Vorrichtung und Verfahren zur Datenverarbeitung physiologischer Signale

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein das Gebiet der Verarbeitung physiologischer Signale und insbesondere eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Verarbeitung physiolo- gischer Signale, speziell physiologische Signale von Menschen, für therapeutische und diagnostische Anwendungen sowie für Überwachungsanwendungen ("Monitoring"). Ein Spezialfall ist die Anwendung einer solchen Signal- bzw. Datenverarbeitung unter Verwendung einer Filtervorrichtung bei der Steuerung der Beatmung eines Patienten durch ein Beatmungsgerät.

Typischerweise können Signale von Sensoren, die der Erfassung physiologischer Eigenschaften dienen, nicht direkt weiterverwendet werden, sondern müssen geeignet gefiltert werden. Dies dient insbesondere dem Zweck, das gewünschte Nutzsignal, zum Beispiel ein EKG-Signal, von unerwünschten Signalen, etwa Rauschen oder Bewegungsarte- fakten, zu trennen, um dadurch das eigentliche Nutzsignal deutlicher hervortreten zu lassen.

Zur Durchführung einer solchen Filterung sind seit langem verschiedene Verfahren bekannt. Diese Verfahren basieren zumeist auf sogenannten linearen Filtern, deren Beschreibung durch lineare mathematische Transformationen (z.B. Fouriertransformation) erfolgen kann. Lineare Filter lassen sich vergleichsweise einfach entwerfen und besitzen signalunabhängige Eigenschaften, d.h. die Eigenschaften hängen nicht vom verarbeiteten Signal ab. Typischerweise sind solche Filter durch eine sogenannte Systemfunktion charakterisiert, die den Frequenzgang und den Phasengang widerspiegelt.

Grundsätzlich ist jedoch jede Form der Signalverarbeitung ("Filterung") mit einem gewissen Zeitaufwand verbunden. Dies bedeutet, dass das verarbeitete Signal erst nach einer bestimmten Verzögerungszeit am Ausgang der Signalverarbeitungseinheit zur Verfügung steht. Die Größe der Verzögerungszeit hängt dabei ganz entscheidend von den Filtereigenschaften ab. Bei einigen Anwendungen, wie insbesondere bei der Verarbeitung physiologischer Signale, darf diese Verzögerungszeit jedoch eine bestimmte Grenze nicht überschreiten, da z.B. ein medizintechnisches Gerät sein Verhalten schnell genug ändern muss, um seinen Zweck zu erfüllen. Beispielsweise muss ein Beatmungsgerät schnell genug auf den Beatmungswunsch eines Patienten reagieren können, da eine Beatmung sonst nicht adäquat durchgeführt werden kann.

Da es physiologische Signale gibt, die einerseits einen hohen Filteraufwand, d.h. eine hohe Filterqualität, benötigen und andererseits aber nur geringe Verzögerungszeiten zulässig sind, entsteht hier eine besonders hohe Anforderung an die Signalverarbeitung, d.h. an das verwendete Filter.

Lineare Filter kommen hierbei schnell an ihre Grenzen, da insbesondere deren Fähigkeit Signale zu trennen ("Filtersteilheit" bzw. "Bandbreite") direkt mit der Verzögerungszeit zusammenhängt. Genau genommen gibt es einen Zusammenhang zwischen der

Einschwingzeit und der dazu benötigten Frequenzbandbreite. In der Theorie der Filter spricht man hier vom Zeit-Bandbreite-Produkt. Dieses besagt, dass das Produkt aus Einschwingzeit und Frequenzbandbreite konstant ist. Dieser Zusammenhang ist fundamental und liegt an den linearen Eigenschaften dieser Filter. Es gibt deshalb keine Möglichkeit, schmalbandige bzw. steilflankige Filter mit sehr kleiner Verzögerungszeit zu bauen. Lange Einschwingzeiten bedeuten hierbei, dass das Filter Artefakte erzeugt, die von langer Dauer sind. Mit anderen Worten, jede kurze Änderung im Eingangssignal erzeugt am Ausgang einen Filterartefakt mit langer Dauer. Dieses Phänomen ist unter dem Begriff "Einschwingverhalten" bekannt. Anders und vereinfacht gesagt zeigen lineare Filter entweder schlechte Eigenschaften bei kurzen Verzögerungszeiten oder gute Eigenschaften bei langen Verzögerungszeiten.

Neben den klassischen linearen Filtern gibt es Filter, die im Gegensatz zu linearen Filtern zum Teil zeitvariante Signale verarbeiten können und zum Teil nicht auf linearen

Verfahren basieren. Beispiele hierfür sind Blind Source Separation, Independent

Component Analysis, Principal Component Analysis, Adaptive Filter und die Empirical Mode Decomposition. Obwohl diese Filter zum Teil erheblich bessere Eigenschaften als klassische lineare Filter haben, ist der damit verbundene Signalverarbeitungsaufwand hoch, und immer ergeben sich mehr oder weniger große Verzögerungszeiten. Deshalb sind diese Filter nicht für alle Anwendungen nutzbar. Für diese Anwendungen kommen deshalb nur andersartige nichtlineare Filter in Betracht. Insbesondere lassen sich bei nichtlinearen Filtern die Einschwingzeit bzw. die Dauer von Filterartefakten und die Filterqualität ("Filtersteilheit" bzw. "Bandbreite") voneinander entkoppeln. Ein Beispiel für ein solches Filter stellt ein Schwellwertdetektor dar, der alle Werte oberhalb einer bestimmten Schwelle z.B. auf Null setzt. Hier ist offensichtlich die Verzögerungszeit sehr klein, da ein Schwellwertvergleich sehr schnell durchführbar ist und ferner keine Filterartefakte auftreten. Folglich gibt es bei diesen Filtern kein

Nachschwingen. Aus dem Stand der Technik sind verschiedene Filterlösungen bekannt.

So beschreibt die DE 42 35 318 C2 eine Vorrichtung zum Entfernen einer Grundlinienschwankung von einem EKG-Signal, bei der ein Vorwärtsfilter und ein Rückwärtsfilter über einen Puffer seriell verbunden sind. Hierbei wird ein EKG-Signal an das Vorwärts- filter angelegt, das ein nichtlineares Phasenantwortverhalten hat und gefilterte Signaldaten erzeugt. Diese Daten werden in dem Puffer gespeichert, und Blöcke der gespeicherten Daten werden in zeitlich umgekehrter Reihenfolge an das ebenfalls nichtlineare Rückwärtsfilter angelegt, um auf diese Weise in Rückwärtsrichtung gefilterte Blöcke zu erzeugen.

Die DE 197 28 782 B4 betrifft ein nichtlineares Filter für schwingungsbehaftete Gebersignale zum Einsatz in Kraftfahrzeugen. Die Gebersignale werden an einen Eingang des Filters angelegt, wobei in einem Differenzbildungsglied eine Differenz eines Ausgangssignals des Filters von diesem Eingangssignal gebildet wird und die so gebildete Differenz einmal direkt und einmal über ein nichtlineares Übertragungsglied einem Integrierglied aufgeschaltet wird. Das nichtlineare Übertragungsglied ist mit einer in ihrer Breite veränderlichen Mittelzone relativ geringer Verstärkung ausgestattet, wobei die Breite der Mittelzone durch einen die Amplitudendifferenz zwischen dem größten und kleinsten Signalwert des Filtereingangssignals während jeder Schwingungsperiodendauer der störenden Schwingung im Eingangssignal bildenden Amplitudendetektor so nachgeführt wird, dass die Zeitkonstante des Filters nur während Änderungen des Nutzsignals auf einen kleinen Wert verringert wird und deshalb das Störsignal am Filterausgang nicht erscheint. Die DE 195 18 528 A1 offenbart ein digitales Hochpassfilter mit Einrichtungen zur Wiederherstellung der Grundlinien, wobei das Hochpassfilter von einem Tiefpassfilter abgeleitet ist. Das Tiefpassfilter wird durch erste und zweite Tiefpassfilter gebildet, von denen jeder ein gemeinsames Eingangssignal empfängt und ein zugehöriges Ausgangssignal ausgibt. Hierbei hat das erste Filter eine relativ hohe Grenzfrequenz, so dass es genau dem Eingangssignal folgt, jedoch nicht dessen Welligkeit signifikant dämpft. Das zweite Filter hat eine Grenzfrequenz, die in Abhängigkeit von einem Steuersignal geändert werden kann, welches auf Basis eines Vergleichs der Ausgangssignale beider Filter erzeugt wird.

