DE102020133460A1 - Verfahren und Signalverarbeitungseinheit zur Ermittlung eines pneumatischen Maßes unter Verwendung eines lungenmechanischen Modells und eines Verlaufsmodells - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft ein computerimplementiertes Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit, um ein pneumatisches Maß (Pmus) für die spontane Atmung eines Patienten zu ermitteln, wobei der Patient von einem Beatmungsgerät künstlich beatmet wird. Vorgegeben werden ein lungenmechanisches Modell (20) und ein Verlaufsmodell (22). Das lungenmechanische Modell (20) beschreibt einen Zusammenhang zwischen dem pneumatischen Maß (Pmus) sowie einem Volumenstrom-Signal (Vol'), einem Volumen-Signal (Vol) und / oder einem respiratorischen Signal (Sig), welche sich messen lassen. Das Verlaufsmodell (22) beschreibt einen Wert für das pneumatische Maß (Pmus) als Funktion von N zeitlich früheren Werten des pneumatischen Maßes (Pmus) oder einer mit dem pneumatischen Maß (Pmus) korrelierenden Größe. Zunächst werden N Werte für die korrelierende Größe ermittelt. Anschließend wird mindestens ein weiterer Wert für das pneumatische Maß (Pmus) ermittelt. Hierfür werden N zeitlich frühere Werte der korrelierenden Größe, aktuelle Signalwerte, das lungenmechanische Modell (20) und das Verlaufsmodell (22) verwendet.

Description

• Die Erfindung betrifft ein computerimplementiertes Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit, welche dazu ausgestaltet sind, automatisch ein pneumatisches Maß zu ermitteln. Dieses zu ermittelnde pneumatische Maß korreliert mit der spontanen Atmung (der eigenen Atmungsaktivität) eines Patienten, wobei der Patient bevorzugt wenigstens zeitweise von einem Beatmungsgerät künstlich beatmet wird. Die Kenntnis des pneumatischen Maßes lässt sich insbesondere dafür verwenden, um automatisch die Arbeit des Beatmungsgeräts mit der spontanen Atmung des künstlich beatmeten Patienten zu synchronisieren und / oder um Anomalien in der spontanen Atmung des Patienten automatisch zu entdecken.
• Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit bereitzustellen, welche besser als bekannte Verfahren und Signalverarbeitungseinheiten automatisch ein pneumatisches Maß zu ermitteln vermögen, wobei das zu ermittelnde pneumatische Maß die spontane Atmung eines Patienten beschreibt oder mit dieser spontanen Atmung korreliert und wobei der Patient bevorzugt wenigstens zeitweise von einem Beatmungsgerät künstlich beatmet wird.
• Die Erfindung wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1 und durch eine Signalverarbeitungseinheit mit den Merkmalen des Anspruchs 10 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen angegeben. Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens sind auch vorteilhafte Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Signalverarbeitungseinheit und umgekehrt, soweit sinnvoll.
• Das erfindungsgemäße computerimplementierte Verfahren sowie die erfindungsgemäße datenverarbeitende Signalverarbeitungseinheit vermögen automatisch ein pneumatisches Maß näherungsweise zu ermitteln. Dieses pneumatische Maß beschreibt die spontane Atmung (eigene Atmungsaktivität) eines Patienten oder korreliert mit dessen spontaner Atmung. Dieser Patient wird bevorzugt wenigstens zeitweise von einem Beatmungsgerät oder Anästhesiegerät künstlich beatmet. Die spontane Atmung ist die eigene Atmungsaktivität des Patienten und überlagert sich dann mit der künstlichen Beatmung.
• Dem Verfahren werden ein rechnerverfügbares und damit rechnerauswertbares lungenmechanisches Modell sowie ein rechnerverfügbares und damit rechnerauswertbares Verlaufsmodell vorgegeben. Die Signalverarbeitungseinheit hat wenigstens zeitweise Lesezugriff auf einen Datenspeicher, in dem dieses lungenmechanische Modell und dieses Verlaufsmodell in rechnerauswertbarer Weise abgespeichert sind.
• Das lungenmechanische Modell beschreibt wenigstens einen Zusammenhang, optional mehrere Zusammenhänge, zwischen
• - dem zu ermittelnden pneumatischen Maß P_mus und
• - einem Volumenstrom-Signal Vol' und / oder einem Volumen-Signal Vol und / oder einem messbaren pneumatischen Druck-Signal für den Druck P_aw im Atemweg und / oder dem Druck P_es in der Speiseröhre des Patienten und / oder einem respiratorischen Signal Sig.
• Das Volumenstrom-Signal Vol' korreliert mit dem Fluss von Atemluft zu und / oder von der Lunge des Patienten. Dieser Fluss wird von der spontanen Atmung und der künstlichen Beatmung erzeugt. Das Volumen-Signal Vol korreliert mit dem zeitlich veränderlichen Füllstand der Lunge des Patienten. Die pneumatischen Druck-Signale P_aw und P_es korrelieren mit dem Druck im Atemweg bzw. in der Speiseröhre des Patienten und lassen sich mittels mindestens eines geeigneten Sensors messen. Das respiratorische Signal Sig ist ein Maß für die spontane Atmung des Patienten und lässt sich unter Verwendung von Messwerten mindestens eines Sensors erzeugen. Als Sensor für das respiratorische Signal Sig wird insbesondere eine Sensor-Anordnung auf der Haut des Patienten oder ein Sensor vor dem Atemweg und / oder ein Sensor im Körper, beispielsweise in der Speiseröhre nahe dem Zwerchfell oder in der Luftröhre oder im Magen des Patienten verwendet. Das respiratorische Signal Sig ist insbesondere ein EMG-Signal oder ein MMG-Signal. Möglich ist auch, dass Bilder eines optischen Signals ausgewertet werden, um das respiratorische Signal Sig zu erzeugen.
• Das lungenmechanische Modell kann von weiteren Eingangsgrößen abhängen, die sich messen oder auf andere Weise ermitteln lassen.
• Das Verlaufsmodell beschreibt einen Wert des zu ermittelnden pneumatischen Maßes P_mus für einen Abtast-Zeitpunkt als Funktion von N Werten einer zeitlich veränderlichen Größe, die mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert, für N vorhergehende Abtast-Zeitpunkte. Hierbei ist N eine vorgegebene Anzahl und ist größer oder gleich 1.
• Die im Verlaufsmodell auftretende korrelierende Größe kann das pneumatische Maß P_mus selber sein oder eine Größe, die vom pneumatischen Maß P_mus abhängt oder auf andere Weise mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert.
• Möglich ist, dass das vorgegebene Verlaufsmodell auf zwei oder noch mehr verschiedene korrelierende Größen Bezug nimmt, z.B. auf das pneumatische Maß P_mus und eine weitere korrelierende Größe, die mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert. Möglich ist auch, dass das Verlaufsmodell die Tatsache berücksichtigt, dass die spontane Atmung ein periodischer Vorgang ist. Als zwei mit dem pneumatischen Maß P_mus korrelierende Größen des Verlaufsmodells werden die Amplitude und die Phase dieses periodischen Vorgangs verwendet, in einer Ausgestaltung zusätzlich die zeitlich veränderliche Frequenz der als periodisch angenommenen spontanen Atmung. Das Verlaufsmodell kann mindestens eine weitere Funktion umfassen, welche den Wert einer korrelierenden Größe zu einem Abtast-Zeitpunkt als Funktion von Werten dieser oder mindestens einer anderen korrelierenden Größe zu früheren Abtast-Zeitpunkten festlegt.
• Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt für mindestens ein, bevorzugt für jedes Signal, auf welches das lungenmechanische Modell Bezug nimmt, jeweils Signalwerte. Um die Signalwerte zu erzeugen, führt die Signalverarbeitungseinheit mindestens einen der folgenden Schritte durch, optional beide Schritte:
• - Die Signalverarbeitungseinheit empfängt Messwerte von einem Volumenfluss-Sensor und / oder von einem Atemwegsdruck-Sensor und / oder von einem Speiseröhrendruck-Sensor und / oder von einem Volumen-Sensor. Aus diesen Messwerten erzeugt die Signalverarbeitungseinheit das Volumenstrom-Signal Vol' und / oder das Volumen-Signal Vol und / oder das pneumatische Druck-Signal P_aw und / oder P_es .
• - Die Signalverarbeitungseinheit empfängt Messwerte von einer Sensor-Anordnung auf der Haut oder im Körper des Patienten, insbesondere von einem EMG-Sensor oder einem MMG-Sensor, oder von einem berührungslos arbeitenden optischen Sensor, der beabstandet vom Patienten angeordnet ist. Aus diesen Messwerten erzeugt die Signalverarbeitungseinheit das respiratorische Signal Sig.
• Die Signalverarbeitungseinheit führt eine Initialisierungsphase und eine nachfolgende Nutzungsphase durch. In beiden Phasen erzeugt sie jeweils mehrere Signalwerte.
• In der Initialisierungsphase ermittelt die Signalverarbeitungseinheit jeweils N Werte der oder jeder Größe, die mit dem zu ermittelnden pneumatischen Maß P_mus korreliert und im Verlaufsmodell auftritt, für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte. Hierfür verwendet die Signalverarbeitungseinheit nicht notwendigerweise das Verlaufsmodell. Denn in der Initialisierungsphase stehen nicht notwendigerweise bereits N aufeinanderfolgenden Werte des zu ermittelnden pneumatischen Maßes P_mus oder einer anderen korrelierenden Größe zur Verfügung.
• Der Begriff „Abtast-Zeitpunkt“ bezeichnet einen Zeitpunkt, an dem ein Signal im lungenmechanischen Modell oder das zu ermittelnde pneumatische Maß P_mus einen bestimmten Wert annimmt oder angenommen hat. Die entsprechende Messung und / oder die Berechnung können zu diesem oder einem anderen Zeitpunkt stattgefunden haben, insbesondere einem späteren Zeitpunkt.
• In der Nutzungsphase ermittelt die Signalverarbeitungseinheit für mindestens einen Abtast-Zeitpunkt einen Wert für das pneumatische Maß P_mus . Bevorzugt ermittelt die Signalverarbeitungseinheit für mehrere aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte jeweils einen Wert für das pneumatische Maß P_mus . Um einen Wert für das pneumatische Maß P_mus zu ermitteln, der sich auf einen Abtast-Zeitpunkt bezieht, verwendet die Signalverarbeitungseinheit mindestens
• - erzeugte Signalwerte für diesen Abtast-Zeitpunkt,
• - das vorgegebene lungenmechanische Modell,
• - jeweils N Werte der oder jeder Größe, die im vorgegebenen Verlaufsmodell auftritt und mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert, für N vorhergehende Abtast-Zeitpunkte, wobei diese N Werte bereits in der Initialisierungsphase oder in der Nutzungsphase in einem zurückliegenden Zeitraum ermittelt wurden, und
• - das vorgegebene Verlaufsmodell.
• Das erfindungsgemäße Verfahren und die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit liefern ein pneumatisches Maß für die spontane Atmung eines Patienten. Dieses pneumatische Maß lässt sich dafür verwenden, um den Patienten zu überwachen und eine Gefährdung des Patienten zu detektieren. Weiterhin lässt sich das ermittelte Maß dafür verwenden, um die künstliche Beatmung durch ein Beatmungsgerät, welches mit dem Patienten verbunden ist, automatisch mit der spontanen Atmung des Patienten zu synchronisieren, insbesondere die Beatmungshübe hinsichtlich Frequenz und Amplitude mit der spontanen Atmung zu synchronisieren.
• Das erfindungsgemäß verwendete lungenmechanische Modell beschreibt mindestens einen Zusammenhang zwischen dem zu ermittelnden pneumatischen Maß P_mus und mindestens einem Signal für einen Abtast-Zeitpunkt. Die Werte der im lungenmechanischen Modell auftretenden Signale beziehen sich also auf denselben Abtast-Zeitpunkt. Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt das oder jedes Signal, welches in dem lungenmechanischen Modell auftritt, bevorzugt aus Messwerten, die von Sensoren geliefert werden, welche am oder im oder in der Nähe Patienten oder im Beatmungsgerät oder in einer Fluidverbindung von dem Beatmungsgerät zu dem Patienten positioniert sind.
• Das Verlaufsmodell lässt sich dafür verwenden, um Vorwissen darüber zu beschreiben und dann automatisch zu verwenden, wie sich das zu ermittelnde pneumatische Maß P_mus im Verlaufe der Zeit ändern kann. In der Regel ändert das pneumatische Maß P_mus sich nicht schlagartig, sondern allmählich und aufgrund einer beispielsweise anthropologischen Gesetzmäßigkeit, die sich in dem Verlaufsmodell näherungsweise abbilden lässt. Das Verlaufsmodell ermöglicht es auch, den Zusammenhang des pneumatischen Maßes P_mus mit mehreren in der Vergangenheit liegenden Werten mindestens einer anderen zeitlich veränderlichen Größe zu beschreiben, wobei diese andere Größe mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert. Möglich ist, dass das Verlaufsmodell zusätzlich den Einfluss, die mindestens eine externe Größe zum Abtast-Zeitpunkt auf das pneumatische Maß P_mus nimmt, berücksichtigt und beschreibt.
• Das erfindungsgemäße Verfahren und die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit ermöglichen es, das lungenmechanische Modell und das Verlaufsmodell kombiniert zu verwenden. In vielen Fällen erspart die Erfindung die Notwendigkeit, zu ermitteln, wann der Patient spontan einatmet und wann der Patient spontan wieder ausatmet. Diese Ermittlung ist in der Regel mit Unsicherheit und Fehlern behaftet. In vielen Fällen ist es vielmehr möglich, ein lungenmechanisches Modell und / oder ein Verlaufsmodell aufzustellen, welches sowohl für das Einatmen (Inspiration) als auch für das Ausatmen (Exspiration) des Patienten gilt.
• Erfindungsgemäß wird eine Anzahl N vorgegeben, und das Verlaufsmodell legt einen Wert des pneumatischen Maßes als Funktion von N zeitlich vorhergehenden Werten fest. Diese Anzahl N kann gleich 1 sein oder aber größer oder gleich 2.
• In der Regel gelten das lungenmechanische Modell und das Verlaufsmodell nur näherungsweise. Die Abweichung zwischen Modell und Realität führt zu einem Prozessrauschen. Das erfindungsgemäße Verfahren und die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit reduzieren den Einfluss dieses Prozessrauschens - verglichen mit anderen Ansätzen. In vielen Fällen wird das Prozessrauschen bis zu einem gewissen Grad „hinweggemittelt“. Dies geschieht insbesondere deshalb, weil zwei Modelle verwendet werden und nicht nur eines.
• In einer Ausgestaltung beschreibt das Verlaufsmodell einen Wert für das pneumatische Maß P_mus mindestens als Funktion von N früheren Werten für das pneumatische Maß P_mus . In einer anderen Ausgestaltung beschreibt das Verlaufsmodell einen Wert für das pneumatische Maß P_mus mindestens als Funktion von N Werten einer mit dem pneumatischen Maß P_mus korrelierenden Größe zu N früheren Abtast-Zeitpunkten. In diesem Fall werden diese N Werte der korrelierende Größe berechnet, und der gesuchte Wert für das pneumatische Maß P_mus wird unter Verwendung dieser N Werte berechnet.
• Erfindungsgemäß beschreibt das vorgegebene Verlaufsmodell einen Wert des pneumatischen Maßes P_mus mindestens als Funktion von N Werten einer zeitlich veränderlichen Größe, die mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert, beispielsweise von P_mus selber. Möglich ist, dass das Verlaufsmodell einen Wert des pneumatischen Maßes P_mus als Funktion mehrerer zeitlich veränderlicher Größen, die mit dem pneumatischen Maß P_mus korrelieren, beschreibt. Das Verlaufsmodell enthält für mindestens eine korrelierende Größe N Werte für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte. Möglich ist, dass das Verlaufsmodell für mehrere korrelierende Größen jeweils N Werte für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte umfasst. Möglich ist auch, dass das Verlaufsmodell zwar auf mehrere korrelierende Größen Bezug nimmt, jedoch nur für eine einzige Größe oder für einige dieser Größen Bezug auf jeweils N Werte für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte nimmt. Das Verlaufsmodell nimmt für mindestens eine korrelierende Größe Bezug auf N Werte und optional für mindestens eine weitere korrelierende Größe Bezug auf weniger als N verschiedene Werte, beispielsweise nur auf einen Wert für einen Abtast-Zeitpunkt, insbesondere für denselben Abtast-Zeitpunkt, auf den sich der zu ermittelnde Wert des pneumatischen Maßes P_mus bezieht.
• Im Folgenden werden mehrere Ausgestaltungen mit jeweils einem Kalman-Filter beschrieben. Ein Kalman-Filter umfasst im linearen Fall eine Zustandsgleichung, der mittels einer Übergangsmatrix einen Zustandsvektor zu einem Abtast-Zeitpunkt mit einem Zustandsvektors zu einem vorhergehenden Abtast-Zeitpunkt verbindet, sowie eine Messgleichung (Beobachtungsgleichung) mit einer Beobachtungsmatrix, wobei auch in der Messgleichung der Zustandsvektor auftritt.
• In einer Ausgestaltung der Erfindung verwendet die Signalverarbeitungseinheit ein vorgegebenes erstes Kalman-Filter, welches das Verlaufsmodell umfasst. Dieses erste Kalman-Filter weist einen ersten Zustandsvektor auf, der auf die mit P_mus korrelierende Größe Bezug nimmt. Vorgegeben wird eine Funktion, die das gesuchte pneumatische Maß P_mus als Funktion des ersten Zustandsvektors beschreibt. In einer Ausgestaltung wird eine Abfolge von N ermittelten Werten des pneumatischen Maßes P_mus für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte als ein Bestandteil dieses ersten Zustandsvektors verwendet.
• In einer weiteren Ausgestaltung verwendet die Signalverarbeitungseinheit ein vorgegebenes zweites Kalman-Filter, welches das lungenmechanische Modell umfasst. Dieses zweite Kalman-Filter weist einen zweiten Zustandsvektor und eine zweite Beobachtungsgleichung auf. Ein Wert für das pneumatische Maß P_mus bildet einen Bestandteil dieses zweiten Zustandsvektors. Werte für das Volumenstrom-Signal Vol' und / oder das Volumen-Signal Vol und / oder das Druck-Signal P_aw bzw. P_es und / oder das respiratorische Signal Sig bilden Bestandteile einer Beobachtungsgleichung, in linearen Fall Bestandteile einer Beobachtungsmatrix. Alle Werte im zweiten Zustandsvektor beziehen sich bevorzugt auf denselben Abtast-Zeitpunkt.
• Diese beiden Ausgestaltungen mit den beiden Kalman-Filtern lassen sich kombinieren, beispielsweise wie folgt: Ein drittes vorgegebenes Kalman-Filter umfasst sowohl das Verlaufsmodell als auch das lungenmechanische Modell. Dieses dritte Kalman-Filter weist einen dritten Zustandsvektor auf. Dieser dritte Zustandsvektor umfasst folgende Bestandteile:
• - den Zustandsvektor, der das Verlaufsmodell realisiert, beispielsweise eine Abfolge von N Werten des pneumatischen Maßes P_mus für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte, und
• - optional eine Kombination des ersten Zustandsvektors und des zweiten Zustandsvektors.
• Die Beobachtungsgleichung des dritten Kalman-Filters umfasst wiederum Werte für das Volumenstrom-Signal Vol' und / oder das Volumen-Signal Vol und / oder das Druck-Signal P_aw , P_es und / oder das respiratorische Signal Sig.
• Die Verwendung eines Kalman-Filters ermöglicht es, rasch die Signalverarbeitungseinheit zu implementieren. Verschiedene SoftwareProgramme zum Realisieren von Kalman-Filtern stehen auf dem Markt zur Verfügung.
• In einer Ausgestaltung hat die Zustandsgleichung eines solchen Kalman-Filters die Form $$\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k+1}\right)=f\left[\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)\right]+{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}$$

