WO2017092852A1 - Vorrichtung und verfahren zum bereitstellen von datensignalen indizierend muskelaktivitäten, welche für inspiratorische sowie exspiratorische atemanstrengungen eines patienten relevant sind - Google Patents

Vorrichtung und verfahren zum bereitstellen von datensignalen indizierend muskelaktivitäten, welche für inspiratorische sowie exspiratorische atemanstrengungen eines patienten relevant sind Download PDF

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signals
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respiratory
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Philipp Rostalski
Herbert Buchner
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Definitions

  • Apparatus and method for providing data signals indicative of muscle activities which are for inspiratory as well as expiratory
  • electromyogram signals which can be obtained on skin surfaces of a patient by means of electromyography sensors, can be used for the purpose of respiratory monitoring or ventilation of a patient.
  • electromyogram signals which can be obtained on skin surfaces of a patient by means of electromyography sensors, can be used for the purpose of respiratory monitoring or ventilation of a patient.
  • EMG signals may, for example, be accomplished using surface myography sensors which may be attached to external skin surfaces of the patient. Alternatively, this may be by electrodes on or in a catheter, such as a nasogastric catheter, where the catheter is inserted by inserting the catheter into the body of the patient.
  • EMG electromyogram
  • EMG signal indicates an activity of a muscle, which is relevant for either an inspiratory activity of the patient or for a expiratory activity of the patient. If based on a Such EMG signal can detect the breathing activity shown by an inspiratory muscle relevant, so for example, a signal can be displayed or displayed, which a clinician a
  • Information indicates whether the patient is inspirational on his or her own initiative. The same applies to an expiratory breathing activity.
  • EMG signals detected by surface electrodes may possibly be distorted or disturbed by disturbances such as, for example, an ECG signal of the heart in the form of a QRS complex, motion artifacts or other effects.
  • a first EMG signal obtained by means of a first sensor pair indicates inspiratory muscle activities of the patient and a second EMG signal obtained by means of a second sensor pair indicates an expiratory muscle activity of the patient
  • Typical muscle groups which cause or produce an inspiratory activity are, for example, the upper diaphragm, the lower diaphragm or the external intercostal musculature (so-called intercostal muscles).
  • a muscle group which usually causes or produces an expiratory muscle activity of the patient, is, for example, the so-called internal Intercostal muscles.
  • Another musculature which causes a patient's expiratory activity is the so-called abdominal musculature.
  • cross-talk or crosstalk stems from the fact that action potentials have to be transferred to muscle fibers in the event of contraction of a motor nerve cell to stimulate the contraction of a muscle.
  • a wave propagation of such action potentials in muscle fibers occurs with a propagation velocity of
  • Action potential in a wave-like manner on or from a certain musculature can also be detected at another skin surface position or sensor position in the context of another EMG signal acquisition of another musculature, which then just the so-called cross-talk component at the corresponding other EMG Signal represents.
  • DE 10 2007 062 214 B3 discloses a method in which a plurality of electromyography signals can be detected in order then to detect a possible interference signal by means of a filtering in each individual signal
  • the proposed apparatus for providing at least a first data signal and a second data signal provides such data signals, wherein a first data signal indicates activity of at least one patient inspiratory muscle stress muscle and wherein a second data signal is an activity of at least one muscle relevant to an expiratory effort a patient indicated.
  • the device has a first interface configured to detect at least three or more than three electromyography signals of respective surface myography sensor pairs. Furthermore, the device has a second interface, which is designed to detect a
  • Respiratory signal which indicates a respiratory activity of the patient.
  • Arithmetic unit configured to determine at least three segregated signals based on the electromyography signals.
  • the arithmetic unit is further configured to check whether a heart signal component can be detected in one of the demixed signals and, if the heart signal component has been successfully detected, to select the corresponding demixed signal.
  • the arithmetic unit is further configured to determine the data signals by associating at least a subset of the remaining segregated signals to an inspiratory respiratory activity and an expiratory respiratory activity of the patient as a function of the respiratory phase information.
  • the device further includes a data interface configured to provide the data signals.
  • Data signals are not determined alone knowing the Elektromyographiesignale, but because the determination is carried out in response to the determined based on the respiratory signal Atemphaseninformation. Thus, the determination of the data signals which indicate the inspiratory or expiratory muscle activity, with a higher security, as for this
  • the proposed device is advantageous, since the data signals are obtained not only on the basis of the segregated signals, but because a possibly present cardiac signal component is detected in the segregated signals and then a detection of the
  • Heart signal component causes that a corresponding one of the unmixed signals is selected. This can be an influence of a
  • the device according to the invention thus works with a larger one
  • Cardiac signal component is detectable or substantially present.
  • the device according to the invention preferably also has a third interface for outputting display data as a function of the data signals to a display unit.
  • This embodiment of the device according to the invention is orteilhaft, since display data can be provided by means of this interface, which then for a clinician in a
  • Display unit can be displayed so that the clinician can gain knowledge of the time periods at which a patient has its own inspiratory breathing activity or its own expiratory breath activity.
  • the device according to the invention is furthermore preferably characterized in that the device has a respirator for ventilating the patient, and in that the arithmetic unit is further adapted to the
  • Ventilator in response to at least one of the data signals
  • This embodiment of the device according to the invention is advantageous because the information obtained by means of the data signals on when a patient has an inspiratory or expiratory muscle activity, can be used directly to a ventilation of the
  • Control ventilator Conventional signals for controlling a ventilation by means of a ventilator for a patient are usually based on so-called flow signals or volume flow signals as pneumatic signals of a patient. If a patient has, for example, an inspiratory activity, he first draws in an air flow or volume flow from a respiratory tube, wherein a volumetric flow sensor located in the respiratory tube only then changes the airflow
  • Volumetric flow can indicate when the given through the breathing tube pneumatic resistances have been overcome by the respiratory effort of the patient. Thus, there may be a delay between the actual inspiratory activity of the patient Patients and their detection using the volume flow sensor in the
  • Detection of inspiratory muscle activity from at least one of the data signals may be safer because the corresponding data signal is based on an EMG signal and an activity of an inspiratory-relevant muscle is indexed earlier in the corresponding EMG sensor signal than in the simultaneously acquired one
  • volume flow signal As a result, it is possible to ensure a more accurate or safer ventilation of the patient.
  • the data signal indicative of inspiratory activity of the patient's inspiratory muscles may be used for ventilation initiation. This triggering can then be more accurate than a triggering, which is based only on a pneumatic breathing signal or a volume flow signal.
  • the device according to the invention is further preferably distinguished by the fact that the pneumatic breathing signal is a volume flow signal, and that the arithmetic unit is further configured to determine the respiratory phase information as a function of the volume flow signal and at least one predetermined threshold value.
  • This embodiment of the device according to the invention is advantageous in that smaller fluctuations of the volume flow signal are disregarded by using a threshold value, so that more reliable respiratory phase information can be obtained with higher reliability than in the case where no threshold value is used. This is particularly advantageous because smaller fluctuations of the volume flow signal around the zero value can occur even before an actual inspiratory phase of the patient due to so-called jitter effects, leaks, or control effects of the ventilator, and these remain out of consideration due to the threshold value.
  • This embodiment of the device according to the invention is advantageous since adaptive digital filtering of the EMG signals makes it possible not only to determine the determination of the data signals or the demixed signals necessary for this by means of rigid filtering, but also to adaptively run them, which in particular temporal changes of the so-called cross-talk Considered effects, so that an automated process is available, which such temporal changes of
  • the device according to the invention is furthermore preferably characterized in that the arithmetic unit is also designed to control the ventilator both as a function of the at least one data signal and as a function of the respiratory signal, and in that the arithmetic unit is further adapted to / a quality assessment of the perform at least one data signal, and that the arithmetic unit depending on the quality assessment either the at least one data signal or the respiratory signal for controlling the ventilator uses.
  • Embodiment of the device according to the invention is advantageous because it can be decided by means of the quality assessment of the data signal, whether the
  • Data signal in its quality is sufficiently good to serve for controlling the ventilator, or whether the respiratory signal for this control of the ventilator should be dropped back.
  • the device according to the invention is furthermore preferably characterized in that the arithmetic unit is furthermore designed to control the ventilator for pressure-controlled ventilation assistance, and that the pressure-controlled ventilation assistance takes place in such a way that a
  • Ventilation pressure is at least temporarily in response to the at least one data signal.
  • a pressure-controlled ventilation support is a common method in the context of ventilation of a patient by means of a ventilator, now the ventilation pressure does not simply by a predetermined characteristic, the ventilation of the patient pretending, but that now the ventilation pressure with which the patient is ventilated , the actual inspiratory or expiratory activity of the patient.
  • the method according to the invention is preferably characterized in that it is suitable for providing at least one first data signal and one second data signal, wherein the first data signal indicates an activity of at least one muscle relevant for an inspiratory breathing effort and wherein the second data signal has an activity of at least one for one expiratory respiratory effort of relevant muscle, comprising - detecting three or more than three electromyography signals of respective surface myography sensor pairs,
  • Heart signal component is detectable and, upon successful detection of the cardiac signal component, selecting the corresponding
  • Determining the data signals by assigning the segregated signals to an inspiratory respiratory activity and an expiratory
  • the inventive method is further preferably characterized in that it comprises the output of display data as a function of the data signals to an optical display unit.
  • Hardware component is executed.
  • FIG. 1 shows a device according to the invention and a
  • FIG. 3 shows an extraction of the data signals on the basis of EMG signals and a breathing signal according to a second embodiment
  • Fig. 4 preferred body positions for positioning of
  • Fig. 5 exemplary signals in the context of suppression
  • FIG. 6 shows exemplary signals in the context of obtaining respiratory phase information together with a volume flow signal and a pressure signal
  • FIG. 8 exemplary EMG signals before segregation according to the first embodiment
  • FIG. 9 envelope of the exemplary EMG signals before a
  • Fig. 10 exemplary, unmixed signals according to the first
  • FIG. 12 steps for the assignment of segregated signals for the purpose of determining the data signals as a function of the respiratory phase information
  • FIG. 13 exemplary signals in the context of the assignment of
  • Fig. 14 is a sequence of signal processing steps for
  • FIG. 15 exemplary EMG signals according to the. second
  • FIG. 16 exemplary separated signals according to the second embodiment
  • FIG. 17 envelope of the segregated signals according to the second
  • Embodiment, Fig. 18 a filter structure for demixing the EMG signals to
  • FIG. 19a an advantageous embodiment of the invention
  • Apparatus comprising an interface for outputting display data, 19b, an advantageous embodiment of the invention
  • Fig. 21a example signals to obtain a
  • Control information or trigger information for the purpose of controlling a ventilator on the basis of at least one data signal FIG. 21b steps to assess the quality of at least one of
  • FIG. 22 steps to determine a print information to print in
  • references signs designate identical or comparable components. Further, summary reference numerals may be used for components and objects that occur multiple times in an embodiment or in a drawing but are described together in terms of one or more features. Components or objects described by like or summarizing reference numerals may be the same in terms of individual, several or all features, however
  • a ventilator BG is an integral part of the device V1 according to the invention. Shown is also a patient PA, to which a breathing tube BES is connected, which in turn is connected to an inspiratory port IP and an expiratory port EP of the respirator BG by means of a Y-piece YS.
  • a pneumatic sensor VS1 alternatively called breathing signal sensor, is located near the Y-piece YS for detecting a breathing signal AS.
  • the breathing signal sensor is preferably a volume flow sensor.
  • a respiration signal sensor VS2 preferably also a volumetric flow sensor, can be connected to the expiratory port EP or in Near the expiratory port EP of the ventilator BG be present to detect a breathing signal.
  • the detection of the respiratory signal AS takes place by using sensor signals of two such respiration signal sensors VS1, VS2.
  • Skin surfaces of the patient outside body openings of the patient such as nose, ear, mouth or rectum, can be applied.
  • SE5 is a respective sensor pair SE5
  • SE6 is a respective sensor pair SE6
  • Electromyography (EMG) signal EMS1 detected. The same applies to the detection of the EMG signals EMS2, EMS3, EMS4 shown.
  • FIG. 4 shows preferred electrode positions for positioning
  • An EMG signal here is preferably a potential difference between two electrodes of a sensor pair. Such a potential difference between the electrodes may preferably be made with reference to
  • Reference potential can be determined, which is applied to a reference electrode R.
  • an EMG signal can be obtained, which signal components of an internal
  • An internal intercostal muscle is a musculature relevant for expiratory activity.
  • an EMG signal can be obtained, which indicates a muscle activity of the lower diaphragm, which is relevant for an expiratory breathing activity
  • an EMG signal can be obtained, which is a muscle activity of the upper diaphragm indexed, which is also a musculature for an inspiratory
  • an EMG signal can be detected, which is a heart signal component, also called ECG signal or QRS complex detected.
  • ECG signal also called ECG signal or QRS complex detected.
  • Such an ECG or heart signal may also be present in the other aforementioned EMG signals, so that the EMG signal obtained by means of the electrodes of position 7, 8 may possibly be used as a reference signal in the context of a subsequent signal processing.
  • Detection of an EMG signal may preferably be detected by means of a corresponding sensor pair, e.g. of the sensor pair SE1 and SE2.
  • a determination of an EMG signal may take place such that a single electrode detects a single potential, and that the EMG signal is then determined as a potential difference between this detected potential and a reference potential.
  • Reference potential is preferably averaged from several potentials of several sensors average potential.
  • the reference electrode does not necessarily have to be used to determine potential differences.
  • the potential of the reference electrode is connected to a low-impedance input of a signal amplifier.
  • a situation is shown in which four EMG signals EMS1, ..., EMS4 are detected.
  • at least two EMG signals EMS1, EMS2 are detected, as explained in more detail later with reference to FIG.
  • Embodiment of the invention three or more than three EMG signals, preferably four EMG signals, EMS1, ..., EMS4 detected, as explained later with reference to Figure 3 in more detail.
  • the device V, V1 has an interface SC1, by means of which the electromyography signals EMS1, ..., EMS4 of the respective Surface myography sensor pairs SE5 and SE6, SE1 and SE2, SE7 and SE8 and SE3 and SE4 can be detected.
  • this interface SC1 has an analog-to-digital converter unit to convert the detected EMG signals into digital EMG signals.
  • a reference electrode at the position R of FIG. 4 is not explicitly shown in FIG. However, it is apparent to those skilled in the art based on Figure 4 and its description that the interface SC1 of the device V, V1 also for detecting a reference potential by means of an EMG signal of a
  • Surface electromyography sensor of position R may be formed to then set other EMG signals EMS1, ..., EMS4, preferably all EMG signals EMS1, ..., EMS4, of other sensors in relation to the EMG signal of the reference potential.
  • the interface SC1 preferably performs a removal of a respective DC component in the respective ECG signal EMS1,.
  • the device V, V1 also has at least one further interface SC2, which is designed to detect the respiratory signal AS, which indicates a breathing activity of the patient.
  • the interface SC2 preferably has an analog / digital converter unit for digitizing the detected
  • the device V, VI further comprises a computing unit R.
  • the detected signals EMS1,..., EMS4, AS are provided by the interfaces SC1, SC2 to the arithmetic unit R, preferably in digitized form, that is, sampled and quantized. This takes place preferably within the device V, V1 by means of provided data transmission or data communication means between the individual units SC1, SC2, R, such as by means of a data bus.
  • the arithmetic unit R preferably has a memory unit in which the detected signals EMS1,..., EMS4 and AS at least
  • Such a memory unit is not explicitly shown in FIG.
  • the device V, V1 determined on the basis of the detected signals EMS1, ..., EMS4, AS at least a first data signal DS1 and a second data signal DS2.
  • the device V, V1 furthermore has a device interface DSS, which is designed to provide the acquired data signals DS1, DS2.
  • This data section DSS can either be an external interface at which the device V, V1 provides the acquired data signals DS1, DS2 to further units outside the device V, V1. This is shown in Figure 1.
  • this data interface DSS may be a data interface present within the device V, V1, at which the
  • signals DS1, DS2 are provided for the purpose of further post-processing within the device V, V1, so that they
  • Data interface DSS does not necessarily have to be an external data interface.
  • the first data signal DS1 indicates an activity of at least one muscle of a patient relevant to an inspiratory breathing effort and the second data signal DS2 indicates an activity of at least one muscle of the patient relevant for an expiratory breathing effort.
  • FIG. 2 shows steps which are carried out by the arithmetic unit R according to the first exemplary embodiment of the device from FIG.
  • the arithmetic unit is designed to be based on two
  • Data signals DS1 and DS2 to determine.
  • a determination step BS the arithmetic unit determines a respiratory phase information API on the basis of the respiratory signal AS, which first respiratory activity time window and second expiratory second time window Breath activity indicated. This determination step BS will become later
  • the arithmetic unit checks the two electromyography signals EMS1, EMS2 in each case for a respective detectability of a respective one
  • a detection step DST indicates detectability by means of a
  • the arithmetic unit suppresses a cardiac signal component detected in an EMG signal EMS1, EMS2 on the basis of the corresponding one
  • EMS2 ⁇ Based on the EMG signals EMST, EMS2 ⁇ which in turn are based on the EMG signals EMS1 and EMS2, segregated signals E1, E2 are determined. There is a demixing of the signals EMST, EMS2 ' in a signal processing step SV1 to obtain the unmixed signals E1, E2.