Die EP 0 677 922 A2 betrifft allgemein ein schnelles Tiefpassfilter und ein langsames Tiefpassfilter, wobei beide Filter das gleiche Eingangssignal empfangen und die Aus- gaben beider Filter verglichen werden, um die Antwortzeit des langsamen Tiefpassfilters zu erhöhen, wenn die Differenz der Ausgaben einen bestimmten Wert übersteigt, so dass das langsame Tiefpassfilter dem Eingangssignal schneller folgen kann.

Die EP 0 749 056 B1 zeigt ein rückgekoppeltes Nachlauffilter unter Verwendung mehrerer Integratoren.

Die EP 1 346 743 A1 offenbart eine Vorrichtung zur Steuerung eines Beatmungsgeräts mit einer Abgabesteuerung für Atemgas, die an einen Sensor für ein Messsignal angeschlossen ist und einen Druckaufbau in Abhängigkeit von einem zum Messsignal korrespondierenden Triggersignal durchführt.

Die EP 1 793 374 A1 betrifft eine Filtervorrichtung zur aktiven Rauschreduktion.

Die US 4,248,240 zeigt eine Vorrichtung zum Detektieren der Aktivität der Atmungs- organe und des Herzens von Lebewesen, bei der EMG-Signale mit Hilfe eines Hochpassfilters gefiltert werden, dem ein Komparator parallel geschaltet ist.

Die US 5,777,909 betrifft ein Tiefpassfilter mit Koeffizientenumschaltung zur

Verbesserung der Einschwingzeit.

Die US 7,535,859 B2 beschäftigt sich mit dem Problem der Sprachaktivitätserkennung unter Verwendung adaptiver Verfolgung des Grundrauschens.

Die US 2009/0143693 A1 beschreibt allgemein eine Vorrichtung zur Erzeugung von Bestimmungsindizes, um EKG-Störsignale zu identifizieren. Die US 2010/0168595 A1 betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Beseitigung einer Grundlinienverschiebung mit einem ersten und einem zweiten Verstärker, dem ein Tiefpassfilter zwischengeschaltet ist. Die Ausgabe des ersten Verstärkers wird dem Tiefpassfilter als auch einer dem Tiefpassfilter parallel geschalteten Zeitverzögerungs- Schaltung zugeführt, deren Ausgangssignal zum Ausgangssignal des Tiefpassfilters addiert und dem zweiten Verstärker zugeführt wird.

Als weiterer Stand der Technik sei genannt: AU 707148 B2; DE 101 64 446 A1 ;

DE 10 2007 024 072 A1 ; DE 10 2007 062 214 B3; EP 0 889 291 A2; EP 1 365 296 A1 ; US 4,915,103; US 5,353,788; US 5,980 463; US 6,588,423; US 2004/0260186 A1 ;

US 2006/0152197 A ; WO 98/48877; WO 2006/131149 A1 ; WO 2006/029529 A ;

DE 199 59 822 A1 ; US 5,820,560 A und WO 2009/096820 A1.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht allgemein in der Überwindung der Nachteile des Standes der Technik und insbesondere in der Realisierung einer schnellen Echtzeitfilterung bei gleichzeitiger Realisierung einer hohen Filterqualität, speziell im Bereich medizinischer Geräte, wie zum Beispiel Beatmungsgeräte.

Die Aufgabe wird gelöst durch eine Vorrichtung

mit den Merkmalen des Anspruchs 1.

Die Aufgabe wird ebenfalls gelöst durch eine Vorrichtung

mit den Merkmalen des Anspruchs 7. Die Aufgabe wird ebenfalls gelöst durch ein Verfahren

mit den Merkmalen des Anspruchs 12.

Die Aufgabe wird ebenfalls gelöst durch ein Verfahren

mit den Merkmalen des Anspruchs 13.

Geeignete Ausführungsformen ergeben sich aus den jeweiligen Unteransprüchen 2 bis 6 bzw. 8 bis 11 sowie aus den Unteransprüchen 14 und 15. ..

Die Erfindung wird anhand von Ausführungsbeispielen und Figuren im Folgenden näher erläutert. Im Sinne der vorliegenden Erfindung wird der Begriff Echtzeitfilterung in dem Sinne verstanden, dass eine Filterung des Signals auf aktuell erfasste Messwerte angewendet wird und die Ergebnisse ohne wesentlichen zeitlichen Verzug, d.h. ohne oder mit geringer Verzögerung oder mit vernachlässigbar kleiner Verzögerung zur Verfügung stehen.

Unter einer geringen Verzögerung ist im Sinne der vorliegenden Erfindung eine

Verzögerung eines Signals zu verstehen, die bei einer an die Signalbandbreite

angepassten Abtastung und Auslegung der analogen Schaltungskomponenten durch analoge Signalverarbeitung und Verstärkung, Analog- zu Digitalwandlung, mathematische Umrechnungen und Normierungen, Digital- zu Analogwandlung, keinerlei Auswirkungen und Informationsverlust hinsichtlich einer unverfälschten Wiedergabe oder Weiterverarbeitung des Signals zur Folge haben. Als ein orientierendes Maß für eine an die Signalbandbreite angepasste Abtastung ist das Nyquist- Kriterium zu Grunde zu legen. Die in der vorliegenden Erfindung gewählten Ausführungsbeispiele beschreiben die

Filterung anhand von mindestens zwei parallelen Signalpfaden, an die zeitlich gleichzeitig ein gemeinsames Eingangssignal angelegt wird. Der Begriff "parallele Signalpfade" ist jedoch nicht auf eine zwingende Parallelität im Sinne von Muiti-Processing beschränkt, sondern beschreibt vielmehr eine "funktionale" Parallelität. Im Sinne der vorliegenden Erfindung ist als "funktionale" Parallelität beispielsweise eine Verarbeitung von Signalen in gleichsam zeitgleicher Weise zu verstehen, z.B. in einem Multiplexing- oder Multitasking- Verfahren, wobei die Verarbeitung auch mittels lediglich einer arithmetisch-logischen Recheneinheit (ALU), einem μθ, μΡ oder ähnlichem Prozessortyp erfolgen kann. Jeder der mindestens zwei Signalpfade wird vom Eingangssignal durchlaufen und dabei spezifisch in jedem dieser mindestens zwei Signalpfade gefiltert. Die Ausgangssignale dieser mindestens zwei Signalpfade werden miteinander in einer Weise verbunden, dass mindestens einer der mindestens zwei Signalpfade den anderen der mindestens zwei Signalpfade beeinflusst und somit auf dessen Ausgangssignal einwirkt, sodass am Ausgang mindestens einen Signalpfades durch die Einwirkung des mindestens einen anderen Signalpfades eine Verbesserung der Signalfilterung erreicht wird.

Eine Signalfilterung und eine Echtzeitfilterung umfassen im Sinne der vorliegenden Erfindung verschiedenste Arten der Filterung, welche im Ergebnis im Sinne der vorliegenden Erfindung gleichwirkend sind. So sind sowohl Filterungen basierend auf elektronischen Bauteilen, wie beispielsweise basierend auf Operationsverstärker- Schaltungen mit weiteren Bauteilen, wie Dioden, Widerständen, Kondensatoren oder Spulen, auch in geeigneter Kombination mit Spitzenwertdetektoren, Gleichrichtern, Schieberegistern und anderen Logikschaltungen im Sinne der vorliegenden Erfindung umfasst. Eine beispielhafte Schaltungsvariante mit Operationsverstärkern ist als Sailen- Key- Schaltung dem Fachmann bekannt. Weiterhin sind Filterschaltungen basierend auf programmierbaren Bauteilen im Sinne der vorliegenden Erfindung mit umfasst. Als nicht abschließende Auflistung programmierbarer Typen von Bauteilen sind hier beispielhaft FPGA (Field Programmable Gate Array), PAL (Programmable Array Logic), GAL (Generic Array Logic), ASIC (Application-specific integrated circuit), CPLD (Complex

Programmable Logic Device) oder weitere analoge programmierbare Bausteine, digitale programmierbare Bausteine, sowie Kombinationen der in der Auflistung genannten Typen genannt.

Weiterhin sind auch verschiedene Arten digitaler Filterungen, welche nach einer Analog- zu- Digitalwandlung in Form einer in Software implementierten Filterung durch eine Ablaufsteuerung in Form eines programmierten Quellcodes, in denen Filterkoeffizienten und / oder mathematische Gleichungsmodelle enthalten sind, welche mit Hilfe eines μΡ'ε (Micro Processor), C's (Micro Controller) oder eines DSP's (Digital Signal Processor) in verschiedenen Ausführungen von Filtertypen ausgeführt werden, im Sinne der

vorliegenden Erfindung als Möglichkeiten einer Signalfilterung und einer Echtzeitfilterung mit umfasst. Zu solchen, auf programmierbarem Quellcode basierenden Filtertypen gehören beispielsweise FIR- Filter (Finite Impulse Response), HR- Filter (Infinite Impulse Response), aber auch Glättungsfilter, Kaiman- Filter, nichtlineare Filter wie

Begrenzungsfilter oder Rangordnungsfilter.