  

  mit einer vorgegebenen Funktion f, wobei x(k) der Wert des Zustandsvektors zum Abtast-Zeitpunkt k und x(k+1) der Wert des Zustandsvektors zum Abtast-Zeitpunkt k+1 ist. Ein Bestandteil dieses Zustandsvektors ist ein Wert für das pneumatische Maß P_mus für den Abtast-Zeitpunkt k. In einer Ausgestaltung umfasst der dritte Zustandsvektor einen Wert des pneumatischen Maßes P_mus für mindestens einen früheren Abtast-Zeitpunkt. Der Summand ε_P beschreibt das Prozessrauschen, also die Abweichung zwischen Modell und Realität, und wird bevorzugt als eine normalverteilte Zufallsvariable mit dem Erwartungswert Null behandelt.
• In einer Abwandlung hat die Zustandsgleichung des Kalman-Filters die Form $$\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k+1}\right)=\text{f}\left[\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)\right]+\text{g}\left[\underset{\_}{\text{u}\left(\text{k}\right)}\right]+{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}\left(\text{k}\right)$$

  

  mit einer vorgegebenen Funktion g, wobei der Summand g[u] den Einfluss einer nicht vom pneumatischen Maß P_mus abhängigen Größe u beschreibt, beispielsweise eine Beziehung zwischen Atemwegsdruck, Lungenvolumen und / oder Herzrate und Atemfrequenz des Patienten.
• In einer Ausgestaltung sind die beiden Funktionen f und g linear. In diesem Falle wird bevorzugt ein klassisches lineares Kalman-Filter angewendet. Ist mindestens eine Funktion nichtlinear, so lässt sich eine Erweiterung des klassischen Kalman-Filters für nichtlineare Systeme verwenden. Beispiele für solche Erweiterungen sind
• - Extended Kalman Filter (EKF),
• - Unscented Kalman Filter (UKF),
• - Sigma-Punkt-Filter (SPF),
• - Partikel-Filter (PF).
• In einer Ausgestaltung umfasst das lungenmechanische Modell mindestens zwei Zusammenhänge, nämlich
• - einen ersten Zusammenhang zwischen dem pneumatischen Maß P_mus sowie dem Volumenstrom-Signal Vol' und / oder dem Volumen-Signal Vol und / oder dem Druck-Signal P_aw , P_es und
• - einen zweiten Zusammenhang zwischen dem pneumatischen Maß P_mus und dem respiratorischen Signal Sig.
• Beispielsweise werden die Signale des ersten Zusammenhangs mit pneumatischen Sensoren gemessen und die Signale des zweiten Zusammenhangs mit mindestens einem elektrischen Sensor, insbesondere einem EMG Sensor.
• Idealerweise liefern die beiden Zusammenhänge stets denselben Wert für das pneumatische Maß P_mus . In der Regel führen diese beiden Zusammenhänge hingegen - insbesondere wegen des Prozessrauschens und oft auch wegen des Messrauschens - zu zwei verschiedenen Werten für das pneumatische Maß P_mus , die sich auf denselben Abtast-Zeitpunkt beziehen. In einer Ausgestaltung ermittelt die Signalverarbeitungseinheit in der Nutzungsphase für N Abtast-Zeitpunkte jeweils einen ersten Wert und einen zweiten Wert für das pneumatische Maß P_mus . Um einen ersten Wert zu ermitteln, verwendet die Signalverarbeitungseinheit den ersten Zusammenhang sowie jeweils mindestens einen Wert des Volumenstrom-Signals Vol' und / oder des Volumen-Signals Vol und / oder des Drucksignals P_aw und / oder P_es . Um einen zweiten Wert zu ermitteln, verwendet die Signalverarbeitungseinheit den zweiten Zusammenhang sowie mindestens einen Wert des respiratorischen Signals Sig.
• Um einen Wert des pneumatischen Maßes P_mus für einen Abtast-Zeitpunkt zu ermitteln, verwendet die Signalverarbeitungseinheit die dergestalt ermittelten N ersten Werte und N zweiten Werte sowie das vorgegebene Verlaufsmodell.
• Diese Ausgestaltung ermöglicht es in besonders einfacher Weise, beide Zusammenhänge des lungenmechanischen Modells gleichzeitig zu verwenden. In vielen Fällen vermeidet diese Ausgestaltung die Notwendigkeit, die beiden Werte für einen Abtast-Zeitpunkt durch vorgegebene Gewichtungsfaktoren zu einem Wert zusammenzufassen. Falls Gewichtsfaktoren verwendet werden, hängt das Ergebnis häufig von der richtigen Wahl der Gewichtsfaktoren ab, und die richtige Wahl ist oft schwierig.
• In einer Fortbildung dieser Ausgestaltung wird ein Kalman-Filter mit einer Zustandsgleichung und einer Beobachtungsgleichung verwendet, wobei der Zustandsvektor des Kalman-Filters Werte für das pneumatische Maß P_mus zu unterschiedlichen Abtast-Zeitpunkten und dessen Beobachtungsgleichung mindestens einen ersten Wert und mindestens einen zweiten Wert des pneumatischen Maßes P_mus für denselben Abtast-Zeitpunkt als Bestandteile umfasst, wobei der erste Wert des pneumatischen Maßes P_mus mit dem ersten Zusammenhang und der zweite Wert mit dem zweiten Zusammenhang des lungenmechanischen Modells verknüpft ist, beispielsweise im ersten bzw. im zweiten Zusammenhang auftritt. Der Kalman-Filter vereinigt in sich zwei verschiedene Zusammenhänge des lungenmechanischen Modells, beispielsweise einen Zusammenhang mit elektrisch gemessenen Größen und einen Zusammenhang mit pneumatisch gemessen Größen. Idealerweise liefern diese beiden Zusammenhänge dieselben Werte für das pneumatische Maß P_mus . In der Praxis liefern sie in der Regel unterschiedliche Werte, welche durch das zweite Kalman-Filter zu einem Wert pro Abtast-Zeitpunkt des pneumatischen Maßes zusammengefasst werden, ohne dass Gewichtsfaktoren erforderlich sind. Möglich sind auch mehr als zwei Zusammenhänge des lungenmechanischen Modells, was zu einer entsprechend größeren Beobachtungsgleichung führt.
• Erfindungsgemäß werden das Verlaufsmodell und das lungenmechanische Modell gleichzeitig und parallel verwendet. Möglich ist aber, dass zu einem Abtast-Zeitpunkt für ein Signal, auf welches das lungenmechanische Modell Bezug nimmt, kein Wert vorliegt oder dass ein gemessener Wert nicht zuverlässig genug ist. Beispielsweise liefert ein Sensor keinen ausreichend zuverlässigen Wert oder ist ausgefallen. Oder aber der Abtast-Zeitpunkt liegt in der Zukunft, und ein Wert für das pneumatische Maß P_mus soll vorhergesagt werden.
• In manchen Fällen liefert das lungenmechanische Modell trotz des Fehlens eines Signalwerts noch einen ausreichend zuverlässigen Wert für das pneumatische Maß P_mus . In diesem Fall werden bevorzugt weiterhin das lungenmechanische Modell und das Verlaufsmodell parallel verwendet. In anderen Fällen vermag das lungenmechanische Modell beim Fehlen eines Signalwerts keinen ausreichend zuverlässigen Wert für das pneumatische Maß P_mus mehr bereitzustellen. Falls ein Wert für das pneumatische Maß P_mus vorhergesagt werden soll, so ist es nicht erforderlich und in vielen Fällen nicht möglich, Werte für die Signale des lungenmechanischen Modells vorherzusagen. Sehr wohl aber ist es in vielen Fällen möglich, mit ausreichender Zuverlässigkeit eine Ermittlung oder Vorhersage nur mithilfe des Verlaufsmodells zu treffen, zumindest über einen begrenzten Zeitraum hinweg. Für einen solchen Abtast-Zeitpunkt wird nur das Verlaufsmodell verwendet, um den Wert des pneumatischen Maßes P_mus für diesen Abtast-Zeitpunkt zu ermitteln. Wenn für einen späteren Abtast-Zeitpunkt wieder alle benötigten Werte für die Signale des lungenmechanischen Modells zur Verfügung stehen, so werden wieder simultan das Verlaufsmodell und das lungenmechanische Modell verwendet.
• In einer Anwendung umfasst der Zeitraum, der durch den Verzicht auf das zeitweise nicht anwendbare lungenmechanische Modell überbrückt wird, sowie der Vorhersage-Zeitraum, für welchen zukünftigen Werte des pneumatischen Maßes P_mus vorhergesagt werden, weniger als N Abtast-Zeitpunkte, sodass mindestens ein Satz von gemessenen Signalwerten in diesen ermittelten Wert des pneumatischen Maßes P_mus einfließt, auch wenn für den aktuellen Abtast-Zeitpunkt nur das Verlaufsmodell verwendet wird. Möglich ist aber auch, dass der überbrückte Zeitraum N oder sogar mehr als N Abtast-Zeitpunkte umfasst.
• In einer Ausgestaltung umfasst das lungenmechanische Modell mindestens einen Modell-Parameter, der in der Regel zeitlich veränderlich ist. In der Nutzungsphase und optional auch in der Initialisierungsphase schätzt die Signalverarbeitungseinheit für den oder jeden Modell-Parameter jeweils einen Wert und verwendet für diese Schätzung das lungenmechanische Modell sowie Signalwerte für den aktuellen Abtast-Zeitpunkt und Signalwerte für mindestens einen früheren Abtast-Zeitpunkt, bevorzugt mehrere frühere Abtast-Zeitpunkte.
• Beispielsweise führt die Signalverarbeitungseinheit eine Regressionsanalyse („fitting“) durch, um die Modell-Parameter-Werte bestmöglich an die Signalwerte anzupassen. Ein Modell-Parameter kann eine physikalische, insbesondere eine lungenmechanische, Bedeutung haben. Jedoch kommen die näherungsweise berechneten Modell-Parameter-Werte nicht notwendigerweise jeweils einem realen physikalischen Wert nahe. Ziel des erfindungsgemäßen Verfahrens ist es, das pneumatische Maß P_mus zu ermitteln, und nicht vorrangig, lungenmechanische oder sonstige physikalische Parameter zu schätzen.
• Erfindungsgemäß ermittelt die Signalverarbeitungseinheit in der Initialisierungsphase N Werte der Größe, die mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert, für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte. In einer Ausgestaltung werden diese N Werte vorgegeben. In einer anderen Ausgestaltung lassen sich in der Initialisierungsphase die N Werte für P_mus oder die mit P_mus korrelierende Größe ermitteln, ohne das lungenmechanische Modell zu verwenden, beispielsweise weil in der Initialisierungsphase das pneumatische Maß P_mus oder die sonstige korrelierende Größe direkt gemessen werden kann. In einer weiteren Ausgestaltung werden in der Initialisierungsphase die N Werte des pneumatischen Maßes P_mus ermittelt, wofür erzeugte Signalwerte sowie das lungenmechanische Modell verwendet werden.
• Erfindungsgemäß verwendet die Signalverarbeitungseinheit zwei Rechner auswertbare Modelle. Möglich ist, dass diese Modelle Bestandteile eines Quellprogramms sind, wobei aus dem Quellprogramm durch Kompilieren oder Assemblieren oder auf andere geeignete Weise ein ausführbares Programm erzeugt wird und wobei die Signalverarbeitungseinheit dieses Programm dann während der Nutzungsphase und bevorzugt auch während der Initialisierungsphase ausführt.
• Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels beschrieben. Hierbei zeigt
• 1 schematisch, welche Sensoren welche verschiedene Größen, die für die Ermittlung des pneumatischen Maßes P_mus verwendet werden, messen;
• 2 schematisch, wie ein Parameter-Schätzers automatisch mit einem Pmus-Schätzer zusammenwirkt;
• 3 schematisch einen zusätzlichen Schätzer, der automatisch zwei auf unterschiedliche Weisen ermittelte Schätzungen für das pneumatische Maß P_mus zusammenführt;
• 4 beispielhaft, wie das Prozessrauschen und das Messrauschen berücksichtigt werden.
• Im Ausführungsbeispiel wird die Erfindung verwendet, um ein pneumatisches Maß P_mus zu ermitteln, welches mit der spontanen Atmung (eigenen Atmungsaktivität) eines Patienten P korreliert. Dieses pneumatische Maß P_mus ist zeitlich veränderlich, also P_mus = P_mus(t). Dieser Patient P wird wenigstens zeitweise von einem Beatmungsgerät 1 künstlich beatmet, wodurch eine Fluidverbindung vom Beatmungsgerät 1 zu dem Patienten P hergestellt wird, in einer Ausgestaltung ein geschlossener Beatmungskreislauf zwischen dem Beatmungsgerät 1 und dem Patienten P. Während der Patient P künstlich beatmet wird, wird seine spontane Atmung von der künstlichen Beatmung, den das Beatmungsgerät 1 bewirkt, überlagert, oder der Patient ist zeitweise gänzlich sediert, zeigt also keine spontane Atmung.
