Drägerwerk AG & Co. KGaA, 23542 Lübeck, DE

Verfahren und Signalverarbeitungseinheit zum Ermitteln der Atmungsaktivität eines Patienten Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit, um ein Maß für die eigene Atmungsaktivität eines Patienten automatisch näherungsweise zu ermitteln, insbesondere während der Patient künstlich beatmet wird.

Ein Beatmungsgerät unterstützt die eigene Atmungsaktivität (spontane Atmung) eines Patienten oder ersetzt diese zeitweise vollständig, falls der Patient sediert ist. Ein Anästhesiegerät ist ein Sonderfall eines Beatmungsgeräts. Mindestens ein Stellglied des Beatmungsgeräts wird angesteuert und bewirkt eine künstliche Beatmung des Patienten, in der Regel durch eine Abfolge von Beatmungshüben. Um die Beatmung, welche das Beatmungsgerät erzielt, automatisch mit der eigenen Atmungsaktivität (spontanen Atmung) des Patienten zu synchronisieren und z.B. eine proportionale Verstärkung zu erzielen, wird eine möglichst gute Kenntnis der eigenen Atmungsaktivität des Patienten benötigt. Diese kann unregelmäßig sein und / oder sich mit der Zeit verändern. Der Übertragungskanal von einem Muskel des patientenseitigen Atmungsapparats zu einem Sensor, der Signale von den Atmungsapparat misst, wird in der Regel von anderen zeitlich veränderlichen Signalen beeinflusst. Diese beeinflussenden Signale werden in der Regel ebenfalls im Körper des Patienten verursacht. Trotz dieser unvermeidlichen Beeinflussung soll das Beatmungsgerät mit hoher Betriebssicherheit und gut synchronisiert mit der eigenen Atmungsaktivität betrieben werden.

In DE 102007062214 C5 wird ein Verfahren beschrieben, um automatisch ein Beatmungsgerät zu steuern. Mithilfe von Elektroden wird ein Signal u _e mg ermittelt, welches die eigene Atemaktivität des Patienten repräsentiert. Der Atemmuskeldruck Pmus, den die Atmungsmuskulatur des Patienten erzeugt, wird berechnet, und zwar entweder aus Messwerten für den Atemwegsdruck und dem Volumenstrom sowie lungenmechanischen Parametern oder als negativer Atemwegsdruck, während die künstliche Beatmung unterbrochen wird, oder mithilfe einer Sonde in der Speiseröhre, welche den Druck Pes misst. Das Atemaktivitäts-Signal u _e m _g wird dergestalt in ein Drucksignal Pemg transformiert, dass dessen Abweichung zu dem Atem muskeldruck Pmus minimal ist. Eine Steuereinheit des Beatmungsgeräts berechnet einen Atemanstrengungs-Druck p _P at des Patienten als gewichtetes Mittel von Pmus und Pemg. Das Steuergerät berechnet einen Sollwert für den vom Beatmungsgerät zu liefernden Atemwegsdruck abhängig von früheren tatsächlichen Werten des gelieferten Atemwegsdrucks P _aw sowie abhängig von früheren Werten für den Atemanstrengungs-Druck p _pa t des Patienten.

In WO 2018/143844 A1 werden ein Beatmungsgerät 1 sowie eine Vorrichtung beschrieben, welche einen Patienten 3 künstlich beatmen. Der Patient 3 wird auf mindestens zwei unterschiedliche Weisen (different levels) künstlich beatmet. Bei jeder Beatmungsweise wird jeweils eine Stichprobe gemessen, welche mehrere Messwerte für den Drucks P _a im Atemweg, den Volumenfluss der künstlichen Beatmung, die zeitlichen Veränderung des Lungenvolumens und ein elektrisches respiratorisches Signal enthält. Mindestens ein physiologischer Parameter, beispielsweise die neuromechanische Effizienz, wird unter Verwendung dieser beiden Stichproben berechnet.

In US 9114220 B2 wird ein Verfahren beschrieben, um die eigene Atemanstrengung eines Patienten basierend auf einem gemessenen

Beatmungsdruck und einem gemessenen Volumenfluss zu ermitteln. Hierfür wird ein vorgegebener Zusammenhang verwendet, der von mindestens einem sogenannten interim value abhängt. Dieser wird mindestens einmal aktualisiert. Ein Zyklus bei der künstlichen Beatmung des Patienten wird abhängig von der ermittelten eigenen Atemanstrengung ausgelöst.

In EP 3424407 A1 werden eine Vorrichtung und ein Verfahren beschrieben, um einen Menschen physiologisch zu überwachen, insbesondere um seine Gesundheit zu überwachen. Ein physiologischer Sensor 17 liefert ein Bio-Signal S17. Ein Merkmals-Extrahierer 11 erhält das Bio-Signal 17 und liefert ein Merkmal-Signal S17A, welches beispielsweise angezeigt wird. Eine quality estimator 10 schätzt die Qualität des Bio-Signals S17 und ersetzt beispielsweise Ausreißer durch statistisch gemittelte Werte.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Signalverarbeitungseinheit bereitzustellen, welche ein Maß für die eigene Atmungsaktivität eines Patienten näherungsweise ermitteln, während der Patient wenigstens zeitweise mittels eines Beatmungsgeräts künstlich beatmet wird, wobei die Ermittlung des Atmungsaktivitäts-Maßes eine höhere Betriebssicherheit als bekannte Verfahren und Signalverarbeitungseinheiten aufweisen soll.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1 und eine Signalverarbeitungseinheit mit den Merkmalen des Anspruchs 17 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen angegeben. Die vorteilhaften Ausgestaltungen, die für das erfindungsgemäße Verfahren angegeben werden, lassen sich in entsprechender Weise für die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit nutzen und sind vorteilhafte Ausgestaltungen der Signalverarbeitungseinheit und umgekehrt.

Das erfindungsgemäße computerimplementierte Verfahren und die erfindungsgemäße datenverarbeitende Signalverarbeitungseinheit vermögen näherungsweise ein Maß für die eigene Atmungsaktivität (spontane Atmung) eines Patienten zu ermitteln - genauer: automatisch ein Maß zu ermitteln, welches mit der eigenen Atmungsaktivität korreliert.

Dieser Patient wird wenigstens zeitweise von einem Beatmungsgerät künstlich beatmet. Ein Anästhesiegerät ist ein Sonderfall eines Beatmungsgeräts. Das Beatmungsgerät wird abhängig von einem ersten veränderbaren Beatmungsgerät- Parameter betrieben. Dieser erste veränderbare Beatmungsgerät-Parameter beeinflusst die Steuerung des Flusses von Gas zum Patienten und / oder von Gas vom Patienten und / oder beeinflusst den Druck dieses Gases. Möglich ist, dass das Beatmungsgerät zusätzlich abhängig von mindestens einem weiteren veränderbaren Beatmungsgerät-Parameter betrieben wird. Die Signalverarbeitungseinheit kann ein Bestandteil des Beatmungsgeräts sein oder räumlich vom Beatmungsgerät getrennt sein.

Ein lungenmechanisches Modell wird dem erfindungsgemäßen Verfahren in rechnerverfügbarer Form vorgegeben. Die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit hat wenigstens zeitweise Lesezugriff auf einen Datenspeicher, in dem dieses lungenmechanische Modell abgespeichert ist. Das lungenmechanische Modell beschreibt wenigstens einen Zusammenhang, optional mehrere Zusammenhänge, zwischen

- dem Maß für die eigene Atmungsaktivität (spontanen Atmung) des Patienten, also dem Atmungsaktivitäts-Maß, welches mit der Atmungsaktivität des Patienten korreliert, sowie

- mindestens einem messbaren Signal, bevorzugt mindestens einem messbaren Signal, welches mit der Überlagerung der eigenen Atmungsaktivität und der künstlichen Beatmung korreliert.

Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst folgende Schritte, und die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit ist dazu ausgestaltet, folgende Schritte durchzuführen:

Die Signalverarbeitungseinheit führt mindestens einen Beatmungs-Vorgang durch. Bei dem oder jedem Beatmungs-Vorgang ist der erste Beatmungsgerät-Parameter auf jeweils einen Einsteil-Wert eingestellt. Dieser Einsteil-Wert kann von Beatmungs-Vorgang zu Beatmungs-Vorgang unterschiedlich sein.

Der oder mindestens ein Beatmungs-Vorgang, der bei einem bestimmten Einsteil- Wert des ersten Beatmungsgerät-Parameters durchgeführt wird, bevorzugt jeder Beatmungs-Vorgang, umfasst folgende Schritte:

- Die Signalverarbeitungseinheit empfängt für mindestens ein messbares Signal, welches im lungenmechanischen Modell auftritt, mindestens einen Wert. Bevorzugt empfängt sie für jedes messbare Signal im lungenmechanischen Modell jeweils einen Wert, besonders bevorzugt für das oder jedes messbare Signal nacheinander jeweils mehrere Werte. Der oder jeder Wert eines Signals ist gemessen worden, während der erste Beatmungsgerät-Parameter auf diesen bestimmten Einsteil-Wert eingestellt ist.

- Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt mindestens einen Signalwerte-Satz, der jeweils einen Signalwert pro messbarem Signal des lungenmechanischen Modells umfasst und sich auf einen Abtast-Zeitpunkt bezieht. Bevorzugt erzeugt sie mehrere Signalwerte-Sätze für unterschiedliche Abtast-Zeitpunkte. Um einen Signalwerte-Satz zu erzeugen, verwendet die Signalverarbeitungseinheit Messwerte, die bei diesem bestimmten Einsteil- Wert gemessen worden sind. - Die Signalverarbeitungseinheit leitet mindestens einen Atmungsaktivitäts-Wert für das Atmungsaktivitäts-Maß her, welches mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten korreliert. Um den oder einen Atmungsaktivitäts-Wert herzuleiten, verwendet die Signalverarbeitungseinheit das lungenmechanische Modell sowie mindestens einen Signalwerte-Satz. Den oder jeden verwendeten Signalwerte-Satz hat die Signalverarbeitungseinheit unter

Verwendung von Messwerten erzeugt, die bei diesem Einstell-Wert gemessen worden sind.

- Die Signalverarbeitungseinheit steuert das Beatmungsgerät an. Die Ansteuerung wird mit dem Ziel durchgeführt, dass das Beatmungsgerät die Atmungsaktivität des Patienten unterstützt oder ersetzt. Bei dieser

Ansteuerung ist der erste Beatmungsgerät-Parameter auf den bestimmten Einstell-Wert eingestellt.

Die Signalverarbeitungseinheit führt mindestens einen ersten Beatmungs-Vorgang durch. Dieser erste Beatmungs-Vorgang umfasst die gerade aufgelisteten Schritte eines Beatmungs-Vorgangs. Der erste Beatmungsgerät-Parameter ist während des ersten Beatmungs-Vorgangs auf einen ersten Einstell-Wert eingestellt. Insbesondere werden bei diesem ersten Einstell-Wert mindestens ein Messwert, bevorzugt mehrere Messwerte, gemessen und mindestens ein, bevorzugt mehrere Signalwerte-Sätze erzeugt.

Die Signalverarbeitungseinheit leitet bei dem ersten Beatmungs-Vorgang, also beim ersten Einstell-Wert, einen ersten Atmungsaktivitäts-Wert her, also einen ersten Wert für das Atmungsaktivitäts-Maß. Weiterhin berechnet die Signalverarbeitungseinheit ein Zuverlässigkeits-Maß, das ist ein Maß für die Zuverlässigkeit, dass der hergeleitete erste Atmungsaktivitäts- Wert mit dem entsprechenden Maß für die tatsächliche Atmungsaktivität des Patienten während des ersten Beatmungs-Vorgangs übereinstimmt. Dieser erste Atmungsaktivitäts-Wert wurde bei dem ersten Beatmungs-Vorgang hergeleitet.

Die Signalverarbeitungseinheit prüft, ob ein vorgegebenes Auslöse-Kriterium erfüllt ist oder nicht. Dieses Auslöse-Kriterium und somit das Ergebnis der Prüfung hängen von dem Zuverlässigkeits-Maß ab. Dieses Zuverlässigkeits-Maß beschreibt die Zuverlässigkeit, mit welcher der erste Atmungsaktivitäts-Wert hergeleitet wurde, als die Zuverlässigkeit, dass der Wert mit dem tatsächlichen Atmungsaktivitäts-Maß übereinstimmt.

Falls die Signalverarbeitungseinheit detektiert hat, dass das Auslöse-Kriterium erfüllt ist, so werden folgende Schritte durchgeführt:

- Die Signalverarbeitungseinheit löst einen Änderungs-Vorgang aus. Bei diesem Änderungs-Vorgang wird der erste Beatmungsgerät-Parameter auf einen zweiten Einstell-Wert eingestellt. Dieser zweite Einsteil-Wert weicht vom ersten Einsteil-Wert ab, also von dem Wert, der vorlag, als der erste Beatmungs- Vorgang durchgeführt wurde.

- Die Signalverarbeitungseinheit führt mindestens einen weiteren Beatmungs- Vorgang durch. Bei diesem weiteren Beatmungs-Vorgang werden wieder die oben beschriebenen Schritte eines Beatmungs-Vorgangs durchgeführt. Der erste Beatmungsgerät-Parameter ist beim weiteren Beatmungs-Vorgang auf den zweiten Einstell-Wert eingestellt und nicht wie beim ersten Beatmungs- Vorgang auf den ersten Einstell-Wert.

Die Erfindung betrifft weiterhin eine Anordnung, welche die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit, ein Beatmungsgerät und einen Datenspeicher umfasst. In dem Datenspeicher ist das rechnerverfügbare lungenmechanische Modell abgespeichert. Das Beatmungsgerät vermag einen Patienten wenigstens zeitweise künstlich zu beatmen und wird abhängig von einem ersten Beatmungsgerät-Parameter betrieben. Die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit hat Lesezugriff auf den Datenspeicher. Sie vermag das Beatmungsgerät einen Stellwert für die Ansteuerung des Beatmungsgeräts zu berechnen, und zwar abhängig von dem ermittelten Maß für die eigenen Atmungsaktivität des Patienten. Die Signalverarbeitungseinheit vermag das Beatmungsgerät automatisch abhängig von dem Stellwert anzusteuern und / oder diesen Stellwert in einer von einem Menschen wahrnehmbaren Form auszugeben.

Die erfindungsgemäße Signalverarbeitungseinheit empfängt Messwerte, die sich auf messbare und in der Regel zeitlich veränderliche Signale beziehen, und erzeugt durch Signalaufbereitung Sätze von Signalwerten. Diese messbaren Signale korrelieren mit jeweils einer physikalischen Größe, vorliegend mit der Herzaktivität und / oder der eigenen Atmungsaktivität (spontanen Atmung) des Patienten und / oder mit der künstlichen Beatmung des Patienten, und werden von mindestens einer Signalquelle im Körper des Patienten oder von einem Beatmungsgerät erzeugt. Unter einem „Signal“ soll im Folgenden der Verlauf im Zeitbereich oder auch im Frequenzbereich einer direkt oder indirekt messbaren und zeitlich veränderlichen Größe verstanden werden, welche mit einer physikalischen Größe korreliert, bevorzugt mit einer anthropologischen Größe. Ein respiratorisches Signal korreliert mit der Atmungsaktivität des Patienten, ein kardiogenes Signal mit dessen Herzaktivität.

Gemäß der Erfindung steuert die Signalverarbeitungseinheit das Beatmungsgerät an, und das angesteuerte Beatmungsgerät führt mindestens einen Beatmungs- Vorgang durch, wobei der erste Beatmungsgerät-Parameter während dieses Beatmungs-Vorgangs auf demselben Einstell-Wert eingestellt bleibt.

Idealerweise wird das Beatmungsgerät bei dem Beatmungs-Vorgang so angesteuert, dass das Beatmungsgerät vollständig synchronisiert mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten arbeitet, welche erfindungsgemäß ermittelt wurde. Demnach wird eine Regelung durchgeführt, bei der die eigene Atmungsaktivität die oder eine Führungsgröße liefert. Der Idealzustand einer vollständigen Synchronisierung lässt sich in der Praxis meistens nicht erzielen. Erfindungsgemäß bleibt der erste Beatmungsgerät-Parameter während eines Beatmungs-Vorgangs auf dem gleichen Einsteil-Wert eingestellt. Bevorzugt umfasst jeder Beatmungs-Vorgang jeweils mindestens einen Beatmungshub, besonders bevorzugt mehrere Beatmungshübe.