Eine Signalfilterung und eine Echtzeitfilterung im Sinne der vorliegenden Erfindung findet beispielsweise Anwendung bei der Ansteuerung eines Beatmungsgeräts auf Basis entsprechend gefilterter physiologischer Signale eines Patienten. Eine solche Beatmungssteuerung erfordert eine minimale Verzögerungszeit bei der Filterung des physiologischen Signals, so dass die Beatmungssteuerung ohne wesentliche zeitliche Verzögerung auf sich ändernde Beatmungsanforderungen reagieren kann.

Das nachfolgend beschriebene erfindungsgemäße Verfahren zur Echtzeitfilterung physiologischer Signale ermöglicht eine Trennung des Nutzanteiles eines physiologischen Signals von Störanteilen.

Das Verfahren zur Echtzeitfilterung physiologischer Signale mit einem Nutzanteil und mit einem Störanteil, umfasst einen schnellen Signalpfad und einen parallelen langsamen Signalpfad, welche vom physiologischen Signal durchlaufen werden, mit einer Verbindung zwischen den Signalausgängen des schnellen Signalpfades und des langsamen Signalpfades und einer weiteren Verbindung zwischen dem Signalausgang des schnellen Signalpfades mit dem Signaleingang des langsamen Signalpfades, wobei das physiologische Signal parallel in den Eingang des schnellen Signalpfades und in den Eingang des langsamen Signalpfad eingekoppelt wird,

wobei der schnelle Signalpfad schnell durchlaufen wird und eine schnelle, vorzugsweise nichtlineare Filterung vorgenommen wird und am Signalausgang des schnellen

Signalpfades ein gefiltertes Ausgangssignal anliegt, das im Wesentlichen den Nutzanteil des physiologischen Signals enthält und in dem der Störanteil des physiologischen Signals nicht vollständig durch die schnelle Filterung unterdrückt ist,

wobei über die Verbindung das Verhalten des schnellen Signalpfades beeinflusst wird, wobei der langsame Signalpfad langsam durchlaufen wird und eine langsame,

vorzugsweise nichtlineare Filterung vorgenommen wird,

wobei über die weitere Verbindung das Verhalten des langsamen Signalpfades

beeinflusst wird

und wobei am Signalausgang des langsamen Signalpfades ein gefiltertes Ausgangssignal anliegt, das im Wesentlichen den Nutzanteil des physiologischen Signals enthält und in dem der Störanteil des physiologischen Signals im Wesentlichen durch die langsame Filterung unterdrückt ist,

wobei am Signalausgang unverzögert gegenüber dem Signalausgang des schnellen Signalpfades ein gefiltertes Ausgangssignal anliegt, das im Wesentlichen den Nutzanteil des physiologischen Signals enthält und in dem der Störanteil des physiologischen Signals im Wesentlichen unterdrückt ist. In einem bevorzugten ersten Ausführungsbeispiel (Figuren 1A, 1 B, 1C und 1 D) der Erfindung wird die Anwendung bei der Ansteuerung eines Beatmungsgeräts auf Basis eines entsprechend gefilterten elektromyographischen Signals (EMG) von einem

Patienten dargestellt. In dieser Anwendung ist eine minimale Verzögerungszeit bei der Filterung des elektromyographischen Signals gefordert, so dass die Beatmungssteuerung ohne wesentliche zeitliche Verzögerung auf sich ändernde Beatmungsanforderungen reagieren kann. Bei diesem Ausführungsbeispiel hat die erfindungsgemäße Filterung das Ziel, die durch den Herzschlag des Patienten verursachten EKG-Artefakte - insbesondere die R-Zacken - ohne größere zeitliche Verzögerung zu entfernen, ohne das Nutzsignal zu beeinträchtigen.

Eine herkömmliche lineare Filterung (z.B. Hochpassfilter) hätte entweder eine zu hohe Verzögerungszeit zur Folge oder ein erheblicher Teil der Signalenergie ginge verloren, da die Grenzfrequenz des Hochpassfilters entsprechend hoch eingestellt werden müsste, um die EKG-Artefakte hinreichend zu entfernen.

Das obige Problem wird gelöst, indem bei der Filterung eine Auftrennung des Signal- pfades in mehrere separate Signalpfade erfolgt, und zwar in einen schnellen Signalpfad und mindestens einen langsamen Signalpfad. Die Signalpfade greifen auf dasselbe gestörte Eingangssignal zu, das sowohl einen Nutz- als auch einen Störanteil (z.B. EKG- Artefakte) enthält. Das Ergebnis der Filterung im langsamen Signalpfad steht erst nach einer größeren Verzögerungszeit zur Verfügung und wird dann bei der Filterung im schnellen Signalpfad zum Beispiel in Form von Parametern verwendet. Diese Kopplung des langsamen Signalpfades mit dem schnellen Signalpfad ist in bevorzugter Weise geeignet ausgebildet, das funktionale Verhalten des langsamen Signalpfades zu beeinflussen. Im Sinne der vorliegenden Erfindung ist unter einem schnellen Signalpfad zu verstehen, dass ein Signal den schnellen Pfad vom Eingang bis zum Ausgang um einen Faktor 5 bis 20 mal schneller als den langsamen Signalpfad durchläuft. Zur Differenzierung der Begriffe "schneller Signalpfad" und "langsamer Signalpfad" soll verstanden werden, dass die Signaldurchlaufzeit im schnellen Pfad mindestens um den Faktor 2 kleiner ist als im langsamen Pfad. Dieser Faktor hat in bevorzugten Ausgestaltungen der Erfindung allgemein Werte zwischen 2 und 25, und vorzugsweise zwischen 5 und 20. Beispielhaft und typisch im Sinne der vorliegenden Erfindung für einen schnellen Signalpfad ist eine Durchlaufzeit von 20 Millisekunden, für einen langsamen Signalpfad eine Durchlaufzeit von 200 Millisekunden. Grundsätzlich soll der schnelle Signalpfad schnell auf Änderungen des Eingangssignals reagieren und gleichzeitig an seinem Ausgang eine möglichst glatte Hüllkurve zur Verfügung stellen, die dann zur Ansteuerung eines Gerätes dient. Für die Glättung der Hüllkurve ist natürlich eine gewisse Zeit (Reaktionszeit) erforderlich, die abhängig vom gewünschten Ausmaß der Glättung und der verwendeten Filter variieren kann. Die üblichen Durchlauf- bzw. Reaktionszeiten für den schnellen Pfad liegen daher in einem Bereich von vorzugsweise zwischen etwa 20 ms und etwa 200 ms. Im Gegensatz dazu liegen die Durchlauf- bzw. Reaktionszeiten im langsamen Pfad in einem Bereich von vorzugsweise zwischen 200 ms und etwa 10 s.

Für die Entfernung von EKG- Artefakten aus einem EMG- Nutzsignal sind die Signalpfade an die Signalbestandteile des EKG- Signals und des EMG- Signals angepasst. Für das EKG- Signal ist eine Abtastung im Bereich von 250 Werten je Sekunde bis 1500 Werten je Sekunde erforderlich und zweckmäßig, für das EMG- Signal ist eine Abtastung im Bereich von 250 Werten je Sekunde bis 1500 Werten je Sekunde erforderlich und zweckmäßig.

Das gefilterte EMG- Nutzsignal soll nach einer Durchlaufzeit für die Filterung im Bereich innerhalb eines Atemzyklus eines Patienten, d.h. in einem Bereich von 0,05 Sekunden bis von 0,25 Sekunden zur weiteren Verwendung, beispielsweise zur Steuerung eines Beatmungsgerätes zur Verfügung stehen. Allgemein kann statt des Beatmungsgeräts auch irgendein anderes externes Gerät mit dem Signalsausgang der Filtervorrichtung gekoppelt sein. Hierbei kann das externe Gerät über eine Signalleitung mit dem

langsamen Pfad gekoppelt sein. Grundsätzlich kann der Signalausgang bei einer bevorzugten Ausgestaltung mit dem langsamen Signalpfad gekoppelt sein. Auf dieser Grundlage ist der schnelle Signalpfad mit einer Durchlaufzeit von 0,02

Sekunden bemessen. Der langsame Signalpfad ist auf Grundlage des zeitlichen Verlaufs der EKG- Artefakte mit einer typischen Durchlaufzeit im Bereich von 0,3 Sekunden bis 1 Sekunden bemessen. Zu einer deutlichen Verbesserung der Unterdrückung der EKG- Artefakte im EMG- Signal in der Praxis ist es aber durchaus realistisch, die Durchlaufzeit für den langsamen Signalpfad in einem Bereich von 1 Sekunden bis 10 Sekunden zu bemessen.