  • the signal processing step SV1 will be explained later with reference to FIG.
  • the two recovered, unmixed signals E1, E2 are in one
  • FIG. 3 shows a second exemplary embodiment of the invention in which at least three EMG signals, in this example four EMG signals, EMS1,..., EMS4, and the respiratory signal AS are detected.
  • Breath phase information API in the determination step BS is analogous to the first embodiment of Figure 2 and will be explained later with reference to Figure 6.
  • Electromyography signals E S1, ... EMS4 determined at least three segregated signals, in this example four signals, E11 E14.
  • the demixed signals E11 E14 are respectively checked to see whether a heart signal component can be detected in them using the detection step DS. From this, a respective detection information DU 1, ..., DI14 for the respective corresponding EMG signal E11, ..., E14 is obtained and provided to a selection and assignment step SUZS. This
  • Selection and Assignment Step SUZS performs a selection of the one segregated signal in which a cardiac signal component is most detectable, to then use the remaining segregated signals by means of an association to determine the data signals DS1, DS2.
  • a subset of the demixed signals are used in the allocation step.
  • FIG. 5 shows exemplary signals in the course of a detection step DST, as mentioned above with reference to FIGS. 2 and 3.
  • An exemplary ECG signal ECGS which represents a cardiac signal component or successive QRS complexes, may be present in an EMG signal. Represented signals are not necessarily scaled the same size in this representation.
  • An EMG signal EMSx is suppressed in such time windows for which the cardiac signal component has been detected. These time windows are indexed in a detection information Dlx on the basis of the values 0 and 1.
  • the choice of logical values 0 and 1 for the indexing of the respective time slots is here only by way of example, a reverse use of the values 1 and 0 is possible.
  • the signals EKGS, Dix, EMSx shown here should only illustrate the basic principle of the detection step.
  • Another cardiac signal component than the QRS complex is the so-called p-wave, which is also a potential disorder.
  • the p-wave may be smaller by a factor of 10 than the QRS complex.
  • a presence of an ECG signal or a QRS complex within the EMG signal can be detected by means of the so-called Pan-Tompkins algorithm
  • the Pan-Tompkins algorithm usually outputs a pulse stream.
  • the temporal position of the QRS complex is marked by a single peak or spike.
  • a predetermined time width or a time window around such a detected signal peak can be interpreted as the ECG signal or as a QRS complex, such that such a time window then represents one of the time windows with the value 0 of the detection information DIx.
  • Such a time window preferably starts about 20 to 50 ms before the spike and ends 50 to 90 ms after the spike. Outside the time window caused by a spike, the detection information DIx assumes the value 1. For such detected time windows with the value 0, the ECG signal or the cardiac signal component in the EMG signal EMSx is suppressed.
  • FIG. 6 shows exemplary signals within the scope of a determination step BS, which was previously mentioned with reference to FIGS. 2 and 3.
  • FIG. 6 shows, over the time t, a volume flow signal V, which represents, for example, an inspiratory phase and an expiratory phase.
  • the breathing phase information API is determined.
  • the Respiratory phase information API indicates a first inspiratory time window ZFA inspiratory breathing activity and a second expiratory time window ZFB expiratory breath activity.
  • a time window of an inspiratory activity ZFA should in this case be understood such that during this time window ZFA essentially the inspiration of the patient takes place.
  • a time window of an expiratory activity ZFB is to be understood in this case such that during this time window ZFB substantially the expiration of the
  • further sub-periods includes, preferably a further sub-period, which up to a. Beginning of a subsequent period or time window of a subsequent inspiration continues.
  • the start time point A of an inspiratory activity of the patient is concluded. This point in time A can then be defined as the beginning of the time window of the inspiratory activity ZFA.
  • Determining an end time EN of the inspiratory respiratory activity or of the beginning of the expiratory respiratory activity may preferably be used one of the end times ENa, ENb or ENc shown here.
  • the respective end times ENa, ENb, Ec3 differ in that respective different threshold values SW1, SW2, SW3 are applied, which are undershot by the volume flow signal V at the respective times.
  • the beginning of the expiratory time window ZFB is the expiratory
  • FIG. 6 also shows pressure values P corresponding to the volume flow V, which also or instead of the volume flow V by means of a
  • pneumatic sensor can be detected in the breathing circuit.
  • An alternative determination of an initial time A of an inspiratory phase or an inspiratory time window is that the
  • Pressure signal P at time A falls below a predetermined pressure threshold. This is not explicitly shown in FIG. 6. It can, however may be assumed that in the course of a
  • a so-called aspiration of breathing air in the breathing circuit by the patient can briefly lead to a pressure drop below a predetermined pressure threshold, so that this time, to which this pressure threshold is exceeded, as the starting time point A of the inspiratory
  • Respiratory activity or the time window of inspiratory breathing activity can be determined.
  • the determination of an end time of the inspiratory respiratory activity or the beginning of an expiratory breath activity can then be determined as described above with reference to the volume flow signal.
  • Figure 7 shows a previously mentioned with reference to Figure 2
  • the filter structure FS1 is a so-called matrix filter or matrix filter structure in which each of the incoming signals EMST, EMS2 ' can in principle contribute a signal component to one of the outgoing signals E1, E2 or the demixed signals.
  • Filters F1 1, F22 are here for finite impulse response (FIR) filters. These signal components are dependent on the filter coefficients of the individual filters F1 1, F21, F12, F22. In a step of the coefficient determination FBE, EMST, EMS2 ⁇ and the outgoing,
  • demixed signals E1, E2 as well as current filter coefficients of the individual filters F1 1, ..., F22 new, updated filter coefficients of the filter F1 1, F21, F12, F22 of the filter structure FS1 determined in an adaptive method.
  • the demixing of the EMG signals EMS1 ' , EMS2 ' preferably proceeds
  • Determination of the filter coefficients in the determination step FBE takes place here stepwise.
  • the determination filter coefficients of each filter F11, ..., F22 of the filter structure FS1 are determined here in a determination step FBE, which will be explained in more detail later.
  • the demixed signals E1, E2 can still be subjected to a hull filtering HF.
  • a hull filtering HF Another term for hull filtering is
  • RMS Root Mean Square
  • This weighting may e.g. be a trapezoid weighting.
  • the weighting by means of the window function is preferably implemented as a finite impulse response filter.
  • FIG. 8 shows exemplary incoming EMG signals EMST, EMS2 ' after one. Removal of a possible ECG or cardiac signal component as previously described with reference to Figure 2 and Figure 5.
  • FIG. 8 also shows start times A and end times EN of a time window of inspiratory activity, which indicate the respiratory phase information which was previously determined on the basis of the respiratory signal.
  • the corresponding Hull-filtered signals HEEMST and HEEMS2 ' are shown in FIG. 9 for the EMG signals shown in FIG.
  • FIG. 10 shows exemplary demixed signals E1, E2.
  • FIG. 11 shows the corresponding segregated signals HE1, HE2 subjected to Hull filtering. Again, the shown in Figures 8, 9 and 10 and from the
  • Breathing phase information breathes specific respiratory phase information as the start and end times A, A2, EN, EN2 inspiratory phases or inspiratory time window.
  • the signal HE1 from FIG. 11 represents a better representation of an inspiratory muscle activity, in particular for the second inspiratory phase between the times A2 and EN2 as the signal HEEMS1 'from the Figure 9.
  • the maximum peak is clearly present between the points A2 and EN2 in the signal HE1 within this time window, has already prior to the time A2 during this peak in the signal HEEMSTauch a substantial proportion is outside this time window, ,
  • FIG. 12 shows partial steps of the aforementioned allocation step ZS1, which was previously mentioned with reference to FIG. 2 and in connection with the first exemplary embodiment.
  • the demixed signals E1, E2 are first analyzed in a respective step of the signal energy determination SEB with respect to their respective signal energy.
  • corresponding signal information Sil, SI2 under
  • the step SEB is shown here as a step which can be carried out separately for the signals E1 and E2, it being obvious to the person skilled in the art that this step SEB is to be carried out with knowledge of both segregated signals E1, E2, as described later with reference to FIG Figure 13 is explained.
  • FIG. 13 shows, by way of example, respiratory phase information API and an energy signal SEE1 obtained on the basis of the demixed signal EN1 as well as an energy signal SEE2 obtained on the basis of the demixed signal EN2.
  • An in principle assumed time window Z1 of an inspiratory activity, indicated by the respiratory phase information API, is determined by respective
  • Time offsets ZV which are preferably 100 ms, modified at its beginning A and its end E. This results in a modified time window ZV with the times A ' and E ' . So this is a time window Z1 ⁇ which can be taken as the time window of an inspiratory activity.
  • the time window Z2 indicated by the respiratory phase information API expiratory activity is modified according to the application of the time offset ZV to obtain the time window ⁇ .
  • Muscle activity indicated during an inspiratory breathing activity of the patient since the energy signal SEE1 has the highest signal energy within the time window ⁇ . This is indicated in a signal information SI1 on the basis of corresponding zero-one values, as drawn as a solid line in the lower signal curve SI1 / SI2. Since the energy signal SEE2 has a lower signal energy during the inspiratory time window Z1 ' than the energy signal SEE2, this is indicated by a value 0 in a signal information SI2, shown here as a dashed line. It can therefore for the time window Z1 ' the demixed signal E2 than that
  • Signal meanSI1, SI2 are then used in a matching step ZU1 during a selection step AW to E2 associate the values of the segregated "signals E1, the data signals DS1 and DS2.
  • E1 the descrambled signals
  • E2 associated with the first data signal D1, for which the highest number of time slots results, at which the demixed signal was assumed to be the inspiratory signal
  • the corresponding other signal, here E2 is assigned to the second data signal DS2, which is explained in more detail above with reference to FIG , just indicated by the signal information SI1, SI2 or
  • the derived data signals DS1, DS2 can preferably also be subjected to a hull filtering HF.
  • FIG. 14 shows a determination of the data signals DS1, DS2 on the basis of at least three EMG signals, in this specific example four EMG signals.
  • Assignment SCN SUZS consists of a selection step SEL and an assignment step ZU2.
  • Detection steps DS can be selected out in the selection step SEL of one of the four segregated signals E1 1, ..., E14 as the signal which has the most or essentially a cardiac signal component or an ECG signal. This leaves only three segregated signals E1 1, ..., E13.
  • the selection of the demixed signal E12 in the step SEL is to be seen only as an example, it could also one of the other ' unmixed signals E1 1, E13, E14 are selected. It is selected on the basis of the detection information DM, ..., DI4 that of the unmixed signals E11, ..., E14 as the ECG signal or the heart signal, which has the most time or time window, within which a respective
  • Heart signal component could be detected.
  • the remaining, unselected, unmixed signals E11, E13, E14 are each again fed to a signal energy determination step SEB, as explained above under FIG. 13, using the respiratory phase information API.
  • Respective signal information SI11, SI13, SI14 are determined, as explained above with reference to FIG. Based on this
  • Signal information SI1 1, SI13, SI14 can then be identified or selected in the assignment step ZU2 then one of the signals E1 1, E13, E14, which indicates an inspiratory muscle activity. If two of the segregated signals E1 1, E13, E14 compete with each other as inspiratory signals, that signal as the inspiratory signal becomes the first one Associated with data signal DS1, which indicates a higher breathing activity due to a higher signal energy within the inspiratory phase. The same applies to a possibly conflicting situation between two of the signals E1 1, E13, E14 with respect to expiratory breathing activity during expiratory phases.
  • two of the unmixed signals E1 1, E13, E14, which were not previously selected in the step SEL, can be assigned to obtain the data signals DS1, DS2.
  • These signals DS1, DS2 can preferably again a Hullfilterung HF
  • FIG. 18 shows a variant for signal processing in the form of the
  • the filter structure FS2 here is a matrix filter structure which maps the Q output signals from the P input signals.
  • the filters Fl 1, FPQ are FIR filters. The filter coefficients of each filter
  • FFT Fast Fourier Transform
  • New filter coefficients in the time domain for the current iteration l can then be determined in an update step on the basis of the preceding iteration l-1
  • ⁇ is a step size factor from the range 0 ⁇ ⁇ 1
  • the filter coefficients may preferably still be subjected to a minimum distortion principle
  • the input signals EMS1 ... EMSP can then be filtered in order to obtain the demixed signals E1, EQ.
  • the determination of the Filterkoeffiz 'described above ienten gradually such that first signal portions of the input signals EMS1 ... EMSP be used to determine first filter coefficients, that the first filter coefficients are then first applied consecutively to the next incoming time input signals EMS1 ... EMSP and that the filter coefficients are then adapted at further later times according to the algorithm described above.
  • Input signals and extraction of output signals can be found, inter alia, in the following sources: H. Buchner, R. Aichner, and W. Kellermann, "Blind source separation for convolutive mixtures: A unified treatment," In Y. Huang and J. Benesty (eds.), Audio Signal Processing for Next-Generation Multimedia
  • FIG. 15 shows exemplary signals corresponding to those mentioned with reference to FIG.
  • the E G signal EMS2 represents the signal obtained at the lower diaphragm
  • the EMS4 signal obtained at the upper diaphragm
  • the EMS1 signal obtained at the internal intercostal muscle
  • the EMS3 signal was won at Sternum.
  • FIG. 16 shows exemplary demixed signals E11,..., E14, which result from demixing of the EMG signals from FIG.
  • FIG. 17 shows the demixed signals from FIG. 16 after a Hull filtering, as already mentioned with reference to FIG.
  • the corresponding filtered signal HE2 is primarily that which has an ECG signal component, whereas the further signals HE4, HE1, HE3 each index an inspiratory or an expiratory muscle activity of the patient.
  • Respiratory phase information API which is derived from the respiratory signal.
  • FIG. 19 a shows a preferred exemplary embodiment of the device V according to the invention, in which the devices determined by the arithmetic unit R
  • Data signals DS1, DS2 are each subjected to a Hullfilterung HF before an external display interface or display interface DIS display data AD are provided, which indicate the data signals DS1, DS2.
  • the display data AD can then be displayed on a display unit (not shown here) in order to display to the clinician information about the presence of an inspiratory or expiratory muscle activity.
  • the Hullfilterung is therefore shown here by dashed lines, as this is optional or only preferably carried out.
  • the display data AD can be structured such that a representation of the signals DS1, DS2 can be made as a time series, wherein an inspiratory activity is applied positively and an expiratory activity is applied negatively.
  • the display data AD are structured such that a
  • Electrodes positions can be displayed together with the result of the associated, separate source signals, so that corresponding muscles can be displayed in terms of their activity.
  • the display data AD may additionally include or index the ECG signal selected during the selection.
  • FIG. 19b shows a variant of the device V, in which an external data interface EDS provides an output data signal DAS which indicates the data signals DS-1, DS2.
  • the display data AD may additionally include or index the ECG signal selected during the selection.
  • FIG. 19b shows a variant of the device V, in which an external data interface EDS provides an output data signal DAS which indicates the data signals DS-1, DS2.
  • DAS output data signal
  • Output data signal DAS is suitable here by the external
  • FIG. 20 shows a preferred embodiment VI of the device, in which the obtained data signals DS1, DS2 are preferably only one
  • Hull filtering HF be subjected, and then via an internal
  • Data interface IDS be forwarded to a further computing unit R2 of the device V1.
  • the device V1 comprises the respirator BG.
  • the aforementioned at least one arithmetic unit is a combination of the arithmetic units R and R2.
  • the arithmetic unit R2 is designed to receive the respiratory signal AS
  • the arithmetic unit R2 is also suitable for the Respirator BG in response to at least one of the data signals DS1, DS2 to control.
  • the arithmetic unit R2 with the knowledge of the data signals DS1, DS2, provides a trigger information item Tl to the respirator BG.
  • the ventilator BG can use this trigger information Tl for triggering the ventilation of the patient in the context of a ventilation mode.
  • FIG. 21 a shows exemplary signal curves for obtaining the
  • Trigger Information Tl The filtered with a Hull filter signal DS1, shown here as HDS1, is plotted against the time t. If the hull-filtered data signal HDS1 is exceeded beyond a predetermined threshold value SWI, a time ⁇ .TR is detected at which triggering or beginning of an inspiratory phase begins. This is indicated by the fact that the trigger information Tl jumps from the value 0 to the value 1, for example.
  • the end of the inspiratory phase or the time of the so-called cycling-off occurs when the hujlfiltered Dör signal HDS1 falls below the predetermined threshold SWI, so that can be closed on the time tco.
  • the trigger information Tl changes again correspondingly from the value 1 to the value 0.
  • FIG. 21 b shows a block diagram of an evaluation or
  • the ventilator BG both in response to the at least one data signal DS1 and in
  • the arithmetic unit R2 is further configured to carry out a quality assessment of the data signal DS1 in the context of an evaluation step SQE. Furthermore, the quality evaluation SQE is preferably also carried out on the basis of the data signal DS2. The result of the quality evaluation is a switching information SIF.
  • Arithmetic unit R2 is formed, depending on the performed in the step SQE quality assessment or the switching information SIF either temporarily the one data signal DS1 directly or indirectly to control the Ventilator BG or temporarily use the breathing signal AS without the data signal DS1 to control the ventilator BG. This is done on the basis of the quality assessment SQE.
