgestaltung berechnet die Signalverarbeitungseinheit das Dämpfungs-Signal unter Verwendung des Quotienten aus dem Leistungs-Durchschnittswert und dem durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des Leistungs-Maßes und verwendet beispielsweise diesen Quotienten als das Dämpfungs-Signal.
• In einer Ausgestaltung werden mehrere Frequenzbänder vorgegeben, wobei diese Frequenzbänder bevorzugt zusammen das gesamte Frequenzspektrum des menschlichen Herzschlags und der menschlichen Atmung abdecken - genauer: das gesamte mögliche Frequenzspektrum eines erfindungsgemäß erzeugten Summen-Signals, welches aus einer Überlagerung des respiratorischen mit dem kardiogenen Signal resultiert. Die gerade beschriebenen Schritte werden für jedes Frequenzband durchgeführt. Gemäß dieser Ausgestaltung werden die folgenden Schritte durchgeführt:
• - Die Signalverarbeitungseinheit berechnet für jedes vorgegebene Frequenzband jeweils mindestens ein Dämpfungs-Signal. Dieses Dämpfungs-Signal ist ein Maß dafür, welchen Beitrag der in diesem Frequenzband liegende Anteil des kardiogenen Signals am Zwischen-Signal hat - genauer: ein Maß für den zeitlichen Verlauf dieses Beitrags im vorgegebenen Referenz-Herzschlag-Zeitraum.
• - Die Signalverarbeitungseinheit berechnet für mindestens einen detektierten Herzschlag und für jedes vorgegebene Frequenzband jeweils einen Anteil des Zwischen-Signalabschnitts für den Herzschlag-Zeitraum dieses detektierten Herzschlags, nämlich den in diesem Frequenzband auftretenden Anteil des Zwischen-Signalabschnitts. Bevorzugt berechnet die Signalverarbeitungseinheit diesen Anteil für jeden detektierten Herzschlag.
• - Für mindestens einen detektierten Herzschlag und für jedes vorgegebene Frequenzband erzeugt die Signalverarbeitungseinheit einen gedämpften Zwischen-Signalabschnitt-Anteil, der sich auf dieses Frequenzband und auf diesen Herzschlag bezieht. Bevorzugt wird dieser Schritt für jeden detektierten Herzschlag und für jedes vorgegebene Frequenzband durchgeführt. Für die Erzeugung verwendet die Signalverarbeitungseinheit den in diesem Frequenzband auftretenden Anteil des Zwischen-Signalabschnitts.
• - Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt den gedämpften Zwischen-Signalabschnitt für einen detektierten Herzschlag, wofür sie die für diesen Herzschlag erzeugten gedämpften Zwischen-Signalabschnitt-Anteile der Frequenzbänder verwendet.
• Erfindungsgemäß berechnet die Signalverarbeitungseinheit aus dem Summen-Signal ein Zwischen-Signal, wobei die Signalverarbeitungseinheit den Einfluss des kardiogenen Signals wenigstens teilweise kompensiert. In einer Ausgestaltung verwendet die Signalverarbeitungseinheit einen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt, um das Zwischen-Signal zu berechnen. Dieser kardiogene Referenz-Signalabschnitt beschreibt einen durchschnittlichen Verlauf des kardiogenen Signals im Verlauf des Referenz-Herzschlag-Zeitraums, ist also ein Template für das kardiogene Signal.
• In einer Ausgestaltung wird dieser kardiogene Referenz-Signalabschnitt vorab vorgegeben und im Datenspeicher abgespeichert. In einer bevorzugten Ausgestaltung umfasst der Schritt, das Zwischen-Signal zu berechnen, hingegen die folgenden Schritte:
• - Die Signalverarbeitungseinheit generiert einen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt und speichert ihn im Datenspeicher ab. Um den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt zu generieren, verwendet die Signalverarbeitungseinheit mehrere detektierte Herzschlag-Zeiträume sowie das Summen-Signal.
• - Bevorzugt erzeugt die Signalverarbeitungseinheit für jeden Herzschlag-Zeitraum jeweils einen Summen-Signalabschnitt, der sich auf diesen Herzschlag-Zeitraum bezieht, und bildet diesen Summen-Signalabschnitt auf den Referenz-Herzschlag-Zeitraum ab. Dadurch werden die Summen-Signalabschnitte rechnerisch überlagert. Die Signalverarbeitungseinheit wendet ein statistisches Verfahren an, beispielsweise eine Mittelung, um aus den rechnerisch überlagerten Summen-Signalabschnitte den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt zu berechnen.
• - Als Zwischen-Signal berechnet die Signalverarbeitungseinheit ein kompensiertes Signal. Hierbei kompensiert die Signalverarbeitungseinheit rechnerisch den Einfluss der Herzaktivität auf das Summen-Signal während eines detektierten Herzschlags. Für diese rechnerische Kompensation verwendet die Signalverarbeitungseinheit den detektierten Herzschlag-Zeitraum dieses Herzschlags sowie den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt, der zuvor erzeugt und im Datenspeicher abgespeichert worden ist.
• Diese Ausgestaltung ermöglicht es, den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt an den Patienten und seinen aktuellen Zustand anzupassen.
• In einer Fortbildung dieser Ausgestaltung verwendet die Signalverarbeitungseinheit den gleichen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt für jeden Herzschlag. In einer anderen Ausgestaltung misst die Signalverarbeitungseinheit für mindestens einen detektierten Herzschlag, besonders bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag, jeweils mindestens einen Wert, den ein vorgegebener anthropologischer Parameter bei diesem Herzschlag annimmt. Der Parameter ist beispielsweise der Lungen-Füllstand oder ein Maß für die aktuelle Körperhaltung des Patienten. Die Signalverarbeitungseinheit berechnet einen angepassten Signalabschnitt für den Herzschlag-Zeitraums. Hierfür verwendet die Signalverarbeitungseinheit den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt, der im Datenspeicher abgespeichert ist, sowie den oder mindestens einen Wert des oder eines anthropologischen Parameters, der bei diesem Herzschlag gemessen worden ist.
• Diese Ausgestaltung mit dem Wert des anthropologischen Parameters führt in vielen Anwendungen dazu, dass der Einfluss des kardiogenen Signals auf das Summen-Signal besser rechnerisch kompensiert wird verglichen mit der Ausgestaltung, in jedem Herzschlag den gleichen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt zu verwenden.
• Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels beschrieben. Hierbei zeigt
• 1 schematisch, welche Sensoren welche verschiedenen Größen messen, die für die Ermittlung des geschätzten respiratorischen Signals Sig_res,est verwendet werden;
• 2 einen beispielhaften Verlauf des kardiogenen Signals Sig_kar ;
• 3 einen beispielhaften Verlauf des Summen-Signals Sig_Sum ;
• 4 schematisch die beiden Funktionsblöcke zum Ermitteln des geschätzten respiratorischen Signals Sig_res,est ;
• 5 einen beispielhaften Verlauf des Kompensations-Signals Sig_com ;
• 6 die beiden Funktionsblöcke von 4, wobei mehrere Schritte des Kompensations-Funktionsblocks 20 schematisch dargestellt werden;
• 7 die beiden Funktionsblöcke von 4, wobei die Zerlegung, die Dämpfung und die Zusammensetzung durch den Dämpfungs-Funktionsblocks 21 schematisch dargestellt werden;
• 8 mehrere beispielhafte Bestandteile einer Modifizierungsfunktion;
• 9 eine statistische Ermittlung einer Modifizierungsfunktions-Stichprobe;
• 10 eine statistische Ermittlung einer Modifizierungsfunktion: Verteilungsfunktion, Dichtefunktion, Kennlinie;
• 11 eine Darstellung mit Höhenlinien für die Herleitung der Modifizierungsfunktion;
• 12 ein Beispiel für eine vorab vorgegebene Modifizierungsfunktion;
• 13 eine Variation des Verfahrens, wobei nur der Dämpfungs-Funktionsblock verwendet wird;
• 14 eine Gegenüberstellung mit jeweils einem beispielhaften Verlauf des Summen-Signals Sigsum des Kompensations-Signals Sigcom und des geschätzten respiratorischen Signals Sig_res,est ;
• 15 durchschnittliche Leistungs-Signalabschnitte Pow_com,av(1), ..., Pow_com,av(n) und berechnete Schwellenwerte φ(1), ..., φ(n) für die n Levels;
• 16 einen durchschnittlichen Leistungs-Signalabschnitt Pow_com,av(5) für den Level Nr. 5;
• 17 die Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitte Mod(1), ..., Mod(n) für die n Levels;
• 18 den Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(5) für das Level Nr. 5;
• 19 den jeweiligen zeitlichen Verlauf des Effektivwerts für das tatsächliche respiratorische Signal Sigres, das Summen-Signal Sigsum sowie drei ermittelte Signale, welche das respiratorische Signal Sig_res schätzen, in einer überlagerten Darstellung;
• 20 die fünf Effektivwert-Verläufe von 19 in fünf getrennten Darstellungen;
• 21 das Summen-Signal Sigsum, das Kompensations-Signal Sigcom und drei Signalanteile Sig_com(4), Sig_com(5), Sig_com(6) für die drei Levels 4, 5, 6.
• Im Ausführungsbeispiel wird die Erfindung für die künstliche Beatmung und / oder Überwachung eines Patienten verwendet.
• 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 und / oder der sonstigen Muskelaktivität eines Patienten und / oder mit der künstlichen Beatmung des Patienten zusammen und wird von mindestens einer Signalquelle im Körper des Patienten und / 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. Ein Abschnitt dieses Signals, der sich auf einen bestimmten Zeitraum bezieht, wird im Folgenden als Signalabschnitt bezeichnet. Der Wert eines Signals zu einem bestimmten Zeitpunkt wird als Signal-Wert oder auch als Signalabschnitts-Wert bezeichnet.
• Im Ausführungsbeispiel wird die Erfindung verwendet, um automatisch eine Schätzung Sig_res,est für ein elektrisches respiratorisches Signal Sigres zu ermitteln, wobei das zu schätzende respiratorische Signal Sig_res mit der eigenen spontanen Atmungsaktivität eines Patienten P korreliert. Der Index est zeigt an, dass das Signal geschätzt ist. In einer Anwendung des Ausführungsbeispiels wird der Patient P wenigstens zeitweise künstlich beatmet, während das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est ermittelt wird. In einer anderen Anwendung wird die Erfindung verwendet, um den Patienten P zu überwachen und dafür das zu schätzende respiratorische Signal Sigres zu verwenden, ohne dass der Patient P notwendigerweise künstlich beatmet wird.
• Die Atmungsaktivität wird durch elektrische Signale im Körper des Patienten P hervorgerufen, und diese elektrischen Signale werden näherungsweise ermittelt. Sowohl das respiratorische Signal Sig_res als auch die ermittelte Schätzung Sig_res,est sind zeitlich veränderlich, also Sig_res = Sig_res(t) und Sig_res,est = Sig_res,est(t).
• Dieses respiratorische Signal Sig_res lässt sich nicht direkt messen. Zum einen lassen sich insbesondere dann, wenn Elektroden auf der Haut des Patienten Messwerte aufnehmen, nicht direkt die im Körper des Patienten erzeugten Signale messen, welche die Atmungsmuskulatur „ansteuern“, sondern lediglich elektrische Signale, welche beim Kontrahieren der Muskelfasern der Atmungsmuskulatur erzeugt werden. Außerdem werden die elektrischen Signale, welche die eigene Atmungsaktivität des Patienten P hervorrufen, von elektrischen Signalen überlagert, welche die Herzaktivität des Patienten P verursachen, genauer: welche beim Kontrahieren der Herzmuskulatur entstehen. Daher lässt sich nach einer entsprechenden Aufbereitung von Messwerten lediglich ein Summen-Signal Sigsum direkt messen. Dieses Summen-Signal Sigsum entsteht aus einer Überlagerung des gesuchten respiratorischen Signals Sig_res , welches mit der Atmungsaktivität korreliert, und eines kardiogenen Signals Sig_kar , welches mit der Herzaktivität korreliert. Dieses Summen-Signal Sigsum ist in der Regel von Stör-Signalen überlagert.
• 1 zeigt schematisch, welche Signale sich aus Messwerten erzeugen lassen, indem die Messwerte auf geeignete Weise aufbereitet werden. Dargestellt werden
• - der künstlich beatmete Patient P,
• - die Speiseröhre Sp und das Zwerchfell Zw des Patienten P,
• - ein Beatmungsgerät 1, welches zumindest zeitweise den Patienten P künstlich beatmet und eine Signalverarbeitungseinheit 5 umfasst, die zumindest zeitweise Lesezugriff und Schreibzugriff auf einen Datenspeicher 9 aufweist,
• - vier Sätze 2.1.1 bis 2.2.2 von Sensoren mit jeweils mindestens einer Messelektrode, wobei die Messelektroden-Sätze 2.1.1 und 2.1.2 rechts und links vom Brustbein angeordnet sind und die Messelektroden-Sätze 2.2.1 und 2.2.2 am Rippenbogen,
• - ein pneumatischer Sensor 3, der räumlich vom Körper des Patienten P entfernt ist und beispielsweise vor dem Mund des Patienten P angeordnet ist,
• - ein optionaler Sensor 4, der ein Bildaufnahmegerät und eine Bildauswerteeinheit umfasst und auf den Brustbereich des Patienten P gerichtet ist, und
• - ein optionaler pneumatischer Sensor 6 in Form einer Sonde oder eines Ballons in der Speiseröhre Sp und nahe des Zwerchfells Zw des Patienten P,
• - optional nicht gezeigte Elektroden in der Speiseröhre des Patienten P,
• - optional ein nicht gezeigter plethysmographischer Sensor auf der Haut des Patienten P, bevorzugt ein optisch arbeitender Sensor.
• Die vier Messelektroden-Sätze 2.1.1 bis 2.2.2 sowie eine nicht gezeigte Elektrode für Masse oder auch die nicht gezeigten Speiseröhren-Elektroden oder der plethysmographische Sensor liefern - nach Signalaufbereitung - das Summen-Signal Sigsum. Bevorzugt umfasst die Signalaufbereitung eine sogenanntes Baseline Filtering.
• Anstelle eines elektrischen Signals (EMG-Signal) lässt sich z.B. auch ein Summen-Signal Sigsum in Form eines Mechanomyogramms (MMG-Signal) erzeugen und verwenden. Für das Ausführungsbeispiel werden nur die EMG- oder MMG-Sensoren benötigt. Möglich ist auch, als Summen-Signal Sigsum ein Signal zu erzeugen, welches mit dem zeitlichen Verlauf der Veränderung des Blutvolumens im Körper des Patienten P korreliert, beispielsweise mithilfe von Messwerten, die durch optische Plethysmographie gewonnen werden.
• Der optische Sensor 4 misst z.B. durch Bildauswertung den Lungen-Füllstand und / oder die Sitzhaltung des Patienten P.
• Aus den Messwerten der übrigen Sensoren lassen sich ein Maß P_aw für den Atemwegsdruck oder ein Maß Pes für den Speiseröhrendruck erzeugen und daraus ein pneumatisches Maß P_mus herleiten, welches ebenfalls ein Maß für die eigene Atmungsaktivität des Patienten P ist. Indem einerseits eine Schätzung Sig_res,est für das elektrische oder mechanische respiratorische Signal Sigres und andererseits ein pneumatisches Maß P_mus ermittelt werden, wird die eigene Atmungsaktivität des Patienten P mit höherer Zuverlässigkeit als bei der Herleitung nur eines Signals ermittelt, und es lässt sich ableiten, wie gut die Atmungsmuskulatur des Patienten P elektrische Reize im Körper des Patienten P in pneumatische Atmungsaktivität umsetzt (neuromechanische Effizienz). Die Erfindung lässt sich auch in einer Ausgestaltung verwenden, in welcher zwar das EMG-Signal oder das MMG-Signal erzeugt wird, aber nicht das pneumatische Maß P_mus für die Atmungsaktivität.
• Das erfindungsgemäß ermittelte geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est wird beispielsweise für die folgenden Zwecke verwendet:
• - Ein pneumatisches Maß P_mus für die eigene Atmungsaktivität des Patienten P wird unter Verwendung des respiratorischen Signals Sig_res,est hergeleitet. Die künstliche Beatmung, die das Beatmungsgerät 1 bewirkt, wird so gut als möglich mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P synchronisiert.
• - Die neuromechanische Effizienz der Atmung des Patienten P wird ermittelt.
• - Der Zustand der Atmungsmuskulatur des Patienten P wird ermittelt (Fatigue-Ermittlung) - hierfür wird das pneumatische Maß P_mus nicht benötigt,
• - Asynchronien in der eigenen Atmungsaktivität des Patienten werden detektiert - auch hierfür wird das pneumatische Maß P_mus nicht benötigt,
• - Um den Patienten P zu überwachen, werden das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est und die respiratorische EMG-Leistung ermittelt und als zwei Vitalparameter in einer von einem Menschen wahrnehmbaren Form ausgegeben, bevorzugt visuell in Form jeweils eines zeitlichen Verlaufs, optional zusammen mit dem Atemwegsdruck P_aw oder dem Speiseröhrendruck Pes,
• - Falls der Patient P spontan atmet, also nicht vollständig sediert ist, so wird abhängig vom geschätzten respiratorischen Signal Sig_res,est eine Unterstützung der eigenen Atmungsaktivität durch eine künstliche Beatmung ausgelöst und / oder durchgeführt. Bevorzugt werden die Beatmungshübe der künstlichen Beatmung abhängig von dem geschätzten respiratorischen Signal Sig_res,est durchgeführt. Beispielsweise löst das Beatmungsgerät 1 die Beatmungshübe abhängig von dem geschätzten respiratorischen Signal Sig_res,est aus und / oder beendet sie und / oder legt die jeweilige Amplitude jedes Beatmungshubs und / oder die zeitlich veränderliche Frequenz der Beatmungshübe abhängig von dem geschätzten respiratorischen Signal Sig_res,est fest. Auch das Ende der künstlichen Beatmung kann abhängig von dem geschätzten respiratorischen Signal Sig_res,est geregelt werden.
• Um das Beatmungsgerät 1 während der künstlichen Beatmung des Patienten P zu regeln oder den Patienten P zu überwachen und für die Regelung oder Überwachung das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est zu verwenden, wird mit einer hohen Abtast-Frequenz das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est ermittelt, d. h. zu jedem Abtast-Zeitpunkt t liefert die Signalverarbeitungseinheit 5 einen neuen Signalwert Sigres,est(t). Unter einer hohen Abtast-Frequenz wird verstanden, dass zwischen zwei aufeinanderfolgenden Abtast-Zeitpunkten ein Abstand von weniger als drei Millisekunden liegt. Insbesondere für die Fatigue-Ermittlung liegt die Abtastfrequenz bevorzugt bei mindestens 1 kHz, besonders bevorzugt bei mindestens 2 kHz. Einige Schritte des nachfolgend beschriebenen Verfahrens werden im Ausführungsbeispiel hingegen mit einer niedrigen Abtast-Frequenz durchgeführt, nämlich mit einer Frequenz, die im Bereich der Herzschlagfrequenz liegt, also zwischen 1 Hz und 2 Hz.
• 2 zeigt beispielhaft drei typische zeitliche Verläufe des kardiogenen Signals Sig_kar , nämlich von oben nach unten
• - ein pneumatisches Signal P_kar für den Herzkammerdruck, gemessen in Millimeter Quecksilber,
• - ein elektrisches EKG-Signal, gemessen in Millivolt, sowie
• - ein akustisches Signal Ph_kar für die Herztöne, gemessen mit einem akustischen Maß.
• Die x-Achse gilt für alle drei Verläufe. Die y-Achsen beziehen sich auf die jeweilige Maßeinheit des Signals. Auf der x-Achse ist die Zeit t aufgetragen, auf der y-Achse der jeweilige Wert des kardiogenen Signals Sig_kar . Dargestellt sind vier aufeinander folgende Herzschläge. Beim EKG-Signal umfasst jeder Herzschlag eine sogenannte P-Welle, eine QRS-Phase und eine T-Welle. Für jeden zeitlichen Verlauf werden jeweils der Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x) bzw. H_Zr(y) sowie die charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkte H_Zp(x) bzw. H_Zp(y) der beiden beispielhaften Herzschläge Nr. x und Nr. y dargestellt. Als charakteristischer Zeitpunkt H_Zp(x) eines Herzschlags wird beim EKG-Signal beispielsweise die R-Spitze verwendet. In 2 werden der Abstand RR zwischen zwei aufeinanderfolgenden Herzschlägen sowie die QRS-Amplitude QRS eines Herzschlags gezeigt. Wie in 2 und 19 angedeutet ist, ist im Bereich von der P-Welle bis zur T-Welle eines Herzschlags das kardiogene Signal Sig_kar um Größenordnungen größer als das respiratorische Signal Sigres und im restlichen Bereich gleich groß oder kleiner. Wie in 2 weiterhin zu sehen ist, hängt es vom verwendeten Signal ab, wie und insbesondere mit welcher Länge ein Herzschlag-Zeitraum und ein charakteristischer Herzschlag-Zeitpunkt festgelegt werden.
• 3 zeigt einen beispielhaften zeitlichen Verlauf des Summen-Signals Sigsum mit vier Atemzügen und einer Vielzahl von Herzschlägen. Dargestellt sind vier Zeitspannen Atm(1),..., Atm(4) der vier Atemzüge und zwei charakteristische Herzschlag-Zeitpunkte H_Zp(x) und H_Zp(y). Zu sehen ist, dass das kardiogene Signal Sig_kar in einem Herzschlag-Zeitraum um ein Vielfaches größer ist als das respiratorische Signal Sig_res in diesem Zeitraum. Außerhalb eines Herzschlag-Zeitraums ist das respiratorische Signal Sig_res aber im Vergleich zu dem kardiogenen Signal Sig_kar ausreichend stark und kann daher aus dem Summen-Signal Sig_Sum ermittelt werden.
• 4 zeigt schematisch zwei Funktionsblöcke 20 und 21 der Signalverarbeitungseinheit 5, die jeweils verschiedene Signalverarbeitungs-Schritte durchführen, um rechnerisch aus dem Summen-Signal Sigsum das kardiogene Signal Sig_kar zu eliminieren, also den Einfluss der Herzaktivität auf das gemessene Summen-Signal Sigsum wenigstens teilweise zu kompensieren. Das Ausgangssignal eines Kompensations-Funktionsblocks 20, nämlich ein nachfolgend beschriebenes Kompensations-Signal Sigcom, liegt als Eingangssignal an einem Dämpfungs-Funktionsblock 21 an.
• Eine Funktionseinheit 10 des Kompensations-Funktionsblocks 20 erzeugt ein synthetisches kardiogenes Signal Sig_kar,syn , welches eine Näherung (Schätzung) für das kardiogene Signal Sig_kar ist und aus Signalabschnitten zusammengesetzt wird. Der Kompensations-Funktionsblock 20 kompensiert rechnerisch, beispielsweise durch Subtraktion, den Beitrag des synthetischen kardiogenen Signals Sig_kar,syn zu dem Summen-Signal Sigsum und erzeugt dadurch das Kompensations-Signal Sigcom. Beispielhafte Vorgehensweisen, um ein solches Kompensations-Signal Sigcom zu erzeugen, werden
• - 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 L. Kahl und U. G. Hofmann: „Removal of ECG artifacts from EMG signals with different artifact magnitudes by template subtraction," Current Directions in Biomedical Engineering 2019;5(1), pp.357 - 360,
• - in DE 10 2007 062 214 B3 und
• - in EP 3 381 354 A1
beschrieben. Der Kompensations-Funktionsblock 20 wendet in einer Ausgestaltung eine der dort beschriebenen Vorgehensweisen an.
• 5 zeigt einen beispielhaften Verlauf des Kompensations-Signals Sigcom. Dieser beispielhafte Verlauf entsteht dadurch, dass der Kompensations-Funktionsblock 20 so wie gerade beschrieben das in 3 beispielhaft gezeigte Summen-Signal Sigsum bearbeitet. Außerdem werden in 5 zwei beispielhafte Herzschlag-Zeiträume H_Zp(x) und H_Zp(y) gezeigt. Veranschaulicht wird, wie diese beiden Herzschlag-Zeiträume H_Zp(x) und H_Zp(y) auf denselben Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref abgebildet werden.
• Eine Funktionseinheit 23 des Dämpfungs-Funktionsblocks 21 erzeugt aus dem Kompensations-Signal Sig_com einen weiter unten beschriebenen Modifizierungs-Signalabschnitt Mod, vgl. 4. Eine Funktionseinheit 26 wendet diesen Modifizierungs-Signalabschnitt Mod auf das Kompensations-Signal Sigcom an, bewirkt dadurch rechnerisch eine Verringerung der elektrischen Leistung, insbesondere eine Dämpfung, und erzeugt dadurch das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est .
• 6 veranschaulicht die Schritte des Kompensations-Funktionsblocks 20 genauer. Der Kompensations-Funktionsblock 20 erzeugt in einer Initialisierungsphase einen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref , der im Datenspeicher 9 abgespeichert wird, und wendet diesen in einer nachfolgenden Nutzphase für jeden Herzschlag erneut an. Folgende Schritte werden durchgeführt:
• - Eine Funktionseinheit 12 identifiziert in dem Summen-Signal Sigsum den jeweiligen Beginn und das jeweilige Ende und / oder die jeweilige QRS-Phase jedes Herzschlags.
• - Eine Funktionseinheit 13 ermittelt den jeweiligen genauen Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) jedes Herzschlags, und zwar bevorzugt mit einer Toleranz von wenigen Millisekunden. Besonders bevorzugt beträgt die Toleranz höchstens die Hälfte der Zeitspanne zwischen zwei aufeinanderfolgenden Abtast-Zeitpunkten für die Ermittlung des Summen-Signals Sigsum, wobei diese Zeitspanne bevorzugt unter 1 Millisekunde liegt.
• - Die Funktionseinheiten 12 und 13 benötigen mehrere Werte des Summen-Signals Sigsum für mehrere aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte, um den genauen Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) jedes Herzschlags zu ermitteln. In einer Ausgestaltung verzögert eine optionale Funktionseinheit 32 das Summen-Signal Sig_Sum für die nachfolgenden Schritte um einen entsprechenden Zeitraum. Dadurch steht in den nachfolgenden Schritten der genaue Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) zur Verfügung. Diese optionale Funktionseinheit 32 ist in den folgenden Figuren fortgelassen. Diese Verzögerung wird nur dann angewendet, wenn die jeweilige Anwendung nicht das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est in Echtzeit benötigt.
• In der Initialisierungsphase werden weiterhin folgende Schritte durchgeführt:
• - Zu jedem Herzschlag Nr. x gehört ein Abschnitt SigA_Sum(x) des Summen-Signals Sigsum, vgl. 3. Eine Funktionseinheit 14 überlagert rechnerisch die N Summen-Signalabschnitte SigA_Sum(x₁), ..., SigA_Sum(x_N) für die letzten N Herzschläge x₁, ..., x_N. Bei Bedarf werden diese Signalabschnitte auf eine übereinstimmende Länge zugeschnitten oder gestaucht oder gestreckt. Ein Verfahren zur Überlagerung von Abschnitten wird in M. Ungureanu und W. M. Wolf, a.a.O., beschrieben. Bevorzugt werden die Signalabschnitte für die N Herzschläge so überlagert, dass sie die gleiche Länge haben und die R-Spitzen übereinanderliegen. Jeder Signalabschnitt bezieht sich somit auf denselben Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref . Ein relativer Zeitpunkt in diesem Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref wird mit τ bezeichnet. Jedem absoluten Zeitpunkt t des Summen-Signalabschnitts SigAsum(x) entspricht ein relativer Zeitpunkt τ = τ(t) in diesem relativen Herzschlag-Zeitraum. Anstelle der Bezeichnung „relativer Zeitpunkt“ lässt sich auch die Bezeichnung „Herzphase Φ“ mit einem Wertebereich von 0° bis 360° oder von 0 bis 2π verwenden.
• - Eine Funktionseinheit 15 erzeugt aus der Überlagerung von N Signalabschnitten SigA_Sum(x₁), ..., SigA_Sum(x_N), welche die Funktionseinheit 14 erzeugt hat, einen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt (template) SigA_kar,ref . Dieser kardiogene Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref beschreibt näherungsweise den Verlauf des kardiogenen Signals Sig_kar während eines einzigen Herzschlags und bezieht sich ebenfalls auf den Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref . Bevorzugt liegt der charakteristische Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) bei τ=0. Wie bereits erwähnt, ist während eines Herzschlags der kardiogene Anteil im Summen-Signal Sigsum um ein Vielfaches größer als der respiratorische Anteil, und durch die Mittelung über N Signalabschnitte werden die respiratorischen Anteile während eines Herzschlags weitgehend „herausgemittelt“. Die Funktionseinheit 15 wendet bevorzugt auf die N Signalabschnitte für die letzten N Herzschläge ein lernendes Verfahren an. Der kardiogene Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref wird bevorzugt im Datenspeicher 9 abgespeichert.
• In der Nutzphase werden folgende Schritte durchgeführt:
• - Die Funktionseinheiten 32 und 13 detektieren im Summen-Signal Sig_Sum die Herzschläge und ermitteln den jeweiligen charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkt jedes detektierten Herzschlags.
• - Für jeden Herzschlag wird erneut der kardiogene Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref verwendet. In einer Ausgestaltung wird dieser unverändert vom Summen-Signalabschnitt SigA_kar,ref subtrahiert (template subtraction).
• - Optional verwendet eine Funktionseinheit 16 hingegen den Wert mindestens eines anthropologischen Parameters, welcher die Herzaktivität und damit das kardiogene Signal Sig_kar beeinflusst und bei diesem Herzschlag Nr. x gemessen worden ist. Der Lungen-Füllstand und ein Maß für die aktuelle Körperhaltung des Patienten P sowie der Abstand RR zwischen den R-Spitzen von zwei aufeinanderfolgenden Herzschlägen sind Beispiele für einen solchen anthropologischen Parameter. Die Funktionseinheit 16 passt für jeden Herzschlag den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref an den oder jeden bei diesem Herzschlag gemessenen Parameter-Wert an und erzeugt dadurch einen kardiogenen Signalabschnitt SigA_kar(x).
• - Die Funktionseinheit 16 positioniert zeitrichtig, z.B. QRS-synchronisiert, den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref oder optional den angepassten kardiogenen Signalabschnitt SigA_kar(x) relativ zu dem Summen-Signalabschnitt SigAsum(x) des aktuellen Herzschlags. Dadurch wird ein neuer synchronisierter Abschnitt SigA_kar,syn(x) des synthetischen kardiogenen Signals Sig_kar,syn generiert. Bevorzugt wird das synthetische kardiogene Signal Sig_kar,syn in einer von einem Menschen wahrnehmbaren Form ausgegeben.
• - Eine Funktionseinheit 11 kompensiert im neuesten Summen-Signalabschnitt SigAsum(x) den Einfluss des kardiogenen Signals Sig_kar , beispielsweise indem sie vom neuesten Summen-Signalabschnitt SigAsum(x) den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref oder den angepassten kardiogenen Signalabschnitt SigA_kar(x) subtrahiert.
• Eine bevorzugte Ausgestaltung dafür, in der Initialisierungsphase ein lernendes Verfahren sowie in der Nutzungsphase für jeden Herzschlag den jeweiligen Wert eines anthropologischen Parameters anzuwenden, wird in der nachveröffentlichten Offenlegungsschrift DE 10 2019 006 866 A1 beschrieben.
• Zu Beginn des Verfahrens, also nachdem der Patient P mit den Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 verbunden ist, wird die Initialisierungsphase durchgeführt, welche einen Zeitraum von N Herzschlägen umfasst. In dieser Initialisierungsphase generiert der Kompensations-Funktionsblock 20 so wie oben beschrieben abhängig von den Summen-Signalabschnitten SigA_Sum(x₁), ... , SigA_Sum(x_N) für die letzten N Herzschläge einen initialen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref . Während des Verfahrens passt der Kompensations-Funktionsblock 20 den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref an die jeweils letzten N Herzschläge an und speichert ihn in dem Datenspeicher 9 ab. Die Schritte in der Initialisierungsphase und die Anpassung an die jeweils letzten N Herzschläge werden mit der niedrigen Abtast-Frequenz, die etwa gleich der Herzschlagfrequenz ist, durchgeführt.
• Bevorzugt werden die Abschnitte für einen Herzschlag mit der doppelten Zeitauflösung des Summen-Signals Sigsum überlagert. Dies bedeutet: Die Werte des Summen-Signals Sigsum werden mit einer hohen Abtast-Frequenz f ermittelt, d.h. der Abstand Δt zwischen zwei Abtast-Zeitpunkten beträgt 1/f. Rechnerisch wird die Zeitauflösung auf z.B. 2f oder 3f vergrößert, z.B. indem zwischen zwei aus Messwerten hergeleiteten Signalwerten Sigsum(t) und Sig_Sum(t+Δt) jeweils rechnerisch ein Signalwert Sig_Sum(t+Δt/2) positioniert wird, beispielsweise durch Interpolation.
• Nach der Initialisierungsphase werden die folgenden Schritte mit der hohen Abtast-Frequenz (wenige Millisekunden oder sogar nur wenige Zehntel-Millisekunden) durchgeführt:
• - Die Signalverarbeitungseinheit 5 leitet aus Messwerten jeweils einen neuen Wert Sigsum(t) für das Summen-Signal Sigsum her.
• - Die Funktionseinheiten 12 und 13 erkennen im Summen-Signal Sigsum den Beginn bzw. den genauen charakteristischen Zeitpunkt H_Zp(x) eines Herzschlags x und ermitteln dadurch einen neuen Summen-Signalabschnitt SigAsum(x).
• - Der Kompensations-Funktionsblock 20 passt optional den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref an den jeweiligen Wert mindestens eines anthropologischen Parameters an, ermittelt den zugeordneten relativen Zeitpunkt τ = τ(t) und generiert durch zeitrichtige Positionierung einen weiteren Signalabschnitt, nämlich den zeitlich neuesten Abschnitt SigA_kar,syn(x) des synthetischen kardiogenen Signals Sig_kar,syn .
• - Die Funktionseinheit 11 subtrahiert vom neuen Wert Sigsum(t) den Wert SigA_kar,ref[τ(t)] bzw. SigAkar(x) [τ(t)] des kardiogenen Referenz-Signalabschnitts SigA_kar,ref oder des angepassten kardiogenen Signalabschnitts SigA_kar(x) für denselben relativen Zeitpunkt τ, also $${\text{Sig}}_{\text{com}}\left(\text{t}\right)={\text{Sig}}_{\text{Sum}}\left(\text{t}\right)-{\text{SigA}}_{\text{kar}\text{,syn}}\left[\mathrm{\tau }\left(\text{t}\right)\right]$$
  