Das resultierende Ausgangssignal enthält idealerweise nur den Nutzanteil. In Wirklichkeit wird der Störanteil lediglich stärker verringert als der Nutzanteil. Bevorzugt wird mindestens im schnellen Signalpfad ein Filter mit nichtlinearen Eigenschaften verwendet. Im langsamen Signalpfad können die bekannten Methoden der linearen Filterung inklusive adaptiver Filter verwendet werden, da die größere Verzögerungszeit keine Rolle spielt. in einem weiteren zweiten Ausführungsbeispiel (Figur 2) erfolgt eine Quervernetzung von Informationen zwischen mehreren Signalpfaden. Somit können Ergebnisse der langsamen Filterung eines Signals auf die schnelle Filterung eines anderen Signals angewendet werden. Dieses zweite Ausführungsbeispiel lässt sich durch eine Replikation und Vernetzung der Signalpfade aus dem ersten Ausführungsbeispiel ableiten, wobei eine zusätzliche Verrechnungs- bzw. Entscheidungseinheit (VE) vorgesehen ist. Alternativ können die langsamen Signalpfade komplett in der Entscheidungseinheit enthalten sein. In einem weiteren dritten Ausführungsbeispiel (Figuren 3A und 3B) gibt es im Vergleich zum ersten Ausführungsbeispiei zusätzliche Rückführungen vom Ausgang des schnellen Signalpfades oder von einem Ausgang des gespeisten externen Geräts auf den langsamen Signalpfad. Hierdurch wird eine automatische Adaption der Signalverarbeitung ermöglicht.

In einem weiteren vierten Ausführungsbeispiel (Figur 4) gibt es im Vergleich zum zweiten Ausführungsbeispiel zusätzliche Rückführungen von den Ausgängen der schnellen Pfade oder von einem Ausgang (bzw. von mehreren Ausgängen) des gespeisten externen Geräts auf die Verrechnungs-/Entscheidungseinheit. Wie in Figuren 3A und 3B wird hierdurch eine automatische Adaption der Signalverarbeitung ermöglicht.

Die vorliegende Erfindung wird nun anhand einiger Ausführungsbeispiele unter

Bezugnahme auf die Figuren beschrieben, die verschiedene Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Datenverarbeitung physiologischer Signale bzw. der erfindungsgemäßen Filtervorrichtung zeigen. Obwohl sich die folgende Beschreibung auf eine Vorrichtung zur Datenverarbeitung bzw. auf eine Filtervorrichtung zur Verwendung bei der Steuerung eines Beatmungsgeräts bezieht, kann die erfindungsgemäße

Vorrichtung, wie für den Fachmann offensichtlich, auch für die Verarbeitung anderer physiologischer Signale verwendet werden kann, bei denen es darauf ankommt,

Störsignale ohne größere zeitliche Verzögerung zu entfernen, ohne das Nutzsignal zu beeinträchtigen.

Figur 1A zeigt eine schematische Darstellung von einem ersten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, das mit dem Ziel der Echtzeitfilterung bei der

Ansteuerung eines Beatmungsgerätes verwendet werden kann;

Figur 1 B zeigt eine Abwandlung der Ausführungsbeispiels aus Figur 1A; Figur 1C zeigt die Ausgestaltung aus Figur 1 A, in der das "langsame Filter" mit

einem zusätzlichen Block "Artefakt-Analyse" versehen ist, der Eingänge für Zusatzsignale aufweist;

Figur 1 D zeigt Details des "schnellen Pfades" und des "langsamen Pfades" aus

Figuren 1A bis 1C; zeigt eine schematische Darstellung von einem zweiten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, bei dem eine Quervernetzung von Informationen zwischen mehreren Signalpfaden erfolgt; Figur 3A zeigt eine schematische Darstellung von einem dritten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, bei dem im Vergleich zum ersten Ausführungsbeispiel zusätzliche Rückführungen vom Ausgang des schnellen Signalpfades oder vom Ausgangssignal eines externen Geräts auf den langsamen Signalpfad vorgesehen sind;

Figur 3B zeigt eine Abwandlung der Ausführungsbeispiels aus Figur 3A;

Figur 4 zeigt eine schematische Darstellung von einem vierten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, bei dem im Vergleich zum zweiten Ausführungsbeispiel zusätzliche Rückführungen von den Ausgängen der schnellen Pfade oder vom Ausgangssignal des gespeisten externen Geräts auf die Verrechnungs-/Entscheidungseinheit vorgesehen sind;

Figuren

5A bis 5C zeigen beispielhaft Darstellungen eines durch das EKG gestörten elektro- myographischen Signals zur Erläuterung der Funktion des ersten Ausführungsbeispiels aus Figuren 1A bis 1C; und

Figur 6 ist eine Darstellung, in der eine detaillierte Ausgestaltung des schnellen und des langsamen Signalpfades des Ausführungsbeispiels aus Figur 1 B gezeigt ist.

Figur 1A zeigt eine Darstellung von einem ersten Ausführungsbeispiel einer Filtervorrichtung 100 der vorliegenden Erfindung. Die Filtervorrichtung 100 weist einen schnellen Signalpfad 102 und mindestens einen langsamen Signalpfad 03 auf, die parallel angeordnet sind. Die Signalpfade 102 und 103 greifen auf dasselbe gestörte Eingangssignal 101 zu, das sowohl einen Nutz- als auch einen Störanteil enthält. Das Ergebnis der Filterung im langsamen Signalpfad 103 steht erst nach einer größeren Verzögerungszeit zur Verfügung und wird dann bei der Filterung im schnellen Signalpfad 102 zum Beispiel in Form von Parametern verwendet. Hierzu ist der langsame Signalpfad 103 über eine Signalleitung 06 mit dem schnellen Signalpfad 102 gekoppelt. Das resultierende Ausgangssignal 104 enthält idealerweise nur den Nutzanteil. In Wirklichkeit wird der Störanteil aber lediglich stärker verringert als der Nutzanteil. Bevorzugt wird mindestens im schnellen Signalpfad 102 ein Filter mit nichtlinearen Eigenschaften verwendet. Im langsamen Signalpfad 103 können die bekannten Methoden der linearen Filterung inklusive adaptiver Filter verwendet werden, da die größere Verzögerungszeit keine Rolle spielt.

Die Filtervorrichtung 100 aus Figur 1 A findet vorzugsweise bei der Echtzeitfilterung physiologischer Signale Anwendung, beispielsweise bei der Filterung elektromyo- graphischer Signale von einem Patienten, die zur Ansteuerung eines Beatmungsgeräts auf Basis der entsprechend gefilterten elektromyographischen Signale verwendet werden. Wie vorstehend erläutert, erfordert eine solche Beatmungssteuerung eine minimale Verzögerungszeit bei der Filterung des elektromyographischen Signals, was durch die Filtervorrichtung aus Figur 1A erreicht wird. Zum Beispiel kann die Filtervorrichtung 100 aus Figur 1A mit dem Ziel verwendet werden, die durch den Herzschlag des Patienten verursachten EKG-Artefakte (z.B. die R-Zacken) ohne größere zeitliche Verzögerung zu entfernen, ohne dabei das Nutzsignal zu beeinträchtigen.

Figur 1 B zeigt eine Abwandlung der in Figur 1A gezeigten Filtervorrichtung. Die Filtervorrichtung 110 hat ebenfalls einen schnellen Signalpfad 112 und mindestens einen langsamen Signalpfad 113, die parallel angeordnet sind und auf dasselbe gestörte Eingangssignal 111 zugreifen. Das Ergebnis der Filterung im langsamen Signalpfad 113 steht erst nach einer größeren Verzögerungszeit zur Verfügung und wird dann bei der Filterung im schnellen Signalpfad 112 zum Beispiel in Form von Parametern verwendet. Hierzu ist der langsame Signalpfad 113 über eine Signalleitung 116 mit dem schnellen Signalpfad 112 gekoppelt. Ferner wird ein Signal vom schnellen Signalpfad 112, das nicht das Ausgangssignal 114 sein muss, über eine Signalleitung 117 an den langsamen Signalpfad 113 zurückgeführt, um auf diese Weise das funktionale Verhalten des langsamen Signalpfades 113 zu beeinflussen. Mit Hilfe dieser Signalrückführung bzw. Signalrückkopplung lässt sich beispielsweise die Geschwindigkeit des langsamen

Signalpfades 113 innerhalb bestimmter Grenzen an die jeweilige Anwendung anpassen.