Die eigene Atmungsaktivität des Patienten wird durch ein Atmungsaktivitäts-Maß beschrieben, bevorzugt durch ein pneumatisches Maß. Dieses Maß ist beispielsweise der Druck Pmus, den die Atmungsmuskulatur erzeugt, speziell ein Druck Pes in der Speiseröhre oder ein gastraler Druck P _ga im Magen des Patienten. Dank der Erfindung ist es nicht erforderlich, dieses Atmungsaktivitäts- Maß dauerhaft direkt zu messen. Diese direkte Messung wäre häufig überhaupt nicht möglich oder nur in besonderen Situationen, insbesondere bei einer Okklusion (die künstliche Beatmung wird für einen kurzen Zeitraum eingestellt). Erfindungsgemäß wird ein lungenmechanisches Modell vorgegeben. Dieses lungenmechanische Modell umfasst mindestens einen Zusammenhang zwischen dem Atmungsaktivitäts-Maß und mindestens einem messbaren Signal, bevorzugt mehreren messbaren Signalen. Bevorzugt ist der oder mindestens ein Zusammenhang des lungenmechanischen Modells eine Modell-Gleichung. Dieses lungenmechanische Modell ist erfindungsgemäß in einem Datenspeicher abgespeichert, auf den die Signalverarbeitungseinheit wenigstens zeitweise Lesezugriff hat. Die Signalverarbeitungseinheit empfängt gemessene Werte für mindestens ein, bevorzugt für das oder jedes messbare Signal des lungenmechanischen Modells, erzeugt aus diesen Messwerten wiederholt einen Signalwerte-Satz mit jeweils einem Signalwert pro messbarem Signal und leitet den ersten und optional einen weiteren Atmungsaktivitäts-Wert her. Dank dieses erfindungsgemäßen Merkmals ist es nicht erforderlich, einen Atmungsaktivitäts- Wert direkt zu messen. Dies wäre in vielen Fällen oder Situationen gar nicht oder nur mit einem erheblichen Zeitverzug möglich oder würde den Patienten zu stark belasten oder wäre im klinischen Alltag zu aufwendig.

Erfindungsgemäß berechnet die Signalverarbeitungseinheit ein Maß für die Zuverlässigkeit, dass der erste Atmungsaktivitäts-Wert, welcher abhängig von mindestens einem Signalwerte-Satz und unter Verwendung des vorgegebenen lungenmechanischen Modells hergeleitet wurde, mit dem tatsächlichen Atmungsaktivitäts-Maß des Patienten übereinstimmt. Die Signalverarbeitungseinheit liefert somit nicht nur einen geschätzten Atmungsaktivitäts-Wert, sondern zusätzlich eine Aussage über die Zuverlässigkeit dieses Signalwerts, also einen Signalqualitäts-Index (Signal quality index, SQI).

Die Erfindung ermöglicht es insbesondere, den hergeleiteten Atmungsaktivitäts- Wert im Falle einer ausreichend hohen Zuverlässigkeit bei unverändertem Einsteil- Wert zu verwenden und im Falle einer zu geringerer Zuverlässigkeit nicht zu verwenden oder ihn zwar zu verwenden, aber das Beatmungsgerät auf einen anderen Einsteil-Wert einzustellen. Dieser Effekt erleichtert es in manchen Fällen, gesetzliche Auflagen an ein medizinisches Gerät zu erfüllen.

Erfindungsgemäß entscheidet die Signalverarbeitungseinheit mindestens einmal nach einer Herleitung eines Atmungsaktivitäts-Werts automatisch, ob sie einen Änderungs-Vorgang auslöst oder nicht. Bevorzugt entscheidet sie dies wiederholt, z.B. nach jedem Beatmungs-Vorgang, nach jeder Herleitung eines Atmungsaktivitäts-Werts, nach jedem Änderungs-Vorgang und / oder nach jedem Atemzug des Patienten. Erfindungsgemäß löst die Signalverarbeitungseinheit bei einem niedrigen

Zuverlässigkeits-Maß einen Änderungs-Vorgang aus - allgemeiner: wenn ein vordefiniertes Auslöse-Kriterium erfüllt und daher eingetreten ist. Dieses vorgegebene Auslöse-Kriterium hängt mindestens vom zuletzt berechneten Zuverlässigkeits-Maß ab, optional zusätzlich von zuvor berechneten Zuverlässigkeits-Maßen.

Bei einem Änderungs-Vorgang erhält der erste Beatmungsgerät-Parameter einen anderen Einsteil-Wert als zuvor. Das Beatmungsgerät wird also auf andere Weise als zuvor betrieben. Ein Änderungs-Vorgang für diesen ersten Beatmungsgerät- Parameter lässt sich als ein Manöver beim Betrieb des Beatmungsgeräts bezeichnen. In vielen Fällen führt dieses Manöver dazu, dass aufgrund der Messwerte, die nach dem Änderungs-Vorgang gemessen worden sind, ein Atmungsaktivitäts-Wert mit einer höheren Zuverlässigkeit hergeleitet werden kann als vor diesem Manöver. Oft wird eine höhere Zuverlässigkeit erzielt, wenn sowohl mindestens ein Signalwerte-Satz, der vor dem Änderungs-Vorgang erzeugt worden ist, als auch mindestens ein nach dem Änderungs-Vorgang erzeugter Signalwerte-Satz für die Herleitung verwendet wird. In manchen Fällen ist es auch möglich, nach dem Änderungs-Vorgang das Atmungsaktivitäts-Maß direkt zu ermitteln, und zwar bevorzugt ohne das lungenmechanische Modell zu verwenden, welches bei der Herleitung angewendet worden ist. Auf diese Weise lassen sich Fehler vermeiden, die daraus resultieren können, dass das vorgegebene lungenmechanische Modell nur eine Vereinfachung der Realität ist.

Die Erfindung führt einerseits dazu, dass der erste Beatmungsgerät-Parameter variiert wird und damit in der Regel die Art und Weise, wie der Patient künstlich beatmet wird, verändert wird, wenn das Auslöse-Kriterium erfüllt ist und insbesondere wenn das Zuverlässigkeits-Maß unterhalb der ersten

Zuverlässigkeits-Schranke liegt. Möglich ist, dass die Signalverarbeitungseinheit zur Herleitung eines Atmungsaktivitäts-Werts mehrere Messwerte verwendet, die bei unterschiedlichen Einsteil-Werten gemessen worden sind. Falls die verwendeten Messwerte bei unterschiedlichen Einstell-Werten gemessen werden und aus diesen bei unterschiedlichen Einstell-Werten gewonnenen Messwerten ein Atmungsaktivitäts-Wert hergeleitet wird, so ist in vielen Fällen der dergestalt hergeleitete Atmungsaktivitäts-Wert zuverlässiger, als wenn derselbe Einsteil-Wert über eine längere Zeit beibehalten wird und nur Messwerte bei diesem einen Einstell-Wert gemessen und verwendet werden. Diese höhere Zuverlässigkeit resultiert aus einer stärkeren Veränderung von Einflüssen, die das

Beatmungsgerät bei variiertem Einstell-Wert auf die eigene Atmung des Patienten nimmt. Die Erfindung erhöht also in vielen Fällen die Zuverlässigkeit des Beatmungsgeräts. Andererseits ermöglicht es die Erfindung, den aktuell verwendeten Einstell-Wert, z.B. einen Standard-Einstell-Wert für den ersten Beatmungsgerät-Parameter, solange wie möglich beizubehalten, insbesondere dann, wenn der oder jeder bei diesem Einstell-Wert hergeleitete Atmungsaktivitäts-Wert ausreichend zuverlässig ist. Dadurch wird vermieden, den Patienten durch häufige Änderungen des ersten Beatmungsgerät-Parameters, also durch häufige Manöver, stärker als nötig zu belasten. Auch das Beatmungsgerät wird dann oft weniger stark beansprucht.

Die Erfindung zeigt einen nachvollziehbaren und dokumentierbaren Weg auf, warum die Signalverarbeitungseinheit eine Änderung des ersten Beatmungsgerät- Parameters auslöst oder auch unterlässt. Die Erfindung lässt sich auf auch auf ein Beatmungsgerät mit mehreren veränderbaren Beatmungsgerät-Parametern verwenden. Die Signalverarbeitungseinheit entscheidet dann bevorzugt, auf welchen Beatmungsgerät-Parameter sich ein Änderungs-Vorgang beziehen soll, also welcher Beatmungsgerät-Parameter beim Änderungs-Vorgang einen anderen Einstell-Wert erhält.

Falls mehrere Beatmungsgerät-Parameter veränderbar sind, so zeigt die Erfindung einen Weg auf, welcher Beatmungsgerät-Parameter warum verändert wird oder auch nicht verändert wird. Vermieden wird die Notwendigkeit, den ersten oder optional einen weiteren Beatmungsgerät-Parameter lediglich gemäß „Bauchgefühl“ oder einer vorgegebenen pauschalen Faustformel, die z.B. für jeden Patienten angewendet werden soll, abändern zu müssen, um die Zuverlässigkeit der Herleitung und damit das Maß für die Übereinstimmung zwischen hergeleitetem und tatsächlichem Atemaktivitäts-Wert zu erhöhen. Das Merkmal, dass ein Beatmungsgerät Parameter aufgrund einer Berechnung verändert wird, also nachvollziehbar und systematisch, ist insbesondere dann von Vorteil, wenn der Änderungs-Vorgang und / oder der oder jeder zweite Einsteil- Wert den Patienten belastet und / oder nur für eine kurze Zeit beibehalten werden darf. Erleichtert wird der Vorgang, die Arbeit des Beatmungsgeräts zu dokumentieren.

Erfindungsgemäß verwendet die Signalverarbeitungseinheit ein vorgegebenes lungenmechanisches Modell. Dieses lungenmechanische Modell kann aus einer Modell-Gleichung bestehen oder mehrere Modell-Gleichungen umfassen. In der oder mindestens einer Modell-Gleichung des lungenmechanischen Modells, bevorzugt in jeder Modell-Gleichung, tritt das zu ermittelnde Atmungsaktivitäts- Maß auf. In der oder mindestens einer Modell-Gleichung, bevorzugt in jeder Modell-Gleichung, tritt außerdem jeweils mindestens ein messbares Signal auf. Erfindungsgemäß berechnet die Signalverarbeitungseinheit ein Maß für die Zuverlässigkeit, dass der hergeleitete erste Atmungsaktivitäts-Wert mit der tatsächlichen Atmungsaktivität des Patienten übereinstimmt. In einer Ausgestaltung berechnet die Signalverarbeitungseinheit als ersten Atmungsaktivitäts-Wert einen geschätzten Signalwert und als Zuverlässigkeits- Maß ein Maß für die die Schätzunsicherheit, mit welcher die Herleitung des ersten Atmungsaktivitäts-Werts verbunden ist. Die Signalverarbeitungseinheit löst einen Änderungs-Vorgang aus, wenn das Maß für die Schätzunsicherheit oberhalb einer Unsicherheits-Schranke liegt. Das Merkmal, dass das Zuverlässigkeits-Maß unterhalb einer Zuverlässigkeits-Schranke liegt, ist gleichbedeutend zu dem Merkmal, dass das Schätzunsicherheits-Maß oberhalb einer Unsicherheits- Schranke liegt.

Erfindungsgemäß fällt die Signalverarbeitungseinheit automatisch abhängig von dem berechneten Zuverlässigkeits-Maß die Entscheidung, ob sie einen Änderungs-Vorgang auslöst oder nicht. Sie löst den oder einen Änderungs- Vorgang dann aus, wenn das vorgegebene Auslöse-Kriterium erfüllt ist, und zwar mindestens dann, wenn das Zuverlässigkeits-Maß unterhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke liegt. In einer Ausgestaltung leitet die Signalverarbeitungseinheit bei dem ersten Einsteil-Wert mehrmals nacheinander jeweils einen Atmungsaktivitäts-Wert her und berechnet jeweils ein Zuverlässigkeits-Maß für diese Herleitung. In einer Ausgestaltung löst die Signalverarbeitungseinheit auch dann einen Änderungs-Vorgang aus, wenn mehrere aufeinanderfolgende Zuverlässigkeits-Maße schlechter werden und sich von oben der ersten Zuverlässigkeits-Schranke annähern, und zwar bevorzugt, bevor das Zuverlässigkeits-Maß unterhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke fällt.

Erfindungsgemäß löst die Signalverarbeitungseinheit mindestens einmal, bevorzugt wiederholt, einen Beatmungs-Vorgang aus, bei dem der erste Beatmungsgerät-Parameter auf einen vom vorigen Wert abweichenden Einsteil- Wert eingestellt wird. Erfindungsgemäß leitet die Signalverarbeitungseinheit beim ersten Beatmungs- Vorgang einen ersten Atmungsaktivitäts-Wert her. Bevorzugt leitet die Signalverarbeitungseinheit auch nach dem Änderungs-Vorgang, also beim Betrieb im zweiten Einsteil-Wert, einen Atmungsaktivitäts-Wert her, und zwar abhängig von mindestens einem Signalwerte-Satz, der bei diesem zweiten Einsteil-Wert erzeugt worden ist. In einer Ausgestaltung wird der Atmungsaktivitäts-Wert ausschließlich abhängig von Signalwerte-Sätzen hergeleitet, welche bei dem aktuellen Einsteil-Wert erzeugt worden sind (genauer: aus Messwerten erzeugt worden sind, die beim aktuellen Einsteil-Wert gemessen worden sind). Die Signalverarbeitungseinheit verwendet mindestens einen Signalwerte-Satz, bevorzugt mehrere Signalwerte-Sätze, die bei dem aktuellen Einsteil-Wert erzeugt worden sind, um diesen Atmungsaktivitäts-Wert herzuleiten.

In einer alternativen Ausgestaltung leitet die Signalverarbeitungseinheit mindestens einen Atmungsaktivitäts-Wert abhängig von Signalwerte-Sätzen her, die beim aktuellen Einsteil-Wert erzeugt worden sind, und zusätzlich abhängig von Signalwerte-Sätzen, welche bei einem zuvor verwendeten Einsteil-Wert erzeugt worden sind, bevorzugt bei demjenigen Einsteil-Wert, auf dem der erste Beatmungsgerät-Parameter vor dem letzten Änderungs-Vorgang eingestellt war. Dank dieser alternativen Ausgestaltung stehen für die Herleitung mehr

Signalwerte-Sätze zur Verfügung, als wenn lediglich die Signalwerte-Sätze, die beim aktuellen Einsteil-Wert erzeugt worden sind, verwendet werden würden. Dies erhöht in vielen Fällen die Zuverlässigkeit der Herleitung, insbesondere bei Anwendung eines statistischen Verfahrens, und vermeidet einen weiteren Änderungs-Vorgang.

Erfindungsgemäß leitet die Signalverarbeitungseinheit einen ersten Atmungsaktivitäts-Wert her und berechnet ein Zuverlässigkeits-Maß für die Herleitung des ersten Atmungsaktivitäts-Werts. Mindestens bei einem geringen Zuverlässigkeits-Maß wird ein weiterer Beatmungs-Vorgang durchgeführt, und zwar bei einem abweichenden zweiten Einsteil-Wert. Dieser weitere Beatmungs- Vorgang liefert weitere Messwerte, aus denen die Signalverarbeitungseinheit weitere Signalwerte-Sätze erzeugt. Die Signalverarbeitungseinheit ermittelt einen zweiten Atmungsaktivitäts-Wert. In einer Ausgestaltung verwendet die Signalverarbeitungseinheit Signalwerte- Sätze, die beim zweiten Einstell-Wert erzeugt worden sind, optional Signalwerte Sätze bei früheren Einstell-Werten sowie das vorgegebene lungenmechanische Modell dafür, um den zweiten Atmungsaktivitäts-Wert auf die gleiche Weise wie den ersten Atmungsaktivitäts-Wert herzuleiten. Bevorzugt berechnet die Signalverarbeitungseinheit ein Zuverlässigkeits-Maß für die Herleitung des zweiten Atmungsaktivitäts-Werts.

In einer anderen Ausgestaltung ermittelt die Signalverarbeitungseinheit den zweiten Atmungsaktivitäts-Wert auf eine andere Weise, z.B. durch eine direkte Messung, die vor dem Änderungs-Vorgang nicht möglich war und nach dem Änderungs-Vorgang möglich wird, und zwar bevorzugt ohne das lungenmechanische Modell zu verwenden. Oder die Signalverarbeitungseinheit verwendet ein anderes lungenmechanische Modell, insbesondere ein lungenmechanisches Modell, welches nach dem Änderungs-Vorgang die Realität besser als vor dem Änderungs-Vorgang und / oder besser als das zuvor verwendete lungenmechanische Modell beschreibt. Möglich, aber nicht erforderlich ist, dass die Signalverarbeitungseinheit auch für die Ermittlung des zweiten Atmungsaktivitäts-Werts ein Zuverlässigkeits-Maß berechnet.

Erfindungsgemäß wird das Beatmungsgerät abhängig von dem ersten Beatmungsgerät-Parameter betrieben. In einer Ausgestaltung beeinflusst der erste Beatmungsgerät-Parameter ein Maß für die Zufuhr von Gas zum Patienten. Falls das Beatmungsgerät volumen-gesteuert betrieben wird, so beeinflusst dieser Beatmungsgerät-Parameter beispielsweise ein Maß für einen geforderten Volumenfluss von Luft zum Patienten oder ein Maß für den Füllstand der Lunge des Patienten. Falls das Beatmungsgerät druck-gesteuert betrieben wird, so beeinflusst dieser Beatmungsgerät-Parameter beispielsweise einen geforderten Druck von Atemluft, den das Beatmungsgerät erzeugen soll.