  • the trigger information Tl is thus determined either on the basis of the one data signal DS1 or the breathing signal AS.
  • the breathing signal AS is analyzed at a determination step BS, so that a breath phase information API is obtained.
  • This determination step BS has previously been described in detail with reference to FIG. 6.
  • the respiratory phase information API indicates indicated times of a trigger or the beginning of an inspiratory phase as well as an end of an expiratory phase or a cycling-off time.
  • the aforementioned hull filtering HF of the first data signal DS1 takes place for obtaining the hull-filtered data signal HDS1.
  • the trigger information TIE is then obtained, which is equal to the trigger information Tl from FIG. 21a.
  • a trigger information Tl which is obtained on the basis of the EMG signal or the plurality of EMG signals.
  • the breath phase information API can also be understood as a breath trigger information TIA.
  • information SIF is obtained which decides whether the trigger information TIE previously obtained on the basis of the EMG signals is output as trigger information Tl or the trigger information TIA obtained on the basis of the breathing signal AS is output. This is then the final trigger information Tl, which is also shown in FIG.
  • this switching information SIF is obtained in such a way that, when a qualitatively low-quality EMG-based trigger signal TIE is present, the inspiratory signal AS is obtained for obtaining the trigger information TIA.
  • the signal quality information SIF also called signal quality index, can be determined, for example, such that the respective signal energy during an inspiratory or an expiratory phase in each case normalized to individual time units are set into the so-called energy ratio, so that such
  • Energy ratio quotient can be compared with an energy ratio threshold, wherein when this threshold is exceeded the
  • Trigger information TIE is used on the basis of the EMG signals and when falling below the threshold, the trigger information TIA based on the breathing signal AS is used.
  • FIG. 22 shows steps for obtaining a pressure information PI, which can likewise be obtained by the arithmetic unit R2 of FIG. 20, in order to then actuate the respirator BG as a function of the pressure information PI.
  • the arithmetic unit R2 is adapted to the
  • Control BG ventilator for pressure-controlled ventilation assistance.
  • the pressure-controlled ventilation assistance of the device BG takes place in such a way that a ventilation pressure takes place at least temporarily as a function of the obtained at least one data signal DS1, preferably both signals DS1 and DS2.
  • a ventilation pressure takes place at least temporarily as a function of the obtained at least one data signal DS1, preferably both signals DS1 and DS2.
  • the pressure-controlled ventilation assistance of the device BG takes place in such a way that a ventilation pressure takes place at least temporarily as a function of the obtained at least one data signal DS1, preferably both signals DS1 and DS2.
  • the pressure-controlled ventilation assistance of the device BG takes place in such a way that a ventilation pressure takes place at least temporarily as a function of the obtained at least one data signal DS1, preferably both signals DS1 and DS2.
  • Ventilation support such that the ventilation pressure is proportional to the envelope of the at least one data signal HDS1.
  • the filtered signal HDS1 is obtained from the at least one data signal DS1 by means of the hull filtering HF, as described above.
  • Function determining step FK1 is then obtained a pressure information PI1 from the Hull-filtered signal HDS1.
  • the printing information PI can then be obtained in a multiplexed step MS based on the obtained
  • Pressure information PI1 are formed.
  • the printing information PI is equal to the printing information PI1. In this case, there is the
  • Multiplexing step MS in a simple mapping of the pressure information PI1 to the information PI.
  • This information PI can then be provided to the respirator BG as shown in FIG.
  • Respirator BG is performed by the arithmetic unit R2 as a function of the obtained pressure information PI as mentioned above.
  • a further pressure information PI2 corresponding to the acquisition of the Pressure information PI1 are obtained from the data signal DS1.
  • the pressure information PI can now be obtained on the basis of the two pressure information PI1 and PI2, which are based on the respective data signals DS1 and DS2.
  • pressure information PI2 may also preferably be used within the scope of an expiratory phase.
  • Ventilator BG from Figure 20 both in inspiratory and expiratory phases, a pressure-combined ventilation in
  • PEEP positive-end expiratory pressure
  • an adjustment or increase of the base flow during inspiration as well as an adjustment or reduction of the
  • Basis flow during expiration with knowledge of the pressure information PI can be selected.
  • the acquired data signals DS1 and DS2 are analyzed to detect a possible change in the respiratory muscle recruitment, in order to detect impending exhaustion of the respiratory musculature in good time.
  • the computing unit in hardware and / or software.
  • a conversion of said arithmetic unit can take place here as at least one arithmetic unit or by several
  • the implementation may be performed using a digital storage medium, such as a floppy disk, a DVD, a Blu-Ray Disc, a CD, a ROM, a PROM, an EPROM, an EEPROM or FLASH memory, a hard disk, or other magnetic disk or optical memory are stored on the electronically readable control signals with a digital storage medium, such as a floppy disk, a DVD, a Blu-Ray Disc, a CD, a ROM, a PROM, an EPROM, an EEPROM or FLASH memory, a hard disk, or other magnetic disk or optical memory are stored on the electronically readable control signals with a digital storage medium, such as a floppy disk, a DVD, a Blu-Ray Disc, a CD, a ROM, a PROM, an EPROM, an EEPROM or FLASH memory, a hard disk, or other magnetic disk or optical memory are stored on the electronically readable control signals with a digital storage medium, such as a floppy disk, a DVD,
  • programmable hardware component can cooperate or cooperate such that the respective method is performed.
  • ASIC Application-Specific Integrated Circuit
  • IC integrated circuit
  • SOC system-on-chip
  • programmable logic element programmable logic element
  • the digital storage medium may therefore be machine or computer readable.
  • some embodiments include a data carrier having electronically readable control signals capable of being connected to a programmable computer system or to a programmable computer
  • Hardware component such that one of the methods described herein is performed.
  • One embodiment is thus a data carrier (or a digital storage medium or a computer readable medium) on which the program for performing one of the herein
  • Switches such as those in Fig. 21b are shown here only conceptually. It is understood that such a switching logic can be realized by hardware and / or software.
  • Program code or the data is effective to perform one of the methods when the program runs on a processor or a programmable hardware component.
  • the program code or the data can also be stored, for example, on a machine-readable carrier or data carrier.
  • the program code or the data may be present, inter alia, as source code, machine code or bytecode as well as other intermediate code.
  • Another embodiment is further a data stream, a signal sequence, or a sequence of signals that represents the program for performing any of the methods described herein.
  • the data stream, the signal sequence or the sequence of signals can, for example, be configured to have a
  • Data communication connection for example via the Internet or another network to be transferred.
  • Exemplary embodiments are thus also signal-representing signal sequences which are suitable for transmission via a
  • Network or a data communication connection are suitable, the data representing the program.
  • a program may implement one of the methods during execution by, for example, reading or writing data into one or more data, thereby optionally switching operations or other operations in transistor structures, amplifier structures, or other electrical, optical, magnetic or according to another operating principle
  • a program can therefore acquire, determine or measure quantities, values, measured variables and other information by reading from one or more memory locations, as well as effecting, initiating or executing an action by writing to one or more memory locations and controlling other devices, machines and components ,

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bereitstellen wenigstens eines ersten Datensignals und eines zweiten Datensignals, wobei das erste Datensignal eine Aktivität wenigstens eines für eine inspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels eines Patienten indiziert und wobei das zweite Datensignal eine Aktivität wenigstens eines für eine exspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels eines Patienten indiziert, wobei die Datensignale aus mittels Oberflächenmyographiesensoren erfassten EMG-Signalen generiert werden. Die Vorrichtung weist ferner eine Recheneinheit auf, welche ausgebildet ist zum Bestimmen einer Atemphaseninformation auf Basis eines Atemsignals und zum Überprüfen wenigstens eines der Elektromyographiesignale oder wenigstens eines der entmischten Signale auf Detektierbarkeit einer Herzsignalkomponente hin und ferner zum Zuordnen der Signale zu einer inspiratorischen Atemaktivität sowie einer exspiratorischen Atemaktivität des Patienten in Abhängigkeit der Atemphaseninformation.

Description

Vorrichtung und Verfahren zum Bereitstellen von Datensignalen indizierend Muskelaktivitäten, welche für inspiratorische sowie exspiratorische
Atemanstrengungen eines Patienten relevant sind
Es ist bekannt, dass Elektromyogrammsignale, welche an Hautoberflächen eines Patienten mittels Elektromyographiesensoren gewonnen werden können, für die Zwecke eines respiratorischen Monitorings oder aber eine Beatmung eines Patienten eingesetzt werden können. Derartige Verfahren sind aus den unten genannten Quellen bekannt
- DE 102007052897 B4,
- O'BRIEN, M.J., VAN EYKERN, L.A. , PRECHTL, H.F.R. (1983):
Monitoring respiratory activity in infants - a non-intrusive diaphragm EMG technique. In: P. Rolfe (ed.). Non-invasive Mearuements. Vol. 2.
Academic Press, London Ltd., 131 -177,
- US 6588423 B
- WO 2008131798 A1
Eine Gewinnung von Elektromyogramm (EMG)-Signalen kann beispielsweise anhand von Oberflächenmyographiesensoren erfolgen, welche an äußeren Hautoberflächen des Patienten angebracht werden können. Alternativ kann dies durch Elektroden an oder in einem Katheter erfolgen, beispielsweise einem nasogastrischen Katheter, wobei der Katheter durch Einführen des Katheters in den Körper des Patienten eingebracht wird. Da das Einbringen eines solchen Katheters invasiv ist und möglicherweise Unwohlsein bei einem Patienten hervorruft, ist es vorteilhaft, lediglich auf Oberflächenmyographiesensoren zurückzugreifen, welche auf Hautoberflächen des Patienten außerhalb von Körperöffnungen des Patienten, wie zum Beispiel Nase, Ohr, Mund oder Rektum, aufgebracht werden können. Ziel bei derartigen Verfahren ist es üblicherweise bzw. vorzugsweise mittels eines Sensorpaares eine elektrische Potentialdifferenz als ein entsprechendes EMG-Signal zu gewinnen, welches eine Aktivität eines Muskels indiziert, welcher für entweder eine inspiratorische Aktivität des Patienten oder für eine exspiratorische Aktivität des Patienten relevant ist. Falls sich anhand eines solchen EMG-Signals die durch einen inspiratorischen relevanten Muskel gezeigte Atemaktivität erfassen lässt, so kann hierdurch beispielsweise ein Signal dargestellt bzw. angezeigt werden, welches einem Kliniker eine
Information darüber gibt, ob der Patient von sich aus inspiratorisch tätig ist. Entsprechendes gilt für eine exspiratorische Atemaktivität.
Ferner kann es möglich sein, eine Beatmung des Patienten in Abhängigkeit von derartigen Informationen basierend auf EMG-Signalen zu steuern. Probleme liegen üblicherweise darin, dass anhand von Oberflächenelektroden erfasste EMG-Signale trotz aufwendiger Maßnahmen möglicherweise durch Störungen, wie zum Beispiel ein EKG-Signal des Herzens in Form eines QRS- Komplexes, Bewegungsartefakte oder andere Effekten verfälscht bzw. gestört sein können.
Ferner ist es möglich, dass ein mittels eines ersten Sensorpaares gewonnenes erstes EMG-Signal inspiratorische Muskelaktivitäten des Patienten indiziert und ein mittels eines zweiten Sensorpaares gewonnenes zweites EMG-Signal eine exspiratorische Muskelaktivität des Patienten indiziert, wobei die
entsprechenden Sensorpaare an unterschiedlichen Stellen der Hautoberfläche des Patienten positioniert sind. Hierbei kann aber eine Aktivität der
inspiratörischen relevanten Muskeln mittels sogenanntem Cross-Talk bzw. Übersprechen des ersten Signals Signalanteile in dem zweiten EMG-Signal erzeugen, welches die exspiratorische Muskelaktivität indizieren soll, und umgekehrt. Daher ist es wichtig, nach einer Gewinnung der EMG-Signale den zuvor genannten Störungen entgegen zu wirken.
Typische Muskelgruppen, welche eine inspiratorische Aktivität bedingen bzw. erzeugen sind beispielsweise das obere Zwerchfell, das untere Zwerchfell oder die externe Interkostalmuskulatur (sogenannte Zwischenrippenmuskulatur).
Eine Muskelgruppe, welche üblicherweise eine exspiratorische Muskelaktivität des Patienten bedingt bzw. erzeugt, ist beispielsweise die sogenannte interne Interkostalmuskulatur. Eine weitere Muskulatur, welche eine exspiratorische Aktivität eines Patienten bedingt ist die sogenannte abdominale Muskulatur.
Der zuvor genannte Effekt des sogenannten Cross-Talks bzw. Übersprechens rührt daher, dass bei Kontraktion einer motorischen Nervenzelle zur Anregung der Kontraktion eines Muskels Aktionspotentiale auf Muskelfasern übertragen werden müssen. Eine wellenartige Ausbreitung solcher Aktionspotentiale in Muskelfasern geschieht mit einer Ausbreitungsgeschwindigkeit von
beispielsweise 4 bis 6 m/s, sodass eine Laufzeitverzögerung bei den EMG- Signalen eben nicht vernachlässigbar ist. Die Ausbreitung eines solchen
Aktionspotentials in wellenförmiger Weise an einer bzw. von einer bestimmten Muskulatur kann eben auch an einer anderen Hautoberflächenposition bzw. Sensorposition im Rahmen einer anderen EMG-Signalerfassung einer anderen Muskulatur miterfasst werden, welches dann eben die sogenannte Cross-Talk Komponente an dem entsprechenden anderen EMG-Signal darstellt.
Die DE 10 2007 062 214 B3 offenbart ein Verfahren, bei welchem mehrere Elektromyographiesignale erfasst werden können, um dann mittels einer Filterung in jedem einzelnen Signal ein mögliches Störsignal einer
Herzsignalkomponente zu unterdrücken und die gefilterten Signale dann einer Korrelation zu einem Atemwegssignal zu unterziehen, um eines der gefilterten Signale einer Atemaktivität zuzuordnen.
Das Dokument„A Generalization of Blind Source Separation Algorithms for Convolutive Mixtures Based on Second-Order Statistics" (H. Buchner, R.
Aichner, W. Kellermann), in IEEE Transactions on Speech and Audio
Processing, Jan. 2005, Bd. 13 H. 1 , S. 120-134 offenbart ein Verfahren für eine blinde Quellentrennung von P Eingangssignalen zur Erlangung von P
Ausgangssignalen.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, aus mittels
Oberflächenmyographiesensoren erfassten EMG-Signalen wenigstens zwei Datensignale abzuleiten, welche eine Aktivität wenigstens eines für eine inspiratorische Atemanstrenung relevanten Muskels bzw. eine Aktivität wenigstens eines für eine exspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels indizieren. Hierbei soll den oben genannten Störungen entgegengewirkt werden. Die erfindungsgemäße Aufgabe wird gelöst durch eine Vorrichtung nach dem Patentanspruch 1 sowie ein Verfahren nach dem Patentanspruch 8 als auch durch ein Programm nach dem Patentanspruch 11.
Die vorgeschlagene Vorrichtung zum Bereitstellen wenigstens eines ersten Datensignals und eines zweiten Datensignals stellt derartige Datensignale bereit, wobei ein erstes Datensignal eine Aktivität wenigstens eines für eine inspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels eines Patienten indiziert und wobei ein zweites Datensignal eine Aktivität wenigstens eines für eine exspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels eines Patienten indiziert.
Die Vorrichtung weist eine erste Schnittstelle auf, welche ausgebildet ist zum Erfassen wenigstens dreier oder mehr als drei Elektromyographiesignale jeweiliger Oberflächenmyographiesensorpaare. Ferner weist die Vorrichtung eine zweite Schnittstelle auf, welche ausgebildet ist zum Erfassen eines
Atemsignals, welches eine Atemaktivität des Patienten indiziert.
Die Vorrichtung weist ferner eine Recheneinheit auf, welche ausgebildet ist zum Bestimmen einer Atemphaseninformation auf Basis des Atemsignals, wobei die Atem phasen Information erste Zeitfenster inspiratorischer Atemaktivität und zweite Zeitfenster exspiratorischer Atemaktivität indiziert. Ferner ist die
Recheneinheit ausgebildet, zum Bestimmen von wenigstens drei entmischten Signalen auf Basis der Elektromyographiesignale.
Die Recheneinheit ist ferner ausgebildet zum Überprüfen, ob in einem der entmischten Signale eine Herzsignalkomponente detektierbar ist und, bei erfolgreicher Detektion der Herzsignalkomponente, das entsprechende entmischte Signal zu selektieren. Die Recheneinheit ist ferner ausgebildet zum Bestimmen der Datensignale mittels Zuordnen wenigstens einer Untermenge der verbleibenden entmischten Signale zu einer inspiratorischen Atemaktivität sowie einer exspiratorischen Atemaktivität des Patienten in Abhängigkeit der Atemphaseninformation.