  oder kompensiert auf andere Weise den kardiogenen Einfluss beispielsweise mithilfe eines Hochpassfilters oder durch eine Independent Component Analysis oder durch eine sogenannte blinde Quellentrennung („blind source separation“), die beispielsweise in DE 10 2015 015 296 A1 beschrieben wird.
• - Der Kompensations-Funktionsblock 20 gibt einen neuen Signalabschnitt SigA_com(x) für das Kompensations-Signal Sigcom aus.
• Das synthetische kardiogene Signal Sig_kar,syn stimmt in der Regel nicht mit dem tatsächlichen kardiogenen Signal Sig_kar überein. Die wesentlichen Gründe sind die folgenden:
• - Der Herzschlag ist in der Regel kein ideal periodischer Vorgang.
• - Die Atmung verläuft nicht synchron zum Herzschlag.
• Zwar ist in jedem Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x) das kardiogene Signal Sig_kar deutlich stärker als das respiratorische Signal Sigres. Jedoch wirkt sich auch in einem Herzschlag-Zeitraum das respiratorische Signal Sig_res auf das Summen-Signal Sigsum aus.
• Beispielsweise dann, wenn das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est zur Regelung des Beatmungsgeräts 1 verwendet wird, wird ein neuer Signal-Wert quasi in Echtzeit benötigt. Hierbei tritt folgendes zusätzliche Problem auf: Der neueste Abschnitt SigA_kar,syn(x) des synthetischen kardiogenen Signals Sig_kar,syn kann erst dann ausreichend genau zeitrichtig positioniert werden, wenn der genaue Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) detektiert worden ist. Dies ist aber in der Regel erst dann der Fall, wenn die R-Spitze dieses Herzschlags detektiert worden ist. In der Zeitspanne zwischen dem Beginn eines Herzschlags und der R-Spitze dieses Herzschlags kann der neueste Abschnitt SigAsum(x) nicht exakt zeitrichtig, sondern nur geschätzt zeitlich positioniert werden. Das erfindungsgemäße Verfahren reduziert den Einfluss einer nicht exakt zeitrichtigen Positionierung, insbesondere weil in einem nachfolgenden Schritt die genaue zeitliche Positionierung nicht benötigt wird.
• Außerdem wirkt sich stets ein Prozessrauschen und / oder ein Messrauschen auf den Vorgang aus, das kardiogene Signal Sig_kar durch das synthetische kardiogene Signal Sig_kar,syn zu schätzen.
• Daher wird in Ausführungsbeispiel der Dämpfungs-Funktionsblock 21 angewendet, um das Kompensations-Signal Sig_com nachzubearbeiten. Diese Nachbearbeitung reduziert insbesondere die Auswirkung einer nur ungenauen zeitlichen Positionierung des neuesten Abschnitts SigA_kar,syn(x) des synthetischen kardiogenen Signals Sig_kar,syn vor der Detektion des genauen Herzschlag-Zeitpunkts H_Zp(x). Außerdem ist der Herzschlag eines Menschen häufig unregelmäßig, wobei insbesondere die Frequenz und / oder die Amplitude des Herzschlags über die Zeit variiert. Der Kompensations-Funktionsblock 20 kann in vielen Fällen diese Unregelmäßigkeit nicht vollständig rechnerisch kompensieren.
• Eine Nachbearbeitung eines Summen-Signals Sigsum wird z.B. auch in S. Abbaspour und A. Fallah: „A Combination Method for Electrocardiogram Rejection from Surface Electromyogram", Open Biomedical Engineering Journal Vol. 8 (2014), pp. 13 - 19, beschrieben. Die nachfolgend beschriebene erfindungsgemäße Ausgestaltung lässt sich zwar zusammen mit einem Schwellenwert verwenden, vermeidet aber insbesondere die dort auftretende Notwendigkeit, einen Schwellenwert vorab vorzugeben.
• 7 Fehler! Verweisquelle konnte nicht gefunden werden. veranschaulicht die nachfolgend beschriebenen Schritte, welche der Dämpfungs-Funktionsblock 21 durchführt. Am Dämpfungs-Funktionsblock 21 liegt das Kompensations-Signal Sig_com an.
• Eine Funktionseinheit 30 erzeugt aus dem Kompensations-Signal Sig_com den Kompensations-Signalabschnitt SigA_com(x) für den neuesten detektierten Herzschlag x. Hierfür verwendet sie den charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) und den Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x), den die Funktionseinheiten 12 und 13 unter Verwendung des Summen-Signals Sigsum detektiert haben.
• Eine Funktionseinheit 22 zerlegt den Kompensations-Signalabschnitt SigA_com(x) des Kompensations-Signals Sigcom in n Signalanteil-Abschnitte SigA_com(1)(x), ..., SigA_com(n)(x) für n Frequenzbänder, bevorzugt mittels einer Wavelet-Transformation. Hierbei ist n eine vorgegebene Anzahl. Bevorzugt liegt n zwischen 5 und 10 und beträgt besonders bevorzugt 8. Werden die Signalanteil-Abschnitte SigA_com(i)(x) zeitrichtig aneinandergefügt, so entsteht ein Signalanteil Sig_com(i).
• Für jedes Frequenzband i wird jeweils eine Funktionseinheit 23(i) auf den Signalanteil-Abschnitt SigAcom(i)(x) angewendet, i = 1, ..., n. Die Funktionseinheit 24 der Funktionseinheit 23(i) erzeugt ein Modifizierungs-Signal Mod(i), welches einen zeitlichen Verlauf darstellt, wobei das Modifizierungs-Signal Mod(i) einen relativen Herzschlag-Zeitraum T abdeckt und jeder Signalwert Mod(i)(τ) eine Zahl zwischen 0 und 1 (einschließlich) ist. Für jedes Level i wird in der Initialisierungsphase also jeweils ein Modifizierungs-Signal Mod(i) generiert. Der Pfeil Akt deutet an, dass auch in der Nutzphase das Modifizierungs-Signal Mod(i) laufend aktualisiert wird. Bei der in 12 gezeichneten Abwandlung entfällt diese Aktualisierung.
• Eine Funktionseinheit 26 wendet in der Nutzphase das zeitrichtig positionierte Modifizierungs-Signal Mod(i) auf den Signalanteil-Abschnitt SigA_com(i)(x) für den Herzschlag x an und erzeugt den gedämpften Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(i)(x) (i=1,...,n). Beispielsweise multipliziert die Funktionseinheit 26 die beiden Signalwerte SigA_com(i)(x)(t) und Mod(i)[T(t)] miteinander und erzeugt dadurch für jeden Abtast-Zeitpunkt t einen Wert SigA_com,d(i)(x)(t) des gedämpften Signalanteil-Abschnitts SigA_com,d(i)(x), beispielsweise gemäß der Rechenvorschrift $${\text{SigA}}_{\text{com}\text{,d}}\left(\text{i}\right)\left(\text{x}\right)\left(\text{t}\right)={\text{SigA}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\text{x}\right)\left(\text{t}\right)*\text{Mod}\left(\text{i}\right)\left[\mathrm{\tau }\left(\text{t}\right)\right].$$