Figur 1C zeigt eine Ausgestaltung aus Figur 1A, in der der langsame Signalpfad 103 mit einem zusätzlichen Block 107 "Artefakt-Analyse" versehen ist, der Eingänge für

Zusatzsignale aufweist. Diese Zusatzsignale stammen beispielsweise von externen Quellen (Quellen für Störsignale) bzw. externen Geräten, die Störsignale in Form von Spannungen und Strömen unterschiedlicher Frequenzen erzeugen. Beispiele solcher Geräte sind das Beatmungsgerät selbst, Netzteile des Beatmungsgeräts oder anderer Geräte, Anästhesiegeräte, Gasmonitore, Blutdruckmessgeräte, Sauerstoffsättigungs- messgeräte (S _P 0 ₂ ). Der Block 107 kann aber auch andere Sensorsignale erhalten, wie zum Beispiel Signale von Dehnungssensoren (z.B. für Abdomen/Thorax),

Beschleunigungssensoren, Sensoren zur Messung der Thoraximpedanz, etc. In Figur 1C sind diese beispielhaften Geräte als Störsignalquellen eingezeichnet. Von diesen Geräten stammende Zusatzsignale können aber auch - jedes für sich oder in Kombination oder in Kombination mit dem EKG-Signal - verwendet werden, um bestimmte patientenbedingte Situationen (z.B. Sauerstoffmangel, Blutdruckabfall, Husten, Schluckauf, Seufzer,

Atemaussetzer und/oder Atemfrequenzschwankungen) zu erkennen und die Steuerung beispielsweise des Beatmungsgeräts entsprechend anzupassen oder zu modifizieren. Beispiele von verwendeten Zusatzsignalen sind Flow (Atemstrom), Druck (Atemdruck), PEEP (Positive EndExpiratory Pressure), RR-, C0 ₂ -, 0 ₂ - und S _P 0 ₂ -Konzentration, NIV (Non-Invasive Ventilation), BP (Blood Pressure), Anästhesiegas-Konzentration,

Netzspannung und Netzfrequenz. Aber auch die Netzfrequenz oder die Beatmungsfrequenz selbst sind beispielsweise zur Adaption und Auslegung der Filterfrequenzen oder bei der Anwendung von Korrelation/Wavelet-Filterung vorteilhaft im langsamen Pfad zu kennen, um das Nutzsignal aus dem gestörten Signal im schnellen Pfad zu

extrahieren. Es ist offensichtlich, dass der Artefakt-Analyse-Block 107 auch in den anderen Ausführungsbeispielen der Figuren 1B, 2, 3A, 3B und 4 verwendet werden kann.

Figur 1D zeigt Details des schnellen Signalpfades 102 und des langsamen Signalpfades 103 aus Figuren 1A und 1C, wobei die dargestellten Komponenten aber auch in den jeweiligen Pfaden aus Figur 1 B enthalten sein können. Wie in Figur 1 D zu sehen, liegt an den Eingängen sowohl des schnellen Pfades 102 wie auch des langsamen Pfades 103 ein gestörtes EMG- oder sEMG-Signal 101 an (EMG = Elektromyogramm / sEMG = Surface EMG). Im schnellen Pfad 102 wird dieses gestörte EMG-Signal beispielsweise einem QRS-Detektor 1001 , einem P-Wellen-Detektor 1002, einem Netzartefakt-Detektor 1003, einem Crosstalk-Detektor 1004, einem Schluckauf-Detektor 1005 oder einem oder mehreren anderen Detektoren 1006 zugeführt, die in dieser Beschreibung offenbart sind, und gleichzeitig einem Baseline-Filter 1008 zugeführt. Die Ausgaben dieser Detektoren werden einem Logikfunktion-Block und/oder Fuzzy-Controller 1007 zugeführt, dessen Ausgabe dem Baseline-Filter 1008 und einem Artefakt-Entfernung-Block 1009 zugeführt wird, wobei dem Artefakt-Entfernung-Block außerdem die Ausgabe des Baseline-Filters zugeführt wird. Die Ausgabe des Artefakt-Entfernung-Blocks wird anschließend der Hüllkurven-Berechnung 1010 zugeführt, die das entstörte EMG- bzw. sEMG 104 ausgibt. In Figur 1 D ist ferner gezeigt, dass das gestörte EMG- bzw. sEMG-Signal 101 auch dem langsamen Signalpfad 103 zugeführt wird, der die vorstehend erläuterten Komponenten enthält und dessen Ausgabe mit dem schnellen Signalpfad 102 gekoppelt ist. Ferner ist dargestellt, dass dem langsamen Signalpfad optional verschiedene pneumatische Signal 101a zugeführt werden können.

Wie in Figur 1 D dargestellt, enthält der Block "schneller Pfad" 102 für verschiedene mögliche Artefakte einen jeweiligen Detektor und einen Logikblock, in dem das zeitliche Auftreten der Artefakte logisch verknüpft wird. Die Verknüpfung kann beispielsweise durch logische Kombination von binären Signalen erfolgen, die das detektierte oder/und erwartete Auftreten von spezifischen Artefakten beschreiben. Alternativ können graduelle zeitliche Verläufe verwendet werden, die die Wahrscheinlichkeit des Auftretens von spezifischen Artefakten beschreiben. Zur Kombination solcher Verläufe bietet sich beispielsweise die gezeigte Fuzzy-Logik an.

Wie vorstehend bereits erwähnt, enthält der Block "schneller Pfad" (ähnlich wie in Figur 6) weiterhin einen Baseline-Filter, einen Block zur Artefaktentfernung sowie einen Block, der die Hüllkurvenberechnung durchführt. Die Blöcke "Baseline-Filter" und Artefaktentfernung" werden von dem Ausgangssignal des Logikblocks moduliert. Beispielsweise werden Parameter des Baseline-Filters (z.B. des Rangordnungsfilters) abhängig von dem Grad der Artefakterwartung angepasst. Ähnlich wird der Block "Artefaktentfernung" nur aktiv, wenn er entsprechend von dem Logikblock angesteuert wird.

Alle Blöcke des schnellen Pfades erhalten Zugriff auf die Parameter, die der langsame Pfad 103 ermittelt hat, wie bereits erläutert wurde. So können die Detektoren optional an die jeweiligen Artefakteigenschaften angepasst werden. Diese Parameter sind zum Beispiel EKG-Parameter 1011 , Crosstalk-Parameter 1012, Schluckaufparameter 1013, Netzartefaktparameter 1014, Parameter für Spontanatmung und weitere Parameter. Nach der Artefaktentfernung können, wie nachfolgend unter Bezugnahme auf Figur 6 beschrieben wird, Qualitätsmaße berechnet werden, welche zur Verbesserung der Parameterbestimmung im langsamen Pfad verwendet werden können. Wenn sich beispielsweise nach der erfolgten Artefaktentfernung herausstellt, dass die Artefakte nicht vollständig entfernt wurden, könnten die entsprechenden Artefaktparameter angepasst werden, um im Folgeschritt eine verbesserte Entfernung zu erreichen. Die Berechnung der Qualitätsmaße muss nicht im schnellen Pfad erfolgen. Wird sie im langsamen Pfad durchgeführt, werden dafür jedoch Signale aus dem schnellen Pfad benötigt. Dies entspricht der Rückführung 317 in Figur 3B, was nachfolgend im größeren Detail beschrieben wird.

Figur 2 zeigt ein zweites Ausführungsbeispiels der Filtervorrichtung der vorliegenden Erfindung. Bei dieser Filtervorrichtung 200 erfolgt allgemein eine Quervernetzung von Informationen zwischen mehreren Signalpfaden. Die Filtervorrichtung hat eine Mehrzahl von Signaleingängen 1 bis n, die mit Bezugszeichen 201-1 bis 201 -n bezeichnet sind, um mehrere verschiedene physiologische Eingangssignale (z.B. elektromyographische Signale, EKG-Signal, Atemfrequenz, etc.) von einem Patienten zu empfangen, die jeweils sowohl einen Nutz- als auch einen Störanteil enthalten. Jedes dieser Eingangssignale wird sowohl einem langsamen Signalpfad 203-1 bis 203-n als auch einem schnellen Signalpfad 202-1 bis 202-n zugeführt. Die schnellen Signalpfade enthalten jeweils ein vorzugsweise nichtlineares Filter, um eine schnelle Filterung zu bewirken, und die langsamen Signalpfade enthalten jeweils ein vorzugsweise lineares Filter, um eine langsame Filterung zu bewirken. An den Ausgängen der jeweiligen schnellen Signalpfade 202-1 bis 202-n liegen jeweils die im Wesentlichen entstörten Signale 204-1 bis 204-n an. Die Ausgänge der langsamen Signalpfade 203-1 bis 203-n sind jeweils mit einer

Verrechnungs-/Entscheidungseinheit 205 verbunden, deren Ausgänge jeweils mit schnellen Signalpfaden 202-1 bis 202-n gekoppelt sind. Auf diese Weise lassen sich die Ausgänge der langsamen Signalpfade auf beliebige Weise mit gewünschten schnellen Signalpfaden gekoppelt werden. Somit können Ergebnisse der langsamen Filterung eines Signals beliebig auf die schnelle Filterung eines anderen Signals angewendet werden.