In der Regel hängen der geforderte Volumenfluss oder der geforderte Druck von der eigenen Atmungsaktivität des Patienten ab. Erfindungsgemäß löst die Signalverarbeitungseinheit dann, wenn das Auslöse-Kriterium erfüllt ist, insbesondere wenn das Zuverlässigkeits-Maß für den ersten berechneten Atmungsaktivitäts-Wert unterhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke liegt, einen Änderungs-Vorgang aus. In der gerade beschriebenen Ausgestaltung des ersten Beatmungsgerät-Parameters besteht dieser Änderungs-Vorgang bevorzugt daraus oder umfasst den Schritt, dass das Beatmungsgerät die Zufuhr von Gas zum Patienten zeitweise reduziert oder limitiert oder aber zeitweise vergrößert. Bevorzugt wird anschließend ein weiterer Änderungs-Vorgang durchgeführt, bei dem das Beatmungsgerät die Zufuhr von Gas zum Patienten wieder vergrößert oder die Limitierung aufhebt bzw. wieder reduziert, insbesondere auf den alten Einstell-Wert. Ein Sonderfall diese Ausgestaltung ist, dass das Beatmungsgerät für eine vorgegebene Zeitspanne von bevorzugt unter 5 sec, besonders bevorzugt unter 1 sec, die künstliche Beatmung des Patienten vollständig einstellt (Okklusion).

In einer Ausgestaltung führt der ausgelöste Änderungs-Vorgang dazu, dass der vom Beatmungsgerät erzeugte Atemwegsdruck und / oder der hergestellte Volumenfluss stets oder auch nur innerhalb einer vorgegebenen Zeitschranke oder auch nur beim Einatmen (Inspiration) oder nur beim Ausatmen (Exspiration) des Patienten stets unterhalb oder stets oberhalb einer vorgegebenen Schranke bleibt. Ein Sonderfall dieser Ausgestaltung ist, dass das Beatmungsgerät nach dem Änderungs-Vorgang die künstliche Beatmung des Patienten aussetzt (Okklusion). Bevorzugt wird nach einer vorgegebenen Zeitspanne, in der Regel von weniger als 5 sec, ein erneuter Änderungs-Vorgang durchgeführt, bei dem das Beatmungsgerät die künstliche Beatmung wieder aufnimmt.

In einer Ausgestaltung steuert die Signalverarbeitungseinheit das Beatmungsgerät mit dem Regelungs-Ziel an, dass der tatsächlich vom Beatmungsgerät hergestellte Atemwegsdruck oder der tatsächlich vom Beatmungsgerät bewirkte Füllstand der Lunge des Patienten gleich einem vorgegebenen Soll-Atemwegsdruck bzw. einem vorgegebenen Soll-Füllstand ist, wobei der Druck bzw. der Füllstand zeitlich veränderlich sein können. Der ausgelöste Änderungs-Vorgang verändert den Soll- Atemwegsdruck bzw. den Soll-Füllstand. In einer Ausgestaltung wird nach dem Änderungs-Vorgang ein vorgegebener zeitlicher Verlauf des Soll-Atemwegsdruck bzw. des Soll-Füllstand verwendet, der nicht notwendigerweise von der eigenen Atmungsaktivität des Patienten abhängt. Insbesondere wird also eine Steuerung anstelle einer Regelung durchgeführt. In eine Alternative führt der Änderungs- Vorgang dazu, dass dieser als Führungsgröße verwendete zeitliche Soll-Verlauf auf andere Weise als vor dem Änderungs-Vorgang von der eigenen Atmungsaktivität des Patienten hergeleitet wird.

In einer Abwandlung dieser Ausgestaltung umfasst der Änderungs-Vorgang den Schritt, das Beatmungsgerät so anzusteuern, dass nach dem Änderungs-Vorgang die Flussrate, also das Volumen von zugeführter Luft pro Zeiteinheit, stets unterhalb einer vorgegebenen Schranke bleibt. Bevorzugt wird anschließend ein erneuter Änderungs-Vorgang durchgeführt, und nach diesem Änderungs-Vorgang kann die Flussrate wieder oberhalb der Schranke liegen.

In einer Ausgestaltung vermag die Signalverarbeitungseinheit das Beatmungsgerät dergestalt anzusteuern, dass das Beatmungsgerät wahlweise eine druck-geregelte oder eine volumen-geregelte Beatmung des Patienten durchführt. Bei der druckgeregelten Beatmung wird ein zeitlicher Verlauf des Solldrucks vorgegeben, den das Beatmungsgerät erzeugen soll, und die Signalverarbeitungseinheit steuert das Beatmungsgerät so an, dass der tatsächliche Druck dem vorgegebenen Verlauf des Soll-Drucks folgt. Bei der volumen-geregelten Beatmung wird ein zeitlicher Verlauf des Füllstand der Lunge des Patienten (Volumen) vorgegeben, und die Signalverarbeitungseinheit steuert das Beatmungsgerät so an, dass die Fließrate (der Volumenstrom) des Gases zwischen dem Beatmungsgerät und dem Patienten bewirkt, dass der tatsächliche Füllstand dem vorgegebenen Soll-Verlauf folgt. In einer Ausgestaltung umfasst der oder ein ausgelöster Änderungs-Vorgang den Schritt, dass die Art der Regelung geändert wird, also dass entweder vor dem Änderungs-Vorgang das Beatmungsgerät druck-geregelt arbeitet und danach volumen-geregelt oder umgekehrt.

In einer Ausgestaltung arbeitet das Beatmungsgerät wenigstens vor dem Änderungs-Vorgang proportional-geregelt, d.h. ein Maß für die Größe der künstlichen Beatmung ist proportional zu der entsprechenden Größe für die eigene Atmungsaktivität des Patienten, welche bevorzugt erfindungsgemäß ermittelt wird. Je stärker also der Patient atmet, desto stärker ist auch die vom Beatmungsgerät bewirkte Unterstützung durch die künstliche Beatmung. In einer Ausgestaltung umfasst der Änderungs-Vorgang den Schritt, dass das Beatmungsgerät nach dem Änderungs-Vorgang nicht mehr proportional-geregelt wird. In einer anderen Ausgestaltung arbeitet das Beatmungsgerät auch nach dem Änderungs-Vorgang proportional-geregelt, aber der Proportionalitätsfaktor (Unterstützungsfaktor) ist nach dem Änderungs-Vorgang ein anderer, insbesondere ein kleinerer, als zuvor. In dieser Ausgestaltung fungiert der Proportionalitätsfaktor also als der oder ein Einsteil-Wert.

In einer Ausgestaltung führt das Beatmungsgerät eine Abfolge von Beatmungshüben durch, wobei die Durchführung der Beatmungshübe von dem oder einem berechneten Atmungsaktivitäts-Wert abhängt. Der Einsteil-Wert legt einen Parameter der Beatmungshübe fest, beispielsweise die Amplitude oder die Frequenz oder einen Zeitverzug zwischen der eigenen Atmungsaktivität des Patienten und den Beatmungshüben. Der Änderungs-Vorgang führt zu einem anderen Einsteil-Wert und somit zu einer anderen Amplitude oder Frequenz oder einem anderen Zeitverzug. Der oder jeder erfindungsgemäß hergeleitete Atmungsaktivitäts-Wert lässt sich für verschiedene Zwecke verwenden. In einer Ausgestaltung verwendet die Signalverarbeitungseinheit den oder mindestens einen berechneten Atmungsaktivitäts-Wert, um das Beatmungsgerät anzusteuern. Die Signalverarbeitungseinheit führt die Ansteuerung beispielsweise durch, um das Regelungsziel zu erreichen, dass die vom Beatmungsgerät bewirkte künstliche Beatmung mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten vollständig synchronisiert ist. Die Signalverarbeitungseinheit verwendet den oder mindestens einen hergeleiteten Atmungsaktivitäts-Wert, um das Beatmungsgerät entsprechend diesem Regelungsziel anzusteuern.

Der Schritt, dass die Signalverarbeitungseinheit das Beatmungsgerät abhängig von einem Atmungsaktivitäts-Wert ansteuert, umfasst beispielsweise mindestens einen der Schritte, dass die Signalverarbeitungseinheit - einen Beatmungshub des Beatmungsgeräts auslöst,

- die Frequenz und / oder die Amplitude von aufeinanderfolgenden Beatmungshüben des Beatmungsgeräts auf einen vorgegebenen Wert einstellt oder eine solche Einstellung auslöst oder - einen vorgegebenen zeitlichen Verlauf des herzustellenden Atemwegsdruck herstellt.

Erfindungsgemäß wird ein Änderungs-Vorgang durchgeführt, wenn detektiert ist, dass ein vorgegebenes Auslöse-Kriterium erfüllt ist. Bevorzugt steuert die Signalverarbeitungseinheit das Beatmungsgerät nur dann abhängig von dem hergeleiteten ersten Atmungsaktivitäts-Wert an, wenn das Auslöse-Kriterium nicht erfüllt ist, z.B. wenn das Zuverlässigkeits-Maß für die Herleitung des Atmungsaktivitäts-Werts und optional zusätzlich mindestens ein zuvor berechnetes Zuverlässigkeits-Maß oberhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke liegt. Beispielsweise leitet die Signalverarbeitungseinheit den Atmungsaktivitäts- Wert abhängig von einem Signalwerte-Satz her, der mithilfe von Sensoren erzeugt wurde, die dichter an der Signalquelle messen, insbesondere Messelektroden auf der Haut des Patienten und / oder optische Sensoren, die vom Patienten beabstandet sind, oder pneumatischen Sensoren in der Speiseröhre des Patienten.

Falls dieses Zuverlässigkeits-Maß hingegen unterhalb der ersten Zuverlässigkeits- Schranke liegt - allgemein: beim ersten Einsteil-Wert das Auslöse-Kriterium erfüllt ist -, so verwendet die Signalverarbeitungseinheit in einer Ausgestaltung nicht den hergeleiteten ersten Atmungsaktivitäts-Wert für die Ansteuerung. Vielmehr steuert in einer Ausgestaltung die Signalverarbeitungseinheit das Beatmungsgerät abhängig von einem Signal für die Flussrate und / oder für den Druck an, wobei diese Flussrate oder dieser Druck in einem Kreislauf von Gas zwischen dem Beatmungsgerät und dem Patienten auftritt. Dieses Signal für die Flussrate und / oder den Druck lässt sich in der Regel mithilfe einer Messwerte-Aufbereitung direkt messen, insbesondere ohne das vorgegebene lungenmechanische Modell zu verwenden. Dieses Signal ist aber stärker als die oder jedes im lungenmechanischen Modell auftretende messbare Signal von Störsignalen überlagert, und / oder der verwendete Sensor misst das jeweilige Signal nur mit einem Zeitverzug. Insbesondere ist in vielen Fällen in oder an dem Beatmungsgerät ein Sensor für die Flussrate oder den Druck angeordnet, während der Volumenstrom oder der Druck am Mund oder im Atemweg oder in der Speiseröhre des Patienten gemessen werden soll und auf dem Weg zwischen dem Beatmungsgerät und dem Patienten Störeinflüsse auftreten können.

Außerdem tritt ein Zeitverzug zwischen der Entstehung der Signale im oder am Körper des Patienten und dem Messort im Beatmungsgerät auf, und dieser Zeitverzug lässt sich in der Regel nur näherungsweise berücksichtigen und ist darüber hinaus in der Regel zeitlich veränderlich.

Aus all diesen Gründen lässt sich eine künstliche Beatmung, die ausschließlich abhängig von einem Signal für die Flussrate und / oder den Druck geregelt wird, schlechter mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten synchronisieren, als wenn ein Atmungsaktivitäts-Wert verwendet werden würde, der mit einem körpernahen Sensor gemessen wurde, z.B. einem Satz von Messelektroden. Daher ist es von Vorteil, die Regelung der künstlichen Beatmung abhängig von einem Atmungsaktivitäts-Wert durchzuführen, der von Messwerten von körpernahen Sensoren hergeleitet worden ist. Dieser muss aber ausreichend zuverlässig sein.

Beispielsweise wird das oder ein messbares Signal mithilfe von Messelektroden gemessen, die auf der Haut des Patienten positioniert sind. Das oder ein messbares Signal ist ein Elektromyogramm (EMG) oder Mechanomyogramm (MMG). Das Atmungsaktivitäts-Maß ist eine pneumatische Größe, beispielsweise der von der Atmungs-Muskulatur erzeugte pneumatische Druck Pmus und diese pneumatische Größe hängt gemäß dem vorgegebenen lungenmechanischen Modell mit dem Elektromyogramm oder Mechanomyogramm und optional mit weiteren messbaren Signalen zusammen, z.B. vom Volumenfluss und / oder vom Volumen.

In einer Ausgestaltung wird der oder mindestens ein hergeleiteter oder ermittelter Atmungsaktivitäts-Wert ausgegeben, bevorzugt zusammen mit dem berechneten Zuverlässigkeits-Maß und insbesondere in einer von einem Menschen wahrnehmbaren Form, beispielsweise visuell auf einer Ausgabeeinheit. In einer Ausgestaltung wird auf der Ausgabeeinheit ein Schlauch um den zeitlichen Verlauf des Atmungsaktivitäts-Maßes gelegt, wobei der Schlauch umso breiter ist, je geringer die Zuverlässigkeit ist. Diese Ausgabe wird bevorzugt laufend durchgeführt. Möglich ist auch, dass die Signalverarbeitungseinheit prüft, ob der oder ein hergeleiteter Atmungsaktivitäts- Wert oder die zeitliche Veränderung der hergeleiteten Atmungsaktivitäts-Werte ein vorgegebenes Kriterium erfüllt, beispielsweise ein Wert außerhalb eines vorgegebenen Bereichs liegt oder die Veränderung rascher als eine vorgegebene Schranke stattgefunden hat. Falls das vorgegebene Kriterium erfüllt ist, löst die Signalverarbeitungseinheit einen Alarm aus.

In einer weiteren Ausgestaltung wird der oder ein hergeleiteter oder ermittelter Atmungsaktivitäts-Wert an ein weiteres Gerät übermittelt, beispielsweise an ein Anästhesiegerät oder ein sonstiges medizinisches Gerät oder an eine zentrale Datenverarbeitungsanlage. Das weitere medizinische Gerät verwendet den oder einen übermittelten Atmungsaktivitäts-Wert für den eigenen Betrieb. Die zentrale Datenverarbeitungsanlage wertet bevorzugt Daten aus, die von verschiedenen medizinischen Geräten übermittelt werden, beispielsweise Daten über denselben Patienten.

Erfindungsgemäß leitet die Signalverarbeitungseinheit einen ersten Atmungsaktivitäts-Wert her und verwendet für diese Herleitung mindestens einen Signalwerte-Satz, bevorzugt mehrere Signalwerte-Sätze, die beim ersten Einstell- Wert erzeugt worden sind. „Bei einem Einsteil-Wert erzeugt“ heißt: die zum erzeugen verwendeten Messwerte wurden bei diesem Einsteil-Wert gemessen.

Die Signalverarbeitungseinheit leitet einen zweiten Atmungsaktivitäts-Wert mithilfe von mindestens einen Signalwerte-Satz, bevorzugt von mehreren Signalwerte- Sätze, her, die bei dem zweiten Einsteil-Wert erzeugt worden sind. In einer Ausgestaltung verwendet die Signalverarbeitungseinheit Messwerte, die bei dem zweiten Einsteil-Wert gemessen worden sind, sowie das lungenmechanische Modell, um den zweiten Atmungsaktivitäts-Wert herzuleiten. Bevorzugt berechnet die Signalverarbeitungseinheit ein Zuverlässigkeits-Maß für den zweiten Atmungsaktivitäts-Wert, welches ein Maß für die Zuverlässigkeit ist, dass der hergeleitete zweite Atmungsaktivitäts-Wert mit der tatsächlichen Atmungsaktivität übereinstimmt.