Die Vorrichtung weist ferner eine Datenschnittstelle auf, welche ausgebildet ist, die Datensignale bereitzustellen.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ist vorteilhaft, da die bereitgestellten
Datensignale nicht alleine unter Kenntnis der Elektromyographiesignale bestimmt werden, sondern weil die Bestimmung in Abhängigkeit der auf Basis des Atemsignals bestimmten Atemphaseninformation erfolgt. Somit erfolgt die Bestimmung der Datensignale, welche die inspiratorische bzw. exspiratorische Muskelaktivität indizieren, mit einer höheren Sicherheit, da für diese
Bestimmung die aus dem Atemsignal abgeleitete Atemphaseninformation herangezogen wird. Ferner ist die vorgeschlagene Vorrichtung vorteilhaft, da die Datensignale nicht nur allein auf Basis der entmischten Signale gewonnen werden, sondern da eine möglicherweise vorliegende Herzsignalkomponente in den entmischten Signalen detektiert wird und dann eine Detektion der
Herzsignalkomponente dazu führt, dass ein entsprechendes der entmischten Signale selektiert wird. Hierdurch kann ein Einfluss einer
Herzsignalkomponente minimiert bzw. möglicherweise sogar eliminiert werden.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung arbeitet somit mit einer größeren
Genauigkeit als Verfahren, welche keinerlei Atemphaseninformationen auf Basis eines Atemsignals zur Bestimmung der Datensignale einfließen lassen, sondern lediglich anhand von Elektromyographiesignalen und nachgeschalteten Filterungs- bzw. Entmischungsalgorithmen, welche Datensignale herleiten. Diese erfindungsgemäße Vorrichtung ist ferner vorteilhaft, da durch
Heranziehen einer höheren Anzahl von EMG-Signalen, also dreier EMG- Signale oder mehr als drei EMG-Signalen, eine genauere Bestimmung der Datensignale, welche die inspiratorische bzw. die exspiratorische
Muskelaktivität indizieren, möglich ist, wobei aufgrund der Überprüfung der entmischten Signale auf eine Herzsignalkomponente hin es ferner möglich ist, jenes entmischte Signal zu selektieren bzw. als inspiratorisches oder exspiratorisches Datensignal auszuschließen, in welchem die
Herzsignalkomponente detektierbar bzw. im Wesentlichen vorhanden ist.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist ferner vorzugsweise eine dritte Schnittstelle zur Ausgabe von Anzeigedaten in Abhängigkeit der Datensignale an eine Anzeigeeinheit auf. Diese Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist orteilhaft, da mittels dieser Schnittstelle Anzeigedaten bereitgestellt werden können, welche dann für einen Kliniker in einer
Anzeigeeinheit zur Anzeige gebracht werden können, sodass der Kliniker Kenntnis darüber gewinnen kann, zu welchen Zeitphasen ein Patient eine eigene inspiratorische Atemaktivität bzw. eigene exspiratorische Atemaktivität aufweist.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich ferner vorzugsweise dadurch aus, dass die Vorrichtung ein Beatmungsgerät zur Beatmung des Patienten aufweist, und dass die Recheneinheit ferner dazu ausgebildet ist, das
Beatmungsgerät in Abhängigkeit wenigstens eines der Datensignale
anzusteuern. Diese Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist vorteilhaft, da die mittels der Datensignale gewonnene Information darüber, wann ein Patient eine inspiratorische bzw. exspiratorische Muskelaktivität aufweist, direkt dazu verwendet werden kann, eine Beatmung des
Beatmungsgerätes zu steuern. Übliche Signale zur Steuerung einer Beatmung mittels eines Beatmungsgerätes für einen Patienten stellen üblicherweise auf sogenannte Flow-Signale bzw. Volumenstromsignale als pneumatische Signale eines Patienten ab. Weist ein Patient beispielsweise eine inspiratorische Aktivität auf, so zieht er zunächst einen Luftstrom bzw. Volumenstrom aus einem Beatmungsschlauch ein, wobei ein in dem Beatmungsschlauch befindlicher Volumenstromsensor erst dann eine Änderung des
Volumenstromes indizieren kann, wenn die durch den Beatmungsschlauch gegebenen pneumatischen Widerstände durch die Atemanstrengung des Patienten überwunden wurden. Somit kommt es möglicherweise zu einer zeitlichen Verzögerung zwischen der tatsächlichen inspiratorischen Aktivität des Patienten und deren Detektion anhand des Volumenstromsensors im
Beatmungsschlauch. Eine Detektion einer inspiratorischen Muskelaktivität anhand wenigstens eines der Datensignale kann sicherer sein, da das entsprechende Datensignal auf einem EMG-Signal beruht und eine Aktivität eines inspiratorisch relevanten Muskels in dem entsprechenden EMG- Sensorsignal früher indiziert wird als in dem zeitgleich erfassten
Volumenstromsignal. Hierdurch lässt sich also eine genauere bzw. sicherere Beatmung des Patienten sicherstellen. Vorzugsweise kann das Datensignal, welches eine inspiratorische Aktivität der inspiratorisch relevanten Muskeln des Patienten indiziert, für eine Beatmungstriggerung verwendet werden. Diese Triggerung kann dann genauer sein als eine Triggerung, welche lediglich auf einem pneumatischen Atemsignal bzw. einem Volumenstromsignal basiert.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich ferner vorzugsweise dadurch aus, dass das pneumatische Atemsignal ein Volumenstromsignal ist, und dass die Recheneinheit ferner dazu ausgebildet ist, die Atemphaseninformation in Abhängigkeit des Volumenstromsignals und wenigstens eines vorgegebenen Schwellenwertes zu bestimmen. Diese Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist vorteilhaft, da durch Verwendung eines Schwellenwertes kleinere Schwankungen des Volumenstromsignals außer Betracht bleiben, sodass mit höherer Zuverlässigkeit eine zuverlässigere Atemphaseninformation gewonnen werden kann als in dem Fall, dass kein Schwellenwert verwendet wird. Dieses ist insbesondere daher vorteilhaft, da kleinere Schwankungen des Volumenstromsignals um den Nullwert herum bereits vor einer tatsächlichen inspiratorischen Phase des Patienten aufgrund von sogenannten Jitter-Effekten, Leckagen, oder aber Regelungseffekten des Beatmungsgerätes auftreten können, und diese aufgrund des Schwellenwertes außer Betracht bleiben.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich ferner vorzugsweise dadurch aus, dass die Recheneinheit dazu ausgebildet ist, die entmischten Signale mittels adaptiver digitaler Filterung der Elektromyographiesignale zu
bestimmen. Diese Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist vorteilhaft, da eine adaptive digitale Filterung der EMG-Signale es erlaubt, die Bestimmung der Datensignale bzw. der hierfür notwendigen entmischten Signale nicht nur mittels einer starren Filterung zu bestimmen, sondern adaptiv mitlaufen zu lassen, welches eben insbesondere zeitliche Änderungen der sogenannten Cross-Talk Effekte berücksichtigt, sodass ein automatisiertes Verfahrens bereit steht, welches derartige zeitliche Änderungen der
auftretenden Störungen berücksichtigt.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich ferner vorzugsweise dadurch aus, dass die Recheneinheit ferner dazu ausgebildet ist, das Beatmungsgerät sowohl in Abhängigkeit von dem wenigstens einen Datensignal als auch in Abhängigkeit von dem Atemsignal zu anzusteuern, und dass die Recheneinheit ferner dazu ausgebildet ist/ eine Qualitätsbewertung des wenigstens einen Datensignals vorzunehmen, und dass die Recheneinheit in Abhängigkeit der Qualitätsbewertung entweder das wenigstens eine Datensignal oder das Atemsignal zur Ansteuerung des Beatmungsgerätes heranzieht. Diese
Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist vorteilhaft, da mittels der Qualitätsbewertung des Datensignals entschieden werden kann, ob das
Datensignal in seiner Qualität hinreichend gut ist, um für eine Ansteuerung des Beatmungsgerätes dienen zu können, oder aber ob auf das Atemsignal für diese Ansteuerung des Beatmungsgerätes zurück gefallen werden sollte.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich ferner vorzugsweise dadurch aus, dass die Recheneinheit ferner dazu ausgebildet ist, das Beatmungsgerät für eine druckgesteuerte Beatmungsunterstützung zu kontrollieren, und dass die druckgesteuerte Beatmungsunterstützung derart erfolgt, dass ein
Beatmungsdruck wenigstens zeitweise in Abhängigkeit von dem wenigstens einen Datensignal erfolgt. Diese Ausgestaltung der erfindungsgemäßen
Vorrichtung ist vorteilhaft, da eine druckgesteuerte Beatmungsunterstützung ein übliches Verfahren im Rahmen einer Beatmung eines Patienten mittels eines Beatmungsgerätes ist, wobei nun der Beatmungsdruck nicht einfach durch eine vorgegebene Kennlinie die Beatmung des Patienten vorgibt, sondern dass nun der Beatmungsdruck, mit welchem der Patient beatmet wird, der tatsächlichen inspiratorischen bzw. exspiratorischen Aktivität des Patienten angepasst werden kann.
Das erfindungsmäße Verfahren zeichnet sich vorzugsweise dadurch aus, dass dieses zum Bereitstellen wenigstens eines ersten Datensignals und eines zweiten Datensignals geeignet ist, wobei das erste Datensignal eine Aktivität wenigstens eines für eine inspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels indiziert und wobei das zweite Datensignal eine Aktivität wenigstens eines für eine exspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels indiziert, aufweisend - Erfassen dreier oder mehr als drei Elektromyographiesignale jeweiliger Oberflächenmyographie-Sensorpaare,
- Erfassen eines Atemsignals, welches eine Atemaktivität des Patienten indiziert,
- Bestimmen einer Atemphaseninformation, anhand des Atemsignals, welche erste Zeitfenster inspiratorischer Atemaktivität und zweite
Zeitfenster exspiratorischer Atemaktivität indiziert,
- Bestimmen von wenigstens drei entmischten Signalen auf Basis der Elektromyographiesignale,
- Überprüfen ob in einem der entmischten Signale eine
Herzsignalkomponente detektierbar ist und, bei erfolgreicher Detektion der Herzsignalkomponente, Selektieren des entsprechenden
entmischten Signals ,
- Bestimmen der Datensignale mittels Zuordnung der entmischten Signale zu einer inspiratorischen Atemaktivität und einer exspiratorischen
Atemaktivität des Patienten in Abhängigkeit der Atemphaseninformation,
- sowie Bereitstellen der Datensignale.
Das erfindungsmäße Verfahren zeichnet sich ferner vorzugsweise dadurch aus, dass dieses die Ausgabe von Anzeigedaten in Abhängigkeit der Datensignale an eine optische Anzeigeeinheit umfasst.
Das erfindungsmäße Verfahren zeichnet sich ferner vorzugsweise dadurch aus, dass dieses die Steuerung eines Beatmungsgerätes in Abhängigkeit
wenigstens eines der zugeordneten Datensignale umfasst. Für die unterschiedlichen Ausgestaltungen des oben vorgeschlagenen
Verfahrens gelten die jeweils korrespondierenden Vorteile, wie zuvor in Bezug auf die verschiedenen Ausgestaltungen der erfindungsgemäßeh Vorrichtung genannt.
Vorgeschlagen wird ferner ein Programm mit einem Programmcode zur
Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens, wenn der Programmcode auf einem Computer, einem Prozessor oder einer programmierbaren
Hardwarekomponente ausgeführt wird.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand spezieller Ausführungsbeispielen ohne Beschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens anhand der Figuren näher erläutert.
Dabei zeigen Fig. 1 eine erfindungsgemäße Vorrichtung sowie ein
Beatmungsgerät,
Fig. 2 eine Gewinnung der Datensignale auf Basis von EMG- Signalen und eines Atemsignals gemäß eines ersten Ausführungsbeispiels,
Fig. 3 eine Gewinnung der Datensignale auf Basis, von EMG- Signalen und eines Atemsignals gemäß eines zweiten Ausführungsbeispiels,
Fig. 4 bevorzugte Körperpositionen zur Positionierung von
Oberflächenmyographiesensoren,
Fig. 5 beispielhafte Signale im Rahmen einer Unterdrückung
eines EKG-Signals in einem EMG-Signal, Fig . 6 beispielhafte Signale im Rahmen einer Gewinnung einer Atemphaseninformation zusammen mit einem Volumenstromsignal und einem Drucksignal, Fig . 7 Schritte zur Bestimmung entmischter Signale auf Basis von
EMG-Signalen in dem ersten Ausführungsbeispiel, Fig . 8 beispielhafte EMG-Signale vor einer Entmischung gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel, Fig . 9 Einhüllende der beispielhaften EMG-Signale vor einer
Entmischung gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel, Fig . 10 beispielhafte, entmischte Signale gemäß dem ersten
Ausführungsbeispiel, Fig . 11 Einhüllende der entmischten Signale gemäß dem ersten
Ausführungsbeispiel, Fig . 12 Schritte zur Zuordnung entmischter Signale zum Zwecke der Bestimmung der Datensignale in Abhängigkeit der Atemphaseninformation, Fig . 13 beispielhafte Signale im Rahmen der Zuordnung der
entmischten Signale zur Bestimmung der Dätensignale, Fig . 14 eine Abfolge von Signalverarbeitungsschritten zur
Bestimmung der Datensignale auf Basis der EMG-Signale und der Atemphaseninformation gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel, Fig . 15 beispielhafte EMG-Signale gemäß dem. zweiten
Ausführungsbeispiel, Fig . 16 beispielhafte entmischte Signale gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel, Fig . 17 Einhüllende der entmischten Signale gemäß dem zweiten
Ausführungsbeispiel, Fig . 18 eine Filterstruktur zur Entmischung der EMG-Signale zum
Zwecke der Bestimmung der entmischten Signale gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel, Fig . 19a eine vorteilhafte Ausgestaltung der erfindungsgemäßen
Vorrichtung aufweisend eine Schnittstelle zur Ausgabe von Anzeigedaten, Fig . 19b eine vorteilhafte Ausgestaltung der erfindungsgemäßen
Vorrichtung aufweisend eine externe Datenschnittstelle zur Bereitstellung der gewonnenen Datensignale, Fig . 20 eine vorteilhafte Ausgestaltung der erfindungsgemäßen
Vorrichtung umfassend das Beatmungsgerät, Fig . 21a beispielhafte Signale zur Gewinnung einer
Ansteuerungsinformation bzw. Triggerinformation zum Zwecke der Ansteuerung eines Beatmungsgerätes auf Basis wenigstens eines Datensignales, Fig . 21b Schritte zur Qualitätsbewertung wenigstens eines der
Datensignale, um in Abhängigkeit der Qualitätsbewertung entweder wenigstens eines der Datensignale oder das Atemsignal zur Ansteuerung des Beatmungsgerätes heranzuziehen, und schließlich Fig . 22 Schritte zur Bestimmung einer Druckinformation, um in
Abhängigkeit wenigstens eines Datensignals im Rahmen einer druckgesteuerten Beatmungsunterstützung einen Beatmungsdruck zu wählen.
Bei der nachfolgenden Beschreibung der beigefügten Figuren, die lediglich einige exemplarische Ausführungsbeispiele zeigen, können gleiche
Bezugszeichen gleiche oder vergleichbare Komponenten bezeichnen. Femer können zusammenfassende Bezugszeichen für Komponenten und Objekte verwendet werden, die mehrfach in einem Ausführungsbeispiel oder in einer Zeichnung auftreten, jedoch hinsichtlich eines oder mehrerer Merkmale gemeinsam beschrieben werden. Komponenten oder Objekte, die mit gleichen oder zusammenfassenden Bezugszeichen beschrieben werden, können hinsichtlich einzelner, mehrerer oder aller Merkmale gleich, jedoch
gegebenenfalls auch unterschiedlich ausgeführt sein, sofern sich aus der Beschreibung nicht etwas anderes explizit oder implizit ergibt. Man beachte, dass ein Element, das als mit einem anderen Element„verbunden" oder
„verkoppelt" dargestellt bzw. beschrieben wird, mit dem anderen Element direkt verbunden oder verkoppelt sein kann oder dass dazwischenliegende Elemente vorhanden sein können. Figur 1 zeigt die erfindungsgemäße Vorrichtung V sowie eine bevorzugte
Ausgestaltung V1. In der bevorzugten Ausgestaltungsform der Vorrichtung V1 ist ein Beatmungsgerät BG integraler Bestandteil der erfindungsgemäßen Vorrichtung V1. Gezeigt ist ferner ein Patient PA, an welchen ein Beatmungsschlauch BES angeschlossen ist, welcher wiederum an einen inspiratorischen Port IP und einen exspiratorischen Port EP des Beatmungsgerätes BG mittels eines Y- Stücks YS angeschlossen ist. Ein pneumatischer Sensor VS1 , alternativ Atemsignalsensor genannt, befindet sich in der Nähe des Y-Stücks YS zur Erfassung eines Atemsignals AS. Der Atemsignalsensor ist vorzugsweise ein Volumenstromsensor. Alternativ zum Atemsignalsensor VS1 kann ein Atemsignalsensor VS2, vorzugsweise ebenfalls ein Volumenstromsensor, an dem exspiratorischen Port EP oder in Nähe des exspiratorischen Ports EP des Beatmungsgerätes BG vorhanden sein, um ein Atemsignal zu erfassen. Vorzugsweise erfolgt die Erfassung des Atemsignals AS unter Heranziehung von Sensorsignalen zweier solcher Atemsignalsensoren VS1 , VS2.