In Figuren 3A und 3B ist ein drittes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung gezeigt. Die Filtervorrichtungen 300 und 310 aus Figuren 3A und 3B sind in ihrem grundsätzlichen Aufbau den Filtervorrichtungen 100 und 110 aus Figuren 1A und 1B ähnlich. Beide Filtervorrichtungen empfangen an ihren Eingängen 301 bzw. 311 ein gestörtes (physiologisches) Signal, das einem schnellen Signalpfad 302/312 und einem dazu parallel geschalteten langsamen Signalpfad 303/313 zugeführt. Der Ausgang 304/314 des schnellen Signalpfades liegt ein nahezu entstörtes Signal an, das einem Gerät 309/319 (z.B. einem Beatmungsgerät) zugeführt wird. Wie in Figur 3A zu sehen, wird das Ausgangssignal 304 als Rückkopplungssignal an den langsamen Signalpfad 303 zurückgeführt. In Figur 3B ist eine alternative Ausgestaltung gezeigt, in der ein Signal von einer beliebigen Stelle des nichtlinearen Filters des schnellen Signalpfades 312 an eine beliebige Stelle des linearen Filters des langsamen Signalpfades 313 zurückgeführt wird. Im Vergleich zum ersten Ausführungsbeispiel ist in den Ausgestaltungen der Figuren 3A/3B eine zusätzliche Rückführung von einem Ausgang des gespeisten externen Gerätes 309/319 auf den langsamen Signalpfad 303/313 vorgesehen. Hierdurch wird eine automatische Adaption der Signalverarbeitung ermöglicht.

Das in Figur 4 gezeigte Ausführungsbeispiel ist ähnlich dem in Figur 2 gezeigten

Ausführungsbeispiel mit der Ausnahme, dass ein externes Gerät 409-1 mit den

Ausgängen 404-1 bis 404-n der schnellen Signalpfade 402-1 bis 402-n gekoppelt ist. Ein Ausgang dieses Geräts 409-1 ist mit einem Eingang der Verrechnungs- /Entscheidungseinheit 405 gekoppelt. Ferner sind die Ausgänge der schnellen

Signalpfade 402-1 bis 402-n mit der Verrechnungs-/ Entscheidungseinheit 405 rückgekoppelt.

Figuren 5A bis 5C zeigen beispielhaft Darstellungen eines durch das EKG gestörten elektromyographischen Signals zur Erläuterung der Funktion des ersten Ausführungsbeispiels. Im schnellen Signalpfad ist ein nichtlineares Filter basierend auf einer

Ausreißeranalyse (Vergleich mit fester Schwelle, gestrichelte horizontale Linie) realisiert, um die R-Zacken des EKGs zu entfernen (Fig. 5A, t=50, t=120, t=290). Das Ergebnis der Filterung zeigt Fig. 5B: die gepunkteten Signalanteile wurden entfernt. Neben den R- Zacken ist jedoch auch ein Teil des Nutzsignals betroffen, das ebenfalls entfernt wird (t=105, t=130).

Um besser zwischen Nutzsignal und R-Zacken unterscheiden zu können, wird für Fig. 5C nun anstelle einer festen Schwelle der langsame Pfad mit einem Standard-QRS- Erkennungsverfahren (z.B. Pan-Tompkins [siehe J. Pan and WJ. Tompkins: A real time QRS detection algorithm, IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. BME-32, No. 3, March 1985]) versehen, der als Parameter für den schnellen Pfad die Höhe der letzten R-Zacke liefert. Diese wird im schnellen Pfad für die Unterscheidung zwischen Nutzsignal und R-Zacke verwendet, indem die Schwelle (gestrichelte Linie) nachgestellt wird. Figur 6 ist eine detaillierte Darstellung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels einer

Filtervorrichtung 600 mit einem langsamen und einem schnellen Signalpfad. Der schnelle Signalpfad 602 enthält ein Baselinefilter 605, einen Block 606 zum Entfernen eines EKG- Signals (bzw. Ausreißer), eine Hüllkurvenberechnungseinheit 607 und eine Einheit 608 zum Berechnen eines Qualitätsmaßes. Das gestörte Eingangssignal 601 wird einem Eingang des Baselinefilters 605 zugeführt, dessen Ausgang mit einem ersten Eingang des Blocks 606 zum Entfernen des EKG-Signals gekoppelt ist. Dabei durchläuft das Eingangssignal das Baselinefilter, das tieffrequente Anteile (z.B. die R-Zacke des im Eingangssignal enthaltenen EKG-Signals) des Eingangssignals entfernt und als linearer Filter mit Hochpasscharakteristik oder als nichtlinearer Filter ausgelegt sein kann. Der Block 606 zur EKG-Entfernung hat zwei Ausgänge, von denen ein erster Ausgang mit einem Eingang der Hüllkurvenberechnungseinheit 607 und ein zweiter Ausgang mit einem ersten Eingang der Einheit 608 zum Berechnen eines Qualitätsmaßes gekoppelt sind. Der Ausgang der Hüllkurvenberechnungseinheit 607 liefert das im Wesentlichen entstörte Ausgangssignal 604, das sowohl am Ausgang des schnellen Signalpfades 602 (und somit am Ausgang der Filtervorrichtung) zur Verfügung steht als auch einem zweiten Eingang der Einheit 608 zugeführt wird. Der Block 606 zum Entfernen eines EKG-Signals hat einen zweiten Eingang, dem ein dynamischer Schwellwert zugeführt wird, der von einer Einheit 611 zur Schwellwertberechnung des langsamen Signalpfades 603 geliefert wird, was nachfolgend in größerem Detail erläutert wird. Ferner hat die Einheit 608 zum

Berechnen eines Qualitätsmaßes einen Ausgang, auf dem ein Signal an einen ersten Eingang der Einheit 611 zur Schwellwertberechnung und an einen zweiten Eingang einer EKG-Signalerkennungseinheit 609 des langsamen Signalpfades 603 ausgegeben wird, wobei dieses Signal dem Qualitätsmaß entspricht, auf Basis dessen die Schwellwertberechnung und die EKG-Signalerkennung durchgeführt wird.

Das Baselinefilter 605 des schnellen Signalpfades 602 hat allgemein die Aufgabe, eine Grundlinie ("Baseline") des gestörten Eingangssignals 601 zu beseitigen. Die Grundlinie besteht typischerweise aus einem Gleichanteil (Frequenz gleich Null) und niederfrequenten Anteilen. Dieses Baselinefilter 605 ist hier als nichtlineares Filter ausgelegt, um einerseits möglichst geringe Signalverzögerungszeiten zu erreichen und um

andererseits die Form des EKG-Signals (bzw. Ausreißer) so wenig wie möglich zu verändern. Dies ist insbesondere deshalb ein Problem, weil die R-Zacke des EKGs üblicherweise eine Dreieckform aufweist, die einen Gleichanteil enthält. Dieser Gleichanteil wird durch die bekannten linearen Filter (hier Hochpassfilter) grundsätzlich hin zu einem bipolaren Signal verändert, da die R-Zacke durch die lineare Filterung einer Faltung mit der Impulsantwort des Hochpassfilters unterworfen wird. Das in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel verwendete nichtlineare Filter basiert auf der Benutzung eines Rangordnungsfilters. Signalfilterungen auf Basis von Rangordnungsfiltern sind, anders als gleitende oder auf Basis vordefinierter Anzahlen von Messwerten durchgeführte Filterungen in der Art einer arithmetischen Mittelwertbildung, unempfindlich für Ausreißer im Signal. Rangordnungsfilter im Sinne der vorliegenden Erfindung sind beispielsweise Medianfilter, Extremwertfilter oder sogenannte„Smoothing"- Filter oder „einen Messwert auswählende Filter", die aus einer vorbestimmten, in das Filter eingespeisten Messwertanzahl nach einer Rangordnung einen bestimmten Wert das Filter passieren lassen, also beispielsweise den größten Messwert, den zweit- größten

Messwert, den kleinsten Messwert, den zweit- kleinsten Messwert, einen mittleren Wert aus der Messwertanzahl oder einen nächstliegend größeren oder nächstliegend kleineren Wert zum mittleren Wert aus der Messwertanzahl. Solche Filter sind auch als folgende Filtertypen„1 - aus- 3 - Filter",„1 - aus- 5 - Filter",„1 - aus- n - Filter",„minimaler Wert - aus- 5 - Filter",„maximaler Wert - aus- 5 - Filter",„Minimum - aus- n - Filter",„Maximum - aus- n - Filter",„mittlerer Wert - aus- n - Filter" bekannt (oft auch "Medianfilter" genannt) und werden beispielsweise vielfach im Bereich der Bildbearbeitung eingesetzt. Die beschriebenen Filtertypen sind im Rahmen der vorliegenden Erfindung nur in einer beispielhaften Aufzählung genannt, welche in keiner Weise einschränkend auf die

Bezeichnung eines Rangordnungsfilters, sondern vielmehr sind Modifikationen und Kombinationen dieser Typen im Sinne der vorliegenden Erfindung mit umfasst.