In einer Ausgestaltung regelt die Signalverarbeitungseinheit das Beatmungsgerät abhängig von mehreren hergeleiteten und / oder ermittelten Atmungsaktivitäts- Werten, welche durch Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens hergeleitet oder ermittelt werden. Das Regelungsziel bei dieser Regelung ist vorzugsweise, dass das Beatmungsgerät synchronisiert mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten arbeiten soll, also der Fluss von Gas zum und / oder vom Patienten, den das Beatmungsgerät bewirkt, mit dessen eigener Atmungsaktivität synchronisiert wird. Bei dieser Regelung ist beispielsweise der Füllstand der Lunge, also das Volumen, die Führungsgröße, welche zeitlich veränderlich sein kann (volumen gesteuerte Regelung des Beatmungsgeräts). Der Volumenfluss, also der Fluss von Gas in die oder aus der Lunge, ist die Stellgröße. Oder ein vorgegebener geforderter Druck des Atemwegs, der ebenfalls zeitlich veränderlich sein kann, ist die Führungsgröße (druck-gesteuerte Regelung). Der tatsächliche Druck des Atemwegs wird gemessen. Der Druck, den das Beatmungsgerät erzeugt, ist die Stellgröße. Erfindungsgemäß leitet die Signalverarbeitungseinheit den ersten

Atmungsaktivitäts-Wert her und verwendet hierfür mindestens einen Signalwerte- Satz, der bei dem ersten Einsteil-Wert gemessen worden ist. Bevorzugt bleibt der erste Beatmungsgerät-Parameter auf dem ersten Einsteil-Wert eingestellt, solange nicht detektiert ist, dass das vorgegebene Auslöse-Kriterium, welches einen Änderungs-Vorgang auslöst, erfüllt ist, insbesondere solange das berechnete Zuverlässigkeits-Maß oberhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke liegt. Die Signalverarbeitungseinheit führt bevorzugt bei dem ersten Einsteil-Wert noch einen Beatmungs-Vorgang durch und erzeugt hierbei mindestens einen weiteren Signalwerte-Satz, der zeitlich später beim ersten Einsteil-Wert gemessen worden ist. Unter Verwendung des oder mindestens eines weiteren Signalwerte-Satzes und optional des ersten Signalwerte-Satzes leitet die Signalverarbeitungseinheit einen weiteren Atmungsaktivitäts-Wert her. Diese Ausgestaltung vermeidet den Schritt, einen Änderungs-Vorgang durchzuführen, wenn dieser nicht erforderlich ist. Erfindungsgemäß leitet die Signalverarbeitungseinheit den ersten Atmungsaktivitäts-Wert unter Verwendung mindestens eines Signalwerte-Satzes her, der beim ersten Einstell-Wert gemessen wurde. Optional leitet die Signalverarbeitungseinheit einen weiteren Atmungsaktivitäts-Wert unter Verwendung mindestens eines weiteren Signalwerte-Satzes her, der bei einem weiteren Einstell-Wert gemessen wurde. In einer Ausgestaltung erzeugt die Signalverarbeitungseinheit mehrere Signalwerte-Sätze, wobei die Messwerte dieser mehreren Signalwerte-Sätze alle bei demselben Einstell-Wert gemessen worden sind. Die Signalverarbeitungseinheit berechnet das Zuverlässigkeits-Maß abhängig von den mehreren Signalwerte-Sätzen, die für die Herleitung verwendet worden sind. Bevorzugt wendet die Signalverarbeitungseinheit ein statistisches Verfahren an, um dieses Zuverlässigkeits-Maß herzuleiten. Diese Ausgestaltung reduziert den Einfluss von Messfehlern und Ausreißern, die nur zu einzelnen Abtast-Zeitpunkten auftreten.

In einer Fortbildung dieser Ausgestaltung wendet die Signalverarbeitungseinheit bei dem Schritt, den ersten Atmungsaktivitäts-Wert herzuleiten, ein Regressionsverfahren an, und zwar auf das lungenmechanische Modell und auf mehrere Signalwerte-Sätze, die bislang beim aktuellen Einstell-Wert des ersten Beatmungsgerät-Parameters gewonnen worden sind. Bevorzugt wendet sie das Regressionsverfahren auf alle Signalwerte-Sätze, die bislang beim aktuellen Einstell-Wert gewonnen worden sind, an. Bevorzugt wendet die Signalverarbeitungseinheit dieses Regressionsverfahren auch bei der Herleitung mindestens eines weiteren Atmungsaktivitäts-Werts an. Bevorzugt umfasst das Regressionsverfahren den Schritt, eine Fehlerquadratsumme zu berechnen und zu minimieren.

Erfindungsgemäß löst die Signalverarbeitungseinheit dann, wenn beim ersten Einstell-Wert das Auslöse-Kriterium erfüllt ist, einen Änderungs-Vorgang aus, bei dem der erste Beatmungsgerät-Parameter auf einen zweiten Einstell-Wert eingestellt wird, der vom ersten Einstell-Wert abweicht. In einer Ausgestaltung hängt dieser zweite Einstell-Wert von dem berechneten Zuverlässigkeits-Maß ab. Bevorzugt weicht der zweite Einstell-Wert umso stärker vom ersten Einstell-Wert ab, je weiter das Zuverlässigkeits-Maß von der ersten Zuverlässigkeits-Schranke entfernt ist. Oder der erste Beatmungsgerät-Parameter wird auf einen von zwei möglichen zweiten Einsteil-Wert eingestellt, je nachdem, in welchen von zwei vorgegebenen Bereichen unterhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke das Zuverlässigkeits-Maß fällt. Natürlich ist es auch möglich, dass der erste Beatmungsgerät-Parameter bei einem Änderungs-Vorgang auf eine von mindestens drei verschiedenen möglichen Einsteil-Werten eingestellt wird.

In einer Ausgestaltung wird zusätzlich zur ersten Zuverlässigkeits-Schranke eine zweite, kleinere Zuverlässigkeits-Schranke vorgegeben. Falls das Zuverlässigkeits-Maß für die Herleitung des ersten Atmungsaktivitäts-Werts zwischen den beiden Zuverlässigkeits-Schranken liegt, so wird der hergeleitete erste Atmungsaktivitäts-Wert für die Regelung des Beatmungsgeräts verwendet. Jedoch weicht der Betrieb des Beatmungsgeräts von einem regulären Betrieb ab, beispielsweise indem der Unterstützungsfaktor oder der Volumenfluss oder der Druck reduziert oder limitiert werden. Bei einem Zuverlässigkeits-Maß unterhalb der zweiten Zuverlässigkeits-Schranke wird der erste Atmungsaktivitäts-Wert nicht verwendet, sondern die Signalverarbeitungseinheit bewirkt z.B., dass das Beatmungsgerät die künstliche Beatmung zeitweise einstellt (Okklusion), oder sie verwendet ein Signal für den Volumenfluss und / oder für den Druck anstelle des ersten Atmungsaktivitäts-Werts oder steuert das Beatmungsgerät anstelle es zu regeln.

Möglich ist auch, dass eine weitere Zuverlässigkeits-Schranke vorgegeben wird, die unterhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke liegt. Falls das Zuverlässigkeits-Maß zwischen der ersten Zuverlässigkeits-Schranke und der weiteren Zuverlässigkeits-Schranke liegt, so wird ein erster Beatmungsgerät- Parameter auf den zweiten Einsteil-Wert eingestellt. Falls das Zuverlässigkeits- Maß sogar unter der weiteren Zuverlässigkeits-Schranke liegt, so wird ein anderer Beatmungsgerät-Parameter auf einen abweichenden zweiten Einsteil-Wert eingestellt.

In einer Ausgestaltung weist das vorgegebene lungenmechanische Modell mindestens einen Modell-Parameter auf, der in der Regel zeitlich veränderlich ist und vorab nicht bekannt ist. Welchen Wert dieser Modell-Parameter aktuell hat, ist vorab nicht bekannt. Beispielsweise variiert der Parameter-Wert von Patient zu Patient und / oder im Verlaufe der künstlichen Beatmung eines Patienten. Um den ersten Atmungsaktivitäts-Wert herzuleiten, leitet die Signalverarbeitungseinheit für den oder mindestens einen, bevorzugt für jeden Modell-Parameter des lungenmechanischen Modells mindestens einmal jeweils einen Parameter-Wert her. Für diese Herleitung des Modell-Parameter-Werts verwendet die Signalverarbeitungseinheit mindestens einen Signalwerte-Satz, bevorzugt mehrere Signalwerte-Sätze, die beim ersten Einsteil-Wert erzeugt worden sind. Unter Verwendung des oder mindestens eines Modell-Parameter-Werts und mindestens eines Signalwerts leitet die Signalverarbeitungseinheit einen Atmungsaktivitäts-Wert her.

Die Herleitung eines Modell-Parameter-Werts ist in der Regel mit Unsicherheit behaftet. Die Signalverarbeitungseinheit berechnet für den oder jeden Modell- Parameter jeweils ein Maß für die Zuverlässigkeit, mit der der Wert für diesen Modell-Parameter hergeleitet worden ist. Dieses Zuverlässigkeits-Maß wird verwendet, um das Zuverlässigkeits-Maß für die Herleitung des ersten Atmungsaktivitäts-Werts zu berechnen, es wird beispielsweise als das Zuverlässigkeits-Maß für diese Herleitung verwendet.

In einer Fortbildung dieser Ausgestaltung, ein Zuverlässigkeits-Maß für die Herleitung eines Modell-Parameter-Werts zu berechnen, wird für den oder für mindestens einen Modell-Parameter jeweils eine Wahrscheinlichkeitsverteilung vorgegeben. Bei dem Schritt, das Zuverlässigkeits-Maß für die Herleitung eines Modell-Parameter-Werts, für den eine Wahrscheinlichkeitsverteilung vorgegeben ist, zu berechnen, werden folgende Schritte durchgeführt:

- Die Signalverarbeitungseinheit erzeugt mehrere Signalwerte-Sätze.

- Die Signalverarbeitungseinheit berechnet für den oder einen Modell- Parameter, für den eine Wahrscheinlichkeitsverteilung vorgegeben ist, ein Konfidenzintervall und / oder eine Standardabweichung und / oder eine empirische Streuung oder eine Varianz. Oder sie führt einen statistischen Test durch. - Für diese Berechnung verwendet die Signalverarbeitungseinheit die vorgegebene Wahrscheinlichkeitsverteilung dieses Modell-Parameters. Außerdem verwendet sie die Signalwerte-Sätze, die verwendet worden sind, um den Atmungsaktivitäts-Wert herzuleiten. - Das gesuchte Zuverlässigkeits-Maß bezieht sich auf die Herleitung dieses

Atmungsaktivitäts-Werts und wird abhängig vom berechneten Konfidenzintervall bzw. von der berechneten Standardabweichung / Streuung / Varianz berechnet. In einer Ausgestaltung weist das lungenmechanische Modell einen ersten Modell- Parameter und mindestens einen zweiten Modell-Parameter auf. Die Signalverarbeitungseinheit berechnet ein erstes Zuverlässigkeits-Maß und ein zweites Zuverlässigkeits-Maß. Jedes Zuverlässigkeits-Maß ist jeweils ein Maß für die Zuverlässigkeit, dass der hergeleitete Wert für den ersten bzw. den zweiten Modell-Parameter ausreichend übereinstimmend mit der Realität ist. Falls das erste Zuverlässigkeits-Maß unterhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke liegt, löst die Signalverarbeitungseinheit einen ersten Änderungs-Vorgang aus. Falls das zweite Zuverlässigkeits-Maß unterhalb der ersten Zuverlässigkeits-Schranke liegt, löst die Signalverarbeitungseinheit einen zweiten Änderungs-Vorgang aus. Diese beiden Änderungs-Vorgänge können übereinstimmen oder sich voneinander unterscheiden. Beispielsweise beziehen sie sich auf unterschiedliche Beatmungsgerät-Parameter. Oder der erste Änderungs-Vorgang führt zu einem anderen zweiten Einstell-Wert des ersten Beatmungsgerät-Parameters als der zweite Änderungs-Vorgang. Diese Ausgestaltung ermöglicht es, gezielt Messwerte zu gewinnen, um für einen bestimmten Modell-Parameter mit höherer Sicherheit einen Wert herzuleiten.

In einer Ausgestaltung leitet die Signalverarbeitungseinheit mindestens einen Atmungsaktivitäts-Wert abhängig von mehreren Signalwerte-Sätzen her. Mindestens ein erster verwendeter Signalwerte-Satz ist bei dem ersten Einstell- Wert erzeugt worden, mindestens ein zweiter verwendeter Signalwerte-Satz bei dem zweiten Einstell-Wert. Für jeden verwendeten Signalwerte-Satz berechnet die Signalverarbeitungseinheit jeweils einen Gewichtsfaktor und verwendet zusätzlich die Gewichtsfaktoren der Signalwerte-Sätze, um den Atmungsaktivitäts-Wert herzuleiten. Diese Ausgestaltung führt in vielen Fällen zu einer höheren Zuverlässigkeit.

In einer bevorzugten Ausgestaltung wird das Beatmungsgerät vor dem Änderungs-Vorgang, also bei dem ersten Einsteil-Wert, in einer regulären Betriebsart betrieben und nach dem Änderungs-Vorgang, also beim zweiten Einstell-Wert, in einer besonderen Betriebsart, die in der Regel nur für kurze Zeit beibehalten wird. Der oder jeder beim zweiten Einstell-Wert erzeugte Signalwerte- Satz erhält einen höheren Gewichtsfaktor als der oder jeder bei dem ersten Einstell-Wert erzeugte Signalwerte-Satz. Beispielsweise ist ein Gewichtsfaktor eines bei einem Einstell-Wert erzeugten Signalwerte-Satzes umso größer, je weniger Signalwerte-Sätze bei diesem Einstell-Wert gemessenen worden sind.

Die Signalwerte-Sätze, die bei dem zweiten Einstell-Wert, also bei der besonderen Betriebsart, erzeugt worden sind, haben dank dieser Ausgestaltung einen relativ großen Einfluss auf die Herleitung, auch wenn die besondere Betriebsart nur relativ kurz verwendet wird. Diese Ausgestaltung erleichtert es daher, eine besondere Betriebsart kurzzeitig und speziell für das Messen und Herleiten einzustellen. Dadurch werden insbesondere solche Signalwerte-Sätze höher bewertet, die bei einem gezielt durchgeführten kurzfristigen Manöver erzeugt wurden.

In einer anderen Ausgestaltung ist es bei dem zweiten Einstell-Wert möglich, das Atmungsaktivitäts-Maß zu messen, anstelle es herzuleiten. Beispielsweise ist das Atmungsaktivität-Maß eine pneumatische Größe, und beim zweiten Einstell-Wert unterstützt das Beatmungsgerät nicht die Atmungsaktivität des Patienten

(„Okklusion“), so dass ein externer Druck nur von der eigenen Atmungsaktivität des Patienten verursacht wird. In dieser anderen Ausgestaltung ist der Schritt nicht erforderlich und wird bevorzugt nicht durchgeführt, den zweiten Atmungsaktivitäts-Wert oder das Zuverlässigkeits-Maß für den zweiten Atmungsaktivitäts-Wert aus Signalwerte-Sätzen mithilfe des lungenmechanischen Modells herzuleiten. Die Signalverarbeitungseinheit vergleicht den ermittelten zweiten Atmungsaktivitäts-Wert mit dem hergeleiteten ersten Atmungsaktivitäts- Wert, um das Zuverlässigkeits-Maß für die Herleitung des ersten Atmungsaktivitäts-Werts zu berechnen. In einer Ausgestaltung wendet die Signalverarbeitungseinheit automatisch ein anderes vorgegebenes lungenmechanisches Modell an oder verändert einen Modell-Parameter-Wert, wenn dieser Vergleich ein geringes Zuverlässigkeits-Maß liefert. Erfindungsgemäß leitet die Signalverarbeitungseinheit den ersten

Atmungsaktivitäts-Wert aus mindestens einem Signalwerte-Satz her, der beim ersten Einsteil-Wert gemessen worden sind. Ist das Auslöse-Kriterium erfüllt, so löst die Signalverarbeitungseinheit einen Änderungs-Vorgang aus, bei dem der erste Beatmungsgerät-Parameter auf einen zweiten Einstell-Wert eingestellt wird. In einer Ausgestaltung ist es dann möglich, das Atmungsaktivitäts-Maß zu messen, wenn der erste Beatmungsgerät-Parameter auf den zweiten Einstell-Wert eingestellt ist. Beispielsweise ist das Atmungsaktivitäts-Maß der pneumatische Druck Pmus, den die Atmungsmuskulatur des Patienten erzeugt, und das messbare Signal ist der pneumatische Druck Paw in einem Beatmungskreislauf zwischen dem Patienten und dem Beatmungsgerät, und beim zweiten Einstell-Wert führt das Beatmungsgerät keine künstliche Beatmung durch. In diesem Falle gilt beispielsweise Pmus = Paw. In einer Ausgestaltung wird ein Korrekturfaktor und / oder ein Verzögerungsfaktor zwischen Pmus und Paw berücksichtigt. In einer Ausgestaltung ermittelt die Signalverarbeitungseinheit den zweiten Atmungsaktivitäts-Wert durch Signalverarbeitung von mindestens einem Messwert, der beim zweiten Einstell-Wert gemessen worden ist, bevorzugt von Messwerten eines pneumatischen Sensors. Das lungenmechanische Modell wird für diese Ermittlung bevorzugt nicht verwendet. In einer Ausgestaltung vergleicht die Signalverarbeitungseinheit den beim ersten Einstell-Wert hergeleiteten ersten Atmungsaktivitäts-Wert mit dem beim zweiten Einstell-Wert ermittelten zweiten Atmungsaktivitäts-Wert. Die Signalverarbeitungseinheit berechnet das Zuverlässigkeits-Maß für den ersten Atmungsaktivitäts-Wert und verwendet hierfür das Ergebnis dieses Vergleichs.

Erfindungsgemäß wird ein lungenmechanisches Modell vorgegeben, welches im Datenspeicher abgespeichert ist und mindestens einen Zusammenhang zwischen dem Atmungsaktivitäts-Maß und mindestens einem messbaren Signal beschreibt. Das Atmungsaktivitäts-Maß ist bevorzugt ein pneumatisches Maß Pmus für den Druck, den die Atmungsmuskulatur des Patienten erzeugt. Im lungenmechanischen Modell wird bevorzugt mindestens eines der folgenden Signale verwendet: - der Atemwegsdruck (Paw),

- der Druck (Pes) in der Speiseröhre,

- der Atemwegsfluss (Flow, Vol‘),

- das Lungenvolumen (Vol), der Gehalt von Kohlendioxid (CO2) in der ausgeatmeten Atemluft und / oder - der Gehalt von Sauerstoff im Blut.