Gezeigt sind ferner unterschiedliche Oberflächenelektromyographiesensoren SE1 , ... ,SE8, welche an unterschiedlichen Stellen des Patienten P an seiner äußeren Hautoberfläche positioniert bzw. angebracht sind. Diese
Oberflächenmyographiesensoren sind Sensoren, welche auf äußeren
Hautoberflächen des Patienten außerhalb von Körperöffnungen des Patienten, wie zum Beispiel Nase, Ohr, Mund oder Rektum, aufgebracht werden können.
Mittels eines jeweiligen Sensorpaares SE5, SE6 wird ein jeweiliges
Elektromyographie(EMG)-Signal EMS1 erfasst. Entsprechendes gilt für die Erfassung der gezeigten EMG-Signale EMS2, EMS3, EMS4.
Figur 4 zeigt bevorzugte Elektrodenpositionen zur Positionierung von
Oberflächenelektromyographiesensoren zur Erfassung entsprechender EMG- Signale. Ein EMG-Signal ist hierbei vorzugsweise eine Potentialdifferenz zwischen zwei Elektroden eines Sensorpaars. Ein solches Differenzpotential zwischen den Elektroden kann vorzugsweise unter Bezug auf ein
Referenzpotential bestimmt werden, welches an einer Referenzelektrode R anliegt. Mittels eines Sensorpaares der Positionen 5, 6 kann vorzugsweise ein EMG- Signal gewonnen werden, welches Signalkomponenten einer internen
Interkostalmuskulatur indiziert. Eine interne Interkostalmuskulatur ist eine für eine exspiratorische Aktivität relevante Muskulatur. Mittels eines Sensorpaares der Positionen 1 , 2 kann vorzugsweise ein EMG- Signal gewonnen werden, welches eine Muskelaktivität des unteren Zwerchfells indiziert, welches eine für eine exspiratorische Atemaktivität relevante
Muskulatur ist. Mittels der Sensorpositionen 3, 4 kann ein EMG-Signal gewonnen werden, welches eine Muskelaktivität des oberen Zwerchfells indiziert, welches ebenfalls eine Muskulatur für eine inspiratorische
Atemaktivität indiziert.
Mittels der Positionen 7, 8 kann ein EMG-Signal erfasst werden, welches eine Herzsignalkomponente, auch EKG-Signal oder QRS-Komplex genannt, erfasst wird. Ein solches EKG- bzw. Herzsignal kann auch in den anderen zuvor genannten EMG-Signalen vorhanden sein, sodass das mittels der Elektroden der Position 7, 8 gewonnene EMG-Signal möglicherweise als Referenzsignal im Rahmen einer folgenden Signalverarbeitung verwendet werden kann.
Eine Erfassung eines EMG-Signals, z.B. des Signals EMS1 , kann vorzugsweise mittels eines entsprechenden Sensorpaares, z.B. des Sensorpaares SE1 und SE2, erfolgen. Es kann jedoch alternativ hierzu eine Ermittlung eines EMG- Signals derart erfolgen, dass eine einzelne Elektrode ein einzelnes Potential erfasst, und dass das EMG-Signal dann als Potentialdifferenz zwischen diesem erfassten Potential und einem Bezugspotential, bestimmt wird. Das
Bezugspotential ist vorzugsweise ein aus mehreren Potentialen mehrerer Sensoren gemitteltes mittleres Potential. Die Referenzelektrode muss nicht notwendigerweise zur Bestimmung von Potentialdifferenzen verwendet werden. Vorzugsweise wird das Potential der Referenzelektrode mit einem niederohmigen Eingang eines Signalverstärkers verbunden. In der zuvor genannten Figur 1 ist eine Situation gezeigt, in welcher vier EMG- Signale EMS1 , ... ,EMS4 erfasst werden. In einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung werden wenigstens zwei EMG-Signale EMS1 , EMS2 erfasst, wie später in Bezug auf die Figur 2 näher erläutert. In einer einem zweiten
Ausführungsbeispiel der Erfindung werden drei oder mehr als drei EMG- Signale, bevorzugt vier EMG-Signale, EMS1 , ... ,EMS4 erfasst, wie später in Bezug auf die Figur 3 näher erläutert.
Die Vorrichtung V, V1 weist eine Schnittstelle SC1 auf, mittels welcher die Elektromyographiesignale EMS1 , ... ,EMS4 der jeweiligen Oberflächenmyographiesensorpaare SE5 und SE6, SE1 und SE2, SE7 und SE8 sowie SE3 und SE4 erfasst werden können. Vorzugsweise weist diese Schnittstelle SC1 eine Analog/Digital-Wandlereinheit auf, um die erfassten EMG-Signale in digitale EMG-Signale umzuwandeln. Eine Referenzelektrode an der Position R aus Figur 4 ist nicht explizit in der Figur 1 gezeigt. Es ist jedoch für den Fachmann aufgrund der Figur 4 und ihrer Beschreibung ersichtlich, dass die Schnittstelle SC1 der Vorrichtung V, V1 auch zur Erfassung eines Referenzpotentials mittels eines EMG-Signals eines
Oberflächenelektromyografiesensors der Position R ausgebildet sein kann um dann andere EMG-Signale EMS1 , ... ,EMS4, vorzugsweise alle EMG-Signale EMS1 , ... ,EMS4, anderer Sensoren in Beziehung zu dem EMG-Signal des Referenzpotentials zu setzen.
Die Schnittstelle SC1 nimmt vorzugsweise eine Entfernung eines jeweiligen DC-Anteils in dem jeweiligen EKG-Signal EMS1 , .... EMS4 vor.
Die Vorrichtung V, V1 weist ferner wenigstens eine weitere Schnittstelle SC2 auf, welche zur Erfassung des Atemsignals AS, das eine Atemaktivität des Patienten indiziert, ausgebildet ist. Die Schnittstelle SC2 weist vorzugsweise eine Analog/Digital-Wandler Einheit zur Digitalisierung des erfassten
Atemsignals AS auf.
Die Vorrichtung V, VI weist ferner eine Recheneinheit R auf. Innerhalb der Vorrichtung V, V1 werden die erfassten Signale EMS1 , ... ,EMS4, AS von den Schnittstellen SC1 , SC2 an die Recheneinheit R bereitgestellt, vorzugsweise in digitalisierter Form, also abgetastet und quantisiert. Dieses erfolgt vorzugsweise innerhalb der Vorrichtung V, V1 mittels vorgesehener Datenübertragungs- bzw. Datenkommunikationsmittels zwischen den einzelnen Einheiten SC1 , SC2, R, wie beispielsweise mittels eines Datenbusses.
Die Recheneinheit R verfügt vorzugsweise über eine Speichereinheit, in welcher die erfassten Signale EMS1 , ... ,EMS4 sowie AS zumindest
abschnittsweise und/oder zumindest temporär gespeichert werden können, um diese dann verarbeiten zu können. Eine solche Speichereinheit ist nicht explizit in der Figur 1 gezeigt.
Die Vorrichtung V, V1 bestimmt anhand der erfassten Signale EMS1 , ... ,EMS4, AS wenigstens ein erstes Datensignal DS1 sowie ein zweites Datensignal DS2.
Die Vorrichtung V, V1 verfügt ferner über eine Dätenschnittstelle DSS, welche zum Bereitstellen der gewonnenen Datensignale DS1 , DS2 ausgebildet ist. Diese Daten schnittsteile DSS kann entweder eine externe Schnittstelle sein, an welcher die Vorrichtung V, V1 die gewonnenen Datensignäle DS1 , DS2 an weitere Einheiten außerhalb der Vorrichtung V, V1 bereitstellt. Dieses ist so in Figur 1 dargestellt.
Vorzugsweise kann aber diese Datenschnittstelle DSS eine innerhalb der Vorrichtung V, V1 vorhandene Datenschnittstelle sein, an welcher die
gewonnenen Signale DS1 , DS2 zum Zwecke einer weiteren Nachverarbeitung innerhalb der Vorrichtung V, V1 bereitgestellt werden, sodass diese
Datenschnittstelle DSS nicht unbedingt eine externe Datenschnittstelle sein muss.
Das erste Datensignal DS1 indiziert eine Aktivität wenigstens eines für eine inspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels eines Patienten und das zweite Datensignal indiziert DS2 eine Aktivität wenigstens eines für eine exspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels des Patienten.
Figur 2 zeigt Schritte, welche durch die Recheneinheit R gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel der Vorrichtung aus Figur 1 durchgeführt werden. Die Recheneinheit ist dazu ausgebildet, auf Basis von zwei
Elektromyographiesignalen EMS1 , EMS2 und dem Atemsignal AS die
Datensignale DS1 und DS2 zu bestimmen.
In einem Bestimmungsschritt BS bestimmt die Recheneinheit auf Basis des Atemsignals AS eine Atemphaseninformation API, welche erste Zeitfenster inspiratorischer Atemaktivität und zweite Zeitfenster exspiratorischer Atemaktivität indiziert. Dieser Bestimmungsschritt BS wird später unter
Bezugnahme auf die Figur 6 näher erläutert.
Die Recheneinheit überprüft die zwei Elektromyographiesignale EMS1 , EMS2 jeweils auf eine jeweilige Detektierbarkeit einer jeweiligen
Herzsignalkomponente hin mittels eines jeweiligen Detektionsschrittes DS. Der Detektionsschritt DST wird später unter Bezug auf die Figur 5 näher erläutert. Ein Detektionsschritt DST indiziert eine Detektierbarkeit mittels einer
Detektionsinformation DE1 , DI2.
Ferner unterdrückt die Recheneinheit eine in einem EMG-Signal EMS1 , EMS2 detektierte Herzsignalkomponente auf Basis des entsprechenden
Detektionsergebnisses, bzw. der jeweiligen gewonnenen Detektionsinformation DM , DI2, in dem entsprechenden EMG-Signal EMS1 , EMS2. Dies erfolgt in einem jeweiligen Unterdrückungsschritt UES. Somit werden die
entsprechenden, jeweiligen und möglicherweise modifizierten EMG-Signale EMST, EMS2' gewonnen werden.
Auf Basis der EMG-Signale EMST, EMS2\ welche wiederum auf den EMG- Signalen EMS1 bzw. EMS2 basieren, werden entmischte Signale E1 , E2 bestimmt. Es erfolgt eine Entmischung der Signale EMST, EMS2' in einem Signalverarbeitungsschritt SV1 zur Gewinnung der entmischten Signale E1 , E2. Der Signalverarbeitungsschritt SV1 wird später unter Bezug auf Figur 7 näher erläutert.
Die beiden gewonnenen, entmischten Signale E1 , E2 werden in einem
Zuordnungsschritt ZS1 in Abhängigkeit der gewonnenen
Atemphaseninformation API einer inspiratorischen Atemaktivität bzw. einer exspiratorischen Atemaktivität des Patienten zugeordnet, um die Datensignale DS1 , DS2 zu bestimmen. Der Zuordnungsschritt ZS1 wird später unter Bezug auf Figur 12 näher erläutert. In diesem Ausführungsbeispiel werden also beide bzw. alle gewonnenen, entmischten Signale Et, E2 in dem Zuordnungsschritt ZS1 verwendet. Figur 3 zeigt ein zweites Ausführungsbeispiel der Erfindung, bei welcher wenigstens drei EMG-Signale, in diesem Beispiel vier EMG-Signale, EMS1 , ... ,EMS4, sowie das Atemsignal AS erfasst werden. Die Ableitung der
Atem phaseninformation API in dem Bestimmungsschritt BS erfolgt analog zu dem ersten Ausführungsbeispiel aus Figur 2 und wird später unter Bezug auf Figur 6 erläutert.
Es werden in einem Signalverarbeitungsschritt SV2 auf Basis der
Elektromyographiesignale E S1 , ... EMS4 wenigstens drei entmischte Signale, in diesem Beispiel vier Signale, E11 E14, bestimmt. Der
Signalverarbeitungsschritt SV2 wird später unter Bezug auf Figur 18 näher erläutert.
Die entmischten Signale E11 E14 werden jeweils dahingehend überprüft, ob in ihnen eine Herzsignalkomponente anhand des Detektionsschrittes DS detektierbar ist. Hieraus wird eine jeweilige Detektionsinformation DU 1 , ... ,DI14 für das jeweilige korrespondierende EMG-Signal E11 , ... ,E14 gewonnen und an einen Selektions- und Zuordnungsschritt SUZS bereitgestellt. Dieser
Selektions- und Zuordnungsschritt SUZS führt eine Selektion des einen entmischten Signals, in welchem eine Herzsignalkomponente am stärksten detektierbar ist, durch, um dann die verbleibenden entmischten Signale mittels einer Zuordnung zur Bestimmung der Datensignale DS1 , DS2 zu verwenden. Es wird in diesem Ausführungsbeispiel also nur eine Untermenge der entmischten Signale in dem Zuordnungsschritt verwendet.
Figur 5 zeigt beispielhafte Signale im Zuge eines Detektionsschrittes DST, wie zuvor in Bezug auf die Figuren 2 und 3 erwähnt. Ein beispielhaftes EKG-Signal EKGS, welches eine Herzsignalkomponente bzw. aufeinander abfolgende QRS-Komplexe darstellt, ist möglicherweise in einem EMG-Signal vorhanden. Dargestellte Signale sind in dieser Darstellung nicht unbedingt gleich groß skaliert. Ein EMG-Signal EMSx ist in solchen Zeitfenstern unterdrückt, für welche die Herzsignalkomponente detektiert wurde. Diese Zeitfenster werden in einer Detektionsinformation Dlx anhand der Werte 0 und 1 indiziert. Die Wahl der logischen Werte 0 und 1 für die Indizierung der jeweiligen Zeitfenster ist hierbei nur beispielhaft, auch eine umgekehrte Verwendung der Werte 1 und 0 ist möglich. Die hier gezeigten Signale EKGS, Dix, EMSx sollen nur das grundlegende Prinzip des Detektionsschrittes illustrieren. Eine andere Herzsignalkomponente als der QRS-Komplex ist die sogenannte p- Welle, welche ebenfalls eine mögliche Störung darstellt. Die p-Welle kann um den Faktor 10 kleiner sein als der QRS-Komplex.
Ein Vorhandensein eines EKG-Signals bzw. eines QRS-Komplexes innerhalb des EMG-Signals kann mittels des sogenannten Pan-Tompkins-Algorithmus detektiert werden
Pan, Jiapu, Tompkins, Willis J., "A Real-Time QRS Detection Algorithm," Biomedical Engineering, IEEE Transactions on , vol.BME-32, no.3, pp. 230, 236, March 1985.
Der Pan-Tompkins Algorithmus gibt üblicherweise einen Pulse Stream aus. Dabei wird die zeitliche Lage des QRS Komplexes durch einen einzelnen Peak bzw. Spike markiert. Eine vorgegebene zeitliche Breite bzw. ein Zeitfenster um einen solchen detektierten Signalpeak herum kann als das EKG-Signal bzw. als QRS-Komplex interpretiert werden kann, sodass ein solches Zeitfenster dann eines der Zeitfenster mit dem Wert 0 der Detektionsinformation DIx darstellt. Ein solches Zeitfenster beginnt vorzugsweise ca. 20 bis 50 ms vor dem Spike und endet 50 bis 90 ms nach dem Spike. Außerhalb des durch einen Spike verursachten Zeitfensters nimmt die Detektionsinformation DIx den Wert 1 an. Für solche detektierten Zeitfenster mit dem Wert 0 wird das EKG-Signal bzw. die Herzsignalkomponente in dem EMG-Signal EMSx unterdrückt. Diese
Unterdrückung erfolgt dadurch, dass das EMG-Signal EMSx innerhalb dieser Zeitfenster durch vorgegebene Werte, beispielsweise Nullwerte, ersetzt wird. Die Figur 6 zeigt beispielhafte Signale im Rahmen eines Bestimmungsschrittes BS, welcher zuvor in Bezug auf die Figuren 2 und 3 erwähnt wurde. In der Figur 6 ist über der Zeit t ein Volumenstromsignal V gezeigt, welches beispielhaft eine inspiratorische Phase und eine exspiratorische Phase darstellt. Auf Basis des Atemsignals V wird die Atemphaseninformation API bestimmt. Die Atemphaseninformation API indiziert ein erstes inspiratorisches Zeitfenster ZFA inspiratorischer Atemaktivität sowie ein zweites exspiratorisches Zeitfenster ZFB exspiratorisCher Atemaktivität. Ein Zeitfenster einer inspiratorischen Aktivität ZFA ist hierbei derart zu verstehen, dass während dieses Zeitfensters ZFA im Wesentlichen die Inspiration des Patienten stattfindet. Ein Zeitfenster einer exspiratorischen Aktivität ZFB ist hierbei derart zu verstehen, dass während dieses Zeitfensters ZFB im Wesentlichen die Exspiration des
Patienten stattfindet, dass aber das Zeitfenster nicht auf einen solchen
Teilzeitraum der Exspiration beschränkt ist sondern vorzugsweise weitere Teilzeiträume umfasst, vorzugsweise einen weiteren Teilzeitraum, welcher bis zu einem. Beginn eines darauffolgenden Zeitraumes bzw. Zeitfenster einer darauffolgenden Inspiration andauert.