  
• Diese Modifizierung bewirkt eine Dämpfung des Signalanteil-Abschnitts SigA_com,d(i)(x). Das Vorzeichen jedes Signalwerts wird bei der Dämpfung beibehalten. Alternative Ausgestaltungen der Dämpfung werden weiter unten beschrieben.
• 8 veranschaulicht fünf alternative Möglichkeiten, wie der gedämpfte Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(i)(x) durch Dämpfung aus dem Signalanteil-Abschnitt SigA_com(i)(x) erzeugt wird. Durch die Dämpfung wird der Signalanteil-Abschnitt SigAcom(i)(x) in einen respiratorischen Anteil SigA_com,d(i), der in 8 auch mit EMG bezeichnet wird, und einen kardiogenen Anteil, der als EKG bezeichnet wird, aufgeteilt.
• Die Möglichkeit a) ist die gerade dargelegte Ausgestaltung, mit einem Faktor Mod(i) zu multiplizieren, wobei die Steigung Mod(i)[τ(t)] der Gerade von τ(t) abhängt. Die Möglichkeit b) bedeutet einen harten Schwellenwert (hard threshold) α, wobei dieser Schwellenwert α = α[τ(t)] ebenfalls von τ(t) abhängt. Die Möglichkeit c) bedeutet einen weichen Schwellenwert (soft threshold). Die Möglichkeit d) ist eine Mischform. Die Möglichkeit e) wird weiter unten beschrieben.
• Durch die Modifikation wird also ein gedämpfter Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(i)(x) erzeugt, der sich auf den Zeitraum H_Zr(x) des letzten Herzschlags bezieht.
• Die Funktionseinheit 25 setzt die gedämpften Signalanteil-Abschnitte SigA_com,d(1)(x), ..., SigA_com,d(n)(x) zu einem gedämpften Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(x) zusammen, wobei die Funktionseinheit 25 bevorzugt eine Wavelet-Rücktransformation (inverse Wavelet-Transformation) durchführt, und gibt diesen gedämpften Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(x) als Ausgangssignal aus.
• Die Funktionseinheit 31 erzeugt das gesuchte geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est . Hierfür verwendet sie die charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkte H_Zp(x), die Herzschlag-Zeiträume H_Zr(x) und die gedämpften Signalanteil-Abschnitte SigA_com,d(i)(x). Für einen Abschnitt, der zwischen zwei aufeinanderfolgenden Herzschlag-Zeiträumen H_Zr(x) und H_Zr(x+1) liegt, verwendet die Funktionseinheit 31 bevorzugt den entsprechenden Abschnitt des Kompensations-Signals Sigcom als Abschnitt des geschätzten respiratorischen Signals Sig_res,est . Die Funktionseinheit 31 gibt das auf diese Weise erzeugte geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est aus.
• 4, 6 und 7 Fehler! Verweisquelle konnte nicht gefunden werden, zeigen eine Ausgestaltung, in welcher der Kompensations-Funktionsblock 20 aus dem Summen-Signal Sigsum das Kompensations-Signal Sig_com erzeugt und der Dämpfungs-Funktionsblock 21 aus dem Kompensations-Signal Sigcom das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est . 13 zeigt eine alternative Ausgestaltung, bei der nur der Dämpfungs-Funktionsblock 21 angewendet und das Summen-Signal Sigsum direkt als Eingangssignal für den Dämpfungs-Funktionsblock 21 verwendet wird.
• 14 zeigt eine Gegenüberstellung mit jeweils einem beispielhaften Verlauf des Summen-Signals Sigsum (14 A), des Kompensations-Signals Sigcom (14 B) und des geschätzten respiratorischen Signals Sig_res,est (14 C).
• Im Folgenden wird der Dämpfungs-Funktionsblock 21 näher beschrieben. Der Dämpfungs-Funktionsblock 21 beseitigt rechnerisch mit Hilfe eines Dämpfungs-Signals ein Rauschen in dem Kompensations-Signal Sig_com . Im Gegensatz zu anderen Verfahren, z.B. zu dem in S. Abbaspour und A. Fallah, a.a.O., beschriebenen, benötigt die erfindungsgemäße Ausgestaltung kein kardiogenes Signal Sig_kar , um aus dem Summen-Signal Sigsum das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est zu ermitteln, insbesondere kein mithilfe von Messwerten ermitteltes kardiogenes Signal Sig_kar . Ein solches kardiogenes Signal Sig_kar lässt sich häufig genauso wenig ermitteln wie das gesuchte respiratorische Signal _Sigres. Außerdem ist dann, wenn der erfindungsgemäße Dämpfungs-Funktionsblock 21 verwendet wird, der Schritt nicht erforderlich, einen binären Schwellenwert anzuwenden, also Signalwerte oberhalb oder unterhalb eines Schwellenwerts auf null zu setzen. Die erfindungsgemäße Dämpfung eines Werts des Kompensations-Signals Sig_com hängt außerdem von dem relativen Zeitpunkt τ, auf den sich dieser Signalwert bezieht, im Verlauf eines einzelnen Herzschlags ab, was zu einer besseren Kompensation des kardiogenen Signals Sig_kar führt als beispielsweise eine über den gesamten Herzschlag-Zeitraum gemittelte Dämpfung. Darüber hinaus wird das Kompensations-Signal Sig_com in der Regel in unterschiedlichen Frequenzbändern verschieden gedämpft.
• In der Initialisierungsphase für die Dämpfung, die sich über M Herzschläge erstreckt, berechnet der Dämpfungs-Funktionsblock 21 n Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitte Mod(1), ..., Mod(n). In der nachfolgenden Nutzphase aktualisiert der Dämpfungs-Funktionsblock 21 diese n Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitte Mod(1), ..., Mod(n) laufend abhängig von den letzten M Herzschlägen und speichert sie im Datenspeicher 9 ab. Die Anzahlen M und N (Anzahl der Herzschläge zur Berechnung des kardiogenen Referenz-Signalabschnitts SigA_kar,ref ) können gleich sein oder sich voneinander unterscheiden.
• Die Funktionseinheit 22 des Dämpfungs-Funktionsblocks 21 führt für die Zerlegung des neuesten Abschnitts SigA_com(x) des Kompensations-Signals Sigcom in n Signalanteil-Abschnitte SigAcom(1)(x), ..., SigAcom(n)(x) eine Wavelet-Transformation, bevorzugt eine stationäre Wavelet-Transformation oder eine transformation à trous, durch. Wavelet-Transformationen werden beispielsweise in W. Bäni: „Wavelets - Eine Einführung für Ingenieure“, Oldenbourg, 2002, beschrieben. Eine stationäre Wavelet-Transformation weist eine geringere Varianz gegen eine zeitliche Verschiebung als die alternativ anwendbare diskrete Wavelet-Transformation auf. Möglich ist auch, anstelle einer Wavelet-Transformation eine Short Time Fourier Transformation oder eine Empirical Mode Decomposition anzuwenden.
• Vorgegeben werden n Frequenzbänder, die bei einer Wavelet-Transformation „Levels“ genannt werden. Das Level 1 gehört zu dem Frequenzband mit den höchsten Frequenzen, das Level n zu dem Frequenzband mit den niedrigsten Frequenzen. Zu jedem Level i (i=1,...,n) gehört eine Wavelet-Funktion $${\mathrm{\psi }}_{\text{s}\left(\text{i}\right),\text{a}\left(\text{i}\right)}\left(\text{t}\right)=\frac{1}{\text{s}{\left(\text{i}\right)}^{1/2}}\mathrm{\psi }\left(\frac{\text{t}-\text{a}\left(\text{i}\right)}{\text{s}\left(\text{i}\right)}\right)$$