• Die Kenntnis des pneumatischen Maßes P_mus wird bevorzugt dafür verwendet, um das Beatmungsgerät 1 zu regeln, beispielsweise damit das Beatmungsgerät 1 synchronisiert mit der spontanen Atmung des Patienten P Beatmungshübe ausführt. Möglich ist auch, das ermittelte pneumatische Maß P_mus laufend in einer von einem Menschen wahrnehmbaren Form auszugeben und / oder abhängig vom pneumatischen Maß P_mus Alarme zu generieren und auszugeben. Möglich ist, dass das ermittelte pneumatische Maß P_mus sowohl dafür verwendet wird, die Beatmungshübe des Beatmungsgeräts 1 mit der spontanen Atmung des Patienten P zu synchronisieren, als auch dafür, dass pneumatische Maß P_mus in einer von einem Menschen wahrnehmbaren Form auszugeben.
• Das pneumatische Maß P_mus lässt sich insbesondere bei der künstlichen Beatmung nicht direkt messen. Vielmehr wird erfindungsgemäß das zeitlich veränderliche pneumatische Maß P_mus indirekt ermittelt, und für die Ermittlung werden die Werte von mehreren Größen verwendet, die in der Fluidverbindung vom Beatmungsgerät 1 zum Patienten P auftreten. Diese Größen werden als Signale bezeichnet und die Werte der Größe als Signalwerte. 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 spontanen Atmung und / oder der künstlichen Beatmung und / oder der Herzaktivität des Patienten P zusammen und wird von mindestens einer Signalquelle im Körper des Patienten P und / oder von dem Beatmungsgerät 1 erzeugt. Ein „respiratorisches Signal“ korreliert mit der spontanen Atmung und / oder künstlichen Beatmung des Patienten P, ein „kardiogenes Signal“ korreliert mit der Herzaktivität des Patienten P.
• Zu jedem Abtast-Zeitpunkt ti werden die Messwerte, die von Sensoren am oder im Patienten P oder nahe des Patienten P oder in der Fluidverbindung vom Beatmungsgerät 1 zum Patienten P stammen, aufbereitet. Dadurch wird ein Satz von Signalwerten erzeugt, der aus den Werten von verschiedenen Signalen zu diesem Abtast-Zeitpunkt ti besteht. Unter Verwendung von mindestens einem Signalwerte-Satz, bevorzugt von mehreren Signalwerte-Sätzen, ermittelt die Signalverarbeitungseinheit 5 einen geschätzten Wert P_mus,est(t_i) für das pneumatische Maß P_mus . Der Index est deutet an, dass die ermittelten Signalwerte und der Wert für P_mus geschätzt sind und in der Regel von den tatsächlichen Werten abweichen.
• 1 zeigt schematisch, welche Signale sich aus Messwerten erzeugen lassen, wofür die Messwerte geeignet aufbereitet werden. Dargestellt werden
• - der wenigstens zeitweise künstlich beatmete Patient P,
• - die Speiseröhre Sp, der Magen Ma und das Zwerchfell Zw des Patienten P,
• - ein flexibles Anschlussstück 3, das sich während der Beatmung im Mund des Patienten P befindet,
• - ein flexibler Messkatheter 8, der in die Speiseröhre Sp des Patienten P gelegt ist und der in dem Anschlussstück 3 beginnt
• - das Beatmungsgerät 1, welches zumindest zeitweise den Patienten P künstlich beatmet und eine datenverarbeitende Signalverarbeitungseinheit 5 umfasst, die zumindest zeitweise Lesezugriff auf einen Datenspeicher 9 aufweist,
• - eine Sensor-Anordnung mit zwei Sätzen 2.1.1 bis 2.2.2 von Sensoren mit jeweils mindestens zwei Messelektroden, wobei der Messelektroden-Satz 2.1.1 und 2.1.2 nahe dem Brustbein des Patienten P angeordnet sind und der Messelektroden-Satz 2.2.1 und 2.2.2 nahe dem Rippenbogen, und wobei die Sensor-Anordnung außerdem mindestens eine nicht gezeigte Referenz-Elektrode für Masse umfasst,
• - ein pneumatischer Sensor 7, der räumlich vom Körper des Patienten P entfernt ist,
• - ein optionaler Sensor 4, der ein Bildaufnahmegerät und eine Bildauswerteeinheit umfasst und auf den Brustbereich des Patienten P gerichtet ist,
• - ein optionaler pneumatischer Sensor 6 in Form einer Sonde oder eines Ballons in der Speiseröhre Sp und nahe des Zwerchfells Zw des Patienten P, wobei der Sensor 6 einen Druck Pes (pressure in esophagus) in der Speiseröhre Sp misst und in einer Fluidverbindung mit dem Messkatheter 8 steht, und
• - eine optionale gastrale Sonde 14 im Magen Ma des Patienten P, die ebenfalls in einer Fluidverbindung mit dem Messkatheter 8 steht.
• Der pneumatische Sensor 7 umfasst einen Messwertaufnehmer 7.1 umfassend eine Öffnung, die in der Nähe des Mundes des Patienten P angeordnet ist und Luft aus der Fluidverbindung abgreift. Die abgegriffene Luft wird über einen Schlauch (durch Pfeile angedeutet) an einen Drucksensor 7.2 übermittelt, der ein Maß für den Atemwegsdruck P_aw (pressure in airway) in der Fluidverbindung und ein Maß für den Volumenfluss Vol' misst. In einer Ausgestaltung ist der Messwertaufnehmer 2.1 in oder an einem Y-Stück nahe dem Anschlussstück 3 angeordnet, also nahe am Mund des Patienten P. Möglich ist auch, dass der pneumatische Sensor 7 aus zwei einzelnen Sensoren besteht, nämlich einem Sensor für den Atemwegsdruck P_aw und einem Sensor für den Volumenfluss Vol'
• Die Messelektroden-Sätze 2.1.1 bis 2.2.2 von Messelektroden sowie die nicht gezeigte Referenz-Elektrode liefern - nach Signalaufbereitung - ein elektrisches respiratorisches Signal Sig, welches mit dem zu ermittelnden pneumatischen Maß P_mus korreliert. Anstelle eines elektrischen respiratorischen Signals (EMG-Signal) lässt sich auch ein Signal in Form eines Mechanomyogramms (MMG-Signal) erzeugen und verwenden. In der Regel werden das EMG-Signal bzw. das MMG-Signal durch eine Überlagerung eines respiratorischen und eines kardiogenen Signals erzeugt. Die Signalverarbeitungseinheit 5 kompensiert soweit als möglich rechnerisch den Einfluss des kardiogenen Signals, beispielsweise so wie in DE 10 2015 015 296 A1 , in DE 10 2007 062 214 B3 oder 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, beschrieben.
• Der pneumatische Sensor 7 liefert - nach Signalaufbereitung - als Signal den Atemwegsdruck P_aw (pressure in airway) vor dem Mund des Patienten P. Solange der Patient P künstlich beatmet wird, resultiert dieser Atemwegsdruck P_aw aus einer Überlagerung der spontanen Atmung des Patienten P und der künstlichen Beatmung - oder auch nur aus der künstlichen Beatmung. Der optionale pneumatische Sensor 6 liefert - nach Signalaufbereitung - als Signal den Speiseröhrendruck Pes (pressure in esophagus), der ebenfalls aus einer Überlagerung von spontaner Atmung und künstlicher Beatmung resultiert. Die optionale gastrale Sonde 14 misst den gastralen Druck Pga im Magen Ma des Patienten P.
• Unterschiedliche Signale lassen sich als das oder ein respiratorisches Signal Sig verwenden. Möglich ist auch, zwei respiratorischen Signale Sig₁ und Sig₂ zu verwenden. Als das oder ein respiratorische Signal Sig wird in einer Ausgestaltung die elektrischen Signalen von den Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 auf der Haut des Patienten P verwendet. In einer anderen Ausgestaltung wird ein Signal von dem pneumatischen Sensor 6 und / oder von der gastralen Sonde 14 als das oder ein respiratorische Signal Sig verwendet.
• Aus den Messwerten des pneumatischen Sensors 7, 14, des optionalen pneumatischen Sensors 6 und / oder des optionalen optischen Sensors 4 lassen sich außerdem als Signal der Volumenfluss Vol' von Atemluft in die und aus der Lunge des Patienten P und / oder das Volumen Vol der Lunge des Patienten P herleiten. Möglich ist, das Lungenvolumen Vol durch numerische Integration über den gemessenen Volumenfluss Vol' zu berechnen. Möglich ist auch, das Lungenvolumen Vol einerseits aus Messwerten des optischen Sensors 4 herzuleiten und andererseits durch numerische Integration zu gewinnen und dann zwischen diesen beiden auf unterschiedliche Weisen ermittelten Signalen geeignet zu mitteln.
• Ein vorgegebenes rechnerauswertbares lungenmechanisches Modell 20 und ein vorgegebenes rechnerauswertbares Verlaufsmodell 22 sind in dem Datenspeicher 9 abgespeichert, auf den die Signalverarbeitungseinheit 5 wenigstens zeitweise Lesezugriff hat. Die Signalverarbeitungseinheit 5 vermag beide Modelle automatisch auf Signalwerte anzuwenden. Das lungenmechanische Modell 20 weist mindestens einen, bevorzugt mehrere, Modell-Parameter auf, die in der Regel zeitlich veränderlich sind und für welche die Signalverarbeitungseinheit 5 mindestens einmal jeweils einen Wert berechnet - bevorzugt für mehrere Abtast-Zeitpunkte jeweils einen Wert, um zeitliche Veränderungen zu berücksichtigen.
• 2 zeigt schematisch das Zusammenspiel eines Parameter-Schätzers 10 mit einem P_mus-Schätzer 11. Sowohl der Parameter-Schätzer 10 als auch der P_mus-Schätzer 11 sind auf der Signalverarbeitungseinheit 5 implementiert und sind bevorzugt mittels eines Software-Programms implementiert. Der Parameter-Schätzer 10 hat Lesezugriff auf das vorgegebene lungenmechanische Modell 20 und optional auf rechnerauswertbare Gewichtungen 21 und berechnet Werte für die zeitlich veränderlichen Parameter des lungenmechanischen Modells 20. Ein Gewichtungen-Schätzer 12 hat diese Gewichtungen 21, die weiter unten beschrieben werden, berechnet. Die Gewichtungen 21 können zeitlich veränderlich sein. Der P_mus-Schätzer 12 hat Lesezugriff auf das vorgegebene Verlaufsmodell 22 für P_mus und erhält die Modell-Parameter-Werte, die der Parameter-Schätzer 11 berechnet hat. Der Pmus-Schätzer 12 berechnet geschätzte Werte P_mus,est(t_i) für das zu ermittelnde pneumatische Maß P_mus , die sich auf Abtast-Zeitpunkte ti beziehen.
• Die Signalverarbeitungseinheit 5 verwendet in einer Ausgestaltung diese Werte P_mus,est(t_i), um das Beatmungsgerät 1 anzusteuern, z.B. für eine Proportionalregelung, d.h. die Stärke der künstlichen Beatmung, insbesondere der durch die Beatmungshübe bewirkte und zeitlich veränderlichen Druck in der Fluid Verbindung zum Patienten P , ist proportional zur ermittelten aktuellen spontanen Atmung des Patienten P und bevorzugt proportional zu P_mus . In einer Ausgestaltung wird dieses geschätzte pneumatische Maß P_mus wieder an den Parameter-Schätzer 10 rückgekoppelt, um zukünftige Schätzungen von P_mus zu verbessern.
• Im Ausführungsbeispiel wird also zum einen das lungenmechanisches Modell 20 verwendet, welches mindestens einen Zusammenhang, bevorzugt in Form einer Modell-Gleichung, zwischen dem gesuchten pneumatischen Maß P_mus und mehreren messbaren Signalen umfasst, wobei der oder jeder Zusammenhang verschiedene Signalwerte für denselben Abtast-Zeitpunkt verbindet. Unter einem messbaren Signal wird eine in der Regel zeitlich veränderlichen Größe verstanden, welche durch Signalaufbereitung aus Messwerten von Sensoren hergeleitet wird, in diesem Fall beispielsweise aus den Sensoren 4, 6, 7 und / oder 14.
• Dieses lungenmechanische Modell 20 enthält im Ausführungsbeispiel mindestens einen, bevorzugt mehrere Modell-Parameter, wobei der oder jeder Modell-Parameter in der Regel ebenfalls zeitlich veränderlich ist. Bevorzugt ist das lungenmechanische Modell linear in jedem Modell-Parameter, aber nicht notwendigerweise linear in den Signalen. Die Modell-Parameter verändern ihre Werte aber in der Regel langsamer als das zu ermittelnde pneumatische Maß P_mus . Natürlich gilt dieses lungenmechanische Modell 20 nur näherungsweise.
• In einer Ausgestaltung umfasst das lungenmechanische Modell 20 die Modell-Gleichung $${\text{P}}_{\text{aw}}\left(\text{t}\right)=\text{R}*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)+\text{E}*\text{Vol}\left(\text{t}\right)+{\text{P}}_{\text{mus}}\left(\text{t}\right)+\text{P}0+\mathrm{\sigma }{1}_{\text{n}}.$$