Übersteigt das Atemsignal V einen vorgegebenen positiven Schwellenwert SW1 , so wird auf den Anfangszeitpunkt A einer inspiratorischen Aktivität des Patienten geschlossen. Dieser Zeitpunkt A kann dann als der Beginn des Zeitfensters der inspiratorischen Aktivität ZFA festgelegt werden. Zur
Bestimmung eines Endzeitpunktes EN der inspiratorischen Atemaktivität bzw. des Beginns der exspiratorischen Atemaktivität, auch Cycling-Off Zeitpunkt genannt, kann vorzugsweise einer der hier gezeigten Endzeitpunkte ENa, ENb oder ENc verwendet werden. Die jeweiligen Endzeitpunkte ENa, ENb, Ec3 unterscheiden sich dadurch, dass jeweilige unterschiedliche Schwellenwerte SW1 , SW2, SW3 angewendet werden, welche durch das Volumenstromsignal V zu den jeweiligen Zeitpunkten unterschritten werden. In diesem Beispiel wird der Beginn des exspiratorischen Zeitfensters ZFB der exspiratorischen
Atemaktivität mittels des Schwellwertes SW1 als der Zeitpunkt EN1 bestimmt.
Die Figur 6 zeigt ferner zu dem Volumenstrom V korrespondierende Druckwerte P, welche ebenfalls oder anstatt des Volumenstroms V mittels eines
pneumatischen Sensors in dem Atemkreislauf detektiert werden können. Eine alternative Bestimmung eines Anfangszeitpunktes A einer inspiratorischen Phase bzw. eines inspiratorischen Zeitfensters besteht darin, dass das
Drucksignal P zum Zeitpunkt A einen vorgegebenen Druckschwellwert unterschreitet. Dieses ist so nicht explizit in der Figur 6 gezeigt. Es kann jedoch möglicherweise davon ausgegangen werden, dass im Zuge einer
inspiratorischen Atemaktivität des Patienten ein sogenanntes Ansaugen von Atemluft in dem Atemkreislauf durch den Patienten kurzzeitig zu einem hier nicht gezeigten Druckabfall unterhalb eines vorgegebenen Druckschwellwertes führen kann, sodass dieser Zeitpunkt, zu welchem dieser Druckschwellenwert unterschritten wird, als der Anfangszeitpunkt A der inspiratorischen
Atemaktivität bzw. des Zeitfensters der inspiratorischen Atemaktivität bestimmt werden kann. Die Bestimmung eines Endzeitpunktes der inspiratorischen Atemaktivität bzw. der Beginn einer exspiratorischen Atemaktivität kann dann wie zuvor beschrieben unter Bezug auf das Volumenstromsignal ermittelt werden.
Figur 7 zeigt einen zuvor unter Bezug auf Figur 2 genannten
Signalverarbeitungsschritt SV1 gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel.
Anhand einer digitalen Filterstruktur FS1 wird eine digitale Signalverarbeitung bzw. eine digitale Filterung der EMG-Signale EMS1 \ EMS2' durchgeführt, um die entmischten Signale E1 , E2 zu bestimmen. Die Filterstruktur FS1 ist ein sogenanntes Matrix-Filter bzw. Matrix-Filterstruktur, bei welchem jedes der eingehenden Signale EMST, EMS2' prinzipiell einen Signalanteil zu einem der ausgehenden Signale E1 , E2 bzw. der entmischten Signale beitragen kann. Die Filter F1 1 , F22 sind hier bei Finite-lmpulse-Response(FIR)-Filter. Diese Signalanteile sind abhängig von den Filterkoeffizienten der einzelnen Filter F1 1 , F21 , F12, F22. In einem Schritt der Koeffizientenbestimmung FBE werden unter Kenntnis der eingehenden EMG-Signale EMST , EMS2\ sowie der ausgehenden,
entmischten Signale E1 , E2 als auch aktueller Filterkoeffizienten der einzelnen Filter F1 1 , ... ,F22 neue, aktualisierte Filterkoeffizienten der Filter F1 1 , F21 , F12, F22 der Filterstruktur FS1 in einem adaptiven Verfahren bestimmt.
Die Entmischung der EMG-Signale EMS1 ', EMS2' läuft vorzugsweise
kontinuierlich über die eingehenden Signale EMS1 ', EMS2* ab. Die
Bestimmung der Filterkoeffizienten in dem Bestimmungsschritt FBE erfolgt hierbei schrittweise. Die Bestimmung Filterkoeffizienten der einzelnen Filter F11 , ... , F22 der Filterstruktur FS1 werden hierbei in einem Bestimmungsschritt FBE bestimmt, welcher später noch genauer erläutert wird.
Vorzugsweise können die entmischten Signale E1 , E2 noch einer Hullfilterung HF unterzogen werden. Ein anderer Begriff für Hullfilterung ist
Hüllkurverifilterung. Hierbei wird das jeweilige entmischte Signal E1 , E2 mit einem laufenden Rechteckfenster von etwa 300 ms multipliziert und
anschließend der sogenannte Root-Mean-Square(RMS)-Wert berechnet. Durch eine zeitliche Verschiebung eines solchen Fensters und anschließender RMS- Wert Bestimmung ergibt sich ein jeweiliges geglättetes Hüllkurvensignal HE1 , HE2. Anstelle eines Rechteckfensters kann hier auch eine Fensterfunktion gewählt werden, welche eine nicht-konstante Gewichtung der einzelnen
Signalwerte vornimmt. Diese Gewichtung kann z.B. eine Trapezoid-Gewichtung sein. Die Gewichtung mittels der Fensterfunktion wird vorzugsweise als Finite- Impulse-Response-Filter implementiert.
Die Figur 8 zeigt beispielhafte eingehende EMG-Signale EMST, EMS2' nach einer. Entfernung einer möglichen EKG- bzw. Herzsignalkomponente wie zuvor unter Bezug auf Figur 2 bzw. Figur 5 beschrieben. Die Figur 8 zeigt ferner Anfangszeitpunkte A sowie Endzeitpunkte EN eines Zeitfenster inspiratorischer Aktivität, welche die Atemphaseninformation indizieren, die auf Basis des Atemsignals zuvor bestimmt wurde. Für eine anschaulichere Betrachtung sind in Figur 9 zu den aus Figur 8 gezeigten EMG-Signalen die entsprechenden Hull-gefilterten Signale HEEMST bzw. HEEMS2' dargestellt.
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Figur 10 zeigt beispielhafte entmischte Signale E1 , E2. Die Figur.11 zeigt die entsprechenden einer Hullfilterung unterzogenen, entmischten Signale HE1 , HE2. Auch hierbei ist die in den Figuren 8, 9 und 10 gezeigten und aus dem
Atemsignal bestimmte Atemphaseninformation als Anfangs- und Endzeitpunkte A, A2, EN, EN2 inspiratorischer Phasen bzw. inspiratorischer Zeitfenster aufgetragen. Durch Vergleich der Signale HEMS1` HEMS2` der Figur 11 mit den Signalen HE1 , HE2 der Figur 9 kann erkannt werden, dass insbesondere für die zweite inspiratorische Phase zwischen den Zeitpunkten A2 und EN2 das Signal HE1 aus Figur 11 eine bessere Repräsentation einer inspiratorischen Muskelaktivität darstellt als das Signal HEEMS1 ' aus der Figur 9. Insbesondere ist der maximale Peak zwischen den Punkten A2 und EN2 in dem Signal HE1 eindeutig innerhalb dieses Zeitfensters vorhanden, während dieser Peak in dem Signal HEEMSTauch einen wesentlichen Anteil außerhalb dieses Zeitfensters bereits vor dem Zeitpunkt A2 aufweist.
Die Figur 12 zeigt Teilschritte des zuvor erwähnten Zuordnungsschrittes ZS1 , welcher zuvor unter Bezug auf die Figur 2 und in Zusammenhang mit dem ersten Ausführungsbeispiel erwähnt wurde. Die entmischten Signale E1 , E2 werden zunächst in einem jeweiligen Schritt der Signalenergiebestimmung SEB hinsichtlich ihrer jeweiligen Signalenergie analysiert. Hierbei wird entsprechende Signalinformation Sil , SI2 unter
Kenntnis der zuvor gewonnenen Atemphaseninformation API bestimmt. Der Schritt SEB ist hier als ein Schritt ausgezeigt, welcher für die Signale E1 und E2 separat ausgeführt werden kann, wobei es für den Fachmann ersichtlich ist, dass dieser Schritt SEB unter Kenntnis beider entmischten Signale E1 , E2 durchzuführen ist, wie später unter Bezug auf Figur 13 erläutert wird.
Figur 13 zeigt beispielhaft eine Atemphaseninformation API sowie ein auf Basis des entmischten Signals EN1 gewonnenes Energiesignal SEE1 als auch ein auf Basis des entmischten Signals EN2 gewonnenes Energiesignal SEE2. Ein prinzipiell anzunehmendes Zeitfenster Z1 einer inspiratorischen Aktivität, indiziert durch die Atemphaseninformation API, wird durch jeweilige
Zeitversätze ZV, welche vorzugsweise 100 ms betragen, an seinem Anfang A und seinem Ende E modifiziert. Somit ergibt sich ein modifiziertes Zeitfenster ZV mit den Zeitpunkten A' und E'. Dieses ist also ein Zeitfenster Z1 \ welches als Zeitfenster einer inspiratorischen Aktivität angenommen werden kann. Das durch die Atemphaseninformation API indizierte Zeitfenster Z2 der exspiratorischen Aktivität wird gemäß der Anwendung des Zeitversatzes ZV modifiziert, um das Zeitfenster Σ zu erhalten.
Jenes der entmischten Signale E1 , E2, für welches das entsprechende
Energiesignal SEE1 , SEE2 innerhalb des inspiratorischen Zeitfensters Z1 die höhere bzw. die höchste Signalenergie aufweist, wird als für dieses Zeitfenster ΖΓ als das Signal bestimmt, welches eine inspiratorische Muskelaktivität einer inspiratorischen Atemphase indiziert. In dem hier gezeigten Beispiel wird nun also angenommen, dass das entmischte Signal E1 eine inspiratorische
Muskelaktivität während einer inspiratorischen Atemaktivität des Patienten indiziert, da das Energiesignal SEE1 die höchste Signalenergie innerhalb des Zeitfensters ΖΓ besitzt. Dieses wird in einer Signalinformation SI1 anhand entsprechender Null-Eins-Werte indiziert, wie als durchgezogene Linie im unteren Signalverlauf SI1/SI2 eingezeichnet. Da das Energiesignal SEE2 eine geringere Signalenergie während des inspiratorischen Zeitfensters Z1 ' aufweist als das Energiesignal SEE2, wird dies in einer Signalinformation SI2, hier als gestrichelte Linie eingezeichnet, entsprechend durch den Wert 0 indiziert. Es kann also für das Zeitfenster Z1 ' das entmischte Signal E2 als jenes
angenommen werden, welches eine exspiratorische Muskelaktivität während einer exspiratorischen Atemaktivität des Patienten indiziert.
Gemäß der Darstellung aus Figur 12 können die so gewonnenen
SignalinformationenSI1 , SI2 dann in einem Zuordnungsschritt ZU1 im Zuge eines Auswahlschrittes AW verwendet werden, um die Werte der entmischten " Signale E1 , E2 den Datensignalen DS1 bzw. DS2 zuzuordnen. Hierbei wird jenes der entmischten Signale, hier E1 , dem ersten Datensignal D1 zugeordnet, für welches sich die höchste Anzahl an Zeitfenstern ergibt, zu welchen das entmischte Signal als das inspiratorische Signal angenommen wurde. Das entsprechend andere Signal, hier E2, wird dem zweiten Datensignal DS2 zugeordnet. Dieses wird, wie zuvor unter Bezug auf die Figur 13 näher erläutert, eben durch die Signalinformationen SI1 , SI2 indiziert bzw.
bereitgestellt. Die abgeleiteten Datensignale DS1 , DS2 können vorzugsweise noch einer Hullfilterung HF unterzogen werden.
Die Figur 14 zeigt eine Bestimmung der Datensignale DS1 , DS2 auf Basis von wenigstens drei EMG-Signalen, in diesem konkreten Beispiel vier EMG-
Signalen EMS1 , ... ,EMS4, wie zuvor unter Bezugnahme auf die Figur 3 gemäß des zweiten Ausführungsbeispiels erläutert. Hierbei ist der Selektions- und Zuordnungsschritt SUZS genauer dargestellt. Der Selektions- und
Zuordnungsscnritt SUZS besteht aus einem Selektionsschritt SEL und einem Zuordnungsschritt ZU2.
Auf Basis der Detektionsinformation DM , ... ,DI4 aus jeweiligen
Detektionsschritten DS kann in dem Selektionsschritt SEL eines der vier entmischten Signale E1 1 , ... ,E14 als das Signal herausselektiert werden, , welches am stärksten bzw. im Wesentlichen eine Herzsignalkomponente bzw. ein EKG-Signal aufweist. Es verbleiben somit nur noch drei entmischte Signale E1 1 , ... ,E13. Hierbei ist das Selektieren des entmischten Signals E12 in dem Schritt SEL nur beispielhaft zu sehen, es könnte auch eines der anderen' entmischten Signale E1 1 , E13, E14 selektiert werden. Es wird auf Basis der Detektionsinformation DM , ... ,DI4 jenes der entmischten Signale E11 , ... ,E14 als das EKG-Signal bzw. das Herzsignal herausselektiert, welches die meisten Zeiträume bzw. Zeitfenster aufweist, innerhalb welcher eine jeweilige
Herzsignalkomponente detektiert werden konnte. Die verbleibenden, nicht selektierten entmischten Signale E11 , E13, E14 werden nun wieder jeweils einem Signalenergiebestimmungsschritt SEB, wie zuvor unter Figur 13 erläutert, zugeführt, wobei die Atemphaseninformation API herangezogen wird. Es werden jeweilige Signalinformationen SI11 , SI13, SI14 bestimmt, wie zuvor unter Bezug auf Figur 13 erläutert. Anhand dieser
Signalinformationen SI1 1 , SI13, SI14 kann in dem Zuordnungsschritt ZU2 dann eines der Signale E1 1 , E13, E14 als das Signal identifiziert bzw. selektiert werden, welches eine inspiratorische Muskelaktivität indiziert. Konkurrieren zwei der entmischten Signale E1 1 , E13, E14 als inspiratorische Signale miteinander, so wird jenes Signal als das inspiratorische Signal dem ersten Datensignal DS1 zugeordnet, welches eine höhere Atemaktivität aufgrund einer höheren Signalenergie innerhalb der inspiratorischen Phase indiziert. Gleiches gilt für eine möglicherweise konkurrierende Situation zwischen zwei der Signale E1 1 , E13, E14 bezüglich einer exspiratorischen Atemaktivität während exspiratorischer Phasen. Somit können in dem Zuordnungsschritt ZU2 zwei der entmischten und zuvor in dem Schritt SEL nicht selektieren Signale E1 1 , E13, E14 zugeordnet werden, um die Datensignale DS1 , DS2 zu gewinnen. Diese Signale DS1 , DS2 können vorzugsweise wieder einer Hullfilterung HF
unterzogen werden.
Figur 18 zeigt eine Variante zur Signalverarbeitung in Form des
Signalverarbeitungsschrittes SV2, bei welchem P unterschiedliche EMG- Signale EMS1 , ... ,EMSP, hier mit P = 4, eingehen, und bei welchem Q verschiedene Ausgangssignale als entmischte Signale E1 , ... ,EQ, hier mit Q = 4, bestimmt werden. Die Filterstruktur FS2 ist hierbei eine Matrix-Filter-Struktur, welche aus den P Eingangssignalen die Q Ausgangssignale abbildet. Die Filter Fl 1 , FPQ sind hierbei FIR-Filter. Die Filterkoeffizienten der einzelnen Filter
F1 1 FPQ der Filterstruktur FS2 werden hierbei wiederum in einem
Bestimmungsschrift FBE bestimmt, wobei unter Kenntnis der eingehenden EMG-Signale EMS1 EMSP sowie der ausgehenden, entmischten Signale E1 , EQ als auch aktueller Filterkoeffizienten der einzelnen Filter neue, aktualisierte Filterkoeffizienten der Filter in einem adaptiven Verfahren bestimmt werden. Es wird nun unter Bezug auf das zweite Ausführungsbeispiel und Figur 18 erläutert, in welcher Weise die Filterung der eingehenden EMG-Signale EMS1 , ... ,EMSP zur Gewinnung der entmischten Signale E1 , ... ,EQ erfolgen kann. Es ist hierbei dem Fachmann klar, dass die Wahl von P=4 und Q=4 nur eine mögliche Wahl ist, es können auch jeweils P=2 und Q=2 Signale verwendet werden, wie zuvor unter Bezug auf das erste Ausführungsbeispiel erwähnt.
Die P vorliegenden EMG-Signale EMS1 , EMSP sind zeitdiskrete Signale. Es werden zur Bestimmung der Filterkoeffizienten jeweils / Samples eines Signals EMS1 , EMSP verwendet, wobei die entsprechenden Signalausschnitte aus den Signalen EMS1 , EMSP zeitgleich ausgeschnitten werden. Es ergibt sich also für ein Signal EMSp mit dem Kanalindex p = 1 ... P der P Kanäle bei einem Sampleindex i = l ein entsprechendes Signal wie durch die Signale Figur 18 angedeutet.