Kennzeichnend für solche Rangordnungsfilter ist, dass ein Messwert das Filter

unverändert passieren kann, anders als bei anderen Filtern, in denen mehrere Messwerte zu einem neuen Wert am Filterausgang führen, wie beispielsweise bei einer

arithmetischen Mittelwertfilterung. Durch Differenzbildung mit dem ungefilterten Signal entsteht ein Signal, das diese Ausreißer noch enthält, aber dennoch die Grundlinie entfernt. Ausreißer in Form der R-Zacke des EKG-Signals werden dabei in ihrer Form erhalten, aber mit verminderter Höhe und Länge. Diese Verminderung der Höhe und Länge hängt mit der Verzögerungszeit des Baselinefilters 605 zusammen.

Der Block 606 zur EKG-Entfernung soll die Signalanteile entfernen, die dem EKG zuzuordnen sind. Dadurch, dass durch die Baselinefilterung des Baselinefilters 605 insbesondere die R-Zacke in ihrer Form nicht verzerrt wird, kann mittels einer Schwell- wertdetektion auf einfache Weise die R-Zacke des EKGs erkannt werden. Ein geeigneter Schwellwert, der durch die Einheit 611 zur Schwellwertberechnung des langsamen Signalpfades 603 geliefert wird, ist allerdings für eine effektive Erkennung bei gleichzeitig geringer Fehlerquote erforderlich. Ist eine R-Zacke (bzw. ein Ausreißer) erkannt, kann das Signal an dieser Stelle z.B. auf Null oder auf einen anderen geeigneten Wert gesetzt werden. Dies erfolgt erfindungsgemäß in einer solchen Weise, dass die nachfolgende Hüllkurvenberechnung nicht wesentlich beeinträchtigt wird. Zum einen sollte der Zeitabschnitt des Ausreißers bzw. der Zeitabschnitt, bei dem das Signal auf einen geeigneten Wert gesetzt wird, so kurz wie möglich sein, damit keine Nutzsignalanteile ersetzt werden. Bei der vorliegenden Filtervorrichtung haben die genannten nichtlinearen Filter gegenüber linearen Filtern den Vorteil, dass es kein Nachschwingen ("Klingeln") gibt, was dazu führt, dass Ausreißer durch das Baselinefilter 605 nicht zeitlich verlängert werden. Zum anderen muss die Berechnung der Hüllkurve während der Zeit des entfernten Ausreißers so erfolgen, dass sich das Hüllkurvensignal stetig - und nicht sprunghaft - verändert. Bevorzugt wird die Hüllkurve während der Zeit des entfernten Ausreißers extrapoliert, um einen möglichst glatten Hüllkurvenverlauf zu erzielen. Für eine Anwendung zur Steuerung eines Beatmungsgeräts ist die Berechnung der

Hüllkurve sinnvoll, um daraus einen Triggerzeitpunkt zu generieren. Die Information, z.B. an welchen Stellen Ausreißer erkannt wurden, können in der Hüllkurvenberechnungs- einheit 607 benutzt werden, etwa um einen glatten Hüllkurvenverlauf zu garantieren. Aus den Signalen der EKG-Entfernung und/oder der Hüllkurvenberechnung sowie aus internen Variablen der EKG-Entfernung lässt sich ein Qualitätsmaß errechnen, das die Qualität dieser Stufe charakterisiert. Dieser Qualitätsmaß-Parameter kann in dem langsamen Signalpfad 603 benutzt werden. Das Qualitätsmaß kann z.B. angeben, mit welcher Wahrscheinlichkeit der Ausreißer zu Recht erkannt wurde - also wie sicher die

Entscheidung zur Eliminierung des Ausreißers war. Alternativ kann das Qualitätsmaß ein Signal- zu Rausch-Verhältnis darstellen.

Wie in Figur 6 gezeigt, enthält der langsame Signalpfad 603 eine EKG-Signalerkennungseinheit 609 (bzw. - allgemeiner ausgedrückt - eine Einheit zur Ausreißererkennung), eine Einheit 610 zur Bestimmung der Höhe und des Zeitpunkts des EKGs bzw. des Ausreißers sowie eine Einheit 611 zur Schwellwertberechnung. Die EKG-Signalerkennungseinheit 609 hat einen ersten Eingang, an dem das gestörte Eingangssignal 601 anliegt, und einen zweiten Eingang, dem das Parametersignal des Qualitätsmaßes von der Einheit 608 zum Berechnen des Qualitätsmaßes zugeführt wird. Die EKG-Signalerkennungseinheit 609 hat ferner einen Ausgang, der mit einem ersten Eingang der Einheit 610 gekoppelt ist. Die Einheit 610 hat einen zweiten Eingang, an dem ebenfalls das gestörte Eingangssignal 601 anliegt, und einen Ausgang, der mit einem zweiten Eingang der Einheit 611 gekoppelt ist. Die EKG-Signalerkennungseinheit 609 setzt typischerweise ein Standardverfahren ein, wie z.B. einen Pan-Tompkins-Algorithmus. Dabei spielt die damit verbundene Signalverzögerungszeit eine untergeordnete Rolle. Insbesondere lassen sich zur Filterung relativ langsame lineare Filter verwenden. Die Einheit 609 liefert üblicherweise den Zeitpunkt z.B. für das Maximum des EKGs, das normalerweise dem R-Peak zuzuordnen ist. Dieser Zeitpunkt kann jedoch aufgrund der internen Signalverarbeitung in der EKG- Signalerkennung nicht exakt genug bestimmt werden. Um den genauen Zeitpunkt des Maximums und den entsprechenden Wert zu erhalten, erfolgt in der Einheit 610 zur Bestimmung der Höhe und des Zeitpunkts des EKGs ein Vergleich mit dem Originalsignal. Diese Information dient dann bei der Schwellwertberechnung zur Bestimmung eines geeigneten Schwellwertes für die EKG-Entfernung im schnellen Signalpfad 602. Das Qualitätsmaß, das im schnellen Signalpfad 602 berechnet wurde, lässt sich dann noch nutzen, um die EKG-Signalerkennung und die Schwellwertberechnung zu verbessern.

Vorstehend wurden Ausgestaltungen beschrieben, die auf das Entfernen von EKG-Arte- fakten gerichtet ist. Zusätzlich oder alternativ kann die Filtervorrichtung der vorliegenden Erfindung ausgestaltet sein, um Netzstörungen von 50 bzw. 60 Hz in einem Wechselspannungsnetz mit 230V bzw. 110V aus dem Eingangssignal herauszufiltern. Auch hier erfolgt die Signalverarbeitung in mehr als einem Pfad, d.h. in mindestens einem schnellen Signalpfad (entsprechend der Anforderung an möglichst kurze Verzögerung) und mindestens einem langsamen Pfad, wobei die Ergebnisse der Berechnungen des langsamen Pfades erst später (z.B. nach Beendigung des aktuellen Atemzuges) verfügbar sein müssen.

Zusammenfassend lässt sich feststellen, dass in dem mindestens einen langsamen Signalpfad bevorzugt folgende Signalparameter ermittelt werden, die im schnellen Signalpfad für die Signalverarbeitung verwendet werden:

EGK-Parameter zur Quantifizierung des Grades der Beeinflussung des

physiologischen Signals durch Herzartefakte z.B. für die Entscheidung, ob QRS- Erkennung und QRS-Entfernung überhaupt durchzuführen sind

· weitere spezifische EKG-Parameter, z.B. Parameter der R-Zacken, der P-Wellen, der QRS-Komplexe, dabei jeweils

- individuelle und mittlere Amplitudenhöhe, -breite oder -leistung der Artefakte sowie die Streuung (ggf. zusätzlich andere Parameter der Signalamplitudenverteilung)

- individueller und mittlerer Abstand zwischen den Artefakten sowie die Streuung

(ggf. zusätzlich andere Parameter der Signalamplitudenverteilung)

- individuelle und mittlere Amplitudenhöhe oder -leistung der Signalabschnitte zwischen den Artefakten sowie deren Streuung (ggf. zusätzlich andere

Parameter der Signalamplitudenverteilung)

- Erwartungsfenster (ja/nein) für das erwartete Auftreten von spezifischen

Artefakten bzw. des Nutzsignals

Schluckparameter, z.B. Häufigkeit des Auftretens und der Intensität des Artefakts Crosstalk-Parameter zur Quantifizierung des Grades der Störung des physiologischen Signals durch Übersprechen (elektrische Aktivität anderer Muskeln) oder Bewegung. Dies kann durch Analysen der Korrelation des physiologischen Signals mit pneumatischen Signalen (z.B. Atemwegsfluss) erfolgen.