In einer Ausgestaltung werden als lungenmechanisches Modell folgende beiden in den Modell-Parametern linearen Modell-Gleichungen vorgegeben:

Paw(t) = R ^* Vol‘(t) + E ^* Vol(t) + Pmus(t) + PO und Pmus(t) = keff*Sig(t).

Hierbei sind

- Pmus(t) das gesuchte und zeitlich variable Atmungsaktivitäts-Maß, nämlich der von der Atmungsmuskulatur des Patienten erzeugte pneumatische Druck,

- Paw(t) der im Patientenkreislauf gemessene Atemwegsdruck, der als ein messbares Signal verwendet wird und aus einer Überlagerung der eigenen

Atmungsaktivität des Patienten und der Beatmung durch das Beatmungsgerät resultiert,

- R ein Faktor, der den Atemwiderstand beschreibt, welchen der Atemweg des Patienten dem Volumenstrom Vol' entgegensetzt, - E ein Faktor für die Elastizität der Lunge des Patienten und

- PO eine als konstant angesehene Größe, die beispielsweise ein Maß für die Auswirkung eines unvollständigen Ausatmens (iPEEP) des Patienten ist.

Das Signal Sig(t) korreliert ebenfalls mit dem pneumatischen Druck Pmus, den die Atmungsmuskulatur des Patienten erzeugt, und wird beispielsweise mithilfe von Messelektroden auf der Haut (EMG-Sensoren) oder Mechanomyogramm- Sensoren (MMG-Sensoren) gemessen, ist also ein elektrisches oder mechanisches respiratorisches Signal. Ein gemessenes elektrisches respiratorisches Signal korreliert mit einem elektrischen Impuls, der eine Kontraktion der Atmungs-Muskulatur bewirkt, welche ihrerseits die eigene Atmungsaktivität des Patienten hervorruft. Der Faktor keff ist ein Proportionalitätsfaktor zwischen dem pneumatischen Druck und dem elektrischen Signal der Messelektroden und beschreibt die sogenannte elektromechanische Effizienz, also wie gut elektrische Impulse in Muskelaktivität umgesetzt wird werden. Die Faktoren R, E und keff sowie der Summand PO sind in diesem Beispiel vier Modell-Parameter, deren Werte sich während der Beatmung des Patienten ändern können. Die Parameter R und E und PO sind lungenmechanische Parameter. Diese beiden Modell-Gleichungen des lungenmechanischen Modells liefern zwei Wege, um das Atmungsaktivitäts-Maß Pmus herzuleiten.

In einer Ausgestaltung wird unter Verwendung der Modell-Gleichung Pmus(t) = keff*Sig(t) der erste Atmungsaktivitäts-Wert hergeleitet, und bevorzugt unter Verwendung dieser Modell-Gleichung und / oder der Modell-Gleichung Paw(t) = R ^* Vol‘(t) + E ^* Vol(t) + Pmus(t) + PO und wird ein Zuverlässigkeits-Maß für diese Herleitung berechnet - oder umgekehrt.

Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels beschrieben.

Hierbei zeigen

Figur 1 schematisch, welche Sensoren welche unterschiedlichen Signale, die für die Herleitung der eigenen Atmungsaktivität des Patienten verwendet werden, messen;

Figur 2 welche Signale aus den Messwerten welcher Sensoren hergeleitet werden;

Figur 3 eine beispielhafte Gewichtsfunktion, mit der mehrere Signalwerte- Sätze gewichtet werden;

Figur 4 eine beispielhafte Gewichtung von Signalwerte-Sätzen anhand der Häufigkeit von Signalwerten; Figur 5 einen ersten Teil eines Flussdiagramms: Herleitung eines

Atmungsaktivitäts-Werts und Entscheidung, ob das vorgegebene Auslöse-Kriterium erfüllt ist;

Figur 6 einen zweiten Teil des Flussdiagramms: regulärer Betrieb mit ausreichend zuverlässigem Atmungsaktivitäts-Wert;

Figur 7 einen dritten Teil des Flussdiagramms: Durchführung eines leichteren Manövers;

Figur 8 einen vierten Teil des Flussdiagramms: Durchführung eines gravierenden Manövers;

Figur 9 einen fünften Teil des Flussdiagramms: Herleitung von Modell-

Parameter-Werten aufgrund von Signalwerte-Sätzen, die bei einem Manöver erzeugt worden sind;

Figur 10 einen sechsten Teil des Flussdiagramms: Herleitung eines Atmungsaktivitäts-Werts beim Manöver, Berechnung der Zuverlässigkeit von dessen Herleitung;

Figur 11 einen siebten Teil des Flussdiagramms: Entscheidung, wie die künstliche Beatmung nach einem Manöver fortgesetzt wird.

Im Ausführungsbeispiel wird ein Patient P wenigstens zeitweise von einem Beatmungsgerät 1 künstlich beatmet. Die künstliche Beatmung soll synchronisiert mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P durchgeführt werden. Das Beatmungsgerät 1 wird abhängig von der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P geregelt.

In einer Ausgestaltung arbeitet das Beatmungsgerät 1 druck-geregelt. Die Führungsgröße bei der Regelung ist in diesem Falle ein geforderter zeitlicher Verlauf des pneumatischen Drucks der Atmung, bevorzugt im Atemweg des Patienten P. Die Stellgröße ist dann derjenige pneumatische Druck, den die künstliche Beatmung erzielt. Dieser Soll-Verlauf des Drucks soll mit dem zeitlich veränderlichen Druck, den die eigene Atmungsaktivität des Patienten P erzielt, synchronisiert sein, und der Soll-Verlauf hängt daher von der eigenen Atmungsaktivität ab. In einer anderen Ausgestaltung ist die Führungsgröße bei der Regelung ein geforderter zeitlicher Verlauf des Volumens, also des Füllstands der Lunge des Patienten P. Die Stellgröße ist der Fluss von Atemluft in die und aus der Lunge, welche durch die künstliche Beatmung erzielt wird. Auch in dieser Ausgestaltung ist der Soll-Verlauf des Volumens mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P zu synchronisieren.

Zur Synchronisierung ist es bei beiden Arten der Regelung erforderlich, ein bevorzugt pneumatisches Maß für die eigene Atmungsaktivität des Patienten P zu ermitteln, beispielsweise den Druck Pmus, welche mit dem Druck korreliert, den die Atmungsmuskulatur des Patienten P erzeugt. Das zeitlich veränderliche und bevorzugt pneumatische Maß Pmus lässt sich während der künstlichen Beatmung nicht direkt messen, sondern wird ermittelt, indem zu jedem Abtast-Zeitpunkt ti

- mehrere im Beatmungskreislauf auftretende veränderliche Größen gemessen werden,

- aus jeweils einem Messwert pro messbarem Signal ein Satz von Signalwerten erzeugt wird und wiederholt ein Wert für das bevorzugt pneumatische Atmungsaktivitäts-Maß Pmus, also ein geschätzter Atem aktivitäts-Wert P _mU s,est(ti), aus mindestens einem erzeugten Signalwerte-Satz, bevorzugt aus mehreren Signalwerte- Sätzen, hergeleitet wird.

Bei einer Proportional-Regelung des Beatmungsgeräts 1 ist idealerweise zu jedem Abtast-Zeitpunkt ti der vom Beatmungsgerät 1 erzeugte Druck Part(ti) proportional zum geschätzten Atmungsaktivitäts-Wert Pmus,est(ti), also (1) Part(ti) = X * Pmus.est(ti), wobei Pmus,est(ti) ein geschätzter Atmungsaktivitäts-Wert und x ein vorgegebener Proportionalitätsfaktor ist. Dieser Proportionalitätsfaktor x wird auch als Unterstützungsgrad durch das Beatmungsgerät 1 bezeichnet. Bei einer idealen Synchronisation ist Part(ti) = x ^* Pmus(ti).

Eine datenverarbeitende Signalverarbeitungseinheit führt die gerade beschriebene Regelung auf oberer Ebene durch, beispielsweise die druck-geregelte oder die volumen-geregelte Regelung, und verwendet hierfür geschätzte Werte Pmus.est(ti) für das Atmungsaktivitäts-Maß, wobei die Werte Pmus,8st(ti) unter Verwendung von Signalwerte-Sätzen hergeleitet sind. Die Signalverarbeitungseinheit berechnet bei der übergeordneten Regelung Werte für den vom Beatmungsgerät aktuell zu erzeugenden Druck und / oder Volumenfluss. Die Signalverarbeitungseinheit führt weiterhin eine Regelung auf unterer Ebene durch, um aus den geforderten Werten für den zu erzeugenden Druck Stelleingriffe für Stellglieder des Beatmungsgeräts 1 herzuleiten, wobei diese Stellglieder die künstliche Beatmung des Patienten P bewirken.

Figur 1 zeigt schematisch, welche Sensoren die eigene Atmungsaktivität und die künstliche Beatmung des Patienten P messen. Dargestellt werden

- der Patient P,

- die Speiseröhre Sp und das Zwerchfell Zw des Patienten P,

- ein Beatmungsgerät 1 , welches zumindest zeitweise den Patienten P künstlich beatmet und eine datenverarbeitende Signalverarbeitungseinheit 5 umfasst,

- ein Datenspeicher 9, auf den die Signalverarbeitungseinheit 5 wenigstens zeitweise Lesezugriff hat und in dem ein rechnerverfügbares lungenmechanisches Modell 20 abgespeichert ist,

- vier Sätze 2.1.1 bis 2.2.2 von Sensoren mit jeweils mindestens einer Messelektrode, wobei die Messelektroden-Sätze 2.1.1 und 2.1.2 parallel zum Brustbein und die Messelektroden-Sätze 2.2.1 und 2.2.2 am Rippenbogen angeordnet sind,

- ein pneumatischer Sensor 3, der den Atemwegsdruck P _aw vor dem Mund des Patienten P sowie den Volumenfluss Vol‘ von Atemluft in die und aus der Lunge des Patienten P misst,

- ein optionaler optischer Sensor 4, der ein Bildaufnahmegerät und eine Bildauswerteeinheit umfasst und auf den Brustbereich des Patienten P gerichtet ist, und

- ein optionaler pneumatischer Sensor 6 in Form einer Sonde oder eines Ballons in der Speiseröhre Sp und nahe des Zwerchfells Zw des Patienten P, der einen Druck Pes in der Speiseröhre Sp misst.

Die Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 sowie eine nicht gezeigte Elektrode für elektrische Masse ermöglichen eine nicht-invasive Elektromyographie-Messung (EMG-Messung). Möglich ist auch, Sensoren am Körper des Patienten P und möglichst nahe an der Signalquelle zu positionieren, die eine Mechanomyographie-Messung (MMG-Messung) ermöglichen.

Figur 2 veranschaulicht, welche Signale aus den Messwerten welcher Sensoren hergeleitet werden. Im Folgenden werden diese Signale und mögliche Quellen für Messfehler erläutert.

Die vier Messelektroden-Sätze 2.1.1 bis 2.2.2 von Messelektroden und die Elektrode für Masse liefern Messwerte. Diese Messwerte werden aufbereitet, und die Aufbereitung liefert insgesamt mindestens ein elektrisches Signal, welches mit elektrischen Impulsen korreliert, die im Körper des Patienten P erzeugt werden. Einige dieser elektrischen Impulse bewirken, dass die Atmungsmuskulatur des Patienten P kontrahiert und dadurch die Bewegung von Atemluft in die und aus der Lunge bewirkt. Die elektrisch angeregte Atmungsmuskulatur bewirkt einen Druck, welcher mit dem gesuchten pneumatischen Maß Pmus für die eigene Atmungsaktivität korreliert. Weitere dieser elektrischen Impulse bewirken, dass das Herz des Patienten P schlägt.

Die Messwerte von den vier Messelektroden-Sätze 2.1.1 bis 2.2.2 werden somit aufbereitet und liefern nach der Aufbereitung ein elektrisches Summen-Signal, welches aus einer Überlagerung eines respiratorischen und eines kardiogenen Signals resultiert. Gesucht ist das respiratorische Signal. Der Einfluss des kardiogenen Signals auf das elektrische Summen-Signal wird soweit als möglich rechnerisch kompensiert, beispielsweise durch Anwendung eines Verfahrens, welches in DE 102015 015296 A1 , in DE 102007 062 214 B3 oder in M. Ungureanu und W. M. Wolf: „Basic Aspects Concerning the Event-Synchronous Interference Canceller“, IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 53 No. 11 (2006), pp. 2240 - 2247, beschrieben ist. Diese rechnerische Kompensation liefert ein elektrisches respiratorisches Signal Sig, welches mit der Zeit variiert. Dieses elektrische respiratorische Signal Sig ist nahe der Signalquelle, also der Atmungsmuskulatur, gewonnen worden und korreliert mit denjenigen elektrischen Impulsen, welche die Atmungsmuskulatur des Patienten P bewegen, und somit mit dem pneumatischen Maß Pmus. Auch nach dem rechnerischen Aufbereiten und Kompensieren kann das elektrische respiratorische Signal Sig noch von Störsignalen überlagert sein, die beispielsweise durch elektrochemische Effekte an der Kontaktfläche zwischen der Haut des Patienten P und einer Messelektrode 2.1.1 bis 2.2.2 verursacht werden. Außerdem kann der Patient P seine Körperhaltung während der Messung verändern, und der Einfluss des kardiogenen Signals kann nicht vollständig oder nicht korrekt rechnerisch kompensiert worden sein.

Der pneumatische Sensor 3 misst Messwerte, welche von einer Überlagerung der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P und der künstlichen Beatmung verursacht werden. Nur dann, wenn die künstliche Beatmung unterbrochen wird, werden diese Messwerte ausschließlich von der eigenen Atmungsaktivität verursacht. Aus diesen Messwerten werden der Atemwegsdruck Paw und der Volumenfluss Vol‘, also der Fluss pro Zeiteinheit von Atemluft in die und aus der Lunge des Patienten P, hergeleitet.

Die eigene Atmungsaktivität des Patienten P wird von lungenmechanischen Parametern beeinflusst. Allein durch einen einzigen pneumatischen Sensor lassen sich nicht gleichzeitig Werte für die lungenmechanischen Parameter und der Volumenfluss näherungsweise bestimmen. Insbesondere um hygienische Anforderungen in einem Krankenhaus zu erfüllen, ist darüber hinaus der pneumatische Sensor 3 nicht direkt vor oder gar im Mund des Patienten P angeordnet, sondern beabstandet vom Patienten P im oder am Beatmungsgerät 1. Daher tritt zwischen dem Atemweg des Patienten P und dem pneumatischen Sensor 3 ein Übertragungskanal auf, der insbesondere den Schlauch zwischen dem Patienten P und dem Beatmungsgerät 1 sowie das Mundstück im Mund des Patienten P umfasst. Daher tritt zwangsläufig ein Zeitverzug zwischen der Entstehung eines Drucks im Körper des Patienten P und dem Zeitpunkt eines von diesem Druck hervorgerufenen Messwerts des pneumatischen Sensors 3 auf. Aus diesen beiden Gründen, nämlich fehlende Beobachtbarkeit und Zeitverzug, lässt sich allein aufgrund von Messwerten des pneumatischen Sensors 3 die künstliche Beatmung in der Regel nicht mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P ideal synchronisieren. Der optische Sensor 4 vermag durch Bildverarbeitung die Geometrie des Körpers des Patienten P zu ermitteln, und diese ermittelte Körper-Geometrie korreliert mit dem aktuellen Füllstand Vol der Lunge, hängt aber auch von weiteren Parametern ab. Daher kann der optische Sensor 4 allein in der Regel den Lungen-Füllstand nur näherungsweise und mit größerer Unsicherheit messen.

Der optionale pneumatische Sensor 6 misst den Druck Pes in der Speiseröhre Sp des Patienten P. In vielen Fällen ist aber nicht gewünscht, einen pneumatischen Sensor 6 in die Speiseröhre Sp des Patienten zu verbringen, insbesondere weil das Anbringen und Entfernen des Sensors 6 relativ viel Zeit kostet und dies in manchen Fällen den Patienten P belasten würde. Außerdem misst auch ein Sensor 6 in der Speiseröhre Sp das pneumatische Maß Pmus für die Atmungsaktivität nur mit einer Zeitverzögerung und überlagert durch Störsignale. Aus den oben genannten Gründen ist es einerseits wünschenswert, die künstliche Beatmung des Patienten P abhängig von einem pneumatischen Maß Pmus für dessen eigene Atmungsaktivität durchzuführen, wobei die geschätzten Werte Pmus.est(ti) mithilfe von Messwerten von Sensoren nahe bei der Signalquelle, hier Messwerten von den Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 hergeleitet wird. Andererseits soll die aktuelle eigene Atmungsaktivität Pmus mit ausreichend hoher

Zuverlässigkeit hergeleitet werden, damit die künstliche Beatmung ausreichend zuverlässig mit der eigenen Atmung des Patienten P synchronisiert ist. Daher wird im Ausführungsbeispiel die künstliche Beatmung auf Basis von Messwerten der Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 sowie auf Basis von Messwerten des pneumatischen Sensors 3 und optional Messwerte von weiteren Sensoren 4 und / oder 6 geregelt.