Figure imgf000030_0009
Ein Vektor, welcher für einen Zeitpunkt bzw. Sampleindex i die einzelnen Werte der einzelnen P Kanäle aufweist ist dann gegeben als
Figure imgf000030_0003
Zum Zwecke eines sogenannten Spherings erfolgt zunächst eine
Hauptkomponentenanalyse bzw. Eigenwertzerlegung der räumlichen
Kovarianzmatrix mittels
Figure imgf000030_0004
so dass dann das Sphering durchgeführt werden kann mittels
Figure imgf000030_0001
Die so erhaltenen Signale können dann in M Signalblöcke jeweiliger Blocklänge i mit dem Blockindex m = 1 ... aufgeteilt werden, wobei aufeinander folgende Blöcke sich zu 50% überlappen, wobei dann die Blockanzahl
Figure imgf000030_0002
Figure imgf000030_0005
ist. Innerhalb eines Signalblo'cks gibt es dann n = i ...N Samples.
j
Ein Signalblock mit dem Index m und laufendem Sampleindex n = 1 ... N ist dann gegeben durch
Figure imgf000030_0006
Es wird dann für jeden der Kanäle mit Index p = l ...P und jeden Block eine Frequenztransformation, vorzugsweise eine Fast-Fourier-Transformation (FFT), durchgeführt
Figure imgf000030_0007
wobei r der Frequenzindex der L diskreten Frequenzbins ist.
Figure imgf000030_0008
Für einen festen Blockindex m. und einen festen Frequenzindex r ergibt sich dann für die Frequenztransformierte
Figure imgf000031_0001
ein Vektor der Dimensionalität 1 X P .
Ferner erfol t eine sogenannte Zentrierung der Frequenztransformierten gemäß
Figure imgf000031_0002
können dann im Frequenzbereich für die Filter F1 1 FPQ Filterkoeffizienten berechnet werden. Dieses erfolgt iterativ über eine vorgegebene Anzahl von Iterationen, wobei der Iterationsindex ist.
Figure imgf000031_0006
Figure imgf000031_0005
Hierbei werden die Q Äusgangssignale bzw. die Q entmischten Signale E1 , EQ mit Kanalindex q = l ... Q im Zeitbereich als
Figure imgf000031_0007
angenommen, welche im Frequerizbereich im Zuge der Blockverarbeitung dann geschrieben werden können als
Figure imgf000031_0008
Der Frequenzgang eines Filters Fpq aus Figur 18 mit dem Filterindex p, q lässt sich im Frequenzbereich schreiben als
Figure imgf000031_0003
mit dem Frequenzindex
Figure imgf000031_0009
Die gesamte Übertragungsfunktion der gesamten Filterstruktur aus Figur 18 lässt sich dann für die aktuelle Iteration l schreiben als
Figure imgf000031_0004
Für die erste Iteration 1 = 1 können für die Übertragungsfunktionen Initialisierungswerte eingesetzt werden und dann so in dieser ersten
Figure imgf000032_0004
Iteration 1 = 1 zunächst Ausgangssignal im Frequenzbereich bestimmt
Figure imgf000032_0005
werden gemäß wobei
Figure imgf000032_0001
Je Kanal p = 1 ...P und Block m = 1 ...M kann dann ein breitbandiger
Normierungsfaktor
Figure imgf000032_0002
bestimmt werden.
Nun lässt sich eine normierte Multivariate Score-Function aufstellen gemäß
Figure imgf000032_0003
Neue Filterkoeffizienten im Zeitbereich für die aktuelle Iteration l können auf Basis der vorangegangenen Iteration l— 1 dann in einem Updateschritt ermittelt werden gemäß
Figure imgf000032_0006
Hierbei ist μ ein Schrittweitenfaktor aus dem Bereich 0 < μ < l
Die Filterkoeffizienten
Figure imgf000032_0007
können vorzugsweise noch einem Minimum- Distortion-Prinzip unterworfen werden
Figure imgf000032_0008
Zur Durchführung einer weiteren Iteration kann nun wieder mit dem obige Schritt der Bestimmung von Ausgangssignaleni
Figure imgf000032_0009
m Frequenzbereich bestimmt auf Basis der neuen Filterkoeffizienten gemäß
Figure imgf000032_0010
Figure imgf000033_0003
begonnen werden.
Es werden dann also lmax Iterationen durchgeführt, welche auf
Filterkoeffizienten
Figure imgf000033_0001
führen.
Für ein Filter aus Figur 18 mit dem Index pq sind nun also Frequenzwerte
Figure imgf000033_0002
gegeben.
Es lassen sich dann für dieses Filter mit dem Index pq Filterkoeffizienten
Figure imgf000033_0006
mit Koeffizientenindex k und Filterlänge K im Zeitbereich
Figure imgf000033_0004
durch eine Rücktransformation bestimmen gemäß
Figure imgf000033_0005
Durch Anwendung der Filterkoeffizienten auf die FIR-Filter F1 1 , FPQ können dann die Eingangssignale EMS1 ... EMSP gefiltert werden um die entmischten Signale E1 , EQ zu gewinnen.
Vorzugsweise erfolgt die oben beschriebene Bestimmung der Filterkoeffiz'ienten schrittweise derart, dass zunächst Signalausschnitte der Eingangssignale EMS1 ... EMSP zur Bestimmung erster Filterkoeffizienten verwendet werden, dass diese ersten Filterkoeffizienten dann zunächst fortlaufend auf die zeitlich weiter eingehenden Eingangssignale EMS1 ... EMSP angewendet werden und dass die Filterkoeffizienten dann zu weiteren, späteren Zeitpunkten gemöß dem oben beschriebenen Algorithmus adaptiert werden.
Alternative Ausgestaltungen von Algorithmen zur Entmischung von
Eingangssignalen und Gewinnung von Ausgangssignalen finden sich unter anderem in folgenden Quellen: H. Buchner, R. Aichner, and W. Kellermann, "Blind source Separation for convolutive mixtures: A unified treatment," In Y.Huang and J. Benesty (eds.), Audio Signal Processing for Next-Generation Multimedia
Communication Systems, Kluwer Academic Publishers,
Boston/Dordrecht/London, pp. 255-293, Feb 2004.
H. Buchner, R. Aichner, and W. Kellermann, "TRINICON-based blind System Identification with application to multiple-source localization and Separation," In S. Makino, T.-W. Lee, and S. Sawada (eds.), Blind
Speech Separation, Springer-Verlag, Berlin/Heidelberg, pp. 101-147, Sept. 2007.
H. Buchner, R. Aichner, and W. Kellermann, "A Generalization of Blind Söurce Separation Algorithms for Convolutive Mixtures Based on Second
Order Statistics," IEEE Transactions on Speech and Audio Processing, vol. 13, no. 1 , pp. 120-134, Jan 2005.
Die Figur 15 zeigt beispielhafte Signale korrespondierend zu jenen, welche in Bezug auf die Figur 14 erwähnt werden. Hierbei stellt das E G-Signal EMS2 jenes Signal dar, welches am unteren Zwerchfell gewonnen wurde, das Signal EMS4 jenes, welches am oberen Zwerchfell gewonnen wurde, das Signal EMS1 jenes, welches an der internen Interkostalmuskulatur gewonnen wurde und das Signal EMS3 jenes, welches am Sternum gewonnen wurde. Diese Signale wurden mittels einer Hochpassfilterung von ihrem jeweiligen DC-Anteil befreit.
Die Figur 16 zeigt beispielhaft entmischte Signale E11 , ... ,E14, welche aus einer Entmischung der EMG-Signale aus Figur 15 resultieren.
Die Figur 17 zeigt die entmischten Signale aus Figur 16 nach einer Hullfilterung, wie bereits unter Bezug auf die Figur 14 erwähnt. In der Figur 17 ist hierbei das entsprechende gefilterte Signal HE2 vornehmlich jenes, welches eine EKG- Signalkomponente aufweist, wohingegen die weiteren Signale HE4, HE1 , HE3 jeweils eine inspiratorische bzw. eine exspiratorische Muskelaktivität des Patienten indizieren.
Die jeweiligen Anfangs- und Endzeitpunkte A, EN der einzelnen Zeitfenster inspiratorischer bzw. exspiratorischer Aktivität sind wiederum in der Figur 17 eingetragen. Hierbei lässt sich erkennen, dass beispielsweise gerade das SignaLHE4 bzw. eben das korrespondierende Signal E14 eine Muskelaktivität inspiratorischer Aktivität indiziert. Es wird ferner ersichtlich, dass zwar in den eingehenden EMG-Signalen EMS2, EMS4, EMS1 aus Figur 15 jeweils eine Herzsignalkomponente äußerst dominierend enthalten ist, dass jedoch aufgrund der Entmischung bzw.
Filterung zur Bestimmung der entmischten Signale E12, E14, Ε11. Έ13, siehe Figur 16, der jeweilige EKG-Signalanteil bzw. das Übersprechen des EKG- Signals hinein in die Signale EMS4 und EMS1 deutlich vermindert werden konnte. Das hier gezeigte Verfahren stellt sich also leistungsfähig heraus, um eine Entmischung von EMG-Signalen mit jeweiligen Cross-Talk-Anteilen vorzunehmen, um Signale zu erhalten, die eine inspiratorische bzw.
exspiratorische Muskelaktivität indizieren. Dieses Verfahren ist deshalb besonders leistungsfähig, da als Referenzinformation die
Atemphaseninformation API Einfluß findet, welche aus dem Atemsignal gewonnen wird.
Figur 19a zeigt eine bevorzugte Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung V, bei welcher die durch die Recheneinheit R bestimmten
Datensignale DS1 , DS2 jeweils noch einer Hullfilterung HF unterzogen werden, bevor über eine externe Displayschnittstelle bzw. Anzeigeschnittstelle DIS Anzeigedaten AD bereitgestellt werden, welche die Datensignale DS1 , DS2 indizieren. Die Anzeigedaten AD können dann an einer hier nicht gezeigten Anzeigeeinheit zur Anzeige gebracht werden können, um dem Kliniker eine Information über das Vorliegen einer inspiratorischen bzw. exspiratorischen Muskelaktivität anzuzeigen. Die Hullfilterung ist hier deshalb gestrichelt eingezeichnet, da diese optional bzw. nur vorzugsweise durchzuführen ist. Die Anzeigedaten AD können derart strukturiert sein, dass eine Darstellung der Signale DS1 , DS2 als Zeitreihe vorgenommen werden kann, wobei eine inspiratorische Aktivität positiv und eine exspiratorische Aktivität negativ aufgetragen wird.
Vorzugsweise sind die Anzeigedaten AD derart strukturiert, dass eine
Darstellung als Piktogramm erfolgt, wobei die Elektrodenpositionen zusammen mit dem Ergebnis der zugeordneten, getrennten Quellensignale angezeigt werden können, sodass entsprechende Muskeln hinsichtlich ihrer Aktivität dargestellt werden können.
Vorzugsweise können die Anzeigedaten AD zusätzlich das im Rahmen der Selektion selektierte EKG-Signal aufweisen bzw. indizieren. Die Figur 19b zeigt eine Variante der Vorrichtung V, bei welcher eine externe Datenschnittstelle EDS ein Ausgabedatensignal DAS bereitstellt, welches die Datensignale DS-1 , DS2 indiziert. Vorzugsweise werden hierbei die
Datensignale DS1 , DS2 noch einer Hullfilterung HF unterzögen, bevor diese an die externe Datenschnittstelle EDS weitergegeben werden. Das
Ausgabedatensignal DAS ist hierbei geeignet, um durch die externe
Datenschnittstelle EDS über ein Kommunikationsmedium, beispielsweise ein Netzwerk, übertragen zu werden. Das Netzwerk kann ein drahtloses. oder ein drahtgebundenes Netzwerk sein. Figur 20 zeigt eine bevorzugte Ausgestaltungsform VI der Vorrichtung, bei welcher die gewonnenen Datensignale DS1 , DS2 nur bevorzugt einer
Hullfilterung HF unterzogen werden, und dann über eine interne
Datenschnittstelle IDS an eine weitere Recheneinheit R2 der Vorrichtung V1 weitergegeben werden. Die Vorrichtung V1 umfasst das Beatmungsgerät BG. Hierbei ist die zuvor genannte wenigstens eine Recheneinheit eine Kombination aus den Recheneinheiten R und R2.
Die Recheneinheit R2 ist ausgebildet, um das Atemsignal AS
entgegenzunehmen. Die Recheneinheit R2 ist ferner geeignet, um das Beatmungsgerät BG in Abhängigkeit von wenigstens einem der Datensignale DS1 , DS2 anzusteuern. Hierzu stellt die Recheneinheit R2 unter Kenntnis der Datensignale DS1 , DS2 eine Triggerinformation Tl an das Beatmungsgerät BG bereit. Hierdurch kann das Beatmungsgerät BG diese Triggerinformation Tl zum Triggern der Beatmung des Patienten im Rahmen eines Beatmungsmodus verwenden.
Die Figur 21a zeigt beispielhafte Signalverläufe zum Gewinnen der
Triggerinformation Tl. Das mit einem Hullfilter gefilterte Signal DS1 , hier dargestellt als HDS1 , ist über der Zeit t aufgetragen. Bei Überschreiten des Hullgefilterten Datensignals HDS1 über einen vorgegebenen Schwellenwert SWI hinaus wird ein Zeitpunkt†.TR festgestellt, zu welchem eine Triggerung bzw. ein Beginn einer inspiratorischen Phase beginnt. Dieses ist dadurch indiziert, dass die Triggerinformation Tl beispielsweise von dem Wert 0 auf den Wert 1 springt.
Das Ende der inspiratorischen Phase bzw. der Zeitpunkt des sogenannten Cycling-Off liegt dann vor, wenn das hujlgefilterte Dätensignal HDS1 den vorgegebenen Schwellenwert SWI unterschreitet, sodass auf den Zeitpunkt tco geschlossen werden kann. Hier ändert sich die Triggerinformation Tl wieder entsprechend von dem Wert 1 auf den Wert 0.
Die Figur 21 b zeigt ein Blockschaltbild einer Auswertung bzw.
Signalverarbeitung, bei welcher die Recheneinheit R2 als Teil der wenigstens einen Recheneinheit dazu ausgebildet ist, das Beatmungsgerät BG sowohl in Abhängigkeit von dem wenigstens einen Datensignal DS1 als auch in
Abhängigkeit des Atemsignals AS anzusteuern. Die Recheneinheit R2 ist ferner dazu ausgebildet, eine Qualitätsbewertung des Datensignals DS1 im Rahmen eines Bewertungsschritts SQE vorzunehmen. Ferner wird vorzugsweise die Qualitätsbewertung SQE auch auf Basis des Datensignals DS2 durchgeführt. Das Ergebnis der Qualitätsbewertung ist eine Schaltinformation SIF. Die
Recheneinheit R2 ist ausgebildet, in Abhängigkeit der in dem Schritt SQE erfolgten Qualitätsbewertung bzw. der Schaltinformation SIF entweder zeitweise das eine Datensignal DS1 direkt oder indirekt zur Ansteuerung des Beatmungsgeräts BG heranzuziehen, oder aber zeitweise das Atemsignal AS ohne das Datensignal DS1 zur Ansteuerung des Beatmungsgeräts BG heranzuziehen. Dieses erfolgt auf Basis der erfolgten Qualitätsbewertung SQE. Die Triggerinformation Tl wird also entweder auf Basis des einen Datensignals DS1 oder des Atemsignals AS bestimmt.
Das Atemsignal AS wird einem Bestimmungsschritt BS analysiert, sodass eine Atemphaseninformation API gewonnen wird. Dieser Bestimmungsschritt BS wurde zuvor im Detail unter Bezug auf die Figur 6 genauer beschrieben. Die Atemphaseninformation API indiziert Zeitpunkte eines Triggers bzw. den Beginn einer inspiratorischen Phase als auch ein Ende einer exspiratorischen Phase bzw. einen Cycling-Off-Zeitpunkt genannt wird.
In einem oberen Zweig der Figur 21 b erfolgt die zuvor genannte Hullfilterung HF des ersten Datensignals DS1 zur Gewinnung des Hullgefilterten Datensignals HDS1 . In einem Schwellenwertentscheidungsschritt SWE, wie zuvor genauer in Bezug auf die Figur 21 a erläutert, wird dann die Triggerinformation TIE gewonnen, welche gleich der Triggerinformation Tl aus der Figur 21 a ist.
Dieses ist also eine Triggerinformation Tl, welche auf Basis des EMG-Signals bzw. der mehreren EMG-Signale gewonnen wird. Die Atemphaseninformation API kann auch als eine Atemtriggerinformation TIA aufgefasst werden. In dem Qualitätsbewertungsschritt SQE wird also eine Information SIF gewonnen, welche entscheidet, ob als Triggerinformation Tl die zuvor auf Basis der EMG- Signale gewonnene Triggerinformation TIE ausgegeben wird oder aber die auf Basis des Atemsignals AS gewonnene Triggerinformation TIA ausgegeben wird. Dieses ist dann die finale Triggerinformation Tl, welche ebenfalls in Figur 20 eingezeichnet ist.