· Netzartefakte-Parameter zur Quantifizierung des Grades der Störung des physiologischen Signals durch Netzartefakte (50/60 Hz), z.B. für die Erkennung von gelockerten oder sogar abgefallenen Elektroden

Parameter für Spontanatmung, z.B. Atemrate, Atemzugsdauer, Dauer der

Inspiration, Dauer der Exspiration, dabei jeweils der individuelle und mittlere Wert sowie die Streuung (ggf. andere Parameter der Verteilung), z.B. für die Einstellung der Parameter der Hüllkurvenberechnung

alternativ: graduelle zeitliche Verläufe, die die Wahrscheinlichkeit des Auftretens von spezifischen Artefakten bzw. des Nutzsignals beschreiben Es sei angemerkt, dass die obigen Parameter in Figur 1 D im Block "langsamer Pfad" dargestellt sind.

Diese Parameter dienen dazu, in dem mindestens einen schnellen Signalpfad mindestens eine (konstante oder dynamisch veränderliche) Schwelle so einzustellen, dass die Arte- fakte vom übrigen Nutzsignal leicht zu unterscheiden sind, und daraufhin die Artefakte aus dem Nutzsignal zu entfernen.

Grundsätzlich erfolgt die Entfernung der Artefakte mit einem (ggf. dynamischen) Vorlauf und einem (ggf. dynamischen) Nachlauf. Das heißt, das Zeitfenster, das den Artefakt beinhaltet, ist entweder konstant oder abhängig von den im langsamen Signalpfad ermittelten Parametern der Artefakte (z.B. der Breite oder/und Höhe). Für Artefakte, die z.B. so klein sind, dass sie mittels einer Schwelle nicht präzise detektiert werden können (z.B. P-Wellen), ist es möglich, mittels eines aus dem langsamen Pfad bestimmten Erwartungsfensters (oder graduellen Verlaufs der Wahrscheinlichkeit) den Artefakt hart auszuschneiden und ihn durch ein simuliertes Nutzsignal zu ersetzen oder durch Adaption von Signalverarbeitungsverfahren anderweitig unwirksam zu machen. Letzteres kann durch Umschalten der Filtercharakteristik oder durch graduelle Anpassung der Filterparameter erfolgen - innerhalb des Erwartungsfensters oder abhängig vom Wahrscheiniich- keitsverlauf.

Schließlich wird für das artefaktbereinigte Nutzsignal ein Maß bestimmt, welches den Grad der elektrischen Muskelaktivität repräsentiert. Hierfür können die Hüllkurve, ein Zähler für Signal-Nulldurchgänge, der Verlauf der RMS-Werte oder ein anderes

Leistungsmaß verwendet werden. Das Leistungsmaß des artefaktbereinigten Nutzsignals dient zum Monitoring der Atemaktivität und/oder zur Steuerung der Beatmung durch ein Beatmungsgerät.

Die in der Figur 1B beschriebene Signalfilterung ist an dieser Stelle in einer besonderen erfindungsgemäßen Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Verfahrens auf Basis programmierten Quellcodes für eine Implementierung in Software nochmals dargestellt.

In einem Verfahren zur Echtzeitfilterung physiologischer Signale mit einem Nutzanteil und einem Störanteil, wird an einem Signaleingang eines schnellen Signalpfades 112 und parallel und zeitlich gleichzeitig dazu in einen Signaleingang eines langsamen Signalpfad 113 ein gestörtes physiologisches Signal 111 als Eingangssignal eingespeist,

- wird im schnellen Signalpfad eine 112 eine schnelle Filterung durchlaufen,

wird im langsamen Signalpfad 113 eine langsame Filterung durchlaufen, wird ein Parameter 116 des langsamen Signalpfades 113 in den schnellen

Signalpfad 112 eingespeist,

wird ein Rückführungssignal 117 des schnellen Signalpfad 1 3 in den langsamen Signalpfad 112 zurück geführt,

liegt ein entstörtes physiologisches Signal 114 als gefiltertes Ausgangssignal an, welches gegenüber dem Durchlauf des schnellen Signalpfades 112 unverzögert ist.

In diesem erfindungsgemäßen Verfahren wird im schnellen Signalpfad 112 eine schnelle nichtlineare Filterung vorgenommen, wobei der Störanteil des physiologischen Signals nicht vollständig durch die schnelle Filterung unterdrückt wird. Die schnelle Filterung im schnellen Signalpfad 112 wird dabei vorzugsweise auf nichtlineare Weise durchgeführt.

In diesem erfindungsgemäßen Verfahren wird im langsamen Signalpfad 113 eine langsame Filterung vorgenommen, wobei der Störanteil des physiologischen Signals im Wesentlichen vollständig durch die langsame Filterung unterdrückt wird. Die langsame Filterung im langsamen Signalpfad 113 wird dabei vorzugsweise auf lineare Weise durchgeführt. In diesem erfindungsgemäßen Verfahren werden der langsame Signalpfad 113 und der schnelle Signalpfad 112 parallel durchlaufen, wobei sich nach dem parallelen Durchlauf ein entstörtes Signal 114 als gefiltertes Ausgangssignal ergibt, welches im Wesentlichen den Nutzanteil des physiologischen Signals enthält und in dem der Störanteil des physiologischen Signals im Wesentlichen unterdrückt wird.

Bezuqszeichenliste

100 Filtervorrichtung

101 Eingangssignal

101a pneumatische Signale

102 schneller Signalpfad

103 langsamer Signalpfad

104 Ausgangssignal

106 Signalleitung

107 Artefakt-Analyse-Block

110 Filtervorrichtung

111 Eingangssignal

112 schneller Signalpfad

113 langsamer Signalpfad

114 Ausgangssignal

116 Signalleitung, Verbindung, Parameter

117 Signalleitung, Verbindung, Rückführungssignal

200 Filtervorrichtung

201-1 bis 201 -n Eingangssignal

202-1 bis 202-n schneller Signalpfad

203-1 bis 203-n langsamer Signalpfad

204-1 bis 204-n Ausgangssignal

205 Verrechnungs-/Entscheidungseinheit

300 Filtervorrichtung

301 Eingangssignal

302 schneller Signalpfad

303 langsamer Signalpfad

304 Ausgangssignal

306 Signalleitung, Verbindung,

307 Signalleitung , Verbindung,

308 Signalleitung , Verbindung,

309 externes Gerät

310 Filtervorrichtung

311 Eingangssignal

312 schneller Signalpfad

313 langsamer Signalpfad 314 Ausgangssignal

316 Signalleitung, Verbindung,

317 Signalleitung, Verbindung,

319 externes Gerät

400 Filtervorrichtung

401- 1 bis 401-n Eingangssignal

402- 1 bis 402-n schneller Signalpfad

403- 1 bis 403-n langsamer Signalpfad

404- 1 bis 404-n Ausgangssignal

405 Verrechnungs-/Entscheidungseinheit

409-1 externes Gerät

600 Filtervorrichtung

601 Eingangssignal

602 schneller Signalpfad

603 langsamer Signalpfad

604 Ausgangssignal

605 Baselinefilter

606 Block zum Entfernen eines EKG-Signals

607 Hüllkurvenberechnungseinheit

608 Einheit zum Berechnen eines Qualitätsmaßes

609 EKG-Signalerkennungseinheit

610 Einheit zur Bestimmung der Höhe und des Zeitpunkts des

EKGs

611 Einheit zur Schwellwertberechnung

1001 QRS-Detektor

1002 P-Wellen-Detektor

1003 Netzartefakt-Detektor

1004 Crosstalk-Detektor

1005 Schluckauf-Detektor

1006 weitere Detektoren

1008 Baseline-Filter

1009 Artefakt-Entfernung

1010 Hüllkurvenberechnung

1011 EKG-Parameter

1012 Crosstalk-Parameter

1013 Schluckaufparameter

1014 Netzartefaktparameter Parameter für Spontanatmung