In einer Ausgestaltung wird zu jedem Abtast-Zeitpunkt ti ein Signalwert Vol‘(ti) für den zeitlich veränderlichen Volumenfluss Vol‘ erzeugt, und durch numerische Integration wird hieraus ein Signalwert Vol(ti) für das aktuelle Volumen Vol, also den aktuellen Füllstand der Lunge, hergeleitet. Möglich ist auch, zusätzlich oder stattdessen den Signalwert Vol(ti) für das aktuelle Volumen aus Messwerten des optischen Sensors 4 herzuleiten. Anmerkung: Der Abtast-Zeitpunkt ti ist der Zeitpunkt, auf den sich ein Signalwert oder Wert für das Maß Pmus bezieht. Der Wert selber kann später berechnet worden sein.

Erfindungsgemäß wird ein lungenmechanisches Modell 20 vorgegeben und in rechnerverfügbarer Form im Datenspeicher 9 abgespeichert. Dieses lungenmechanische Modell 20 umfasst mindestens einen Zusammenhang, insbesondere eine Modell-Gleichung. Der oder mindestens ein Zusammenhang des lungenmechanischen Modells 20 beschreibt eine Verbindung zwischen einer Größe Pmus, welche mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P korreliert, und mehreren messbaren Signale, insbesondere mindestens einigen der folgenden Signale:

- dem Atemwegsdruck (pressure in airway, Paw), gewonnen aus Messwerten des Sensors 3, - dem Speiseröhren-Druck (pressure in esophagus, Pes), gewonnen aus

Messwerten des Sensors 6,

- dem Atemwegsfluss (Flow, Vol‘), ebenfalls gewonnen aus Messwerten des Sensors 3,

- dem Lungen-Volumen (Vol), hergeleitet aus dem Atemwegsfluss Vol‘ oder gewonnen aus Messwerten des Sensors 4, und / oder

- dem Gehalt von Kohlendioxid (CO2) in der ausgeatmeten Atemluft.

In einer Ausgestaltung werden folgende zwei lineare Modell-Gleichungen als das lungenmechanische Modell 20 vorgegeben:

(2) Paw(t) = R ^* Vol‘(t) + E ^* Vol(t) + Pmus(t) + PO und

(3) Pmus(t) = k _eff ^* Sig(t).

Hierbei sind - Pmus(t) das gesuchte und zeitlich variable Atmungsaktivitäts-Maß, das mit dem von der Atmungsmuskulatur des Patienten P erzeugten pneumatischen Druck zum Zeitpunkt t korreliert,

- Paw(t) der im Patientenkreislauf gemessene Atemwegsdruck, bevorzugt als Differenzdruck relativ zum Umgebungsdruck, wobei der Atemwegsdruck Paw als ein messbares Signal verwendet wird und während der künstlichen Beatmung aus einer Überlagerung der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P und der Beatmung durch das Beatmungsgerät 1 und ansonsten ausschließlich aus der eigenen Atmungsaktivität resultiert,

- R ein lungenmechanischer Faktor, der den Atemwiderstand beschreibt, welchen der Atemweg des Patienten P dem Volumenstrom Vol‘ entgegensetzt,

- E ein lungenmechanischer Faktor für die Elastizität der Lunge des Patienten P,

- PO eine lungenmechanische Konstante, die beispielsweise ein pneumatisches Maß für die Auswirkung eines unvollständigen Ausatmens (iPEEP) des Patienten P ist,

- Sig(t) das oben beschriebene elektrische respiratorische Signal (EMG-Signal) oder auch ein mechanomyographisches Signal (MMG-Signal), welches durch Auswertung von Messwerten der Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 bzw. von MMG-Sensoren ermittelt wird, und

- keff ein Proportionalitätsfaktor zwischen dem pneumatischen Druck Pmus und dem elektrischen respiratorischen Signal Sig der Messelektroden 2.1.1 bis 2.2.2 oder dem mechanischen respiratorischen Signal, wobei der Faktor keff die sogenannte elektromechanische Effizienz beschreibt, also wie gut im Körper des Patienten P elektrische Impulse in Muskelaktivität umgesetzt werden.

Das Einsetzen von (3) in (2) liefert folgende Modell-Gleichung:

(4) Paw(t) = R*Vol‘(t) + E*Vol(t) + kef _f* Sig(t) + PO.

Dieses Modell (4) gilt nur näherungsweise. Es weist vier Modell-Parameter auf, nämlich die lungenmechanischen Faktoren R, E und keff sowie den Summanden PO. Die Werte dieser Modell-Parameter sind in der Regel vorab nicht bekannt und verändern sich von Patient zu Patient und auch bei demselben Patienten P mit der Zeit. Die Werte der Modell-Parameter werden daher aus Sätzen von Signalwerten näherungsweise hergeleitet, was weiter unten beschrieben wird.

In vielen Fällen lässt der Summand PO sich als zeitlich konstant annehmen. In einer bevorzugten Ausgestaltung wird diese Modell-Gleichung dann vorab einmal nach der Zeit differenziert, und dadurch verschwindet der als konstant angenommene Summand PO. Das Differenzieren liefert folgende Modell- Gleichung: (5) Paw'(t) = R ^* Vol“(t) + E ^* Vol‘(t) + keff ^* Sig‘(t).

Nur noch drei Modell-Parameter-Werte sind zu schätzen. Durch numerisches Integrieren lassen sich anschließend wiederum die Werte dieser Signale Paw, Vol‘, Vol, Sig berechnen.

In einer weiteren Ausgestaltung wird eine Modell-Gleichung mit weiteren Summanden und weiteren lungenmechanischen Parametern vorgegeben, beispielsweise die folgende Modell-Gleichung:

(6) Paw(t) = R ^* Vol‘(t) + E ^* Vol(t) + l ^* Vol“(t) + Q ^* Abs[Vol‘(t)] ^* Vol‘(t) + S ^* Vol ² (t) + Pmus(t) + PO.

Hierbei beschreiben - Q den Widerstand gegen die Luftströmung, den die turbulente Strömung im

Schlauch zwischen dem Beatmungsgerät 1 und dem Patienten P erzeugt,

- S die Änderung der Dehnbarkeit der Lunge und / oder des Brustkorbs abhängig vom Volumen Vol, und

I den Widerstand gegen die Beschleunigung der Atemluft, wobei dieser Widerstand I bei hinreichend kleiner Beschleunigung vernachlässigbar klein ist.

In einer weiteren Ausgestaltung werden die gleichen Modell-Gleichungen (3) und (4) mit möglicherweise unterschiedlichen Modell-Parameter-Werten einmal für das Einatmen (Inspiration, Index ins) und einmal für das Ausatmen (Exspiration, Index exp) verwendet, so dass folgende beiden Modell-Gleichungen verwendet werden:

(7) Paw.ins(ti) = Rins*Vol‘(t) + Eins*Vol(t) + keff,ins*Sig(t) + POirs und

(8) Paw.exp(ti) = Rexp*Vol ‘(t) + Eexp*Vol(t) + k eff,exp*Sig(t) + POexp mit jeweils einem Satz von Modell-Parametern für das Einatmen und für das Ausatmen.

Möglich ist auch, nur für die Modell-Parameter R und E jeweils einen Wert Rins bzw. Eins, der für das Einatmen gültig ist, und einen Wert Rexp bzw. Eexp, der für das Ausatmen gültig ist, zu berechnen. Für die übrigen Modell-Parameter wird jeweils ein einziger Wert, der sowohl für das Einatmen als auch für das Ausatmen gültig ist, berechnet.

Um geschätzte Werte für die Modell-Parameter der Modell-Gleichung (7) herzuleiten, werden ausschließlich Signalwerte-Sätze verwendet, die aus beim Einatmen gemessenen Messwerten erzeugt worden sind. Entsprechend werden die Modell-Parameter-Werte der Modell-Gleichung (8) ausschließlich unter Verwendung von Signalwerte-Sätzen geschätzt, die beim Ausatmen erzeugt worden sind.

In einer anderen Ausgestaltung werden als Modell-Gleichungen folgende lineare Zusammenhänge vorgegeben:

(9) Pes(t) = Ecw ^* Vol(t) - Pmus(t) + PO und (3) Pmus(t) = keff*Sig(t).

Pes(t) ist der Speiseröhren-Druck, der beispielsweise von dem pneumatischen Sensor 6 in der Speiseröhre Sp gemessen wird. Der Faktor Ecw beschreibt die Elastizität aufgrund der Brustwand (chestwall) des Patienten P.

Das Einsetzen von (3) in (9) liefert folgende Modell-Gleichung:

(10) Pes(t) = Ecw ^* Vol(t) - k _eff ^* Sig(t) + PO.

Die oben erwähnten Modell-Gleichungen (2) bis (10) gelten nur idealerweise. Das mit mindestens einer Modell-Gleichung festgelegte lungenmechanische Modell 20 beschreibt die Realität nur näherungsweise, und die Signale sind von Störsignalen überlagert und von Messfehlern beeinflusst. Daher lassen sich auch die Werte der Modell-Parameter nur näherungsweise herleiten, und daher sind die Herleitung der Modell-Parameter-Werte und somit auch die Herleitung eines Werts für die Atmungsaktivität zwangsläufig mit einer Schätzunsicherheit behaftet.

Die folgende Beschreibung bezieht sich auf die Modell-Gleichung (4) p _aw (t) = R*Vol‘(t) + E*Vol(t) + ke _ff *Sig(t) + PO. Das nachfolgend beschriebene Vorgehen lässt sich in entsprechender Weise auch für andere Modell-Gleichungen anwenden, welche zu einem lungenmechanisches Modell 20 gehören. Zu jedem Abtast-Zeitpunkt ti wird jeweils ein Satz von Signalwerten aus Messwerten erzeugt, nämlich der Signalwerte-Satz { Paw(ti), Vol (ti), Vol(ti), Sig(ti) }.

Mithilfe des lungenmechanischen Modells 20 und von Signalwerte-Sätzen werden geschätzte Werte { Rest(ti), Eest(ti), keff.est(ti), POest(ti) } für die - in diesem Falle vier - Modell-Parameter hergeleitet.

In einer bevorzugten Ausführungsform, um einen Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti) herzuleiten, wird ein Regressionsverfahren auf die vorgegebenen Modell- Gleichung (4) angewendet. Besonders bevorzugt wird eine Fehlerquadratsumme minimiert.

In einer Ausgestaltung werden die Modell-Parameter { R, E, keff, PO } in der Modell-Gleichung (4) als zeitlich konstant angesehen, und alle bislang erzeugten Signalwerte-Sätze werden verwendet, um Werte für die Modell-Parameter herzuleiten.

In einer anderen Ausgestaltung wird berücksichtigt, dass die Werte dieser Modell- Parameter sich mit der Zeit ändern können. In einer möglichen Realisierung wird eine Anzahl N von Abtast-Zeitpunkten vorgegeben. Geschätzte Werte { R _est (ti), Eest(ti), keff, est(tj) , POest(ti) } für die Modell-Parameter werden ausschließlich unter Verwendung der N zeitlich letzten Signalwerte-Sätze hergeleitet, d.h. die letzten N Abtast-Zeitpunkte bis zum Abtast-Zeitpunkt ti (einschl.) bilden ein Auswerte- Zeitfenster. Die Anzahl N ist einerseits so groß gewählt, dass eine ausreichend zuverlässige Regressionsanalyse durchgeführt werden kann, und andererseits so klein, dass die Modell-Parameter { R, E, keff, PO } im Auswerte-Zeitfenster als zeitlich konstant angesehen werden können.

In einer möglichen Ausgestaltung werden die zeitlich letzten N Signalwerte-Sätze gleich gewichtet, also beispielsweise mit einem Gewichtsfaktor a(ti) = 1/N. In einer anderen Ausgestaltung ist der Gewichtsfaktor a(ti) eines Signalwerte-Satzes umso kleiner, je älter dieser Signalwerte-Satz ist.

In einer weiteren Ausgestaltung wird jeweils ermittelt, auf welchen Zeitpunkt während eines Atemzugs sich ein Signalwerte-Satz bezieht. Eine

Gewichtsfunktion wird vorgegeben, welche den Gewichtsfaktor als Funktion des Mess-Zeitpunkts während eines einzelnen Atemzugs beschreibt. Der Zeitraum eines Atemzugs wird bevorzugt normiert. Figur 3 zeigt beispielhaft eine solche Gewichtsfunktion, wobei die Zeit t auf der x-Achse und der von der Zeit abhängige Gewichtsfaktor a(t) auf der y-Achse eingetragen sind. Hierbei bezeichnen

- das Intervall von 0 bis T als die normierte oder typische Zeitspanne für einen einzelnen Atemzug,

- T_l den Beginn des Einatmens (Inspiration), - T_E den Beginn des Ausatmen (Exspiration) und

- x1 , x2 und x3 drei vorgegebene Gewichtsfaktoren, wobei beispielsweise x3 =

2, x2 = 1 und x1 = 0,5 gilt.

In einer dritten Ausgestaltung werden die Signalwerte-Sätze abhängig von dem jeweiligen Einsteil-Wert des ersten Beatmungsgerät-Parameters und / oder von Häufigkeiten von Signalwerten gewichtet, bevorzugt wie folgt: Je weniger Signalwerte-Sätze bei einem bestimmten Einstell-Wert ermittelt worden sind und / oder je seltener ein Signalwert in den für die aktuelle Schätzung verwendeten Signalwerte-Sätzen auftritt, desto höher ist der Gewichtsfaktor für einen Signalwerte-Satz bei der aktuellen Schätzung.

Ein Beispiel: Während der letzten N Abtast-Zeitpunkte ti, ... , tN wurden N1 Signalwerte-Sätze bei dem Standard-Einstell-Wert ermittelt, N2 Signalwerte-Sätze bei einem zweiten Einstell-Wert, der vom Standard-Einstell-Wert abweicht, und N3 Signalwerte-Sätze bei einem dritten Einstell-Wert, der sowohl vom Standard- Einstell-Wert als auch vom zweiten Einstell-Wert abweicht. Dann gilt N = N1+N2+N3, die beim Standard-Einstell-Wert ermittelten Signalwerte-Sätze erhalten den Gewichtsfaktor a(ti) = 1/N1 , die beim zweiten Einstell-Wert ermittelten Signalwerte-Sätze den Gewichtsfaktor a(ti) = 1/N2 und die beim dritten Einsteil- Wert ermittelten Signalwerte-Sätze den Gewichtsfaktor a(ti) = 1/N3.

Figur 4 zeigt ein Beispiel für eine solche Gewichtung abhängig von der Häufigkeit von Einste II -Werten und Signalwerten. In der Zeitspanne T_0 wurde eine

Okklusion durchgeführt (keine künstliche Beatmung, und die eigene Atmung des Patienten wird unterbunden), und die während der Okklusion erzeugten Signalwerte-Sätze werden besonders hoch gewichtet. Die in Figur 4 gezeigte Gewichtung hängt von der Häufigkeit von Signalwerten der Signale Paw, Vol‘, Vol und Sig ab. Signalwerte-Sätze mit selten auftretenden Signalwerten erhalten eine höhere Gewichtung als solche mit häufig auftretenden Signalwerten. Die von der Häufigkeit abhängenden Gewichtungen der Signalwerte werden zu einer Gesamt-Gewichtung eines Signalwerte-Satzes zusammengefasst. Der zeitliche Verlauf a(t) dieser Gesamt-Gewichtung wird in Figur 4 gezeigt.

Diese Ausführungsformen lassen sich kombinieren. Beispielsweise wird jeder Gewichtsfaktor a(ti) als Produkt a(ti) = Ch(ti)*a2(ti)*a3(ti) berechnet, wobei der erste Faktor ai(ti) vom Alter des Signalwerte-Satzes abhängt, der zweite Faktor a2(ti) vom relativen Zeitpunkt während eines einzelnen Atemzugs und der dritte Faktor ci3(ti) von der Anzahl der bei diesem Einsteil-Wert ermittelten Signalwerte-Sätze und / oder Anzahl von Signalwerten, vgl. Figur 4.

Bevorzugt werden die Gewichtsfaktoren der N Signalwerte-Sätze normiert, sodass ihre Summe z.B. gleich 1 ist.

In einer abweichenden Ausgestaltung wird nach den ersten N Abtast-Zeitpunkten ein rekursives Regressionsverfahren angewendet, wobei vor einem Abtast- Zeitpunkt ti vier Modell-Parameter-Werte R(ti-i), E(ti-i ), keff(ti-i ) sowie PO(ti-i) hergeleitet worden sind, und zwar auf Basis der N letzten Abtast-Zeitpunkte mit tn als dem letzten Abtast-Zeitpunkt, und wobei nach dem Abtast-Zeitpunkt ti unter Verwendung der vorigen vier Modell-Parameter-Werte { Rest(ti-i ), Eest(ti--i), keff,est(ti- i ), POest(ti-i ) } und des aktuellen Signalwerte-Satzes { P _a (ti), Vol‘(ti), Vol(ti), Sig(ti) } vier aktualisierte Modell-Parameter-Werte { R _est (ti), Eest(ti), keff.est(ti), POest(ti) } hergeleitet werden. Der Index est zeigt, dass dies geschätzte Werte sind. Dieses rekursive Verfahren spart Rechenzeit ein und lässt sich mit der Verwendung von Gewichtsfaktoren kombinieren.