  
• Diese Modell-Gleichung (1) hat drei Modell-Parameter, nämlich die beiden lungenmechanischen Faktoren R und E sowie den Summanden P0. Der Faktor R (resistance) beschreibt den Atemwiderstand, den der Atemweg des Patienten P dem Volumenstrom der in die und aus der Lunge fließenden Luft entgegensetzt. Der Faktor E (elastance) beschreibt die Elastizität der Lunge. Der Summand P0 (pulmonary end-expiration pressure, PEEP, endexspiratorischer Druck) beschreibt die Auswirkung eines unvollständigen Ausatmens des Patienten P. Der Summand σ1_n resultiert aus dem unvermeidlichen Prozessrauschen (Abweichung zwischen Modell und Realität) und wird bevorzugt als eine normalverteilte Zufallsvariable mit dem Erwartungswert Null behandelt. Die geschätzten Werte für die Modell-Parameter sind nicht notwendigerweise gute Schätzungen für die Werte der physikalischen Lungen-Parameter, sondern werden vor allem dafür verwendet, um das pneumatische Maß P_mus zu schätzen.
• Möglich ist auch, folgende Modell-Gleichung zu verwenden: $${\text{P}}_{\text{aw}}\left(\text{t}\right)={\text{R}}_1*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)+{\text{R}}_2*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)*\left|\text{Vol'}\left(\text{t}\right)\right|+\text{E}*\text{Vol}\left(\text{t}\right){\text{P}}_{\text{mus}}\left(\text{t}\right)+\text{P}0+\mathrm{\sigma }{1}_{\text{n}}\text{.}$$

  

  
  |x| bezeichnet den Absolutwert von x.
• Diese Gleichung lässt sich wie folgt umschreiben: $${\text{P}}_{\text{aw}}\left(\text{t}\right)=\text{R}\left(\text{Vol'}\right)*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)+\text{E}*\text{Vol}\left(\text{t}\right)+{\text{P}}_{\text{mus}}\left(\text{t}\right)+\text{P}0+\mathrm{\sigma }{1}_{\text{n}}.$$

  

  mit $\text{R}\left(\text{Vol'}\right)={\text{R}}_1{\text{+R}}_2*\left|\text{Vol'}\left(\text{t}\right)\right|.$

  
• Die Modell-Parameter lassen sich mit der Gleichung (3) in manchen Fällen schneller schätzen als mit der Gleichung (2).
• In einer Abweichung werden alle Modell-Parameter R, E und P0 in der Modell-Gleichung (1) als annähernd zeitlich konstant angenommen. Die Modell-Gleichung (1) wird einmal nach der Zeit differenziert, wodurch der als konstant angenommene Summand P0 verschwindet. Dieses Vorgehen liefert folgende lungenmechanische Modell-Gleichung: $${\text{P}}_{\text{aw}}\text{'}\left(\text{t}\right)=\text{R}*\text{Vol''}\left(\text{t}\right)+\text{E}*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)+{\text{P}}_{\text{mus}}\text{'}\left(\text{t}\right)+\mathrm{\sigma }{1}_{\text{n}}\text{'}.$$

  
• Das entsprechende Vorgehen lässt sich auf die Modell-Gleichungen (2) und (3) anwenden.
• Möglich ist auch, dass der Druck Pes in der Speiseröhre Sp des Patienten P gemessen wird, nämlich von der Sonde 6. Diese Ausgestaltung kann an die Stelle der Ausgestaltung treten, mithilfe des Sensors 7 den Atemwegsdruck P_aw zu messen. Möglich ist auch, dass sowohl der Sensor 7 den Atemwegsdruck Paw als auch die Sonde 6 den Speiseröhrendruck Pes messen.
• Beispielsweise wird dann folgende lungenmechanische Modell-Gleichung verwendet: $${\text{P}}_{\text{es}}\left(\text{t}\right)={\text{E}}_{\text{cw}}*\text{Vol}\left(\text{t}\right)-{\text{P}}_{\text{mus}}\left(\text{t}\right)+\text{P}0+\mathrm{\sigma }{\mathrm{2}}_{\text{n}}.$$

  

  oder auch, nachdem die Modell-Gleichung (5) nach der Zeit differenziert wurde: $${\text{P}}_{\text{es}}\text{'}\left(\text{t}\right)={\text{E}}_{\text{cw}}*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)-{\text{P}}_{\text{mus}}\text{'}\left(\text{t}\right)+\mathrm{\sigma }1{\text{'}}_{\text{n}}.$$

  
• Der lungenmechanische Faktor Ecw beschreibt die Elastizität aufgrund der Brustwand (chestwall) des Patienten P. Der bevorzugt normalverteilte Summand σ2_n beschreibt wiederum das Prozessrauschen.
• In einer weiteren Ausgestaltung wird anstelle der Modell-Gleichungen (1) oder (4) eine Modell-Gleichung mit weiteren Summanden vorgegeben und verwendet, beispielsweise die folgende lungenmechanische Modell-Gleichung: $$\begin{array}{l}{\text{P}}_{\text{aw}}\left(\text{t}\right)=\text{R}*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)+\text{E}*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)+\text{I}*\text{Vol''}\left(\text{t}\right)+\text{Q}*\left|\text{Vol'}\left(\text{t}\right)\right|*\text{Vol'}\left(\text{t}\right)+\text{S}*{\text{Vol}}^2\left(\text{t}\right)+\\ {\text{P}}_{\text{mus}}\left(\text{t}\right)+\text{P}0+\mathrm{\sigma }{\mathrm{3}}_{\text{n}}.\end{array}$$

  
• Hierbei beschreiben Q den Widerstand gegen die Luftströmung, den die turbulente Strömung in einem Schlauch von dem Beatmungsgerät 1 zum Patienten P und / oder in der Luftröhre des Patienten P erzeugt, S die Änderung der Dehnbarkeit der Lunge und / oder des Brustkorbs abhängig vom Volumen Vol der Lunge und I den Widerstand gegen die Beschleunigung der Atemluft, wobei dieser Widerstand I bei hinreichend kleiner Beschleunigung vernachlässigbar klein ist.
• Das zu ermittelnde pneumatische Maß P_mus korreliert außerdem mit dem elektrischen respiratorischen Signal Sig, welches aus Messwerten der Sensor-Anordnung mit den Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 erzeugt wurde, oder mit einem respiratorischen MMG-Signal. Im einfachsten Falle wird diese Korrelation durch die folgende Modell-Gleichung beschrieben, die ebenfalls zum lungenmechanischen Modell 20 gehört: $${\text{P}}_{\text{mus}}\left(\text{t}\right)={\text{k}}_{\text{eff}}*\text{Sig}\left(\text{t}\right)+\mathrm{\sigma }{\mathrm{4}}_{\text{n}}.$$

  
• Möglich ist auch, dass das respiratorische Signal Sig durch Messwerte von anderen Sensoren, beispielsweise der Sonde 6 in der Speiseröhre Sp oder der gastralen Sonde 14 im Magen 14, erzeugt wird. In diesem Falle wird bevorzugt eine andere Modell-Gleichung verwendet, die den Zusammenhang zwischen P_mus und Sig beschreibt.
• Der Faktor k_eff beschreibt die neuro-muskuläre Effizienz der Atmungsmuskulatur des Patienten P, also wie gut die Atmungsmuskulatur die im Körper des Patienten P generierten elektrischen Signale in pneumatische Atmungsaktivität umsetzt. Dieser Faktor k_eff ist ein weiterer Modell-Parameter und in der Regel ebenfalls zeitlich veränderlich. Der bevorzugt normalverteilte Summand σ4_n beschreibt wiederum das Prozessrauschen.
• In der bislang beschriebenen Ausgestaltung wird ein respiratorisches Signal Sig erzeugt. Möglich ist auch, dass zwei verschiedene respiratorische Signale Sig₁ und Sig₂ erzeugt werden, bevorzugt unter Verwendung von Messwerten unterschiedlicher Sensoren, wobei diese beiden Signale Sig₁ und Sig₂ beide mit der spontanen Atmung des Patienten P korrelieren: $${\text{P}}_{\text{mus}}\left(\text{t}\right)={\text{k}}_{\text{eff}\mathrm{,1}}*{\text{Sig}}_1\left(\text{t}\right)+{\text{k}}_{\text{eff}\mathrm{,2}}*{\text{Sig}}_2\left(\text{t}\right)+\mathrm{\sigma }{\mathrm{5}}_{\text{n}}$$

  

  mit zwei Modell-Parametern in Form von zwei Faktoren k_eff,1 und k_eff,2.
• Mindestens eine der Modell-Gleichungen (1) bis (7) sowie die Modell-Gleichung (8) oder (9) bilden zusammen ein lungenmechanisches Modell 20 des Ausführungsbeispiels, welches im Datenspeicher 9 abgespeichert ist. Jede Modell-Gleichung des lungenmechanischen Modells 20 beschreibt mindestens einen Zusammenhang zwischen dem zu ermittelnden pneumatischen Maß P_mus und mehreren messbaren Signalen und gilt für jeweils einen Abtast-Zeitpunkt t. Wegen des Messrauschens (Messwerte sind mit Fehlern behaftet) und des Prozessrauschens (Modell gilt nur näherungsweise) werden mehrere Modell-Gleichungen verwendet, auch wenn dadurch Redundanz entsteht.
• Zusätzlich zum lungenmechanischen Modell 20 wird ein Modell 22 für den zeitlichen Verlauf des pneumatischen Maßes P_mus über mehrere Abtast-Zeitpunkte hinweg verwendet. Hierbei ist N eine vorgegebene Anzahl, die bevorzugt größer oder gleich 2 ist.
• Ein bevorzugtes Verlaufsmodell 22 für P_mus umfasst ein Zustandsraummodell (state space model, process function) N-ter Ordnung, also ein Modell der Form $$\underset{\_}{\text{x}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)=\underset{\_}{\underset{\_}{\text{A}}}*\underset{\_}{\text{x}}\left({\text{t}}_{\text{k}-1}\right)+\underset{\_}{\underset{\_}{\text{B}}}*\underset{\_}{\text{u}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)+{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)$$