  

  mit einer vorgegebenen Basisfunktion (mother wavelet) ψ, einer vorgegebenen Stauchung s(i) und einer vorgegebenen Verschiebung a(i), wobei das Level 1 die größte Stauchung und das Level n die kleinste Stauchung aufweist, also s(1) ≤ s(2) ≤... ≤s(n). Möglich ist, dass die Verschiebung nicht vom Level abhängt, also a(1) = a(2) = ... a(n). Schrittweise werden die n Signalanteil-Abschnitte SigA_com(1)(x), ..., SigA_com(n)(x) in dieser Reihenfolge erzeugt, also zuerst der Signalanteil SigAcom(1)(x) für das erste Level. Als Basisfunktionen ψ wird beispielsweise das db5 Wavelet verwendet (db = Daubechies), auch als Daubechies wavelet with 5 vanishing moments bezeichnet.
• Der Dämpfungs-Funktionsblock 21 umfasst die Funktionseinheit 22 für die Zerlegung, eine Funktionseinheit 25 für die Rücktransformation sowie für jedes Level i jeweils eine Funktionseinheit 23(i) und zwei Funktionseinheiten 24 und 26.
• Die Funktionseinheiten 14 und 15 aktualisieren den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref , sobald ein weiterer Herzschlag abgeschlossen ist, d.h. sie erzeugen einen angepassten kardiogenen Signalabschnitt SigA_kar(x). Außerdem aktualisiert die Funktionseinheit 23(i) die Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitte Mod(i) für die n Level, sobald der weitere Herzschlag abgeschlossen ist (i=1,...,n).
• Die Funktionseinheit 24 führt in der Initialisierungsphase für jeden Level i und für jeden Signalanteil-Abschnitt SigA_com(i)(x) eines Herzschlags x (i=1,...,n) in einer Ausgestaltung jeweils die nachfolgend beschriebenen Schritte durch:
• Sie ermittelt in der Initialisierungsphase einen durchschnittlichen Signalabschnitt Pow_com,av(i) für den zeitlichen Verlauf einer elektrischen Leistung, der einen einzigen relativen Herzschlag-Zeitraum T abdeckt, wobei in gewisser Weise über die M Signalanteil-Abschnitte SigA_com(i) von M Herzschlägen gemittelt wird. Möglich ist, die neueren Herzschläge stärker zu gewichten als die älteren Herzschläge. Beispielsweise ist $${\text{Pow}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)\text{Abs}\left[{\text{SigA}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)\right]\left(\text{der Abolutwert}\right)$$
  
  oder $${\text{Pow}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)=\text{RMS}\left[{\text{SigA}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)\right]\left(\text{root mean square}\text{, RMS}\text{, der Efektivwert}\right).$$
  
• In der Initialisierungsphase werden dadurch für die M Herzschläge M Leistungs-Signalabschnitte Pow_com(i) berechnet. Bevorzugt wird jeder Leistungs-Signalabschnitt Pow_com(i) unter Verwendung eines geeigneten Filters berechnet, wobei über die Werte des Kompensations-Signals Sig_com geeignet geglättet wird.
• Jeder Leistungs-Signalabschnitt Pow_com(i) überdeckt jeweils einen relativen Herzschlag-Zeitraum T. Die Funktionseinheit 24 überlagert die M Leistungs-Signalabschnitte Pow_com(i) synchron zu den Herzschlägen und mittelt dann über die überlagerten M Abschnitte. Dadurch wird ein durchschnittlicher Leistungs-Signalabschnitt Pow_com,av(i) für das Level Nr. i ermittelt, der ein Maß für die durchschnittliche elektrische Leistung des Kompensations-Signals Sigcom während eines relativen Herzschlag-Zeitraums T ist, wobei die ermittelte durchschnittliche elektrische Leistung von dem relativen Zeitpunkt τ abhängt. Durch die Mittelung werden Einflussfaktoren, die nicht von der Herzaktivität des Patienten P herrühren, sondern von der Atmungsaktivität, beispielsweise ein Husten, „hinweggemittelt“.
• 15 zeigt den Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref sowie den Referenz-Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp_ref dieses durch herzschlag-synchrone Überlagerung erzeugten durchschnittlichen Leistungs-Signalabschnitts Pow_com,av(i). In diesem Beispiel werden acht verschiedene Levels unterschieden, also n = 8. Der Zeitpunkt t = 0 auf der x-Achse wurde in den Referenz-Herzschlag-Zeitpunkt H_Zr_ref gelegt. Weiterhin zeigt 15 die n=8 durchschnittlichen Leistungs-Signalabschnitte Pow_com,av(1), ..., Pow_com,av(8) für die n=8 Levels.
• 16 zeigt den durchschnittlichen Leistungs-Signalabschnitt Pow_com,av(5) für das Level Nr. 5.
• Aus dem durchschnittlichen Leistungs-Signalabschnitt Pow_com,av(i) für das Level Nr. i werden ein mittlerer Signalwert Avg(i) und unter Verwendung des mittleren Signalwerts Avg(i) ein Schwellenwert (threshold) φ(i) hergeleitet. Der mittlere Signalwert Avg(i) und der Schwellenwert φ(i) variieren in der Regel von Level i1 zu Level i2 und auch für ein einziges Level i von Herzschlag zu Herzschlag, wenn der mittlere Signalwert Avg(i) und der Schwellenwert φ(i) laufend abhängig von den jeweils letzten M Herzschlägen aktualisiert werden. Mithilfe dieses vom Kompensations-Signal Sigcom abhängenden Schwellenwerts φ(i) wird später ein Rauschen im Kompensations-Signal Sig_com wenigstens teilweise rechnerisch eliminiert, wobei dieses Rauschen im Wesentlichen durch das kardiogene Signal Sig_kar erzeugt wird. Dank des gerade beschriebenen Vorgehens werden die Schwellenwerte zur Laufzeit berechnet und brauchen nicht vorgegeben zu werden.
• Der mittlere Signalwert Avg(i) wird beispielsweise als arithmetisches Mittel oder auch als Median über R Signalwerte des durchschnittlichen Leistungs-SignalAnteil POw_com,av(i) zu R aufeinanderfolgenden relativen Abtast-Zeitpunkten τ₁, ..., τ_R des Referenz-Herzschlag-Zeitpunkts H_Zr_ref berechnet. Der Median ist weniger sensitiv gegenüber Ausreißern als das arithmetische Mittel, seine Berechnung erfordert aber mehr Rechenzeit.
• Um den Schwellenwert φ(i) zu berechnen, wird ein Faktor α vorgegeben, beispielsweise α=2. Der Schwellenwert φ(i) wird beispielsweise gemäß der Rechenvorschrift $$\mathrm{\phi }\left(\text{i}\right)=\left[1+\left(\text{n}-\text{i}\right)/\mathrm{\alpha }*\text{n}\right]*\text{Avg}\left(\text{i}\right).$$