In einer Ausgestaltung wird zu jedem Abtast-Zeitpunkt ti ein geschätzter Wert für das pneumatische Maß Pmus wie folgt hergeleitet, vgl. die Modell-Gleichung (3):

(1 1 ) Pmus.est(ti) = keff,est(tj)*S ig(tj) .

Die Herleitung des Atmungsaktivitäts-Werts Pmus(ti) ist mit Unsicherheit behaftet, und zwar in beiden Faktoren kefr.est(ti) und Sig(ti). Um die Zuverlässigkeit der Herleitung zu erhöhen, wird in einer Ausgestaltung der Erfindung bei geringer Zuverlässigkeit ein sogenanntes Manöver gefahren. Bei diesem Manöver wird im Ausführungsbeispiel ein erster Betriebs-Parameter BG des Beatmungsgeräts 1 von einem Standard-Einstell-Wert EW_Std zeitweise auf mindestens einen abweichenden Einsteil-Wert eingestellt und danach wieder auf den Standard- Einstell-Wert EW_Std. Dieses Manöver wird beispielsweise für einzelne Atemzüge des Patienten P durchgeführt. Beim Standard-Einstell-Wert EW_Std wird das Beatmungsgerät 1 so geregelt, dass die künstliche Beatmung bestmöglich mit der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P synchronisiert ist, beispielsweise so, dass gilt:

(12) Part(ti) ⁼ X * Pmus.est(ti).

Bei einem abweichenden Einsteil-Wert wird das Beatmungsgerät 1 wie folgt weiterhin abhängig vom hergeleiteten Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti), aber abweichend vom regulären Betrieb geregelt, z.B. mit mindestens einer der folgenden Abweichungen vom regulären Betrieb:

- Die Proportionalregelung gemäß (12) wird mit einem kleineren

Unterstützungsgrad x1 < x durchgeführt - oder auch mit einem größeren Unterstützungsgrad x2 > x. - Der Volumenfluss Vol‘ von Atemluft, der vom Beatmungsgerät 1 zum Patienten P fließt, wird auf einen Maximalwert begrenzt.

- Der pneumatische Druck Pait, mit dem das Beatmungsgerät 1 den Patienten P künstlich beatmet, wird auf einen Maximalwert begrenzt.

- Das Beatmungsgerät 1 füllt die Lunge des Patienten P nur bis zu einer vorgegebenen Volumen-Schranke. Eine weitere Vergrößerung des Lungen- Volumens kann der Patient P nur durch eigene Atmungsaktivität erzielen.

- Die Amplitude und / oder die Frequenz von Beatmungshüben, welche das Beatmungsgerät 1 durchführt, wird reduziert und / oder limitiert.

- Das Beatmungsgerät 1 wird von einer druck-geregelten Beatmung, die bei dem Standard-Einstell-Wert durchgeführt wird, in eine volumen-geregelte Beatmung, die bei dem abweichenden Einstell-Wert durchgeführt wird, umgeschaltet.

- Das Beatmungsgerät 1 wird von einer volumen-geregelten Beatmung, die bei dem Standard-Einstell-Wert EW_Std durchgeführt wird, in eine druck-geregelte Beatmung, die bei dem abweichenden Einstell-Wert durchgeführt wird, umgeschaltet.

Ein Manöver kann auch daraus bestehen, dass das Beatmungsgerät 1 überhaupt nicht geregelt wird, sondern gesteuert oder deaktiviert wird, oder zwar geregelt wird, aber nicht abhängig vom geschätzten Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti), sondern beispielsweise wie folgt:

- Das Beatmungsgerät 1 wird abhängig von dem Atemwegsdruck P _aw (ti) und / oder von dem Volumenfluss Vol‘(ti), den der pneumatische Sensor 3 misst, und / oder abhängig vom Speiseröhren-Druck Pes(ti), den der pneumatische Sensor 6 misst, geregelt. Wie oben erläutert, ist es nachteilhaft, das Beatmungsgerät 1 dauerhaft auf diese Weise zu regeln. Sinnvoll ist in manchen Fällen aber ein Manöver, bei dem das Beatmungsgerät 1 für kurze Zeit dergestalt geregelt wird und danach wieder so wie oben beschrieben regulär.

- Das Beatmungsgerät 1 wird gesteuert und nicht abhängig von der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P geregelt. Bei der Steuerung verwendet das Beatmungsgerät 1 beispielsweise einen vorgegebenen Soll-Verlauf für den bei der künstlichen Beatmung zu erzeugenden Druck Paw oder Volumenfluss Vol‘. - Das Beatmungsgerät 1 stellt die künstliche Beatmung des Patienten P vollständig ein (Okklusion), und die eigene Atmungsaktivität des Patienten P wird unterbunden, beispielsweise indem Ventile am Beatmungsgerät 1 geschlossen werden und dadurch unterbunden wird, dass der Patient P atmet. Diese Okklusion wird für maximal 5 Sekunden, bevorzugt für maximal 1

Sekunde, durchgeführt und ist für den Patienten P bei so kurzer Dauer nicht gefährlich.

Bevorzugt wird diese Okklusion zu einem vorgegebenen relativen Zeitpunkt während eines Atemzugs des Patienten P durchgeführt, beispielsweise am Ende der Einatmung (end-inspiratorische Okklusion) oder am Ende der Ausatmung (end-exspiratorische Okklusion). Auch bei einer Okklusion wird in einer Ausgestaltung die Modell-Gleichung (2) Paw(t) = R*Vol‘(t) + E*Vol(t) + Pmus(t) + PO angewandt. Während der Okklusion ist der Volumenfluss Vol‘ vernachlässigbar klein, so dass Vol‘(t) = 0 gilt. Bei einer Okklusion am Ende der Ausatmung ist das verbleibende Volumen in dem Summanden PO enthalten, so dass Vol(t) = 0 gilt. In diesem Falle gilt daher

(13) Paw(t) = Pmus(t) + PO.

Daher lässt sich Pmus während einer Okklusion gut messen. Dank der Erfindung braucht eine Okklusion aber nur dann durchgeführt zu werden, wenn dieses notwendig ist.

Erfindungsgemäß wird ein Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) berechnet, das ist eine Bewertung dafür, wie zuverlässig die Herleitung des Atmungsaktivitäts-Werts, hier also Pmus,est(ti), ist. Für diese Berechnung wird beispielsweise eine Abfolge der zeitlich letzten M+1 geschätzten Modell-Parameter-Werten

{ Rest(ti-M), Eest(ti-M), keff.est(ti-M), POest(ti-M) }, . .. , { Rest(ti), Eest(ti), keff.est(tj) , POest(ti) } verwendet. In einer Ausgestaltung wird zu jedem Abtast-Zeitpunkt ti aus den letzten Modell- Parameter-Werten eine Covarianz-Matrix berechnet, und zwar gemäß der Rechenvorschrift

Var(R,R)(ti) Cov(E,R)(ti) Cov(keff,R)(ti) Cov(P0,R)(ti)

(14) Cov(R,E)(ti) Var(E,E)(ti) Cov(k _eff ,E)(ti) Cov(P0,E)(ti)

Cov(ti) = ( Cov(R,keff)(ti) Cov(E,keff)(ti) Var(keff,keff)(ti) Cov(P0,keff)(ti) ^

Cov(R,P0)(ti) Cov(E,P0)(ti) Cov(keff,P0)(ti) Var(P0,P0)(ti) Eine hohe Kreuzkorrelation zwischen zwei verschiedenen Modell-Parametern, beispielsweise ein großer Wert für Cov(E,R) zwischen E und R zum Abtast- Zeitpunkt ti, bedeutet, dass der Effekt dieser beiden Modell-Parameter E und R anhand der bislang vorliegenden Signalwerte-Sätze nur schlecht voneinander unterschieden werden kann.

In einer Ausgestaltung wird der Wert Pmus,est(ti) des pneumatischen Maßes Pmus zum Abtast-Zeitpunkt ti gemäß der Modell-Gleichung (3) mittels des geschätzten respiratorischen Signals Sig berechnet, also gemäß

(1 1 ) Pmus.est(ti) ⁼ keff,est(ti)*Sig(ti). Als Maß für die Schätzunsicherheit zum Abtast-Zeitpunkt ti wird bevorzugt die empirische Varianz (empirische Streuung)

(15) Var[Pmus(ti)] = Var(k _eff ,k _eff )(ti) ^* Sig(ti) ² berechnet. Andere Maße für die Schätzunsicherheit lassen sich ebenfalls verwenden.

In einer Abweichung wird ein Maß für die die Schätzunsicherheit jeweils nach Abschluss eines Atemzuges oder nach einer vorgegebenen Zeitspanne berechnet. Falls beispielsweise M Abtast-Zeitpunkte ti _+i , ... , ti+M in der Zeitspanne dieses Atemzuges liegen, so wird das arithmetische Mittel, der Median oder ein sonstiges Mittel über die M empirischen Varianzen Var[Pmus(ti+i)], ... , Var[Pmus(t _i+ M)] berechnet und als das Maß für die Schätzunsicherheit verwendet. Wie gerade beschrieben, wird in einer Ausgestaltung als Maß für die Schätzunsicherheit die empirische Varianz

(15) Var[Pmus(ti)] = Var(keff,kefr)(ti) * Sig(ti) ² verwendet, in einer anderen das arithmetische oder sonstige Mittel über die empirischen Varianzen Var[Pmus(ti _+i )], ... , Var[Pmus(ti _+M )].

In einer weiteren Ausgestaltung werden die Abweichungen und die Messfehler zu einem zeitlich veränderlichen Fehler

(16) err(t) = P _aw (t) - R*Vol‘(t) - E*Vol(t) - k _eff* Sig(t) - PO zusammengefasst. Falls die Modell-Gleichung (4) die Realität exakt beschreiben würde und keine Messfehler auftreten würden, so wäre zu jedem Zeitpunkt err(t) = 0. In der Realität gilt dies nicht, und err(t) variiert über die Zeit. Die Signalverarbeitungseinheit 5 berechnet ein Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) und verwendet hierfür bevorzugt N Signalwerte-Sätze für die zeitlich letzten N Abtast- Zeitpunkte sowie die oben angegebene Modell-Gleichung (16) für den zeitlich veränderlichen Fehler err(t). Bevorzugt wendet die Signalverarbeitungseinheit 5 ein statistisches Verfahren an, um das Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) zu berechnen. Im Ausführungsbeispiel wird das Beatmungsgerät 1 mit dem Standard-Einstell- Wert EW_Std betrieben, nachdem die Beatmung begonnen wurde und solange die Signalverarbeitungseinheit 5 nicht detektiert hat, dass ein vordefiniertes Auslöse-Kriterium E1 erfüllt ist. Bei dem Standard-Einstell-Wert EW_Std ist beispielsweise der vom Beatmungsgerät 1 erzeugte Druck Part(ti) der künstlichen Beatmung gleich x ^* Pmus,est(ti), wobei der Proportionalitätsfaktor (Unterstützungsgrad) x konstant bleibt. Bei dem Standard-Einstell-Wert EW_Std wird das Beatmungsgerät 1 beispielsweise stets druck-geregelt betrieben.

Sobald das oder ein Auslöse-Kriterium E1 erfüllt ist, löst die Signalverarbeitungseinheit 5 einen Änderungs-Vorgang aus. Das vorgegebene Auslöse-Kriterium E1 , das einen Änderungs-Vorgang auslöst, hängt von mindestens einem berechneten Zuverlässigkeits-Maß ab und ist beispielsweise dann erfüllt, wenn mindestens eines der folgenden Ereignisse detektiert ist: - Das zeitlich zuletzt berechnete Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) für die Herleitung des Atmungsaktivitäts-Werts, also eines Werts Pmus.est(ti) für das pneumatische Maß Pmus, liegt unterhalb einer vorgegebenen Zuverlässigkeits-Schranke. Gleichbedeutend hierzu ist, dass das Maß für die Schätzunsicherheit bei der Herleitung des Atmungsaktivitäts-Werts Pmus.est(ti) oberhalb einer vorgegebenen Unsicherheits-Schranke liegt.

- Die zeitlich letzten M berechneten Zuverlässigkeits-Maße ZM(ti), ZM(ti--i), ... werden immer kleiner und nähern sich der Zuverlässigkeits-Schranke von oben an. - Mindestens ein zuletzt berechnetes Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) ist signifikant kleiner als mindestens ein, bevorzugt mehrere zuvor berechnete Zuverlässigkeits-Maße ZM(ti-n), ... , ZM(ti-i).

Erfindungsgemäß löst die Signalverarbeitungseinheit 5 ein Manöver aus, also einen Änderungs-Vorgang, wenn sie detektiert hat, dass das Auslöse-Kriterium E1 erfüllt ist, insbesondere wenn das zuletzt berechnete Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) unterhalb der vorgegebenen Zuverlässigkeits-Schranke liegt bzw. das Schätzunsicherheits-Maß oberhalb einer vorgegebenen Schätzunsicherheits- Schranke liegt. Ein Manöver umfasst den Schritt, dass das Beatmungsgerät 1 zeitweise mit einem vom Standard-Einstell-Wert EW_Std abweichenden Einsteil- Wert betrieben wird. Beispiele für ein Manöver wurden oben angegeben.

Das Manöver wird mit dem Ziel durchgeführt, beim und / oder nach dem Manöver mit höherer Zuverlässigkeit geschätzte Werte Pmus.est(ti) für die Atmungsaktivität Pmus herzuleiten. Ein Wert Pmus.est(ti) für das pneumatische Maß Pmus wird unter Verwendung von Signalwerte-Sätzen hergeleitet, die bei dem abweichenden Einstell-Wert erzeugt worden sind, sowie bevorzugt zusätzlich unter Verwendung von Signalwerte-Sätzen, die vor dem Manöver, also bei dem Standard-Einstell- Wert EW_Std, erzeugt worden sind.

Das Manöver wird beendet, sobald die Signalverarbeitungseinheit 5 detektiert hat, dass ein vordefiniertes Beendigungs-Kriterium E3 erfüllt ist. Dieses Beendigungs- Kriterium E3 ist beispielsweise erfüllt, wenn mindestens eines der folgenden Ereignisse eingetreten ist: - Eine vorgegebene Zeitschranke ist seit Beginn des Manövers, z.B. seit Beginn der Okklusion, verstrichen, und das Manöver darf nicht länger fortgesetzt werden.

- Die zeitlich letzten P berechneten Zuverlässigkeits-Maße liegen oberhalb der vorgegebenen Zuverlässigkeits-Schranke, d.h. der Grund für das Manöver besteht nicht mehr.

- Das Manöver bewirkt keine Vergrößerung des Zuverlässigkeits-Maßes. Dann wird bevorzugt anstelle des aktuell durchgeführten ein anderes Manöver durchgeführt.

Im Folgenden wird beispielhaft das Auslösen und die Durchführung von Manövern erläutert.

In diesem Beispiel wird eine erste Schätzunsicherheits-Schranke von z.B. 1 mbar und eine zweite, größere Schätzunsicherheits-Schranke von z.B. 2 mbar vorgegeben. Solange das Schätzunsicherheits-Maß unter der ersten Schätzunsicherheits-Schranke liegt, wird das Beatmungsgerät 1 mit dem Standard-Einstell-Wert EW_Std betrieben. Falls das Schätzunsicherheits-Maß zwischen den beiden Schätzunsicherheits-Schranken liegt, so wird ein leichteres Manöver durchgeführt, bei dem das Beatmungsgerät 1 noch abhängig vom geschätzten Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti) geregelt wird. Ein leichteres Manöver umfasst beispielsweise mindestens eines der folgenden Schritte:

- Der Unterstützungsgrad x wird während des Manövers schlagartig oder auch gleitend auf einen kleineren Wert x1 < x verringert, d.h. das Beatmungsgerät 1 wird gemäß Part(tj) = x1 ^* Pmus.est(ti) betrieben.

- Der Unterstützungsdruck Pan wird für einzelne Atemzüge unterhalb eines Maximalwerts gelassen oder anderweitig verringert.

- Der Unterstützungsdruck oder der Volumenfluss werden limitiert.

Falls das Schätzunsicherheits-Maß sogar oberhalb der größeren Schätzunsicherheits-Schranke liegt, so wird ein gravierendes Manöver durchgeführt, bei dem der geschätzte Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti) nicht verwendet wird, sondern statt dessen beispielsweise eine Okklusion oder eine Steuerung oder eine Regelung abhängig von Paw(ti) und / oder von Vol'(ti) durchgeführt wird. Welches gravierende Manöver durchgeführt wird, hängt in einer Ausgestaltung von dem Schätzunsicherheits-Maß ab, beispielsweise davon, wie stark es oberhalb der größeren Schätzunsicherheits-Schranke liegt.

Beispielsweise wird die künstliche Beatmung für einen kurzen Zeitraum vollständig eingestellt, und die eigene Atmung des Patienten P wird unterbunden (Okklusion). Während einer Okklusion hängt der Atemwegsdruck Paw, den der Sensor 3 misst, nur von der eigenen Atmungsaktivität des Patienten P ab, beispielsweise gilt Pmus = Paw. Nach Ende der Okklusion wird der aktuelle Wert für das pneumatische Maß Pmus wieder so wie gerade oben beschrieben unter Verwendung der Signale Paw, Vol' und Vol und der Modell-Gleichung (4) hergeleitet, wobei für die Herleitung aber zusätzlich diejenigen Signalwerte verwendet werden, die während der Okklusion gemessen wurden.