  
• Hierbei bezeichnet t_k einen Vektor mit N Abtast-Zeitpunkten, x(t_k ) einen Zustandsvektor mit N Komponenten pro auftretender Größe für die N verschiedene Abtast-Zeitpunkte von t_k , u(t_k ) ein externes Eingangssignal, z.B. eine gemessene Herzrate oder eine Konzentration von Atemgasen, beispielsweise O2 und / oder CO2, oder von einem Anästhesiegas, und ε_P(t_k ) das Prozessrauschen, jeweils zum aktuellen Abtast-Zeitpunkt t_k . Der zu ermittelnde Wert P_mus (t_k ) für das pneumatische Maß P_mus ist eine Funktion des Zustandsvektors x(t_k ), wobei diese Funktion auch als Beobachtungsmodell (observation function) bezeichnet wird und die folgende Beobachtungsgleichung umfasst: $${\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)=\text{g}\left[\underset{\_}{\text{x}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)\right].$$

  
• Eine Ausgestaltung dieses Verlaufsmodell 22 umfasst ein autoregressives Modell N-ter Ordnung, also $${\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)=a_1*{\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k}-1}\right)+a_2*{\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k}-2}\right)+\mathrm{...}+a_{\text{N}}*{\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k}-\text{N}}\right)+{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right).$$

  
• Hierbei ist N die für das Verlaufsmodell 22 vorgegebene Anzahl. Die Faktoren a₁, a₂, ..., a_N für die N vorhergehenden Werte von P_mus sind bevorzugt vorgegeben, beispielsweise aufgrund einer Ermittlung in einer Trainingsphase vor der Nutzung, können aber auch unbekannt und zu ermitteln sein. Die einzelnen Abtast-Zeitpunkte werden mit t_k , t_k-1 ..., t_k-N bezeichnet. Der Summand ε_P(t_k ) beschreibt das Prozessrauschen und wird bevorzugt ebenfalls als eine normalverteilte Zufallsvariable mit dem Erwartungswert Null behandelt. Die normalverteilten Zufallsvariablen σ1_n, σ2_n, σ3_n, σ4_n und ε_P können unterschiedliche Varianzen aufweisen.
• Der Zustandsvektor hat in dieser Ausgestaltung die Form x(t_k) = [P_mus(t_k), P_mus(t_k-1), ..., P_mus(t_k-N)]. Die Funktion (11) (Beobachtungsgleichung) hat die Form P_mus(t_k) = x₁(t_k).
• Beispielsweise wird beim Verlaufsmodell 22 vorausgesetzt, dass das pneumatische Maß P_mus sich so langsam ändert, dass die zweite Ableitung nach der Zeit vernachlässigbar klein ist. Hieraus resultiert folgendes Verlaufsmodell mit N = 2: $${\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)={\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k-1}}\right)+\left[{\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k-1}}\right)-{\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k-2}}\right)\right]+{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}=2*{\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k-1}}\right)-{\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k-2}}\right)+{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}.$$

  
• Möglich ist auch, ein autoregressives Verlaufsmodell mit z.B. N = 2 zu verwenden und die beiden Faktoren a1 und a2 vorab mithilfe einer Stichprobe zu schätzen und dadurch vorab festzulegen. Natürlich kann N auch größer oder gleich 3 sein.
• Möglich ist auch, die N Parameter a₁, a₂, ..., a_N des autoregressives Modells (12) zur Laufzeit zu schätzen. Eine Möglichkeit, um diese Parameter zu schätzen, ist die folgende: Der Zustandsvektor x(t_k ) wird um die N unbekannten Parameter erweitert. Indem der erweiterte Zustandsvektor berechnet wird, werden Schätzwerte für die N unbekannten Parameter ermittelt. Bevorzugt wird für die unbekannten Parameter ein Zeitverlaufsmodell vorgegeben, beispielsweise ein „Random Walk“. Selbst dann, wenn das Verlaufsmodell 22 mit dem Zustandsvektor x(t_k ) linear war, ist in der Regel das um die N Parameter erweiterte Verlaufsmodell nicht linear. Für die Schätzung wird ein nichtlineares Kalman-Filter verwendet.
• Die Atmung ist ein annähernd periodischer Vorgang. Daher verändert sich auch das gesuchte pneumatische Maß P_mus annähernd periodisch mit einer in der Regel zeitlich veränderlichen Frequenz. In einer Ausgestaltung wird daher als Verlaufsmodell 22 ein Oszillator-Modell verwendet. Das Oszillator-Modell kann beispielsweise ein zeitlich diskretisiertes Modell eines gedämpften harmonischen Oszillators sein. In einer Ausgestaltung sind die Phase und die Amplitude der spontanen Atmung - genauer: die jeweiligen Werte zu jeweils N Abtast-Zeitpunkten eines Atemzugs - mindestens zwei Zustandsgrößen des Zustandsraum-Modells, die mit dem gesuchten pneumatischen Maß P_mus korrelieren. Weitere Zustandsgrößen des Zustandsvektors sind beispielsweise geschätzte Werte des pneumatischen Maßes P_mus für vorherige Abtast-Zeitpunkte.
• In einer abweichenden Ausgestaltung wird der Verlauf des pneumatischen Maßes P_mus innerhalb eines Atemzugs als gewichtete Summe mehrerer Gauß'schen Glockenkurven beschrieben (augmented Gaussian kernel). Jede Gauß'sche Glockenkurve ist durch ihre jeweilige Höhe, ihre jeweilige Breite und ihre jeweilige zeitliche Position innerhalb des Atemzugs beschrieben. Diese drei zeitlich veränderlichen Größen bilden drei Zustandsgrößen des Zustandsraum-Modells, die mit dem gesuchten pneumatischen Maß P_mus korrelieren. Bei M Gauß'schen Glockenkurven sind dies 3*M Zustandsgrößen. Die Gewichtsfaktoren werden entweder vorgegeben oder sind Modell-Parameter, deren Werte geschätzt werden.
• Möglich ist auch, als Verlaufsmodell 22 einen Gaußprozess-Prior vorzugeben und zu verwenden. Mithilfe eines Gaußprozess-Priors lassen sich glatte, periodische oder quasi-periodische Signale modellieren. Die Verwendung eines Gaußprozess-Priors ermöglicht es, unterschiedliche Annahmen über P_mus in das Verlaufsmodell 22 einzubringen. Ein Modell für einen Gaußprozess vermag eine Vielzahl von unterschiedlichen Signalverläufen abzubilden und lässt sich an unterschiedliche Patienten mit verschiedenen Atmungsanstrengungen gut anpassen. In Hartikainen, J. and Särkkä, S.: „Kalman filtering and smoothing solutions to temporal Gaussian process regression models", in Proceedings of IEEE International Workshop on Machine Learning for Signal Processing (MLSP), 2010, wird ein solcher Gaußprozess-Prior beschrieben. Möglich ist, einen Gaußprozess-Prior in die Form eines Zustandsraum-Modells zu überführen und dann direkt in das Verlaufsmodell 22 einzufügen. Weil der Gaußprozess-Prior in das Zustandsraum-Modell integriert ist, ist es im Gegensatz zu klassischen Gaußprozessen nicht erforderlich, große Matrizen zu invertieren.
• In einer Ausgestaltung umfasst das Verlaufsmodell 22 ein Eingangssignal u(t_k ). Dank dieses Eingangssignals u(t_k ) lässt sich der Einfluss externer Größen auf den Verlauf des pneumatischen Maßes P berücksichtigen, beispielsweise der Einfluss des Atemwegsdrucks, des Lungenvolumens, der Konzentration von Atemgas oder der aktuellen Herzrate des Patienten. Auf diese Weise lässt sich die Interaktion zwischen dem Patienten P und einem Beatmungsgerät 1 im Verlaufsmodell 22 gut berücksichtigen. Dies führt zu genaueren Vorhersagen Die Signalverarbeitungseinheit 5 führt eine Initialisierungsphase und eine nachfolgende Nutzungsphase durch. Die Signalverarbeitungseinheit 5 wendet bevorzugt das lungenmechanische Modell 20 in beiden Phasen an, das Verlaufsmodell 22 hingegen nur in der Nutzungsphase.
• Die Initialisierungsphase umfasst mindestens N Abtast-Zeitpunkte, wobei N gerade die für das Verlaufsmodell 22 vorgegebene Anzahl ist. Die Signalverarbeitungseinheit 5 ermittelt in der Initialisierungsphase für diese mindestens N Abtast-Zeitpunkte t₁, t₂, ..., t_N jeweils einen Wert P_mus,est(t_i) für das pneumatische Maß P_mus . Bevorzugt wendet die Signalverarbeitungseinheit 5 hierfür das lungenmechanische Modell 20 sowie Werte von erzeugten Signalen für die N Abtast-Zeitpunkte t₁, t₂, ..., t_N an. In einer anderen Ausgestaltung wird während der Initialisierungsphase eine Okklusion durchgeführt, bei der die künstliche Beatmung des Patienten P für einen kurzen Zeitraum eingestellt wird und das pneumatische Maß P_mus sich direkt messen lässt. Möglich ist auch, dass N Werte für das pneumatische Maß P_mus aus früheren Ermittlungen vorliegen und verwendet werden oder auf andere Weise vorgegeben werden.
• In der Nutzungsphase wendet die Signalverarbeitungseinheit 5 das Verlaufsmodell 22 sowie die N vorherigen Werte P_mus,est(t_i-N), ..., P_mus,est(t_i-1) an, außerdem das lungenmechanische Modell 20 und Signalwerte Vol'(ti), Vol(ti), Sig(ti), um einen geschätzten Wert P_mus,est(t_i) für den aktuellen Abtast-Zeitpunkt ti zu berechnen.
• In einer Ausgestaltung wird das pneumatische Maß P_mus mithilfe eines Kalman-Filters ermittelt. In einer Ausgestaltung des Ausführungsbeispiels beschreibt das Kalman-Filter ein System, hier das System mit Beatmungsgerät 1 und Atmungsapparat des Patienten P, mithilfe einer Zustandsraum-Gleichung und einer Beobachtungsgleichung. Die Zustandsraum-Gleichung resultiert aus dem Verlaufsmodell 22, die Beobachtungsgleichung aus dem lungenmechanischen Modell 20. In Übereinstimmung mit der üblichen Notation wird anstelle (t_k ) die abkürzende Schreibweise (k) verwendet.
• Erfindungsgemäß werden das Verlaufsmodell 22 und das lungenmechanische Modell 20 parallel verwendet, um für einen Abtast-Zeitpunkt den Wert des pneumatischen Maßes P_mus näherungsweise zu ermitteln. In einer Ausgestaltung wird das Verlaufsmodell 22 mithilfe eines Kalman-Filters realisiert, wobei das Kalman-Filter für das Verlaufsmodell 22 ein Zustandsraum-Modell in Form einer Zustandsraum-Gleichung $$\underset{\_}{\text{x}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)=\underset{\_}{\text{f}}\left[\underset{\_}{\text{x}}\left({\text{t}}_{\text{k-1}}\right)\right]-\underset{\_}{\text{u}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)+{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)$$

  

  und eine Beobachtungsgleichung $${\text{P}}_{\text{mus}}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)=\text{g}\left[\text{x}\left({\text{t}}_{\text{k}}\right)\right]$$

  

  umfasst. Der Summand u(t_k ) berücksichtigt den Einfluss von messbaren externen Faktoren zu den N Abtast-Zeitpunkten t_k auf das beschriebene System und somit auf das pneumatische Maß P_mus .
• Das lungenmechanische Modell 20 wird über eine zusätzliche Beobachtungsgleichung eingebracht.
• In einer Ausgestaltung wird die zusätzliche Beobachtungsgleichung aus den lungenmechanischen Modell-Gleichungen (1) und (8) gewonnen, wobei die Gleichung (8) umgestellt wird: $$\text{Sig}\left(\text{t}\right)=1/{\text{K}}_{\text{eff}}*{\text{P}}_{\text{mus}}\left(\text{t}\right)+\mathrm{\sigma }{\mathrm{5}}_{\text{n}}$$

  

  mit einem anderen Summanden σ5_n für das Prozessrauschen, der bevorzugt ebenfalls eine normalverteilte Zufallsvariable mit dem Erwartungswert Null ist.
• Die Zustandsraum-Gleichung lautet dann $$\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k+1}\right)=\underset{\_}{\underset{\_}{\text{F}}}\left(\text{k}\right)*\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)+{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}$$

  

  mit $$\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)=\left(\begin{array}{c}{\text{P}}_{\text{mus}\text{,est}}\left(\text{k}-1\right)\\ {\text{P}}_{\text{mus}\text{,est}}\left(\text{k}-2\right)\\ \dots \\ {\text{P}}_{\text{mus}\text{,est}}\left(\text{k}-\text{N}\right)\end{array}\right)$$

  

  $$\underset{\_}{\text{E}}\left(\text{k}\right)=\underset{001}{\stackrel{{\text{a}}_1{\text{ a}}_2\dots {\text{ a}}_{\text{N}}}{\left(\begin{array}{cccc}1& 0& \dots & 0\\ \dots & & & \end{array}\right)}}$$

  

  und $${\underset{\_}{\mathrm{\epsilon }}}_{\text{P}}=\left(\begin{array}{c}{\mathrm{\epsilon }}_{\text{P}}\\ 0\\ \dots \\ 0\end{array}\right)$$

  
• Die Beobachtungsgleichung lautet $$\underset{\_}{\text{c}}\left(\text{k}\right)=\underset{\_}{\underset{\_}{\text{B}}}\left(\text{k}\right)+\underset{\_}{\underset{\_}{\text{H}}}\left(\text{k}\right)*\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)+{\underset{\_}{\sigma }}_{\text{n}}$$

  

  mit $$\underset{\_}{\text{c}}\left(\text{k}\right)=\left(\begin{array}{c}{\text{P}}_{\text{aw}}\left(\text{k}\right)\\ \text{Sig}\left(\text{k}\right)\end{array}\right)$$