  

  berechnet.
• 15 zeigt weiterhin die n Schwellenwerte φ(1), ..., φ(n) für die n Level.
• Ein Signalwert SigA_com(i)(x)(t) des Signalanteils SigAcom(i)(x) des Kompensations-Signals Sig_com soll umso stärker gedämpft werden, je größer der Signalwert Pow_com,av(i)(τ) des durchschnittlichen Leistungs-Signalabschnitts Pow_com,av(i) zu dem entsprechenden relativen Zeitpunkt τ(t) des Referenz-Herzschlag-Zeitraums H_Zr_ref ist. Denn große Signalwerte stammen aufgrund der Mittelung über N Herzschlag-Zeiträume vom kardiogenen Signal Sig_kar her. Die Dämpfung hängt also vom aktuell ermittelten Summen-Signal Sig_Sum ab und nicht von einem vorgegebenen Schwellenwert. Wie bereits erwähnt, hängt die Dämpfung gemäß dieser Ausgestaltung außerdem vom relativen Zeitpunkt τ während eines Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref ab. Auf diese Weise lässt die Dämpfung sich an die aktuelle Herzaktivität des Patienten P anpassen, auch bei Unregelmäßigkeiten in der Herzaktivität.
• In einer Ausgestaltung wird aus dem durchschnittlichen Leistungs-Signalabschnitt Pow_com,av(i) ein Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) erzeugt, beispielsweise gemäß der folgenden Rechenvorschrift: $$\text{Mod}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)=\text{min}\left\{\text{Avg}\left(\text{i}\right)/{\text{Pow}}_{\text{com}\text{,av}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right),1\right\},$$

  

  falls τ im Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref liegt und Pow_com,av(i)(τ) > φ(i) gilt, und
  Mod(i)(τ) = 1 ansonsten.
• Jeder Signalwert Mod(i)(τ) des Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitts Mod(i) ist eine Zahl zwischen 0 und 1 (einschließlich).
• Die Ausgestaltung, dass der Signalwert Mod(i)(τ) außerhalb des Referenz-Herzschlag-Zeitraums H_Zr_ref auf 1 gesetzt wird, stellt sicher, dass der Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) nur für den aktuellen Herzschlag eine Dämpfung bewirkt.
• In einer Verallgemeinerung wird jeder Wert für Mod(i) gemäß der Rechenvorschrift $$\text{Mod}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)=\text{min}\left\{\text{F}\left[{\text{Pow}}_{\text{com}\text{,av}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)\right],\text{ 1}\right\}$$

  

  berechnet, wobei F= F(u) eine in u fallende Funktion ist [je größer u, desto kleiner F(u)] und einen Wertebereich von 0 bis y hat und wobei y größer oder gleich 1 ist.
• Wie in 8 dargestellt ist, gibt es Alternativen zu der Ausgestaltung, die Dämpfung durch eine Multiplikation zu erzielen. In mehreren Ausgestaltungen, die in 8 b) bis 8 d) gezeigt werden, wird ein Schwellenwert αx = αx(τ) verwendet. In einer Ausgestaltung, die in 8 d) gezeigt wird, werden zusätzlich zwei weitere Schwellenwerte β_X = β_X(τ) und β_Y = β_Y(τ) verwendet.
• In einer Realisierung der Ausgestaltung von 8 d) werden Parameter p1, p2, p3 und p4 vorgegeben. Bevorzugt gilt p1 < p2 < p3. Beispielsweise gilt p1 = 0.8, p2 = 1, p3 = 1.1 sowie p₄ = 1.2 oder auch p₁ = 1, p₂ = 1.2, p₃ = π/2 sowie p₄ = 1.8. $${\mathrm{\alpha }}_{\text{x}}\left(\mathrm{\tau }\right)={\text{p}}_1*\text{min}\left\{\text{Avg}\left(\text{i}\right)/{\text{Pow}}_{\text{com}\text{,av}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right),{\text{ p}}_4\right\}$$

  

  $${\mathrm{\beta }}_{\text{x}}\left(\mathrm{\tau }\right)={\text{p}}_2*\text{min}\left\{\text{Avg}\left(\text{i}\right)/{\text{Pow}}_{\text{com}\text{,av}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right),{\text{ p}}_4\right\}$$

  

  $${\mathrm{\beta }}_{\text{y}}\left(\mathrm{\tau }\right)={\text{p}}_3*\text{min}\left\{\text{Avg}\left(\text{i}\right)/{\text{Pow}}_{\text{com}\text{,av}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right),{\text{ p}}_4\right\}$$

  
• In einer Realisierung der Ausgestaltung von 8 b) und 8 c) werden Parameter p₁ und p₄ vorgegeben, z.B. p₁ = 1.5 sowie p₄ = 0.8. Dann ist $${\mathrm{\alpha }}_{\text{x}}\left(\mathrm{\tau }\right)={\text{p}}_1*\text{min}\left\{\text{Avg}\left(\text{i}\right)/{\text{Pow}}_{\text{com}\text{,av}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right),{\text{ p}}_4\right\}.$$

  
• 8 a) bis 8 d) zeigen die Modifikation nur für positive Werte von SigA_com(i)(t). Bevorzugt verändert die Dämpfung aber nicht das Vorzeichen. Daher wird bevorzugt wie folgt gedämpft: $${\text{SigA}}_{\text{com}\text{,d}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)=\text{sign}\left({\text{SigA}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)\right)*\text{f}\left\{\text{abs}\left[{\text{SigA}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\text{t}\right)\right],\mathrm{\tau }\left(\text{t}\right)\right\}.$$

  
• Hierbei bezeichnet f eine der Modifizierungsfunktionen von 8.
• In der Ausgestaltung gemäß 8 e) wird die Modifizierungsfunktion statistisch ermittelt. Dies wird mithilfe von 9 und 10 veranschaulicht.
• 9 zeigt für das Level i = 5 alle in der Initialisierungsphase gemessenen Verläufe des Signalanteils SigA_com(5)(x) des Kompensations-Signals Sigcom sowie den durchschnittlichen Verlauf Pow_com,av(5), wobei die Verläufe auf den Referenz Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref abgebildet sind. Der Zeitpunkt τ = 0 ist wieder die R-Spitze. Vorgegeben wird ein Norm-Zeitpunkt τ_Norm im Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zrref, beispielsweise τ_Norm = 0,4. Zu diesem Norm-Zeitpunkt ist der kardiogene Anteil Sig_kar am Summen-Signal Sigsum und damit am Kompensations-Signal Sigcom vernachlässigbar klein. Die nachfolgend beschriebenen Schritte werden für jeden Zeitpunkt τ_x einer Menge mit mehreren Zeitpunkten im Referenz Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref durchgeführt, wobei die Zeitpunkte dieser Menge den Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref überdecken. Dies liefert insgesamt eine Kennlinie, beispielsweise die in 8 e) gezeigte Kennlinie.
• Die für den Zeitpunkt τ_x gemessenen Werte SigA_com(i)(τ_x) des auf den Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref abgebildeten Signalanteils SigAcom(i) bilden eine Stichprobe. Mithilfe dieser Stichprobe wird eine empirische Verteilungsfunktion F[τ_x] berechnet. Die Werte, die für den Norm-Zeitpunkt τ_Norm gemessen worden sind, liefern eine Norm-Stichprobe. Mit Hilfe dieser Norm-Stichprobe wird eine empirische Norm-Verteilungsfunktion F[τ_Norm] berechnet. 10 a) zeigt diese beiden empirischen Verteilungsfunktionen. Auf die gleiche Weise lassen sich mithilfe der beiden Stichproben eine empirische Dichtefunktion f[τ_x ] sowie eine empirische Norm-Dichtefunktion f[τ_Norm ] berechnen. Diese werden in 10 b) gezeigt. Anschließend wird ein Wertepaar (x, y) mit x = Pow_com,av(5)(τ_x) und y = F[τ_Norm]^-1{F[τ_x](τ_x)} berechnet. F[τ_Norm]^-1 ist die inverse Funktion. Diese Berechnung wird für jeden Zeitpunkt τ der Menge durchgeführt und liefert eine Kennlinie, die beispielhaft in 10 c) gezeigt ist.
• Die Kennlinie wird benutzt, um SigAcom(i)(t) (x-Wert der Kennlinie) auf SigA_com,d(i)(t) (y-Wert der Kennlinie) abzubilden.
• In einer Ausgestaltung wird keine Annahme über die Verteilung getroffen. In einer Abwandlung wird vorausgesetzt, dass die beiden Verteilungsfunktionen F[τ_x] und F[τ_Norm] Verteilungsfunktionen einer Normalverteilung sind. Die beiden Stichproben werden auf den jeweiligen Mittelwert verschoben, sodass der Erwartungswert der Normalverteilung gleich 0 ist, und die beiden Varianzen σ[τ_Norm ] und _σ[τ_x ] werden empirisch geschätzt. Dann gilt y = σ[τ_Norm] / σ[τ_x] * x.
• 11 zeigt eine Darstellung mit Höhenlinien für die Herleitung einer Modifizierungsfunktion. Auf der horizontalen Achse ist wieder die Zeit τ im Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref eingetragen, auf der vertikalen Achse ein Maß für die Muskelaktivität der Atmungsmuskulatur. Bevorzugt wird dieses Maß für die Muskelaktivität auf Basis des Kompensations-Signals Sigcom berechnet, beispielsweise wie folgt: Das Kompensations-Signal Sigcom wird gleichgerichtet (von jedem Signalwert wird der Betrag gebildet). Das gleichgerichtete Signal wird mittels eines Tiefpassfilters gefiltert, sodass ein Hüllkurven-Signal entsteht. Abschnitte dieses Hüllkurven-Signals, die dicht an einem charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkt liegen und daher durch die Herzaktivität und nicht durch die Muskelaktivität der Atmungsmuskulatur hervorgerufen werden, werden rechnerisch ausgeschnitten. Dieses Vorgehen lässt sich auch als „gating“ bezeichnen. Die Lücken werden durch Interpolation über die verbleibenden Bereiche gefüllt. Das resultierende Hüllkurven-Signal Env bezieht sich auf den Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref und wird als Maß für die Muskelaktivität verwendet. Möglich ist auch, das Kompensations-Signal Sigcom als Maß für die Muskelaktivität zu verwenden.
• Zu jedem Zeitpunkt τ des Referenz-Herzschlag-Zeitraums H_Zr_ref und zu jedem Wert für die Muskelaktivität, also z.B. für jeden Wert des Hüllkurven-Signals Env oder für jeden Wert Sigcom(T) des Kompensations-Signals Sigcom, gehört ein Teil der in der Initialisierungsphase gewonnenen Stichprobe, nämlich derjenige Teil, der zu diesem Zeitpunkt τ diesen Signalwert Env(τ) bzw. Sig_Com(τ) annimmt. Diese Stichprobe liefert eine empirische Varianz. Höhenlinien für verschiedene Werte der empirischen Varianz (Streuung) σ sind eingetragen, beispielsweise für σ = σ₁, σ = σ₂, σ = σ₄ und σ = σ₆. Eingetragen ist ein Referenzbereich Ref des Referenz-Herzschlag-Zeitraums H_Zr_ref , in dem das kardiogene Signal Sig_kar vernachlässigbar klein ist.
• Die Modifizierungsfunktion wird so festgelegt, dass folgendes gilt: Die Modifizierungsfunktion bildet die empirische Varianz für einen bestimmten Signalwert der Muskelaktivität und für einen bestimmten Referenz-Zeitpunkt τ_x auf eine empirische Varianz für denselben Signalwert und einen Referenz-Zeitpunkt τ_x im Referenzbereich Ref ab. Dies wird in 11 beispielhaft für die beiden Werte Mus₁ und Mus₂ des Maßes für die Muskelaktivität (auf der vertikalen Achse dargestellt), die empirischen Varianzen σ = σ₃ und σ = σ₇ und die beiden Referenz-Zeitpunkte τ₁ und τ₂, die im Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref und außerhalb des Referenzbereichs Ref liegen, dargestellt. Der Wert [τ₁, Mus₁ ] wird auf den Wert [τ_Norm , Mus₁ ] abgebildet, der Wert [τ₂, Mus₂ ] auf den Wert [τ_Norm , Mus₂ ].
• Der Ansatz von 11 verallgemeinert den Ansatz y = σ[τ_Norm] / _σ[τ_x]*x, der mit Bezug auf 10 erläutert wurde. Gemäß 11 gilt $$\text{y}=\mathrm{\sigma }\left[{\mathrm{\tau }}_{\text{Norm}\text{,}}{\text{Mus}}_{\text{x}}\right]/\mathrm{\sigma }\left[{\mathrm{\tau }}_{\text{x},}{\text{Mus}}_{\text{x}}\right]*\text{x}\text{.}$$