In einer Ausgestaltung hängt das Manöver, das bei einem Schätzunsicherheits- Maß oberhalb der größeren Schätzunsicherheits-Schranke durchgeführt wird, von der gemäß der Formel (14) dargestellten Covarianz-Matrix Cov(ti) oder von einem anderen Maß für die Korrelation zwischen verschiedenen Modell-Parametern ab. Falls beispielsweise die Kreuzkorrelation Cov(R,k _ef r)(ti) zwischen den beiden Schätzungen Rest und kettest groß ist, so wird während des Manövers der vom Beatmungsgerät 1 verursachte Fluss Vol‘ von Atemluft reduziert. In der Modell- Gleichung

(2) Paw(t) = R ^* Vol‘(t) + E ^* Vol(t) + keff*Sig(t) + PO wirkt sich diese Reduzierung auf den Summanden R ^* Vol‘(t) aus, aber deutlich weniger auf den Summanden k _eff ^* Sig(t). Falls die Kreuzkorrelation Cov(E,k _eff )(ti) zwischen den beiden Schätzungen E _est (ti) und keff.est(ti) oder die Kreuzkorrelation Cov(R,E)(ti) zwischen den beiden Schätzungen Rest(ti) und Eest(ti) groß ist, so wird bei dem Manöver das Beatmungsgerät 1 mit dem Ziel angesteuert, für einen vorgegebenen Zeitraum das Volumen Vol, also den Lungen-Füllstand, konstant zu halten. In der obigen Modell-Gleichung wirkt sich dieses Manöver auf den Summanden E ^* Vol(t) aus, aber deutlich weniger auf den Summanden k _eff ^* Sig(t).

Figur 5 bis Figur 11 zeigen ein Flussdiagramm, welches eine beispielhafte Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens und der erfindungsgemäßen Signalverarbeitungseinheit veranschaulicht.

Figur 5 veranschaulicht in einem ersten Teil des Flussdiagramms, wie ein geschätzter Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti) hergeleitet wird und wie entschieden wird, ob das Auslöse-Kriterium E1 erfüllt ist. Figur 6 veranschaulicht in einem zweiten Teil des Flussdiagramms den regulären Betrieb des Beatmungsgeräts 1 , also den Betrieb beim Standard-Einstell-Wert EW_Std. Figur 7 veranschaulicht in einem dritten Teil des Flussdiagramms, wie ein leichteres Manöver durchgeführt wird. Figur 8 zeigt, wie ein gravierendes Manöver durchgeführt wird. Figur 9 zeigt, wie bei einem Manöver Signalwerte-Sätze erzeugt werden und wie mithilfe dieser Signalwerte-Sätze Modell-Parameter-Werte hergeleitet werden. Figur 10 zeigt, wie bei einem Manöver ein Atmungsaktivitäts-Wert hergeleitet wird. Figur 11 zeigt, wie in mehreren Schritten geprüft wird, ob und wie die künstliche Beatmung des Patienten P fortgesetzt werden soll.

Im Folgenden wird das Flussdiagramm erläutert.

Zu Beginn der künstlichen Beatmung wird ein erster Beatmungsgerät-Parameter BG auf einen vorgegebenen Standard-Einstell-Wert EW_Std gestellt. Solange diese Einstellung beibehalten wird, wird das Beatmungsgerät 1 im regulären Betrieb betrieben. Auch nach dem Ende eines Manövers wird das Beatmungsgerät 1 im regulären Betrieb geregelt. In diesem regulären Betrieb wird das Beatmungsgerät 1 bevorzugt abhängig von dem pneumatischen Maß Pmus und einen Standard-Unterstützungsfaktor x geregelt. Zu jedem Abtast-Zeitpunkt ti wird so wie oben beschrieben jeweils ein geschätzter Wert Pmus.est(ti) bzw. Pmus,est ^m (ti) hergeleitet und als Atemaktivitäts-Wert verwendet. Der hochgestellte Index ^m zeigt an, dass der jeweilige Wert während eines Manövers berechnet oder hergeleitet wurde, was weiter unten beschrieben wird. Im Schritt S1 empfängt die Signalverarbeitungseinheit 5 Messwerte von den Sensoren 2.1.1 bis 2.2.2 und 3 und optional vom optischen Sensor 4 und / oder vom pneumatischen Sensor 6. Die Signalverarbeitungseinheit 5 bereitet diese Messwerte auf. Diese Aufbereitung liefert für jeden Abtast-Zeitpunkt ti jeweils einen Signalwerte-Satz { Paw(ti), Vol‘(ti), Vol(ti), Sig(ti) }.

Im Schritt S2 leitet die Signalverarbeitungseinheit 5 aus den Signalwerte-Sätzen für die jeweils letzten N+1 Abtast-Zeitpunkte ti-N bis ti einen Satz { R _es t(ti), Eest(ti), keff, est(ti), POest(ti) } von geschätzten Modell-Parameter-Werten her. Hierfür verwendet die Signalverarbeitungseinheit 5 das lungenmechanische Modell 20, beispielsweise die vorgegebenen Modell-Gleichungen

(2) Paw(t) = R ^* Vol‘(t) + E ^* Vol(t) + Pmus(t) + PO und (3) Pmus(t) = keff*Sig(t).

Im Schritt S3 leitet die Signalverarbeitungseinheit 5 einen geschätzten Wert Pmus.est(ti) für die Atmungsaktivität des Patienten P her und verwendet hierfür mindestens einen geschätzten Modell-Parameter-Wert, beispielsweise gemäß der Modell-Gleichung

(1 1 ) Pmus.est(ti) ⁼ keff,est(ti)*Sig(ti).

Im Schritt S4 berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 ein Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) für die Herleitung des Atmungsaktivitäts-Werts Pmus,est(ti). Beispielsweise berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 ein Maß für die Schätzunsicherheit. Das berechnete Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) bzw. das Schätzunsicherheits-Maß kann auch von Werten abhängen, die für frühere Abtast-Zeitpunkte tn , ti-2, ... berechnet worden sind. Die Signalverarbeitungseinheit 5 trifft automatisch eine Entscheidung E 1 ?, ob das vorgegebenes Auslöse-Kriterium E1 erfüllt ist oder nicht. Das Auslöse-Kriterium E1 ist erfüllt, wenn die Zuverlässigkeit für die Herleitung des Atmungsaktivitäts- Werts Pmus.est(ti) gering ist, insbesondere wenn das zuletzt berechnete Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) unterhalb einer vorgegebenen Zuverlässigkeits- Schranke liegt oder signifikant kleiner wird. Weiterhin trifft die Signalverarbeitungseinheit 5 dann, wenn das Auslöse-Kriterium E1 erfüllt ist, die Entscheidung, ob ein leichteres Manöver (Zweig „leg“) oder ein gravierendes Manöver (Zweig „grav“) durchgeführt wird.

Falls das Auslöse-Kriterium E1 aktuell nicht erfüllt ist (Zweig „nein“), so ist das Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) ausreichend groß. Der reguläre Betrieb wird beibehalten. Figur 6 zeigt die Schritte, die im regulären Betrieb durchgeführt werden. Die Signalverarbeitungseinheit 5 führt im Schritt S5 die übergeordnete Regelung abhängig von dem hergeleiteten Atmungsaktivitäts-Wert Pmus,est(ti) durch. Sie berechnet einen Sollwert Pait(ti) für den Druck, den das Beatmungsgerät 1 bei der künstlichen Beatmung des Patienten P erzeugen soll, z.B. gemäß der Vorschrift

(1) Part(ti) = X ^* Pnuis,est(ti).

Im Schritt S6 führt die Signalverarbeitungseinheit 5 die untergeordnete Regelung durch und berechnet abhängig von dem Druck-Sollwert Part(ti) den oder jeden erforderlichen Stelleingriff SE(ti), der mit dem Ziel ausgeführt wird, dass das Beatmungsgerät 1 diesen Druck Part(tj) tatsächlich erzielt. Die bislang beschriebenen Schritte werden für den nächsten Abtast-Zeitpunkt ti _+i = ti+D erneut durchgeführt.

Figur 7 zeigt die Schritte, die bei einem leichteren Manöver durchgeführt werden (Zweig „leg“ von Entscheidung E17).

Im Schritt S7 legt die Signalverarbeitungseinheit 5 einen vom Standard-Einsteil- Wert EW_Std abweichenden Einsteil-Wert EWJeg(ti) für den ersten Beatmungsgerät-Parameter BG fest. Dieser abweichende Einsteil-Wert EW_leg(ti) kann vom berechneten Zuverlässigkeits-Maß ZM(ti) abhängen. Im Schritt S8 führt die Signalverarbeitungseinheit 5 das leichtere Manöver durch. Hierbei wird der erste Beatmungsgerät-Parameter BG auf den abweichenden Einstell-Wert EWJeg(ti) eingestellt, und das Beatmungsgerät 1 wird entsprechend betrieben. Bei einem leichteren Manöver wird ebenfalls der im Schritt S3 hergeleitete Atmungsaktivitäts-Wert Pmus,est(ti) zu diesem Abtast-Zeitpunkt ti für die Regelung des Beatmungsgeräts 1 verwendet. Das Beatmungsgerät 1 wird aber - im Gegensatz zum regulären Betrieb - entsprechend dem abweichenden Einstell- Wert EWJeg(ti) betrieben. Beispielsweise wird der Unterstützungsgrad auf x1 < x reduziert, oder der Druck Pan oder der Volumenfluss Vol‘ werden limitiert.

Im Schritt S9 führt die Signalverarbeitungseinheit 5 die übergeordnete Regelung abhängig von dem hergeleiteten Atmungsaktivitäts-Wert Pmus,8st(ti) und optional zusätzlich abhängig von dem abweichenden Einsteil-Wert EW_leg(ti) durch. Die Signalverarbeitungseinheit 5 berechnet wiederum einen Druck-Sollwert Part ^m (tj). Der Index ^m zeigt an, dass dies während eines Manövers geschieht.

Im Schritt S6 berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 die erforderlichen Stelleingriffe SE ^m (ti) beim leichten Manöver, und zwar abhängig vom Druck-

Sollwert Part ^m (ti). Die Fortsetzung für den nächsten Abtast-Zeitpunkt ti+i wird weiter unten beschrieben.

Figur 8 zeigt die Schritte, die bei einem gravierenden Manöver durchgeführt werden (Zweig „grav“ von Entscheidung E1? in Figur 5). Beim gravierenden

Manöver wird - im Gegensatz zu einem leichteren Manöver - der hergeleitete und mit großer Unsicherheit behaftete Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti) nicht verwendet. Im Schritt S10 berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 einen abweichenden Einstell-Wert EW_grav(ti) für das gravierende Manöver. Dieser Einsteil-Wert EW_grav(ti) weicht z.B. stärker vom Standard-Einstell-Wert EW_Std ab als der im Schritt S7 für ein leichteres Manöver berechnete Einstell-Wert EWJeg(ti) oder führt auf einer anderen Weise zu einem deutlich abweichenden Betrieb des Beatmungsgeräts 1.

Im Schritt S11 löst die Signalverarbeitungseinheit 5 den Schritt aus, dass das Beatmungsgerät 1 das gravierende Manöver durchführt, wobei der erste Beatmungsgerät-Parameter BG auf den Einstell-Wert EW_grav(ti) eingestellt wird. Im Schritt S12 führt die Signalverarbeitungseinheit 5 die übergeordnete Regelung abhängig von dem beim Manöver gemessenen Atemwegsdruck Paw ^m (ti) und / oder von dem Volumenfluss Vol‘ ^m (ti) durch, also ohne den im Schritt S3 hergeleiteten Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti) zu verwenden, oder steuert das Beatmungsgerät 1 oder löst eine Okklusion aus. Diese Regelung kann auch von dem abweichenden Einsteil-Wert EW_grav(ti) abhängen. Der Schritt S12 liefert wiederum einen Druck-Sollwert Part ^m (tj).

Im Schritt S6 berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 die erforderlichen Stelleingriffe SE ^m (ti), vgl. Figur 6.

Sowohl bei einem leichteren Manöver als auch bei einem gravierenden Manöver erzeugt die Signalverarbeitungseinheit 5 mindestens einen Signalwerte-Satz aufgrund von Messwerten, die beim Manöver gemessen worden sind, und leitet anschließend Modell-Parameter-Werte und einen Atmungsaktivitäts-Wert her.

Figur 9 zeigt Schritte, die sowohl beim leichteren als auch beim gravierenden Manöver durchgeführt werden. Im Schritt S13 erzeugt die Signalverarbeitungseinheit 5 einen Signalwerte-Satz { Paw ^m (ti), Vol‘ ^m (ti), Vol ^m (ti), Sig ^m (ti) }. Im Schritt S14 berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 einen geschätzten Satz { R _est ^m (ti), E _est ^m (ti), k _e ff,est ^m (ti), P0 _est ^m (ti) } von Modell-Parameter- Werten und verwendet hierfür den Signalwerte-Satz vom Schritt S13 und optional ältere Signalwerte-Sätze.

Falls bei dem Manöver keine Okklusion durchgeführt wird (Zweig „nein“ der Entscheidung Okk?), so werden folgende Schritte durchgeführt: Unter

Verwendung des lungenmechanischen Modells 20 und mindestens eines Modell- Parameter-Werts leitet die Signalverarbeitungseinheit 5 einen Atmungsaktivitäts- Wert Pmus,est ^m (ti) her (Schritt S3 von Figur 10). Die Signalverarbeitungseinheit 5 berechnet wiederum ein Maß ZM ^m (ti) für die Zuverlässigkeit der Herleitung dieses Atmungsaktivitäts-Werts Pmus,est ^m (ti) (Schritt S4 von Figur 10).

Falls bei dem Manöver eine Okklusion durchgeführt wird (Zweig „ja“ der Entscheidung Okk?), so wird die künstliche Beatmung des Patienten P für einen kurzen Zeitraum eingestellt und die eigene Atmungsaktivität des Patienten P unterbunden, und die Atmungsaktivität Pmus lässt sich direkt messen. Im Schritt S16 empfängt die Signalverarbeitungseinheit 5 Messwerte vom Sensor 3 und erzeugt Signalwerte { Paw ^m (ti), Vol ^m (ti) }. Dann, wenn die Okklusion nicht am Ende eines Atemzugs stattfindet und das Volumen Vol nicht vernachlässigt werden kann, verwendet die Signalverarbeitungseinheit 5 einen vor der Okklusion hergeleiteten Schätzwert Eest(ti) für den Faktor E sowie einen Schätzwert POest(ti) für den Summanden PO. Die Signalverarbeitungseinheit 5 leitet aus diesen Signalwerten { Paw ^m (ti), Vol ^m (ti) } und optional den Modell-Parameter-Werten E _est (ti) und POest(ti) einen Atmungsaktivitäts-Wert Pmus ^m (ti) her, ohne ein respiratorisches Signal Sig zu verwenden. Im Schritt S17 berechnet die Signalverarbeitungseinheit 5 ein Zuverlässigkeits-Maß ZM ^m (ti) für die Herleitung des geschätzten Atmungsaktivitäts-Werts Pmus,est ^m (ti) und verwendet hierfür den gemessenen Atmungsaktivitäts-Wert Pmus ^m (ti). Figur 11 zeigt drei Entscheidungen E27, E3? und E4?, die nacheinander durchgeführt werden. In der Entscheidung E2? wird entschieden, ob die Behandlung des Patienten P fortgesetzt oder beendet werden soll. In der Entscheidung E3? entscheidet die Signalverarbeitungseinheit 5, ob das aktuelle Manöver beendet und zum regulären Betrieb zurückgekehrt werden soll. Ein Grund, das Manöver zu beenden, ist der, dass das bei Manöver berechnete Zuverlässigkeits-Maß ZM ^m (ti) ausreichend groß ist. Ein weiterer Grund ist, dass eine vorgegebene Zeitspanne beispielsweise für eine Okklusion verstrichen ist. Falls das Manöver beendet werden soll (Zweig „ja“ von E37), so setzt die Signalverarbeitungseinheit 5 im Schritt S18 den Beatmungsgerät-Parameter BG wieder auf den Standard-Einstell-Wert EW_Std zurück. Ansonsten (Zweig „nein“ von E3?) entscheidet die Signalverarbeitungseinheit 5 in der Entscheidung E47, ob mit einem leichteren Manöver (Zweig „leg“ von E4?) oder mit einem gravierenden Manöver (Zweig „grav“ von E4?) fortgesetzt werden soll.

Bevorzugt verwendet die Signalverarbeitungseinheit 5 den hergeleiteten Atmungsaktivitäts-Wert Pmus,est ^m (ti) oder den gemessenen Atmungsaktivitäts-Wert Pmus.est(ti), den sie während des Manövers hergeleitet hat, für den nächsten Beatmungsschritt beim regulären Betrieb (Schritt S15 in Figur 6). BEZUGSZEICHENLISTE