  

  $$\underset{\_}{\underset{\_}{\text{B}}}\left(k\right)=\left(\begin{array}{ccc}\text{R}*\text{Vol'}\left(\text{k}\right)& +\text{E}*\text{Vol}\left(k\right)& +\text{P}0\\ 0& 0& 0\end{array}\right)$$

  

  $$\underset{\_}{\underset{\_}{\text{H}}}\left(\text{k}\right)=\left(\begin{array}{cccc}1& 0& \dots & 0\\ 1/{\text{k}}_{\text{eff}}& 0& \dots & 0\end{array}\right)$$

  

  $${\underset{\_}{\sigma }}_{\text{n}}=\left(\begin{array}{c}\mathrm{\sigma }{1}_{\text{n}}\\ \mathrm{\sigma }{3}_{\text{n}}\end{array}\right)$$

  
• Der Zustandsraum-Vektor x(k) ist wiederum durch die Gleichung (18) festgelegt.
• Diese Ausgestaltung hat insbesondere die folgenden Vorteile:
• - Nicht erforderlich ist es, einzelne Atemzüge des Patienten P oder einzelne Phasen, insbesondere Einatmung und Ausatmung, bei den Atemzügen des Patienten P zu detektieren und Modell-Parameter oder sonstige Parameter eines verwendeten Modells an die Länge oder Intensität einzelne Atemzüge anzupassen. Vielmehr werden gleichmäßig und mit einer vorgegebenen Abtast-Frequenz die Messwerte gewonnen und verarbeitet, also unabhängig von der Atmung und von der Beatmung.
• - Das verwendete lungenmechanische Modell 20 enthält zwei Modell-Gleichungen (1) und (8). Die Modell-Gleichung (1) beschreibt einen Zusammenhang zwischen dem pneumatischen Maß P_mus und mehreren messbaren pneumatischen Signalen. Die Modell-Gleichung (8) beschreibt einen Zusammenhang zwischen demselben pneumatischen Maß P_mus und einem messbaren elektrischen respiratorischen Signal Sig. Die getrennte Anwendung dieser beiden Gleichungen (1) und (8) führt in der Regel zu unterschiedlichen Schätzungen für das pneumatische Maß P_mus , nämlich einer pneumatisch ermittelten Schätzung P_mus,pneu(t_i) und einer elektrisch ermittelten Schätzung Maß P_mus,EMG(t_i) bzw. P_mus,MMG(t_i) für das gesuchte pneumatische Maß P_mus . Beide Schätzungen beziehen sich auf denselben Abtast-Zeitpunkt ti. Dank des Kalman-Filters wird in geeigneter Weise über diese beiden Schätzungen P_mus,pneu und P_mus,EMG gemittelt, ohne dass Gewichtungen für diese Mittelung vorgegeben werden müssen.
• - Die optionalen Gewichtungen 21 für die gemessenen Signale lassen sich einbringen, ohne das Verlaufsmodell 22 verändern zu müssen, nämlich in die Beobachtungsmatrix B(k) der Beobachtungsgleichung (21).
• - Auf dem Markt sind Standardprogramme verfügbar, mit denen man ein Kalman-Filter rasch implementieren kann.
• Erfindungsgemäß werden beide Modelle 22 und 20 gleichzeitig verwendet, z.B. so wie durch die Gleichungen (17) bis (20) sowie (21) bis (25) beschrieben. Möglich ist, dass zu einem einzelnen Abtast-Zeitpunkt t_x für mindestens ein Signal des lungenmechanischen Modells 20 überhaupt keine oder keine ausreichend zuverlässigen gemessenen Werte vorliegen, als z.B. keine Werte für Vol(t_x), für Vol'(t_x), für P_aw (t_x), für Pes(tx) oder für Sig(tx) vorliegen. Für einen solchen Abtast-Zeitpunkt t_x wird in einer Ausgestaltung nur das Verlaufsmodell 22 verwendet.
• Möglich ist auch, einen separaten Parameter-Schätzer 10 zu verwenden, um die Werte der Modell-Parameter in dem lungenmechanischen Modell 20 zu schätzen, bevorzugt kontinuierlich zu schätzen. Auch bei dieser Abwandlung brauchen einzelne Atemzüge oder das Einatmen und das Ausatmen nicht detektiert und voneinander unterschieden zu werden.
• Die Werte der Modell-Parameter werden aus Sätzen von Signalwerten geschätzt, wobei bevorzugt mehrere Sätze von Signalwerten für mehrere aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte verwendet werden, um einen Satz von Modell-Parameter-Werten zu schätzen.
• Bevorzugt wendet der Parameter-Schätzer 10 ein statistisches Verfahren an, um den Satz von Modell-Parameter-Werte zu schätzen. In einer Ausgestaltung wird ein rekursives Verfahren zum Schätzen der Parameter-Werte verwendet. Hierbei wird ein aktualisierter Modell-Parameter-Wert unter Verwendung der vorherigen Modell-Parameter-Werte, des aktuellen Signalwerte-Satzes und optional mindestens eines früheren Signalwerte-Satzes geschätzt. In einer Ausgestaltung wendet der Parameter-Schätzer 10 mindestens eines der Verfahren
• - Gradient-based Maximum Likelihood Estimation,
• - Expectation Maximization,
• - Variational Inference,
• - Markov-Chain-Monte-Carlo,
• - Ordinary Least Squares,
• - Recursive Least Squares an.
• Möglich ist auch, ein eigenes Kalman-Filter für den Parameter-Schätzer 10 einzusetzen. Dieses Kalman-Filter verwendet beispielsweise die Zustandsraum-Gleichung $$\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)=\underset{\_}{\underset{\_}{\text{I}}}*\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k-1}\right)+\underset{\_}{\mathrm{\epsilon }}\left(\text{"Random Walk"}\right),$$

  

  wobei $$\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)=\left(\begin{array}{c}\text{R}\left(\text{k}\right)\\ \text{E}\left(\text{k}\right)\\ \text{P}0\left(\text{k}\right)\\ {\text{k}}_{\text{eff}}\left(\text{k}\right)\end{array}\right)$$

  

  $$\underset{\_}{\underset{\_}{\text{I}}}=\left(\begin{array}{cccc}1& 0& 0& 0\\ 0& 1& 0& 0\\ 0& 0& 1& 0\\ 0& 0& 0& 1\end{array}\right)$$

  

  gilt und wobei $$\underset{\_}{\mathrm{\epsilon }}=\left(\begin{array}{c}{\mathrm{\epsilon }}_1\\ {\mathrm{\epsilon }}_2\\ {\mathrm{\epsilon }}_3\\ {\mathrm{\epsilon }}_4\end{array}\right)$$

  

  den jeweiligen Fehler beim Schätzen der vier Modell-Parameter-Werte R, E, P0, k_eff beschreibt. Die Modell-Parameter sind also zeitlich veränderlich. Die Beobachtungsgleichung lautet beispielsweise $${\text{P}}_{\text{aw}}\left(\text{k}\right)=\underset{\_}{\text{s}}\left(\text{k}\right)*\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)+\text{v}\text{,}$$

  

  wobei $$\underset{\_}{\text{s}}\left(\text{k}\right)=\left(\text{Vol'}\left(\text{k}\right),\text{ Vol}\left(\text{k}\right),\text{ Sig}\left(\text{k}\right),1\right)$$

  

  gilt und wobei v wiederum als normalverteilte Zufallsvariable mit dem Erwartungswert 0 behandelt wird.
• Möglich ist, mehrere Modell-Parameter R₁, R₂ für die Resistance zu verwenden, beispielsweise einen Modell-Parameter R₁ für eine lineare Abhängigkeit des resistiven Druckabfalls vom Volumenstrom und einen weiteren Modell-Parameter R₂ für eine quadratische oder sonstige Abhängigkeit des resistiven Druckabfalls von dem Volumenfluss Vol', beispielsweise die Modell-Gleichung (2). Alle Modell-Parameter R₁, R₂ sind zeitlich veränderlich. Auch der Modell-Parameter k_eff für die neuro-muskuläre Effizienz kann mehrere einzelne Modell-Parameter k_eff,1, k_eff,2, ... enthalten, beispielsweise für unterschiedliche Sätze von Messelektroden, welcher an unterschiedlichen Stellen auf der Haut des Patienten P befestigt sind und / oder auf unterschiedliche Weise elektrische Signale messen
• In einer Abweichung werden die Zustandsraum-Gleichung $$\underset{\_}{\text{x}}\left(k\right)=\underset{\_}{\underset{\_}{\text{I}}}*\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}-1\right)+\underset{\_}{\epsilon }$$

  

  mit $$\underset{\_}{x}\left(\text{k}\right)=\left(\begin{array}{l}{\text{p}}_{\text{mus}\text{,est}}\left(\text{k}\right)\hfill \\ \text{ R}\left(\text{k}\right)\hfill \\ \text{ E}\left(\text{k}\right)\hfill \\ \text{ Po}\left(\text{k}\right)\hfill \\ {\text{ k}}_{\text{eff}}\left(\text{k}\right)\hfill \end{array}\right)$$

  

  sowie die Beobachtungsgleichung $$\underset{\_}{\text{c}}\underset{\_}{1}\left(\text{k}\right)=\underset{\_}{\underset{\_}{\text{B}1}}\left(\text{k}\right)*\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)+\underset{\_}{\text{err}}\left(\text{k}\right)$$

  

  mit $$\underset{\_}{\text{c}1}=\left(\begin{array}{c}{\text{P}}_{\text{aw}}\left(\text{k}\right)\\ 0\end{array}\right)$$

  

  $$\underset{\_}{\underset{\_}{\text{B}1}}\left(\text{k}\right)\left(\begin{array}{lllll}1\hfill & -\text{Vol}\text{'}\left(\text{k}\right)\hfill & -\text{Vol}\left(\text{k}\right)\hfill & 0\hfill & -1\hfill \\ 1\hfill & 0\hfill & 0\hfill & \text{Sig}\left(\text{k}\right)\hfill & 0\hfill \end{array}\right)$$

  

  $$\underset{\_}{\text{err}}\left(\text{k}\right)=\left(\begin{array}{c}\mathrm{\epsilon }\left(\text{k}\right)\\ \mathrm{\zeta }\left(\text{k}\right)\end{array}\right)$$

  

  verwendet, wobei ε das Prozessrauschen und ζ das Messrauschen ist.
• 3 zeigt eine weitere Abwandlung. Der Parameter-Schätzer 10 liefert geschätzte Werte für die - in diesem Falle vier - Modell-Parameter R, E, P0 und k_eff . Ein dem eigentlichen Pmus-Schätzer 11 vorgelagerter zusätzlicher Pmus-Schätzer 13 berechnet einerseits aufgrund der Modell-Gleichung (1) eine pneumatisch ermittelte Schätzung P_mus,pneu(k) und andererseits aufgrund der Modell-Gleichung (8) eine elektrisch ermittelte Schätzung P_mus,EMG(k). Der eigentliche P_mus-Schätzer 11 berechnet eine Aggregation, insbesondere Mittelung, über diese beiden auf unterschiedlichen Wegen ermittelten Schätzungen. In einer Ausgestaltung wendet der eigentliche P_mus-Schätzer 11 ein weiteres Kalman-Filter an, der beispielsweise die folgende Zustandsraum-Gleichung verwendet: $$\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k+1}\right)=\underset{\_}{\underset{\_}{\text{I}}}*\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)+\underset{\_}{\mathrm{\epsilon }}\left(\text{"Random Walk"}\right)$$

  

  mit $$\underset{\_}{\text{x}}\left(\text{k}\right)=\left(\begin{array}{c}{\text{P}}_{\text{mus}\text{,pneu}}\left(\text{k-1}\right)\\ {\text{P}}_{\text{mus}\text{,EMG}}\left(\text{k-1}\right)\end{array}\right)$$

  

  $$\underset{\_}{\underset{\_}{\text{I}}}=\left(\begin{array}{cc}1& 0\\ 0& 1\end{array}\right)$$

  

  und $$\underset{\_}{\mathrm{\epsilon }}=\left(\begin{array}{c}\mathrm{\epsilon }1\\ \mathrm{\epsilon 2}\end{array}\right)$$

  

  wobei ε ein Maß für den Messfehler ist: Mit welchem Fehler sind die beiden Schätzungen P_mus,pneu(k) und P_mus,EMG(k) für das pneumatische Maß P_mus behaftet?
• In einer Realisierungsform führt diese Ausgestaltung zu folgender Minimierungsaufgabe: Vorgegeben ist die Modell-Gleichung P_mus , wobei ε das Prozessrauschen (Abweichung zwischen Modell und Realität) und ζ das Messrauschen (Messfehler beim Erzeugen des Signals Sig) beschreibt. Für ein Abtast-Zeitfenster wird k_eff als zeitlich konstant angesehen. Für mehrere Abtast-Zeitpunkte ti wird jeweils ein Signalwerte-Tupel { Sig(t_i), P_mus,est(t_i) } erzeugt. Beispielsweise wird P_mus,est(t_i) unter Verwendung der Modell-Gleichung (1) geschätzt. Dann wird rechnerisch eine Ausgleichsgerade Ag durch die Signalwerte-Tupel gelegt. Minimiert wird die Summe der Abstände zwischen den Signalwerte-Tupeln und der Ausgleichsgerade Ag, und zwar in eine Richtung senkrecht auf der Ausgleichsgerade Ag und nicht in Richtung senkrecht auf die x-Achse. 4 veranschaulicht dies in einem zweidimensionalen Koordinatensystem mit Sig auf der x-Achse und dem geschätzten parametrischen Maß P_mus auf der y-Achse.
• Im Folgenden werden die Gewichtungen 21, die der Parameter-Schätzer 10 verwendet, und die Funktionsweise des Gewichtungen-Schätzers 12 näher beschrieben. In einer Ausgestaltung liefert die Sensor Anordnung mit den Elektroden (EMG-Sensoren) 2.1.1 bis 2.2.2 das elektrische respiratorische Signal Sig. Diese Sensoren 2.1.1 bis 2.2.2 sind relativ dicht an der Quelle für die elektrischen Signale im Körper des Patienten P angeordnet. Daher werden in einer Ausgestaltung für die Werte des Signals Sig keine Gewichtsfaktoren verwendet.
• Die Sensoren 7, 4 und 6 messen pneumatische Größen, und die Sensoren 7, 4 und 6 sind relativ weit von der Quelle für die Atemaktivität im Körper des Patienten P entfernt. Die folgende Beschreibung bezieht sich auf eine Ausgestaltung, in der die Sensoren 2.2.1, ..., 2.2.2 oder 6 oder 14, 7 und 4 zu jedem Abtast-Zeitpunkt t Messwerte liefern, aus denen die Signalverarbeitungseinheit 5 ein Tripel mit drei Signalwerten $$\left\{\{\text{Sig}\left(\text{t}\right),\text{ Vol'}\left(\text{t}\right),\text{ Vol}\left(\text{t}\right)\right\}$$