  
• In 12 wird eine Abwandlung gezeigt, die ohne eine Initialisierungsphase auskommt. Im oberen Teil von 12 wird ein typischer Verlauf des kardiogenen Signals Sig_kar in dem Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref gezeigt, im unteren Teil ein vorgegebener Verlauf für αx = αx(τ). Je größer die Leistung, also der Betrag des Signalwerts Sig_kar(τ), ist, desto kleiner ist der Wert αx(τ). Dieser vorgegebene Verlauf ist im Datenspeicher 9 abgespeichert. Auch bei dieser Abwandlung lassen sich andere Modifikationsvorschriften verwenden.
• In einer Abweichung fließt in den Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) zusätzlich der zeitliche variierende aktuelle Effektivwert (RMS) des Summen-Signals Sigsum ein. Bei starken Schwankungen in der Muskelaktivität der Atmungsmuskulatur lässt sich das respiratorische Signal Sig_res noch besser von dem kardiogenen Signal Sig_kar trennen. Die Variante, die mit Bezug auf 11 erläutert wurde, ist ein Beispiel dafür, wie der Effektivwert berücksichtigt wird.
• 17 zeigt beispielhaft die n Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitte Mod(1), ..., Mod(n) für die n Levels.
• 18 zeigt den Verlauf des Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitts Mod(5) für das Level Nr. 5.
• Die gerade beschriebenen Schritte, um in der Initialisierungsphase die n Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitte Mod(1), ..., Mod(n) zu generieren und in der nachfolgenden Nutzphase zu aktualisieren, werden bevorzugt mit der niedrigen Abtast-Frequenz durchgeführt. Bevorzugt werden die n Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitte Mod(1), ..., Mod(n) im Datenspeicher 9 abgespeichert.
• Wie oben beschrieben wurde, liefert der Kompensations-Funktionsblock 20 mit der hohen Abtast-Frequenz jeweils einen neuen Wert Sig_com(t) für das Kompensations-Signal Sig_com . Der Dämpfungs-Funktionsblock 21 liefert mit dieser hohen Abtast-Frequenz oder auch mit der niedrigen Abtast-Frequenz jeweils einen neuen Wert Sig_res,est(t) für das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est . Hierbei führt der Dämpfungs-Funktionsblock 21 folgende Schritte durch:
• Die Funktionseinheit 22 zerlegt einen Abschnitt des Kompensations-Signals Sigcom, der die letzten K Abtast-Zeitpunkte der hohen Abtast-Frequenz abdeckt, in n Signalanteil-Abschnitte, beispielsweise durch eine Wavelet-Transformation. Diese Abschnitt werden nachfolgend mit SigA_com(1), ..., SigA_com(n) bezeichnet.
• Für jedes Level i (i=1,...,n) werden in der Nutzphase die folgenden Schritte durchgeführt:
• - Die Funktionseinheit 24 positioniert den Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) zeitrichtig relativ zum Herzschlag. Hierfür verwendet die Funktionseinheit 24 den Beginn bzw. den genauen Zeitpunkt H_Zp(x) des Herzschlags x, den die Funktionseinheiten 12 und 13 detektiert haben.
• - Falls ein Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) einen Signalanteil-Abschnitt SigAcom(i) nicht vollständig überdeckt, so wird er auf geeignete Weise aufgefüllt, bevorzugt mit dem konstanten Wert 1 oder durch Interpolation. Falls der Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) zu lang ist, so wird er bevorzugt in einem überstehenden Bereich auf geeignete Weise abgeschnitten.
• - Der zeitrichtig positionierte Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) wird von der Funktionseinheit 26 auf den Signalanteil-Abschnitt SigA_com(i) für das Level Nr. i angewendet, um den gedämpften Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(i) zu erzeugen, beispielsweise durch Multiplikation: $${\text{SigA}}_{\text{com}\text{,d}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)=\text{Mod}\left(\text{i}\right)\left[\mathrm{\tau }\left(\text{t}\right)\right]*{\text{SigA}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)$$
  
  oder durch eine der in 8 b) bis 8 e) gezeigten Alternativen.
• - Hierdurch wird ein Abschnitt SigA_com,d(i) des gedämpften Kompensations-Signalanteils SigA_com,d(i) generiert, der wiederum die letzten K Abtast-Zeitpunkte abdeckt.
• Die Funktionseinheit 25 erzeugt aus den n Abschnitten SigA_com,d(1), ... , SigA_com,d(n) der n gedämpften Kompensations-Signalanteile Sig_com,d(1), ..., Sig_com,d(n) durch Rücktransformation einen Abschnitt SigA_com,d des gedämpften Kompensations-Signals, welcher als der neueste Abschnitt des zu schätzenden respiratorischen Signals Sig_res,est verwendet wird und der K Abtast-Zeitpunkte überdeckt.
• Bei der gerade beschriebene Ausführungsform hängt der Wert eines Referenz-Modifizierungs-Signals Mod(i) eines Levels i nur vom relativen Zeitpunkt τ (oder von der Herzphase Φ) im Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref ab. Für jeden Herzschlag wird also der gleiche Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) verwendet. In einer Abwandlung wird in der Nutzphase für jeden Herzschlag der Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) abhängig von dem bei diesem Herzschlag gemessenen Wert des anthropologischen Parameters angepasst, so wie dies auch für den kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref durchgeführt wird, z.B. vom Lungen-Füllstand oder von einem Maß für die aktuelle Haltung des Patienten P. Bevorzugt wird in der Initialisierungsphase ein lernendes Verfahren angewendet, um automatisch die Abhängigkeit des Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitts Mod(i) von dem oder jeden anthropologischen Parameter zu erlernen.
• In einer Abweichung wird in der Initialisierungsphase zusätzlich zu dem von der Herzphase Φ abhängigen Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) ein respiratorischer Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod_res(i) generiert, der den zeitlichen Verlauf einer Dämpfung während eines Atemzugs beschreibt. Für jeden relativen Atemzug-Zeitpunkt τ_res ist Mod_res (i)[τ_res] ebenfalls eine Zahl zwischen 0 und 1. Der gedämpfte Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(i) wird z.B. gemäß der Vorschrift $${\text{SigA}}_{\text{com}\text{,d}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)={\left\{\text{Mod}\left(\text{i}\right)\left[\mathrm{\tau }\left(\text{t}\right)\right]*\text{Mod}\left(\text{i}\right)\left[{\mathrm{\tau }}_{\text{res}}\left(\text{t}\right)\right]\right\}}^{1/2}*{\text{SigA}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)$$

  

  berechnet.
• In einer Abweichung wird anstelle des Atemzug-Zeitpunkts τ_res die aktuelle Muskelanstrengung MA = MA(t) geschätzt. Der respiratorische Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Modres(i) hängt von dieser Muskelanstrengung ab, also Modres(i) = Modres(i)(MA). Der gedämpfte Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(i) wird bei dieser Abwandlung z.B. gemäß der Vorschrift $${\text{SigA}}_{\text{com}\text{,d}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)={\left\{\text{Mod}\left(\text{i}\right)\left[\mathrm{\tau }\left(\text{t}\right)\right]*\text{Mod}\left(\text{i}\right)\left[\text{MA}\left(\text{t}\right)\right]\right\}}^{1/2}*{\text{SigA}}_{\text{com}}\left(\text{i}\right)\left(\mathrm{\tau }\right)$$

  

  berechnet.
• In einer Ausgestaltung werden die Signalwerte des geschätzten respiratorischen Signals Sig_res,est mit einer zeitlichen Verzögerung ausgegeben, welche aus der Rechenzeit resultiert, den der Dämpfungs-Funktionsblock 21 für die gerade aufgelisteten Rechenschritte benötigt. Im Folgenden bezeichnet Δt den Abstand zwischen zwei aufeinanderfolgenden Abtast-Zeitpunkten bei der hohen Abtast-Frequenz, und die Anzahl K ist so bemessen, dass der Dämpfungs-Funktionsblock 21 die Rechenschritte in der Zeitspanne K*Δt bewältigt. Der Dämpfungs-Funktionsblock 21 führt die oben aufgeführten Rechenschritte jeweils für einen Abschnitt des Kompensations-Signals Sig_com durch, der die letzten K Abtast-Zeitpunkte abdeckt. Die resultierenden K Signalwerte für das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est werden nacheinander ausgegeben. Der Dämpfungs-Funktionsblock 21 verarbeitet zeitlich überlappend mit der Ausgabe erneut einen Abschnitt mit den jüngsten K Signalwerten des Kompensations-Signals Sigcom.
• Bevorzugt realisieren beide Funktionsblöcke 20 und 21 jeweils einen schnellen Signalpfad für die Schritte, die mit der hohen Abtast-Frequenz durchgeführt werden, und einen langsamen Signalpfad für die Schritte, die mit der niedrigen Abtast-Frequenz durchgeführt werden. Die beiden Signalpfade sind parallel zueinander angeordnet. Eine Vorrichtung und ein Verfahren, um mithilfe eines schnellen und eines langsamen Signalpfades physiologische Signale zu verarbeiten, wird beispielsweise in DE 10 2011 016 804 A1 und in EP 2845616 B1 beschrieben.
• In einer bevorzugten Ausgestaltung lassen sich mögliche Werte für die Auslegungsparameter des Verfahrens vorab miteinander vergleichen, und zwar mithilfe einer sogenannten Restleistungsanalyse. 19 und 20 zeigen beispielhaft fünf Signale, die den jeweils resultierenden zeitlichen Verlauf des Effektivwerts (RMS) beschreiben, und zwar in einer überlagerten Darstellung (19) und in fünf getrennten Darstellungen (20). Um diese Darstellung zu erzeugen, wurden jeweils Abschnitte der fünf Signale, die 19 Herzschläge überdecken, zeitrichtig übereinandergelegt (R-Spitze bei t = 0,0). Bevorzugt wird die Restleistungsanalyse auf Basis von mindestens 60 Herzschlägen durchgeführt. Idealerweise variiert der Effektivwert nicht oder nur wenig über die Zeit. Hierbei beziehen sich die Effektivwert-Verläufe auf folgende Signale:
• - Sigsum ist das Summen-Signal, welches durch eine Signalaufbereitung der Messwerte von den Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 gewonnen wird und ein Eingangssignal für den Kompensations-Funktionsblock 20 ist,
• - Sig_com ist das Kompensations-Signal, das vom Kompensations-Funktionsblock 20 erzeugt worden ist, wobei das synthetische kardiogene Signal Sig_kar,syn von dem Summen-Signal Sigsum subtrahiert wurde,
• - Sig_res ist das tatsächliche respiratorische Signal,
• - Sig_res,est die erfindungsgemäß von den beiden Funktionsblöcken 20 und 21 erzeugte Schätzung für das tatsächliche respiratorische Signal Sig_res ,
• - Sig_res,est,2 ist eine Schätzung für das respiratorische Signal Sigres, die aus dem Summen-Signal Sigsum ermittelt wird, indem nur der Dämpfungs-Funktionsblock 21 angewendet wird, aber nicht der Kompensations-Funktionsblock 20, vgl. 13.
• Das Kompensations-Signal Sig_com , welches der Kompensations-Funktionsblock 20 erzeugt hat, weist in der QRS-Phase von -0,1 bis +0,1 sec noch einen hohen Effektivwert auf. Das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est,2 , welches ohne Verwendung des Kompensations-Funktionsblocks 20 erzeugt wurde, wurde in der QRS-Phase zu stark gedämpft. Die erfindungsgemäß erzeugte Schätzung Sig_res,est kommt dem tatsächlichen respiratorischen Signal Sigres sehr nahe.
• 21 zeigt das Summen-Signal Sigsum, das Kompensations-Signal Sig_com und die drei Signalanteile Sig_com(4), Sig_com(5) und Sig_com(6) für die drei Levels 4, 5 und 6.
• Eine bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung lässt sich beispielsweise dann anwenden, wenn das Beatmungsgerät 1 auf Basis des erfindungsgemäß ermittelten respiratorischen Signals Sig_res,est geregelt werden soll. Die Schritte des Kompensations-Funktionsblocks 20 setzen voraus, dass der Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) eines Herzschlags ausreichend genau detektiert ist, vgl. 4, 6 und 7 Fehler! Verweisquelle konnte nicht gefunden werden.. Nur dann lässt sich der kardiogene Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref für diesen Herzschlag zeitrichtig korrekt im synthetischen kardiogenen Signal Sig_kar,syn positionieren. Der Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) lässt sich aber erst während der QRS-Phase ausreichend genau detektieren. Gemäß der bevorzugten Ausgestaltung werden daher im Verlauf eines Herzschlags zunächst nur der Dämpfungs-Funktionsblock 21 angewendet, also die Ausgestaltung gemäß 13 durchgeführt, bis während der QRS-Phase der Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) ausreichend genau detektiert ist. Sobald der Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) detektiert ist, aktualisiert zusätzlich der Kompensations-Funktionsblock 20 das Kompensations-Signal Sigcom, bis der Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x) verstrichen ist.
• In einer Abwandlung wird der Zeitpunkt des aktuellen Herzschlags geschätzt, bis die QRS-Phase erreicht und der Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) ausreichend genau detektiert werden kann. Um den aktuellen Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) zu schätzen, wird beispielsweise eine Vorhersage aufgrund der vorherigen Herzschläge und bevorzugt einer geschätzten Herzschlagfrequenz durchgeführt.
• Bezugszeichenliste