Im Rahmen des Qualitätsbewertungsschrittes SQE wird diese Schaltinformation SIF so gewonnen, dass bei Vorliegen eines qualitativ nicht hochwertigen EMG basierten Triggersignals TIE auf das inspiratorische Signal AS zur Gewinnung der Triggerinformation TIA zurückgefallen wird. Die Signalqualitätsinformation SIF, auch Signalqualitätsindex genannt, lässt sich beispielsweise derart bestimmen, dass die jeweilige Signalenergie während einer inspiratorischen bzw. einer exspiratorischen Phase jeweils normiert auf einzelne Zeiteinheiten ins sogenannte Energieverhältnis gesetzt werden, sodass ein solcher
Energieverhältnisquotient mit einem Energieverhältnisschwellenwert verglichen werden kann, wobei bei Überschreiten dieses Schwellenwertes die
Triggerinformation TIE auf Basis der EMG-Signale verwendet wird und bei Unterschreiten des Schwellenwertes die Triggerinformation TIA auf Basis des Atemsignals AS herangezogen wird.
Figur 22 zeigt Schritte zur Gewinnung einer Druckinformation PI, welche ebenfalls durch die Recheneinheit R2 der Figur 20 gewonnen werden kann, um dann in Abhängigkeit der Druckinformation PI das Beatmungsgerät BG anzusteuern. Hierbei ist die Recheneinheit R2 dazu ausgebildet, das
Beatmungsgerät BG für eine druckgesteuerte Beatmungsunterstützung zu kontrollieren. Die druckgesteuerte Beatmungsunterstützung des Gerätes BG erfolgt derart, dass ein Beatmungsdruck wenigstens zeitweise in Abhängigkeit von dem gewonnenen wenigstens einem Datensignal DS1 , vorzugsweise beider Signale DS1 und DS2, erfolgt. Vorzugsweise erfolgt die
Beatmungsunterstützung derart, dass der Beatmungsdruck proportional zur Hüllkurve des wenigstens einen Datensignals HDS1 erfolgt. Hierbei wird aus dem wenigstens einen Datensignal DS1 mittels der Hullfilterung HF das gefilterte Signal HDS1 gewonnen, wie zuvor beschrieben. In einem
Funktionsbestimmungsschritt FK1 wird dann eine Druckinformation PI1 aus dem Hull-gefilterten Signal HDS1 gewonnen. Die Druckinformation PI kann dann in einem multiplexen Schritt MS auf Basis der gewonnenen
Druckinformation PI1 gebildet werden. Beispielsweise ist die Druckinformation PI gleich der Druckinformation PI1. In diesem Fall besteht der
Multiplexingschritt MS in einem einfachen Mappen der Druckinformation PI1 auf die Information PI. Diese Information PI kann dann wie in Figur 20 gezeigt dem Beatmungsgerät BG bereitgestellt werden bzw. die Ansteuerung des
Beatmungsgerätes BG erfolgt durch die Recheneinheit R2 in Abhängigkeit der gewonnenen Druckinformation PI wie zuvor genannt.
Vorzugsweise kann gemäß Figur 22 auch aus dem Datensignal DS2 eine weitere Druckinformation PI2 korrespondierend zu der Gewinnung der Druckinformation PI1 aus dem Datensignal DS1 gewonnen werden. In dem Multiplexingschritt MS kann nun die Druckinformation PI auf Basis der beiden Druckinformationen PI1 und PI2, welche auf den jeweiligen Datensignale DS1 und DS2 basieren, gewonnen werden. Hierbei kann also auch vorzugsweise im Rahmen einer exspiratorischen Phase eine Druckinformation PI2 verwendet werden. Somit kann die Druckinformation PI zur Steuerung des
Beatmungsgerätes BG aus Figur 20 sowohl vorzugsweise in inspiratorischen als auch exspiratorischen Phasen eine druckkombinierte Beatmung in
Abhängigkeit der gewonnenen Druckinformation bzw. in Abhängigkeit der zwei Datensignale DS1 und DS2 durchführen.
Hierbei kann es auch vorgesehen werden, den Positive-End-Exspiratory- Pressure(PEEP)-Wert auf Basis der Druckinformation PI zu wählen und das Beatmungsgerät BG in Abhängigkeit des so gewonnenen PEEP-Wertes zu steuern. Ferner können auch weitere Parameter der Zeitsteuerung in
Abhängigkeit der Druckinformation PI gewählt werden.
Vorzugsweise kann auch eine Anpassung bzw. Erhöhung des Basisflusses während der Inspiration als auch eine Anpassung bzw. Absenkung des
Basisflusses während der Exspiration unter Kenntnis der Druckinformation PI gewählt werden.
Vorzugsweise werden die gewonnenen Datensignale DS1 und DS2 zur Feststellung einer möglichen Änderung der respiratorischen Muskelrekrutierung analysiert, um eine drohende Erschöpfung der respiratorischen Muskulatur frühzeitig zu erkennen.
Obwohl manche Aspekte im Zusammenhang mit einer Vorrichtung beschrieben wurden, versteht es sich, dass diese Aspekte auch eine Beschreibung des entsprechenden Verfahrens darstellen, sodass ein Block oder ein Bauelement einer Vorrichtung auch als ein entsprechender Verfahrensschritt oder als ein Merkmal eines Verfahrensschrittes zu verstehen ist. Analog dazu stellen Aspekte, die im Zusammenhang mit einem oder als ein Verfahrensschritt beschrieben wurden, auch eine Beschreibung eines entsprechenden Blocks oder Details oder Merkmals einer entsprechenden Vorrichtung dar.
Je nach bestimmten Implementierungsanforderungen können
Ausführungsbeispiele der Erfindung die Recheneinheit in Hardware und/oder in Software. Eine Umsetzung der genannten Recheneinheit kann hier als wenigstens eine Recheneinheit erfolgen oder aber durch mehrere
Recheneinheiten im Verbund. Die Implementierung kann unter Verwendung eines digitalen Speichermediums, beispielsweise einer Floppy-Disk, einer DVD, einer Blu-Ray Disc, einer CD, eines ROM, eines PROM, eines EPROM, eines EEPROM oder eines FLASH-Speichers, einer Festplatte oder eines anderen magnetischen oder optischen Speichers durchgeführt werden, auf dem elektronisch lesbare Steuersignale gespeichert sind, die mit einer
programmierbaren Hardwarekomponente derart zusammenwirken können oder zusammenwirken, dass das jeweilige Verfahren durchgeführt wird.
Eine programmierbare Hardwarekomponente kann als Recheneinheit durch einen Prozessor, einen Computerprozessor (CPU = Central Processing Unit), einen Computer, ein Computersystem, einen anwendungsspezifischen
-integrierten Schaltkreis (ASIC = Application-Specific Integrated Circuit), einen integrierten Schaltkreis (IC = Integrated Circuit), ein Ein-Chip-System (SOC = System on Chip), ein programmierbares Logikelement oder ein
feldprogrammierbares Gatterarray mit einem Mikro-prozessor (FPGA = Field Programmable Gate Array) gebildet sein.
Das digitale Speichermedium kann daher maschinen- oder computerlesbar sein. Manche Ausführungsbeispiele umfassen also einen Datenträger, der elektronisch lesbare Steuersignale aufweist, die in der Lage sind, mit einem programmierbaren Computersystem oder einer programmierbare
Hardwarekomponente derart zusammenzuwirken, dass eines der hierin beschriebenen Verfahren durchgeführt wird. Ein Ausführungsbeispiel ist somit ein Datenträger (oder ein digitales Speichermedium oder ein cömputerlesbares Medium), auf dem das Programm zum Durchführen eines der hierin
beschriebenen Verfahren aufgezeichnet ist. Schalter, wie z.B. jener in Fig. 21 b, sind hier nur konzeptuell dargestellt. Es versteht sich, dass eine solche Schaltlogik durch Hardware und/oder Software realisiert werden kann.
Allgemein können Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung als
Programm, Firmware, Computerprogramm oder Computerprogrammprodukt mit einem Programmcode oder als Daten implementiert sein, wobei der
Programmcode oder die Daten dahin gehend wirksam ist bzw. sind, eines der Verfahren durchzuführen, wenn das Programm auf einem Prozessor oder einer programmierbaren Hardwarekomponente abläuft. Der Programmcode oder die Daten kann bzw. können beispielsweise auch auf einem maschinenlesbaren Träger oder Datenträger gespeichert sein. Der Programmcode oder die Daten können unter anderem als Quellcode, Maschinencode oder Bytecode sowie als anderer Zwischencode vorliegen.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel ist ferner ein Datenstrom, eine Signalfolge oder eine Sequenz von Signalen, der bzw. die das Programm zum Durchführen eines der hierin beschriebenen Verfahren darstellt bzw. darstellen. Der
Datenstrom, die Signalfolge oder die Sequenz von Signalen kann bzw. können beispielsweise dahin gehend konfiguriert sein, um über eine
Datenkommunikationsverbindung, beispielsweise über das Internet oder ein anderes Netzwerk, transferiert zu werden. Ausführungsbeispiele sind so auch Daten repräsentierende Signalfolgen, die für eine Übersendung über ein
Netzwerk oder eine Datenkommunikationsverbindung geeignet sind, wobei die Daten das Programm darstellen.
Ein Programm gemäß einem Ausführungsbeispiel kann eines der Verfahren während seiner Durchführung beispielsweise dadurch umsetzen, dass dieses Speicherstellen ausliest oder in diese ein Datum oder mehrere Daten hinein schreibt, wodurch gegebenenfalls Schaltvorgänge oder andere Vorgänge in Transistorstrukturen, in Verstärkerstrukturen oder in anderen elektrischen, optischen, magnetischen oder nach einem anderen Funktionsprinzip
arbeitenden Bauteile hervorgerufen werden. Entsprechend können durch ein Auslesen einer Speicherstelle Daten, Werte, Sensorwerte oder andere
Informationen von einem Programm erfasst, bestimmt oder gemessen werden. Ein Programm kann daher durch ein Auslesen von einer oder mehreren Speicherstelien Größen, Werte, Messgrößen und andere Informationen erfassen, bestimmen oder messen, sowie durch ein Schreiben in eine oder mehrere Speicherstellen eine Aktion bewirken, veranlassen oder durchführen sowie andere Geräte, Maschinen und Komponenten ansteuern.
Bezugszeichenliste
(Teil der Beschreibung)
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Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung (V, V1 ) zum Bereitstellen wenigstens eines ersten
Datensignals (DS1 ) und eines zweiten Datensignals (DS2,
wobei das erste Datensignal (DS1 ) eine Aktivität wenigstens eines für eine inspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels eines Patienten (PA) indiziert und wobei das zweite Datensignal (DS2) eine Aktivität wenigstens eines für eine exspiratorische Atemänstrengung relevanten Muskels des Patienten (PA) indiziert,
aufweisend
- eine erste Schnittstelle (SC1 ), ausgebildet zum Erfassen wenigstens dreier oder mehr als drei Elektromyographiesignale (EMS1 , ...
,EMS4) jeweiliger Oberflächenmyographiesensorpaare (SE1 , SE2,
SE7, SE8),
- eine zweite Schnittstelle (SC2), ausgebildet zum Erfassen eines
Atemsignals (AS, welches eine Atemaktivität des Patienten (PA) indiziert, sowie wenigstens eine Recheneinheit (R, R2), welche ausgebildet ist
- zum Bestimmen einer Atemphaseninformation (API) auf Basis des Atemsignals (AS), welche erste Zeitfenster inspiratorischer
Atemaktivität (ZFA) und zweite Zeitfenster exspiratorischer Atemaktivität (ZFB) indiziert,
- ferner zum Bestimmen von wenigstens drei entmischten Signalen auf Basis der Elektromyographiesignale (EMS1 , ... ,EMS4), - ferner zum Überprüfen, ob in einem der entmischten Signale (E11 ,
E12, E13, E14) eine Herzsignalkomponente detektierbar ist und, bei erfolgreicher Detektion der Herzsignalkomponente, das
entsprechende entmischte Signal (E12) zu selektieren
- ferner zum Bestimmen der Datensignale (DS1 , DS2) mittels
Zuordnen wenigstens einer Untermenge der verbleibenden entmischten Signale (E1 1 , , E13, E14) zu einer inspiratorischen Atemaktivität sowie einer exspiratorischen Atemaktivität des Patienten (PA) in Abhängigkeit der Atemphaseninformation (API), sowie ferner eine Datenschnittstelle (DSS, IDS, DIS, EDS), welche ausgebildet ist zum Bereitstellen der Datensignale (DS1 , DS2).
2. Vorrichtung (V) nach Anspruch 1 ,
aufweisend eine Schnittstelle (DIS) zur Ausgabe von Änzeigedaten (AD) in Abhängigkeit der Datensignale (DS1 , DS2) an eine Anzeigeeinheit.
3. Vorrichtung (V) nach Anspruch 1 ,
dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (V1 ) ein Beatmungsgerät (BG) zur Beatmung des Patienten (PA) aufweist,
und dass die Recheneinheit (R, R2) ferner dazu ausgebildet ist, das Beatmungsgerät (BG) in Abhängigkeit wenigstens eines der
Datensignale (DS1 , DS2) anzusteuern.
4. Vorrichtung (V) nach Anspruch 1 ,
wobei das Atemsignal (AS) ein Volumenstromsignal (V) ist,
und wobei die Recheneinheit (R, R2) ferner dazu ausgebildet ist, die Atemphaseninformation (API) in Abhängigkeit des Volumenstromsignals (V) und wenigstens eines vorgegebenen Schwellenwertes (SW1 , SW2, SW3) zu bestimmen.
5. Vorrichtung (V) nach Anspruch 1 ,
wobei die Recheneinheit (R, R2) ferner dazu ausgebildet ist, die entmischten Signale ( E11 , ... ,E14) mittels adaptiver digitaler Filterung der Elektromyographiesignale (EMS1 , ... ,EMS4) zu bestimmen.
6. Vorrichtung (V1 ) nach Anspruch 3,
wobei die Recheneinheit (R, R2) ferner dazu ausgebildet ist, das
Beatmungsgerät (BG) sowohl in Abhängigkeit von dem wenigstens einen Datensignal (DS1 ) als auch in Abhängigkeit von dem Atemsignal (AS) anzusteuern, und wobei die Recheneinheit (R, R2) ferner dazu ausgebildet ist, eine Qualitätsbewertung des wenigstens einen Datensignals (DS1 )
vorzunehmen,
wobei die Recheneinheit (R, R2) in Abhängigkeit der Qualitätsbewertung entweder das wenigstens eine Datensignal (DS1 ) oder das Atemsignal (AS zur Ansteuerung des Beatmungsgerätes (BG) heranzieht.
7. Vorrichtung (V1 ) nach Anspruch 3,
wobei die Recheneinheit (R, R2) ferner dazu ausgebildet ist, das
Beatmungsgerät (BG) für eine druckgesteuerte Beatmungsunterstützung zu kontrollieren,
und wobei die druckgesteuerte Beatmungsunterstützung derart erfolgt, dass ein Beatmungsdruck wenigstens zeitweise in Abhängigkeit von dem wenigstens einen Datensignal (DS1 ) erfolgt.
8. Verfahren zum Bereitstellen wenigstens eines ersten Datensignals (DS1 ) und eines zweiten Datensignals (DS2),
wobei das erste Datensignal (DS1 ) eine Aktivität wenigstens eines für eine inspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels indiziert und wobei das zweite Datensignal (DS2) eine Aktivität wenigstens eines für eine exspiratorische Atemanstrengung relevanten Muskels indiziert, aufweisend
- Erfassen dreier oder mehr als drei Elektromyographiesignale (EMS1 , ... ,EMS4) jeweiliger Oberflächenmyographiesensorpaare (SE1 , SE2,
SE7, SE8),
- Erfassen eines Atemsignals (AS), welches eine Atemaktivität des Patienten (PA) indiziert,
- Bestimmen einer Atemphaseninformation (API), anhand des
Atemsignals (AS), welche erste Zeitfenster inspiratorischer
Atemaktivität (ZFA) und zweite Zeitfenster exspiratorischer
Atemaktivität (ZFB) indiziert,
- Bestimmen von wenigstens drei entmischten Signalen (E11 , ... , E14) auf Basis der Elektromyographiesignale (EMS1 , ... ,EMS4), - Überprüfen ob in einem der entmischten Signale (E11 , E12, E13, E14) eine Herzsignalkomponente detektierbar ist und, bei
erfolgreicher Detektion der Herzsignalkomponente, Selektieren des entsprechenden entmischten Signals (E12)
- Bestimmen der Datensignale (DS1 , DS2) mittels Zuordnung
wenigstens einer Untermenge der verbleibenden entmischten Signale (E11 , E13, ,E14) zu einer inspiratorischen Atemaktivität und einer exspiratorischen Atemaktivität des Patienten (PA) in Abhängigkeit der Atemphaseninformation (API),
- Bereitstellen der Datensignale (DS1 , DS2).
9. Verfahrerl nach Anspruch 8,
ferner aufweisend, '
- Ausgabe von Anzeigedaten (AD) in Abhängigkeit der Datensignale (DS1 , DS2) an eine optische Anzeigeeinheit.
10. Verfahren nach Anspruch 8,
ferner aufweisend,
- Steuerung eines Beatmungsgerätes (BG) in Abhängigkeit wenigstens eines der zugeordneten Datensignale (DS1 , DS2).
11.Programm mit einem Programmcode zur Durchführung des Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 8 bis 10 wenn der Programmcode auf einem Computer, einem Prozessor oder einer programmierbaren
Hardwarekomponente ausgeführt wird.
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