  

  erzeugt. Möglich ist auch, ein Quadrupel $$\left\{{\text{Sig}}_1\left(\text{t}\right),{\text{ Sig}}_1\left(\text{t}\right),\text{ Vol'}\left(\text{t}\right),\text{ Vol}\left(\text{t}\right)\right\}$$

  

  zu erzeugen.
• Für jeden Signalwerte-Tripel / Quadrupel und jeden Abtast-Zeitpunkt ti berechnet der Gewichtungen-Schätzer 12 jeweils einen Gewichtsfaktor α(t). In den Parameter-Schätzer 10 fließen gewichtete Signalwerte ein, z.B. jeweils ein Tripel $$\left\{\mathrm{\alpha }\left({\text{t}}_{\text{i}}\right)*\text{Sig}\left({\text{t}}_{\text{i}}\right),\mathrm{\alpha }\left({\text{t}}_{\text{i}}\right)*\text{Vol'}\left({\text{t}}_{\text{i}}\right),\mathrm{\alpha }\left({\text{t}}_{\text{i}}\right)*\text{Vol}\left({\text{t}}_{\text{i}}\right)\right\}.$$

  
• Möglich ist auch, unterschiedliche Gewichtungen für die Signalwerte eines Tripels zu verwenden, z.B. {α₁*α(t)*Sig(t), α₂*α(t)*Vol'(t), α₃*α(t)*Vol(t)}, wobei die Gewichtsfaktoren α₁, α₂, α₃ vorab vorgegeben werden und zeitlich konstant sind.
• Möglich ist auch, die Varianz des Summanden σ_n für das Messrauschen invers mit dem Gewichtsfaktor zu skalieren: σ_n,w(t) = σ_n / α(t). Hierbei wird der Gewichtsfaktor α(t) als zeitlich veränderlich aufgefasst.
• Bevorzugt gilt das Grundprinzip: Die Gewichtung α(t) eines solchen Signalwerte-Tripels ist umso höher, je höher der Informationsgehalt ist. In einer Ausgestaltung ist der Informationsgehalt eines Tripels umso höher, je seltener dieses Tripel in einer Stichprobe, also in einer Menge von Signalwerte-Tripeln, auftritt. In einer anderen Ausgestaltung werden solche Tripel mit einem hohen Gewicht versehen, bei denen eines der drei Signalwerte eine deutlich größere relative Amplitude als die beiden anderen Signalwerte aufweist. Unter der relativen Amplitude wird beispielsweise die Abweichung des Signalwerts von dem arithmetischen Mittel oder den Median aller gemessenen Werte für dieses Signal verstanden.
• In einer Ausgestaltung wird eine Menge von Signalwerte-Tripeln für eine Abfolge von Abtast-Zeitpunkten erzeugt. In einem dreidimensionalen Raum, beispielsweise in einem kartesischen Koordinatensystem mit den drei Koordinatenachsen Sig, Vol' und Vol oder in einem Polarkoordinatenraum, wird eine empirische Dichteschätzung mit der Menge von Signalwerte-Tripel als der Stichprobe durchgeführt. Beispielsweise wird der dreidimensionale Raum in Bereiche unterteilt, z.B. in Quader, und für jeden Bereich des dreidimensionalen Raums wird jeweils eine Häufigkeit berechnet. Jeder Signalwerte-Tripel in diesem Bereich erhält eine Gewichtung, die z.B. gleich dem Kehrwert der geschätzten Häufigkeit des Bereichs ist.
• Bevorzugt werden Ausreißer (freak values) und offensichtlich fehlerhafte Messwerte automatisch entfernt, und zwar bevor die Werte für die Modell-Parameter bestimmt werden und bevor die gerade beschriebenen Gewichtsfaktoren berechnet werden. Dadurch wird verhindert, dass Tripel mit Ausreißern oder fehlerhaften Messwerten ein hohes Gewicht erhalten. Um Ausreißer und fehlerhafte Messwerte zu detektieren, werden bevorzugt Schwellwerte (Schranken) oder Bereiche für Messwerte mit einer physiologischen und/oder anthropologischen Bedeutung vorgegeben. Möglich ist auch, Ausreißer und fehlerhafte Messwerte mithilfe von statistischen Methoden zu erkennen. Tripel mit Ausreißern und / oder fehlerhaften Messwerten werden ausgesondert oder erhalten den Gewichtsfaktor Null oder einen sehr kleinen Gewichtsfaktor.
• Bezugszeichenliste

1

Beatmungsgerät, beatmet künstlich den Patienten P, umfasst die Signalverarbeitungseinheit 5 und den Datenspeicher 9

2.1.1,

erster Satz von Messelektroden auf der Haut des Patienten P,

2.1.2,

liefert Messwerte für das elektrische respiratorische Signal Sig, welches mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert, sind EMG-Sensoren

2.2.1,

zweiter Satz von Messelektroden auf der Haut des Patienten P,

2.2.2

näher am Zwerchfell Zw, liefert weitere Messwerte für das elektrische respiratorische Signal Sig, welches mit dem pneumatischen Maß P_mus korreliert, sind EMG-Sensoren

3

Anschlussstück im Mund des Patienten P, mit dem Messkatheter 8 in der Speiseröhre Sp verbunden

4

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

5

Signalverarbeitungseinheit, führt die Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens durch, hat Lesezugriff auf den Datenspeicher 9

6

Sonde in der Speiseröhre Sp, misst den pneumatischen Druck Pes in der Speiseröhre Sp, steht in Fluidverbindung mit dem Messkatheter 8

7

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

7.1

Messwertaufnehmer des Sensors 2, greift Luft aus der Fluidverbindung zwischen der Lunge Lu des Patienten P und dem Beatmungsgerät 1 ab

7.2

eigentlicher Drucksensor des Sensors 7, empfängt Messwerte vom Messwertaufnehmer 7.1

8

Messkatheter in der Speiseröhre Sp

9

Datenspeicher, in dem das lungenmechanische Modell 20 und das Verlaufsmodell 22 abgespeichert sind und auf den die Signalverarbeitungseinheit 5 Lesezugriff hat

10

Parameter-Schätzer, hat Lesezugriff auf das lungenmechanische Modell 20, liefert Werte für die Modell-Parameter des lungenmechanischen Modells 20, verwendet optional Gewichtungen 21

11

eigentlicher P_mus-Schätzer, hat Lesezugriff auf das Verlaufsmodell 22, erhält die geschätzten Werte für die Modell-Parameter des lungenmechanischen Modells 20, liefert das geschätzte pneumatische Maß P_mus

12

Gewichtungen-Schätzer, liefert die Gewichtungen 21 abhängig von Häufigkeiten von Signalwerten

13

vorgelagerter zusätzlicher P_mus-Schätzer, liefert zwei verschiedene Schätzungen P_mus,pneu(k) und P_mus,EMG(k)

14

gastrale Sonde im Magen Ma des Patenten P, misst den gastralen Druck Pga

20

lungenmechanisches Modell, gibt für jeweils einen Abtast-Zeitpunkt mindestens einen Zusammenhang zwischen dem pneumatischen Maß P_mus und mehreren messbaren Signalen an, umfasst bevorzugt mehrere Modell-Gleichungen mit Modell-Parametern, im Datenspeicher 9 abgespeichert

21

Gewichtungen für die Signalwerte-Sätze, vom Gewichtungen-Schätzer 12 berechnet

22

Verlaufsmodell für das pneumatische Maß P_mus über mehrere Abtast-Zeitpunkte hinweg, im Datenspeicher 9 abgespeichert

α(ti)

Gewichtsfaktor für einen Signalwerte-Satz zum Abtast-Zeitpunkt t_i

Ag

Ausgleichsgerade in einem zweidimensionalen Koordinatensysteme mit Sig als der x-Achse und P_mus als der y-Achse

E

Modell-Parameter in Form eines lungenmechanischen Faktors: Elastizität der Lunge des Patienten P

keff

neuro-muskuläre Effizienz der Atmungsmuskulatur des Patienten P, ist ein Modell-Parameter

Ma

Magen des Patienten P, nimmt die gastrale Sonde 14 auf

P

Patient mit der Speiseröhre Sp, den Magen Ma und dem Zwerchfell Zw, wird zeitweise vom Beatmungsgerät 1 künstlich beatmet

P0

Modell-Parameter in Form eines lungenmechanischen Summanden: Restdruck nach einem unvollständigen Ausatmen des Patienten P

Paw

Atemwegsdruck, durch eine Überlagerung der spontanen Atmung des Patienten P mit der künstlichen Beatmung durch das Beatmungsgerät 1 erzeugt, wird vom Sensor 3 gemessen

Pes

Druck in der Speiseröhre Sp des Patienten P, wird mit einer Sonde 6 in der Speiseröhre Sp gemessen

Pmus

zu ermittelndes pneumatisches Maß für die spontane Atmung des Patienten P

Pmus,EMG(k)

geschätzter Wert für das pneumatische Maß P_mus , durch Auswertung von Signalen von den Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 ermittelt (EMG-Signal)

Pmus,pneu(k)

geschätzter Wert für das pneumatische Maß P_mus , durch Auswertung von Signalen von den pneumatischen Sensoren 3, 4 und 6 ermittelt

Pmus,est(ti)

näherungsweise ermittelter Wert des pneumatischen Maßes P_mus für den Abtast-Zeitpunkt ti

R

Modell-Parameter in Form eines lungenmechanischen Faktors: Atemwiderstand, den der Atemweg des Patienten P dem Volumenstrom Vol' entgegensetzt

Sig

elektrisches respiratorisches Signal, aus Messwerten von den Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 erzeugt

Sp

Speiseröhre des Patienten P, nimmt die optionale Sonde 6 auf

tk

Vektor mit N Abtast-Zeitpunkten

Zw

Zwerchfell des Patienten P

• ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
• Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
• Zitierte Patentliteratur
• DE 102015015296 A1 [0054]
• DE 102007062214 B3 [0054]
• 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 [0054]
• Hartikainen, J. and Särkkä, S.: „Kalman filtering and smoothing solutions to temporal Gaussian process regression models“, in Proceedings of IEEE International Workshop on Machine Learning for Signal Processing (MLSP), 2010 [0091]

Claims (13)

1. Computerimplementiertes Verfahren zum näherungsweisen Ermitteln eines pneumatischen Maßes (P_mus) für die spontane Atmung eines Patienten (P), wobei ein rechnerauswertbares lungenmechanisches Modell (20) vorgegeben wird, welches mindestens einen Zusammenhang zwischen - dem zu ermittelnden pneumatischen Maß (Pmus) sowie - einem Volumenstrom-Signal (Vol') für den Fluss von Atemluft zu und / oder von der Lunge des Patienten (P) und / oder - einem Volumen-Signal (Vol) für den Füllstand der Lunge des Patienten (P) und / oder - einem messbaren pneumatischen Druck-Signal (Paw, Pes) für den Druck im Atemweg oder in der Speiseröhre (Sp) des Patienten (P) und / oder - einem respiratorischen Signal (Sig), welches mit der spontanen Atmung des Patienten (P) korreliert, insbesondere einem EMG-Signal oder einem MMG-Signal, welches durch einen Sensor (2.1.1 bis 2.2.2) auf der Haut des Patienten (P) erzeugbar ist, oder einem pneumatischen Signal, welches mittels eines Sensors (6, 14) im Körper des Patienten (P) erzeugbar ist, beschreibt, wobei ein rechnerauswertbares Verlaufsmodell (22) für das pneumatische Maß (Pmus) vorgegeben wird, wobei das Verlaufsmodell (22) einen Wert des pneumatischen Maßes (P_mus) für einen Abtast-Zeitpunkt als Funktion mindestens von N Werten einer zeitlich veränderlichen Größe, die mit dem pneumatischen Maß (P_mus) korreliert, insbesondere des pneumatischen Maßes (P_mus) selber, für N vorhergehende Abtast-Zeitpunkte beschreibt, wobei N eine vorgegebene Anzahl ist, und wobei das Verfahren die automatisch durchgeführten Schritte umfasst, dass eine datenverarbeitende Signalverarbeitungseinheit (5) für mindestens ein, bevorzugt für jedes Signal (Vol', Vol, Sig), auf welches das lungenmechanische Modell (20) Bezug nimmt, wiederholt jeweils einen Signalwert [Vol'(ti), Vol(ti), Paw(ti), Pes(ti), Sig(ti)] erzeugt, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) bei der Erzeugung der Signalwerte $$\left[\text{Vol'}\left({\text{t}}_{\text{i}}\right),\text{ Vol}\left({\text{t}}_{\text{i}}\right),{\text{ P}}_{\text{aw}}\left({\text{t}}_{\text{i}}\right),{\text{ P}}_{\text{es}}\left({\text{t}}_{\text{i}}\right),\text{ Sig}\left({\text{t}}_{\text{i}}\right)\right]$$

   