1

Beatmungsgerät, beatmet künstlich und / oder überwacht den Patienten P, umfasst die Signalverarbeitungseinheit 5

2.1.1, 2.1.2,

erster Satz von Messelektroden auf der Haut des Patienten P, liefert Messwerte für das elektrische Summen-Signal Sig_Sum

2.2.1, 2.2.2

zweiter Satz von Messelektroden auf der Haut des Patienten P, liefert weitere Messwerte für das Summen-Signal Sig_Sum

3

pneumatischer Sensor vor dem Mund des Patienten P, misst den Volumenfluss Vol' und den Atemwegsdruck P_aw

4

optischer Sensor mit einem Bildaufnahmegerät und einer Bildverarbeitungseinheit, misst die Geometrie des Körpers des Patienten P, aus welcher rechnerisch der aktuelle Lungen-Füllstand Vol hergeleitet wird

5

Signalverarbeitungseinheit, umfasst die Funktionsblöcke 20 und 21, führt die Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens durch, hat Lesezugriff und Schreibzugriff auf den Datenspeicher 9

6

Sonde in der Speiseröhre Sp, misst den pneumatischen Druck P_es in der Speiseröhre Sp

9

Datenspeicher, auf den die Signalverarbeitungseinheit 5 Lesezugriff und Schreibzugriff hat und in dem der kardiogene Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref und die respiratorischen Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitte Mod_res(i) abgespeichert sind

10

Funktionseinheit des Kompensations-Funktionsblocks 20: generiert das synthetische kardiogene Signal Sig_kar,syn

11

Funktionseinheit des Kompensations-Funktionsblocks 20: kompensiert unter Verwendung des synthetischen kardiogenen Signals Sig_kar,syn den Einfluss des kardiogenen

12

Signals Sig_kar auf das Summen-Signal Sig_Sum , beispielsweise durch Subtraktion von Sig_kar,syn Funktionseinheit der Signalverarbeitungseinheit 5: erkennt im Summen-Signal Sigsum die jeweilige QRS-Zeitspanne jedes Herzschlags

13

Funktionseinheit der Signalverarbeitungseinheit 5: detektiert den genauen Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(n) jedes Herzschlags

14

Funktionseinheit des Kompensations-Funktionsblocks 20: überlagert rechnerisch die Summen-Signalabschnitte für jeweils einen Herzschlag

15

Funktionseinheit des Kompensations-Funktionsblocks 20: erzeugt einen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref

16

Funktionseinheit des Kompensations-Funktionsblocks 20: positioniert die kardiogenen Referenz-Signalabschnitte SigA_kar,ref abhängig vom Herzschlag-Zeitpunkt H_Zp(x) zeitrichtig, setzt die positionierten kardiogenen Referenz-Signalabschnitte SigA_kar,ref zu dem synthetischen kardiogenen Signal Sig_kar,syn zusammen

20

Kompensations-Funktionsblock: erzeugt das synthetische kardiogene Signal Sig_kar,syn und das Kompensations-Signal Sigcom

21

Dämpfungs-Funktionsblock: erzeugt durch Dämpfung aus dem Kompensations-Signal Sig_com das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est

22

Funktionseinheit des Dämpfungs-Funktionsblocks 21: zerlegt das Kompensations-Signal Sigcom in n Signalanteile

23

Funktionseinheit des Dämpfungs-Funktionsblocks 21: erzeugt aus dem Kompensations-Signal Sig_com durch Dämpfung das geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est

23(i)

Funktionseinheit des Dämpfungs-Funktionsblocks 21: erzeugt aus dem Signalanteil-Abschnitt SigAcom(i) den gedämpften Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(i) (i=1,...,n)

24

Funktionseinheit des Dämpfungs-Funktionsblocks 21: erzeugt den Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) (i=1,...,n)

25

Funktionseinheit des Dämpfungs-Funktionsblocks 21: setzt die gedämpften Signalanteil-Abschnitte SigA_com,d(1), ..., SigA_com,d(n) durch Rücktransformation zum neuesten Abschnitt SigA_com,d des gedämpften kompensierten Signals SigA_com,d zusammen, wobei dieser Abschnitt als neuester Abschnitt des geschätzten respiratorischen Signal Sig_res,est verwendet wird

26

Funktionseinheit in der Funktionseinheit 23 / 23(i): wendet das Referenz-Modifizierungs-Signal Mod(i) auf den Signalanteil SigAcom(i) an und erzeugt den gedämpften Signalanteil SigA_com,d(i) (i=1,...,n)

30

Funktionseinheit des Dämpfungs-Funktionsblocks 21: erzeugt aus dem Kompensations-Signal Sig_com unter Verwendung der charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkte die Kompensations-Signalabschnitte

31

Funktionseinheit: erzeugt das gesuchte geschätzte respiratorische Signal Sig_res,est , verwendet die gedämpften Signalanteil-Abschnitte SigA_com,d(x), ...

32

optionale Funktionseinheit: verzögert das Summen-Signal Sigsum für die Laufzeit, die zum Ermitteln des charakteristischen Herzschlag-Zeitpunkts H_Zp(x) erforderlich ist

Avg(i)

mittlerer Signalwert für das Level Nr. i (i=1,...,n), aus dem durchschnittlichen Leistungs-Signalabschnitt Pow_com,av(i) berechnet (i=1,...,n)

Atm(1),...,Atm(4)

Zeitspannen von Atemzügen

Env

resultierendes Hüllkurven-Signal, bevorzugt durch „gating“ erzeugt

F[τNorm]

empirische Dichtefunktion für den Norm-Zeitpunkt τ_Norm

F[τx]

empirische Dichtefunktion für den relativen Zeitpunkt τ_x

F[τNorm]

empirische Verteilungsfunktion für den Norm-Zeitpunkt τ_Norm

F[τx]

empirische Verteilungsfunktion für den relativen Zeitpunkt τ_x

H_Zp(x)

charakteristischer Herzschlag-Zeitpunkt des Herzschlags x, von der Funktionseinheit 13 detektiert

H_Zpref

Referenz-Herzschlag-Zeitpunkt

H_Zr(x)

Herzschlag-Zeitraum des Herzschlags x

H_Zrref

Referenz-Herzschlag-Zeitraum, vom kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref und vom Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt Mod(i) überdeckt

M

Anzahl der Herzschläge, die für die Generierung des Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitts Mod(i) verwendet werden (i=1,...,n)

Mod(i)

Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt für das Level Nr. i, deckt den Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref ab

Modres(i)

respiratorischer Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitt für das Level Nr. i, deckt den Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref ab

Mus1, Mus2

Werte, die das Maß für die Muskelaktivität annimmt

n

Anzahl der Signalanteile (Levels), in welche die Funktionseinheit 22 das Kompensations-Signal Sig_com zerlegt

N

Anzahl der Herzschläge, die für die Generierung des kardiogenen Referenz-Signalabschnitts SigA_kar,ref verwendet werden

Pkar

pneumatisches Signal für den Druck in der Herzkammer

Phkar

akustisches Signal für die Lautstärke der Herztöne

Powcom(i)

Leistungs-Signal für das Level Nr. i (i=1,...,n)

Powcom,av(i)

durchschnittlicher Leistungs-Signalabschnitt für das Level Nr. i, deckt einen Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref ab

Sigcom

Kompensations-Signal, wird vom Kompensations-Funktionsblock 20 durch Kompensation des Beitrags des synthetischen kardiogenen Signals Sig_kar,syn zum Summen-Signal Sigsum generiert

Sigcom(x)

Signalabschnitt des Kompensations-Signals Sig_com für den Herzschlag x

Sigcom(i)

Signalanteil für das Level Nr. i (i=1,...,n)

Sigcom,d(i)

gedämpfter Signalanteil für das Level Nr. i (i=1,...,n)

SigAcom(i)(x)

Signalanteil-Abschnitt für das Level Nr. i (i=1,...,n) des Kompensations-Signals Sig_com für den Herzschlag x, von der Funktionseinheit 22 durch Zerlegung des Kompensations-Signals Sig_com erzeugt

SigAcom,d(i)(x)

gedämpfter Signalanteil-Abschnitt für das Levels Nr. i (i=1,...,n) für den Herzschlag x, von der Funktionseinheit 23(i) unter Verwendung des Referenz-Modifizierungs-Signalabschnitts Mod(i) aus dem Signalanteil-Abschnitt SigA_com,d(i) erzeugt

Sigkar

kardiogenes Signal, bewirkt die Herzaktivität des Patienten P, durch das synthetische kardiogene Signal Sig_kar,syn geschätzt

SigAkar,ref

kardiogener Referenz-Signalabschnitt, beschreibt näherungsweise den Verlauf des kardiogenen Signals Sig_res während eines einzigen Herzschlags, bezieht sich auf den Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref

SigAkar(x)

kardiogener Signalabschnitt für den Herzschlag x, aus dem kardiogenen Referenz-Signalabschnitt SigA_kar,ref durch Verwendung eines beim Herzschlag x gemessenen Wert eines anthropologischen Parameters erzeugt

Sigkar,syn

synthetisches kardiogenes Signal, ist eine Schätzung für das kardiogene Signal Sig_kar , von der Funktionseinheit 10 aus den Signalabschnitten SigA_kar,syn(x) erzeugt

SigAkar,syn(X)

Abschnitt des synthetischen kardiogenen Signals Sig_kar,syn für den Herzschlag x

Sigres

zu ermittelndes respiratorisches Signal, bewirkt die eigene Atmungsaktivität des Patienten P

Sigres,est

erfindungsgemäß ermittelte Schätzung für das zu ermittelnde respiratorische Signal Sig_res

Sigres,est,2

Schätzung für das zu ermittelnde respiratorische Signal Sig_res , die aus dem Summen-Signal Sigsum ermittelt wird, indem das Summen-Signal Sigsum direkt als Eingangssignal am Dämpfungs-Funktionsblock 21 anliegt

SigSum

elektrisches Summen-Signal, von der Signalverarbeitungseinheit 5 unter Verwendung von Messwerten der Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 oder sonstiger Sensoren erzeugt, entsteht durch eine Überlagerung des respiratorischen Signals Sig_res mit dem kardiogenen Signal Sig_kar

SigASum(x)

Abschnitt des Summen-Signals Sig_Sum für den Herzschlag x im Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x)

φ(i)

Schwellenwert (threshold) für das Level Nr. i (i=1,...,n), unter Verwendung des mittleren Signalwerts Avg(i) berechnet

τ, τx

relativer Herzschlag-Zeitpunkt im Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref

τNorm

Norm-Zeitpunkt im Referenz-Herzschlag-Zeitraum H_Zr_ref , an dem die Herzaktivität vernachlässigbar gering ist

τ(t)

relativer Herzschlag-Zeitpunkt im Referenz-Herzschlag-Zeitraum T, der dem absoluten Zeitpunkt t in einem Herzschlag-Zeitraum H_Zr(x) entspricht

• ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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• Zitierte Patentliteratur
• DE 102007062214 B3 [0053]
• EP 3381354 A1 [0053]
• DE 102019006866 A1 [0059]
• DE 102015015296 A1 [0062]
• DE 102011016804 A1 [0128]
• EP 2845616 B1 [0128]
• 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 [0053]
• L. Kahl und U. G. Hofmann: „Removal of ECG artifacts from EMG signals with different artifact magnitudes by template subtraction,“ Current Directions in Biomedical Engineering 2019;5(1), pp.357 - 360 [0053]
• S. Abbaspour und A. Fallah: „A Combination Method for Electrocardiogram Rejection from Surface Electromyogram“, Open Biomedical Engineering Journal Vol. 8 (2014), pp. 13 - 19 [0068]

Claims (12)