   - Messwerte von einem Atemwegsdruck-Sensor (7) und / oder einem Speiseröhrendruck-Sensor (6, 14) und / oder einem Volumenstrom-Sensor (7) und / oder einem Volumen-Sensor (4) empfängt und aus diesen Messwerten das Volumenstrom-Signal (Vol') und / oder das Volumen-Signal (Vol) und / oder das Druck-Signal (Paw, Pes) erzeugt und / oder - Messwerte von einer Sensor-Anordnung (2.1.1 bis 2.2.2) auf der Haut des Patienten (P), insbesondere von einem EMG-Sensor oder einem MMG-Sensor, empfängt und aus diesen Messwerten das respiratorische Signal (Sig) erzeugt, die Signalverarbeitungseinheit (5) in einer Initialisierungsphase jeweils N Werte für die oder jede mit dem pneumatischen Maß (P_mus) korrelierende und im Verlaufsmodell (22) auftretende Größe für N aufeinander folgende Abtast-Zeitpunkte ermittelt und die Signalverarbeitungseinheit (5) in einer nachfolgenden Nutzungsphase für mindestens einen Abtast-Zeitpunkt (ti), bevorzugt für mehrere aufeinander folgende Abtast-Zeitpunkte, jeweils einen Wert [Pmus,est(ti)] für das pneumatische Maß (Pmus) ermittelt, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) für die Ermittlung des Werts [Pmus,est(ti)] für das pneumatische Maß (P_mus) in der Nutzungsphase mindestens - erzeugte Signalwerte [Vol'(ti), Vol(ti), Paw(ti), Pes(ti), Sig(ti)] für diesen Abtast-Zeitpunkt (ti), - jeweils bereits ermittelte N Werte der korrelierenden Größe des Verlaufsmodells (22), insbesondere des pneumatischen Maßes (P_mus), für N vorhergehende Abtast-Zeitpunkte, - das lungenmechanische Modell (20) und - das Verlaufsmodell (22) verwendet.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzungsphase beim Schritt, einen Wert [Pmus,est(ti)] des pneumatischen Maßes (Pmus) für einen Abtast-Zeitpunkt (ti) zu ermitteln, mindestens ein vorgegebenes rechnerauswertbares erstes Kalman-Filter verwendet, welches das Verlaufsmodell (22) umfasst, wobei eine Abfolge von N Werten der oder jeder korrelierenden Größe des Verlaufsmodells (22), insbesondere des pneumatischen Maßes (Pmus), für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte als ein Bestandteil eines Zustandsvektors des ersten Kalman-Filters verwendet werden.
3. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzungsphase beim Schritt, einen Wert [Pmus,est(ti)] des pneumatischen Maßes (Pmus) für einen Abtast-Zeitpunkt (ti) zu ermitteln, mindestens ein vorgegebenes rechnerauswertbares zweites Kalman-Filter verwendet, welches das lungenmechanische Modell (20) umfasst, wobei Werte für das pneumatische Maß (P_mus) sowie Werte für das Volumenstrom-Signal (Vol') und / oder das Volumen-Signal (Vol) und / oder das respiratorische Signal (Sig) als Bestandteile einer Beobachtungsgleichung des zweiten Kalman-Filters verwendet werden.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzungsphase beim Schritt, einen Wert [Pmus,est(ti)] des pneumatischen Maßes (Pmus) für einen Abtast-Zeitpunkt (ti) zu ermitteln, mindestens ein vorgegebenes rechnerauswertbares drittes Kalman-Filter verwendet, welches sowohl das Verlaufsmodell (22) als auch das lungenmechanische Modell (20) umfasst, wobei - eine Abfolge von N Werten der oder jeder korrelierenden Größe des Verlaufsmodells (22), insbesondere des pneumatischen Maßes (P_mus), für N aufeinanderfolgende Abtast-Zeitpunkte und - Werte für das Volumenstrom-Signal (Vol') und / oder das Volumen-Signal (Vol) und / oder das pneumatische Druck-Signal (Paw, Pes) und / oder das respiratorische Signal (Sig) als Bestandteile einer Beobachtungsgleichung des dritten Kalman-Filters verwendet werden.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das vorgegebene lungenmechanische Modell (20) - einen ersten Zusammenhang zwischen dem pneumatischen Maß (P_mus) sowie dem Volumenstrom-Signal (Vol') und / oder dem Volumen-Signal (Vol) und / oder dem pneumatischen Druck-Signal (Paw, Pes) und - einen zweiten Zusammenhang zwischen dem pneumatischen Maß (P_mus) und dem respiratorischen Signal (Sig) umfasst, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzungsphase für N Abtast-Zeitpunkte jeweils einen ersten Wert und einen zweiten Wert für das pneumatische Maß (Pmus) ermittelt, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) - für die Ermittlung des ersten Wertes für einen Abtast-Zeitpunkt (ti) den ersten Zusammenhang sowie jeweils mindestens einen Wert des Volumenstrom-Signals (Vol') und / oder des Volumen-Signals (Vol) und / oder des messbaren pneumatischen Druck-Signals (Paw, Pes) für diesen Abtast-Zeitpunkt (ti) verwendet und - für die Ermittlung des zweiten Wertes für einen Abtast-Zeitpunkt (ti) den zweiten Zusammenhang sowie mindestens einen Wert des respiratorischen Signals (Sig) für diesen Abtast-Zeitpunkt (ti) verwendet und wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzungsphase beim Schritt, einen Wert [Pmus,est(ti)] des pneumatischen Maßes (Pmus) für einen Abtast-Zeitpunkt (ti) zu ermitteln, - die N ersten Werte, - die N zweiten Werte und - das Verlaufsmodell (22) verwendet.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass dann, wenn zu einem Abtast-Zeitpunkt für ein im lungenmechanischen Modell (20) auftretendes Signal kein Wert vorliegt, der Wert des pneumatischen Maßes (P_mus) für diesen Abtast-Zeitpunkt ausschließlich unter Verwendung des Verlaufsmodells (22) ermittelt wird.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Verlaufsmodell (22) den Wert des pneumatischen Maßes (P_mus) zum Abtast-Zeitpunkt (ti) als Funktion von N Werten der korrelierenden Größe für N vorhergehende Abtast-Zeitpunkte sowie zusätzlich dem jeweiligen Wert mindestens einer messbaren Größe zum Abtast-Zeitpunkt (ti) beschreibt.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das vorgegebene lungenmechanische Modell (20) mindestens einen zeitlich veränderlichen Modell-Parameter (R, E, P0, k_eff) umfasst, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Nutzungsphase beim Schritt, einen Wert [Pmus,est(ti)] des pneumatischen Maßes (Pmus) für einen Abtast-Zeitpunkt (ti) zu ermitteln, unter Verwendung von Signalwerten [Vol'(ti), Vol(ti), Paw(ti), Pes(ti), Sig(ti)] für diesen Abtast-Zeitpunkt (ti) und von Signalwerten für mindestens einen früheren Abtast-Zeitpunkt für mindestens einen, bevorzugt jeden zeitlich veränderlichen Modell-Parameter (R, E, P0, k_eff) jeweils einen Modell-Parameter-Wert berechnet und den oder mindestens einen Wert für das pneumatische Maß (P_mus) zusätzlich unter Verwendung des oder jedes berechneten Modell-Parameter-Werts ermittelt.
9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) in der Initialisierungsphase unter Verwendung von erzeugten Signalwerten [Vol'(ti), Vol(ti), Paw(ti), Pes(ti), Sig(ti)] und des lungenmechanischen Modells (20) N Werte der mit dem pneumatischen Maß (P_mus) korrelierenden Größe für N aufeinander folgende Abtast-Zeitpunkte ermittelt.
10. Signalverarbeitungseinheit (5) zum näherungsweisen rechnerischen automatischen Ermitteln eines pneumatischen Maßes (P_mus) für die spontane Atmung eines Patienten (P), wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) wenigstens zeitweise Lesezugriff auf einen Datenspeicher (9) aufweist, in dem - ein rechnerauswertbares lungenmechanisches Modell (20) und - ein rechnerauswertbares Verlaufsmodell (22) für das pneumatische Maß (P_mus) abgespeichert sind, wobei das lungenmechanische Modell (20) mindestens einen Zusammenhang zwischen - dem pneumatischen Maß (Pmus) sowie - einem Volumenstrom-Signal (Vol') für den Fluss von Atemluft zu und / oder von der Lunge des Patienten (P) und / oder - einem Volumen-Signal (Vol) für den Füllstand der Lunge des Patienten (P) und / oder - einem messbaren pneumatischen Druck-Signal (Paw, Pes) für den Druck im Atemweg oder der Speiseröhre (Sp) des Patienten (P) und / oder - einem respiratorischen Signal (Sig), welches mit der spontanen Atmung des Patienten (P) korreliert, insbesondere einem EMG-Signal oder einem MMG-Signal, welches durch eine Sensor-Anordnung (2.1.1 bis 2.2.2) auf der Haut des Patienten (P) erzeugbar ist, oder einem pneumatischen Signal, welches mittels eines Sensors (6, 14) im Körper des Patienten (P) erzeugbar ist, beschreibt, wobei das Verlaufsmodell (22) einen Wert des pneumatischen Maßes (P_mus) für einen Abtast-Zeitpunkt (ti) mindestens als Funktion von N Werten einer zeitlich veränderlichen und mit dem pneumatischen Maß (P_mus) korrelierenden Größe, insbesondere des pneumatischen Maßes (P_mus) selber, für N vorhergehende Abtast-Zeitpunkte beschreibt, wobei N eine vorgegebene Anzahl ist, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, für mindestens ein, bevorzugt für jedes Signal (Vol', Vol, Paw, Pes, Sig), auf welches das lungenmechanische Modell (20) Bezug nimmt, wiederholt jeweils einen Signalwert [Vol'(ti), Vol(ti), Paw(ti), Pes(ti), Sig(ti)] zu erzeugen, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, bei der Erzeugung der Signalwerte [Vol'(ti), Vol(ti), Paw(ti), Pes(ti), Sig(ti)] - Messwerte von einem Atemwegsdruck-Sensor (7) und / oder Speiseröhrendruck-Sensor (6) und / oder Volumenstrom-Sensor (7) und / oder Volumen-Sensor (4) zu empfangen und aus diesen Messwerten das Volumenstrom-Signal (Vol') und / oder das Volumensignal (Vol) und / oder das Druck-Signal (Paw, Pes) zu erzeugen und / oder - Messwerte von einer Sensor-Anordnung (2.1.1 bis 2.2.2), welche eine Größe misst, die mit der spontanen Atmung des Patienten (P) korreliert, insbesondere von einer Sensor-Anordnung (2.1.1 bis 2.2.2) auf der Haut des Patienten (P) und / oder einem Sensor (6, 14) im Körper des Patienten (P), insbesondere von einem EMG-Sensor oder einem MMG-Sensor, zu empfangen und aus diesen Messwerten das respiratorische Signal (Sig) zu erzeugen, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) weiterhin dazu ausgestaltet ist, in einer Initialisierungsphase N Werte der oder jeder mit dem pneumatischen Maßes (P_mus) korrelierenden und im Verlaufsmodell (22) auftretenden Größe für N verschiedene Abtast-Zeitpunkte zu ermitteln, und wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) weiterhin dazu ausgestaltet ist, in einer nachfolgenden Nutzungsphase für mindestens einen Abtast-Zeitpunkt (ti), bevorzugt für mehrere verschiedene Abtast-Zeitpunkte, jeweils einen Wert [P_mus,est(t_i)] für das pneumatische Maß (Pmus) zu ermitteln, wobei die Signalverarbeitungseinheit (5) dazu ausgestaltet ist, für diese Ermittlung in der Nutzungsphase mindestens - erzeugte Signalwerte [Vol'(ti), Vol(ti), Paw(ti), Pes(ti), Sig(ti)] für diesen Abtast-Zeitpunkt (ti), - jeweils bereits ermittelte N Werte der oder jeder mit dem pneumatischen Maß (P_mus) korrelierenden Größe des Verlaufsmodells (22), insbesondere des pneumatischen Maßes (P_mus), für N vorhergehende Abtast-Zeitpunkte, - das lungenmechanische Modell (20) und - das Verlaufsmodell (22) zu verwenden.
11. Anordnung umfassend - eine Signalverarbeitungseinheit (5) gemäß Anspruch 10 und - ein Beatmungsgerät (1), wobei das Beatmungsgerät (1) dazu ausgestaltet ist, - einen Patienten (P) wenigstens zeitweise künstlich zu beatmen und - für die künstliche Beatmung wenigstens zeitweise automatisch ein pneumatisches Maß (P_mus) für die spontane Atmung des Patienten (P) zu verwenden, und wobei das verwendete pneumatische Maß (Pmus) von der Signalverarbeitungseinheit (5) ermittelt worden ist.
12. Computerprogramm, welches auf einer Signalverarbeitungseinheit (5) ausführbar ist und bei einer Ausführung auf der Signalverarbeitungseinheit (5) dann, wenn die Signalverarbeitungseinheit (5) Messwerte - von einer Sensor-Anordnung (2.1.1 bis 2.2.2) zur Messung der spontanen Atmung des Patienten (P), insbesondere einer Sensor-Anordnung (2.1.1 bis 2.2.2) auf der Haut des Patienten (P) und / oder einem Sensor (6, 14) im Körper des Patienten (P) und / oder - von einem Atemwegsdruck-Sensor (7) und / oder - von einem Speiseröhrendruck-Sensor (6) und / oder - von einem Volumen-Sensor (4) und / oder empfängt, bewirkt, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 durchführt.
13. Signalfolge, umfassend Befehle, die auf einer Signalverarbeitungseinheit (5) ausführbar sind, wobei eine Ausführung der Befehle auf der Signalverarbeitungseinheit (5) dann, wenn die Signalverarbeitungseinheit (5) Messwerte - von einer Sensor-Anordnung (2.1.1 bis 2.2.2) zur Messung der spontanen Atmung des Patienten (P), insbesondere einer Sensor-Anordnung (2.1.1 bis 2.2.2) auf der Haut des Patienten (P) und / oder einem Sensor (6, 14) im Körper des Patienten (P) und / oder - von einem Atemwegsdruck-Sensor (7) und / oder - von einem Speiseröhrendruck-Sensor (6) und / oder - von einem Volumen-Sensor (4) und / oder empfängt, bewirkt, dass die Signalverarbeitungseinheit (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 durchführt.

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