1. Verfahren zum Ermitteln einer Schätzung (Sig_res,est) für ein respiratorisches Signal (Sig_res), wobei das respiratorische Signal (Sig_res) mit der spontanen Atmung und / oder der künstlichen Beatmung eines Patienten (P) korreliert, wobei dem Verfahren ein Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zr_ref) vorgegeben wird, wobei das Verfahren automatisch unter Verwendung einer Signalverarbeitungseinheit (5) durchgeführt wird, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) Messwerte von mindestens einem Summen-Signal-Sensor (2.1.1 bis 2.2.2), der ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal misst, empfängt, unter Verwendung von derartigen Messwerten ein Summen-Signal (Sig_Sum) erzeugt, wobei das Summen-Signal (Sig_Sum) eine Überlagerung - des zu schätzenden respiratorischen Signals (Sig_res) und - eines kardiogenen Signals (Sig_kar), welches mit der Herzaktivität des Patienten (P) korreliert, umfasst, unter Verwendung des Summen-Signals (Sig_Sum) - mehrere Herzschläge und - für jeden detektierten Herzschlag jeweils einen Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)], in dem dieser Herzschlag stattfindet, detektiert und - durch eine näherungsweise rechnerische Kompensation des Einflusses der Herzaktivität auf das Summen-Signal (Sig_Sum) ein Zwischen-Signal (Sig_com) berechnet oder - das Summen-Signal (Sigsum) als das Zwischen-Signal (Sig_com) verwendet, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) mindestens ein Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] berechnet oder durch einen Lesezugriff auf einen Datenspeicher (9) ermittelt, wobei das oder jedes Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] mit dem durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des Beitrags des kardiogenen Signals (Sig_kar) am Zwischen-Signal (Sig_com) im Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zr_ref) korreliert, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) für mindestens einen detektierten Herzschlag, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag, einen Zwischen-Signalabschnitt [SigA_com(x)] als Abschnitt des Zwischen-Signals (Sig_com) in dem Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)] dieses Herzschlags erzeugt, für mindestens einen, bevorzugt für jeden Abtast-Zeitpunkt (t) im Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)] dieses Herzschlags - denjenigen Referenz-Zeitpunkt [τ(t)] im Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zr_ref), der diesem Abtast-Zeitpunkt (t) entspricht, ermittelt und - den jeweiligen Wert des oder jedes Dämpfungs-Signals [Mod(1), ..., Mod(n)] zu diesem Referenz-Zeitpunkt [τ(t)] ermittelt und unter Verwendung der dergestalt ermittelten Dämpfungs-Signalwerte aus dem Zwischen-Signalabschnitt [SigA_com(x)] einen gedämpften Zwischen-Signalabschnitt [SigA_com,d(_X)] für den Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)] erzeugt und wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) die Schätzung (Sig_res,est) für das respiratorische Signal (Sig_res) unter Verwendung des oder jedes gedämpften Zwischen-Signalabschnitts [SigA_com,d(x)] erzeugt.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) dann, wenn zwischen zwei aufeinander folgenden Herzschlag-Zeiträumen [H_Zr(x)] ein herzschlagfreier Zeitraum auftritt, unter Verwendung des Zwischen-Signals (Sigcom) für mindestens einen herzschlagfreien Zeitraum einen nicht gedämpften Zwischen-Signalabschnitt berechnet, insbesondere den Signalabschnitt des Zwischen-Signals (Sig_com) für diesen herzschlagfreien Zeitraum als den nicht gedämpften Zwischen-Signalabschnitt verwendet, und die gedämpften Zwischen-Signalabschnitte [SigA_com,d(_X)] und, falls vorhanden, die nicht gedämpften Zwischen-Signalabschnitte zu der Schätzung (Sig_res,est) des respiratorischen Signals (Sig_res) zusammensetzt.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) das Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] automatisch berechnet und in dem Datenspeicher (9) abspeichert, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) bei der Berechnung - eine Signalabschnitts-Stichprobe erzeugt, welche für mehrere detektierte Herzschläge den jeweiligen Zwischen-Signalabschnitt [SigA_com,d(_X)] umfasst, - rechnerisch jeden Zwischen-Signalabschnitt [SigA_com,d(x)] der Signalabschnitts-Stichprobe auf den Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zrref) abbildet und - das Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] unter Verwendung der abgebildeten Zwischen-Signalabschnitte der Signalabschnitts-Stichprobe berechnet.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt, das Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] unter Verwendung der abgebildeten Zwischen-Signalabschnitte zu berechnen, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - eine Leistungs-Maß-Stichprobe mit mehreren zeitlichen Verläufen eines Maßes für die elektrische Leistung im Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zr_ref) berechnet, - wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) für mehrere, bevorzugt für jeden, abgebildeten Zwischen-Signalabschnitt der Signalabschnitts-Stichprobe jeweils einen zeitlichen Verlauf des Leistungs-Maßes berechnet, - durch eine Mittelung über die zeitlichen Verläufe der Leistungs-Maß-Stichprobe einen durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des Leistungs-Maßes [POW_com,av(1), ..., Pow_com,av(n)] im Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zr_ref) berechnet und - das Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] unter Verwendung des durchschnittlichen zeitlichen Leistungs-Maß-Verlaufs [Pow_com,av(1), ..., Pow_com,av(n)] berechnet.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) unter Verwendung der Leistungs-Maß-Stichprobe einen Leistungs-Durchschnittswert [Avg(1), ..., Avg(n)] für die elektrische Leistung im Verlauf des Referenz-Herzschlag-Zeitraums (H_Zrref) berechnet und das Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] - unter Verwendung des durchschnittlichen zeitlichen Leistungs-Maß-Verlaufs [Pow_com,av(1), ..., Pow_com,av(n)] und - zusätzlich unter Verwendung des Leistungs-Durchschnittswerts [Avg(1), ..., Avg(n)] berechnet, bevorzugt unter Verwendung des Quotienten aus - dem Leistungs-Durchschnittswert [Avg(1), ..., Avg(n)] und - dem durchschnittlichen zeitlichen Leistungs-Maß-Verlauf [Pow_com,av(1), ..., Po_wcom,av(n)].
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass ein Norm-Referenz-Zeitpunkt (τ_Norm) des Referenz-Herzschlag-Zeitraums (H_Zrref) vorgegeben wird, an dem das kardiogene Signal (Sig_kar) vernachlässigbar klein im Vergleich zum respiratorischen Signal (Sig_res) ist, und der Schritt, das Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] unter Verwendung der abgebildeten Zwischen-Signalabschnitte zu berechnen, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - für mindestens einen Referenz-Zeitpunkt (τ_x) des Referenz-Herzschlag-Zeitraums (H_Zr_ref) jeweils eine Signalwerte-Stichprobe erzeugt, wobei jede Signalwerte-Stichprobe die Werte zu diesem Referenz-Zeitpunkt (τ_x) der abgebildeten Zwischen-Signalabschnitte der Signalabschnitts-Stichprobe umfasst, - unter Verwendung der Signalwerte-Stichprobe eine empirische Verteilungsfunktion (F[τ_x]) für den Referenz-Zeitpunkt (τ_x) berechnet, - eine Norm-Signalwerte-Stichprobe erzeugt, wobei die Norm-Signalwerte-Stichprobe die Werte zum Norm-Referenz-Zeitpunkt (τ_Norm) der abgebildeten Zwischen-Signalabschnitte der Signalabschnitts-Stichprobe umfasst, - unter Verwendung der Norm-Signalwerte-Stichprobe eine empirische Norm-Verteilungsfunktion (F[τ_Norm]) für den Norm-Referenz-Zeitpunkt (τ_Norm) berechnet und - das Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] unter Verwendung der oder jeder empirischen Verteilungsfunktion (F[τ_x]) sowie der empirische Norm-Verteilungsfunktion (F[τ_Norm]) berechnet.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Frequenzbänder vorgegeben werden und das Verfahren den zusätzlichen Schritt umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) - für jedes vorgegebene Frequenzband jeweils mindestens ein Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] berechnet, - welches ein Maß für den durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des in diesem Frequenzband auftretenden Beitrags des kardiogenen Signals (Sig_kar) am Zwischen-Signal (Sigcom) im Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zr_ref) ist und das Verfahren die weiteren Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) für mindestens einen detektierten Herzschlag, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag, und für jedes vorgegebene Frequenzband - jeweils einen in diesem Frequenzband auftretenden Anteil [SigA_com,d(1)(x), ..., SigA_com,d(n)(x)] des Zwischen-Signalabschnitts [SigA_com,d(x)] für den Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)] dieses detektierten Herzschlags erzeugt und - unter Verwendung des Dämpfungs-Signals [Mod(1), ..., Mod(n)] für dieses Frequenzband aus dem in diesem Frequenzband auftretenden Anteil [SigA_com,d(1)(x), ..., SigA_com,d(n)(x)] des Zwischen-Signalabschnitts [SigA_com,d(x)] einen gedämpften Zwischen-Signalabschnitts-Anteil [SigA_com,d(1)(X), ..., SigA_com,d(n)(x)] für diesen detektierten Herzschlag erzeugt und das Verfahren den weiteren Schritt umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) den gedämpften Zwischen-Signalabschnitt [SigA_com,d(x)] für diesen detektierten Herzschlag unter Verwendung der für diesen Herzschlag erzeugten gedämpften Zwischen-Signalabschnitt-Anteile [SigA_com,d(1)(x), ..., SigA_com,d(n)(x)] erzeugt.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt, das Zwischen-Signal (Sig_com) zu berechnen, die einzelnen Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) unter Verwendung von - mehreren detektierten Herzschlag-Zeiträumen [H_Zr(x)] und - des Summen-Signals (Sig_Sum) einen kardiogenen Referenz-Signalabschnitt (SigA_kar,ref) generiert und im Datenspeicher (9) abspeichert, wobei der kardiogene Referenz-Signalabschnitt (SigA_kar,ref) einen durchschnittlichen Verlauf des kardiogenen Signals (Sig_kar) im Verlauf des Referenz-Herzschlag-Zeitraums (H_Zr_ref) beschreibt, und als Zwischen-Signal ein kompensiertes Signal (Sig_com) berechnet, indem die Signalverarbeitungseinheit (5) für mindestens einen detektierten Herzschlag, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag, den Einfluss der Herzaktivität während dieses Herzschlags auf das Summen-Signal (Sig_Sum) unter Verwendung - des im Datenspeicher (9) abgespeicherten kardiogenen Referenz-Signalabschnitts (Sig_Akar,ref) und - des detektierten Herzschlag-Zeitraums [H_Zr(x)] dieses Herzschlags wenigstens näherungsweise rechnerisch kompensiert.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt, den Einfluss der Herzaktivität auf das Summen-Signal (Sigsum) wenigstens näherungsweise rechnerisch zu kompensieren, die Schritte umfasst, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) für mindestens einen, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag mindestens einen Wert misst, den ein vorgegebener anthropologischer Parameter bei diesem Herzschlag annimmt, unter Verwendung - des im Datenspeicher (9) abgespeicherten kardiogenen Referenz-Signalabschnitts (SigA_kar,ref) und - des oder mindestens eines bei diesem Herzschlag gemessenen Parameter-Werts einen angepassten Signalabschnitt [SigA_kar(x)] berechnet und den Einfluss der Herzaktivität auf das Summen-Signal (Sigsum) unter Verwendung - des angepassten Signalabschnitts [SigA_kar(x)] und - des detektierten Herzschlag-Zeitraums [H_Zr(x)] wenigstens näherungsweise rechnerisch kompensiert.
10. Signalverarbeitungseinheit (5), welche - wenigstens zeitweise Lesezugriff und wenigstens zeitweise Schreibzugriff auf einen Datenspeicher (9) aufweist und - zum automatischen Ermitteln einer Schätzung (Sig_res,est) für ein respiratorisches Signal (Sig_res) ausgestaltet ist, wobei das respiratorische Signal (Sig_res) mit der spontanen Atmung und / oder der künstlichen Beatmung eines Patienten (P) korreliert, wobei in den Datenspeicher (9) eine rechnerverfügbare Beschreibung eines Referenz-Herzschlag-Zeitraums (H_Zr_ref) abgespeichert ist, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, Messwerte von mindestens einem Summen-Signal-Sensor (2.1.1 bis 2.2.2) zu empfangen, wobei der oder jeder Summen-Signal-Sensor (2.1.1 bis 2.2.2) dazu ausgestaltet ist, ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal zu messen, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, unter Verwendung von derartigen Messwerten ein Summen-Signal (Sigsum) zu erzeugen, wobei das Summen-Signal (Sigsum) eine Überlagerung - des zu schätzenden respiratorischen Signals (Sig_res) und - eines kardiogenen Signals (Sig_kar), welches mit der Herzaktivität des Patienten (P) korreliert, umfasst, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, unter Verwendung des Summen-Signals (Sigsum) - mehrere Herzschläge und - für jeden detektierten Herzschlag jeweils einen Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)], in dem dieser Herzschlag stattfindet, zu detektieren, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, - durch eine näherungsweise rechnerische Kompensation des Einflusses der Herzaktivität auf das Summen-Signal (Sigsum) ein Zwischen-Signal (Sigcom) zu berechnen oder - das Summen-Signal (Sigsum) als das Zwischen-Signal zu verwenden, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, mindestens ein Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] zu berechnen oder durch einen Lesezugriff auf den Datenspeicher (9) zu ermitteln, wobei das oder jedes Dämpfungs-Signal [Mod(1), ..., Mod(n)] mit dem den durchschnittlichen zeitlichen Verlauf des Beitrags des kardiogenen Signals (Sig_kar) am Zwischen-Signal (Sig_com) im Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zrref) korreliert, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, für mindestens einen detektierten Herzschlag, bevorzugt für jeden detektierten Herzschlag, einen Zwischen-Signalabschnitt [SigAcom(x)] als Abschnitt des Zwischen-Signals (Sig_com) in dem Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)] dieses Herzschlags zu erzeugen, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, für mindestens einen, bevorzugt für jeden Abtast-Zeitpunkt (t) im Herzschlag-Zeitraum [H_Zr(x)] dieses Herzschlags - denjenigen Referenz-Zeitpunkt [τ(t)] im Referenz-Herzschlag-Zeitraum (H_Zrref), der diesem Abtast-Zeitpunkt (t) entspricht, zu ermitteln und - den jeweiligen Wert des oder jedes Dämpfungs-Signals [Mod(1), ..., Mod(n)] zu diesem Referenz-Zeitpunkt [τ(t)] zu ermitteln und wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, die Schätzung (Sig_res,est) für das respiratorische Signal (Sig_res) unter Verwendung des oder jedes gedämpften Zwischen-Signalabschnitts [SigA_com,d(x)] zu erzeugen.
11. 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 (2.1.1 bis 2.2.2) empfängt, welcher ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal misst, bewirkt, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 durchführt.
12. 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 (2.1.1 bis 2.2.2) empfängt, welcher ein im Körper des Patienten (P) erzeugtes Signal misst, bewirkt, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 durchführt.

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