CH693300A5 - Verfahren zum Messen zumindest der Atemfrequenz eines Lebewesens. - Google Patents

Description

  



  Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Messen zumindest der Atemfrequenz und/oder der Herzfrequenz eines Lebewesens, insbesondere eines Menschen, gemäss dem Oberbegriff von Anspruch 1. Die Erfindung betrifft weiter eine Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemässen Verfahrens gemäss Anspruch 8. 



  Zur Untersuchung des Schlafverhaltens von Menschen, oder zur Überwachung von Patienten in beispielsweise Spitälern, ist öfters eine längerfristige Überwachung der Herz- oder Atemtätigkeit erforderlich. Es ist bekannt, die Herzfrequenz mittels eines Elektrokardiogramms (EKG) zu messen. Es ist zudem bekannt, die Atemtätigkeit mittels weiterer, am Menschen anlegbarer Sonden zu messen. 



  Diese bekannten Methoden weisen den Nachteil auf, dass zur Messung der Herz- oder Atemtätigkeit jeweils eine Mehrzahl von Sonden erforderlich ist, welche am Menschen angebracht werden müssen. Die Anwendung solcher Methoden ist relativ teuer, da zum Anbringen der Sonden hoch qualifizierte Fachleute, und zum Messen der elektrischen Signale teure Apparaturen erforderlich sind. Zudem ist die Bewegungsfreiheit der Menschen stark eingeschränkt. Dieser Aspekt ist insbesondere bei der Untersuchung des Schlafverhaltens von gesunden Menschen störend, weil die Einengung der Bewegungsfreiheit das Schlafverhalten beeinflusst. Ein weiterer Nachteil der bekannten Methoden ist darin zu sehen, dass üblicherweise ein speziell gegen elektromagnetische Strahlung abgeschirmter Raum erforderlich ist, sodass die Untersuchungen nur in wenigen, speziell ausgerüsteten Labors möglich sind. 



  Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zum Messen zumindest der Atemfrequenz und/oder der Herzfrequenz eines Lebewesens vorzuschlagen, welches wirtschaftlich vorteilhafter und ortsunabhängig anwendbar ist. 



  Diese Aufgabe wird gelöst mit einem Verfahren, aufweisend die Merkmale von Anspruch 1. Die Aufgabe wird weiter gelöst mit einer Messvorrichtung, aufweisend die Merkmale gemäss Anspruch 8. 



  Die abhängigen Ansprüche 2 bis 7 beziehen sich auf weitere, vorteilhafte Verfahrensschritte. Die abhängigen Ansprüche 9 bis 12 beziehen sich auf weitere, vorteilhaft ausgestaltete Messvorrichtungen. 



  Die Aufgabe wird insbesondere gelöst mit einem Verfahren zum Messen zumindest der Atemfrequenz und/oder der Herzfrequenz eines Lebewesens, insbesondere eines Menschen, bei welchem Verfahren das Lebewesen zumindest teilweise auf eine Tragvorrichtung platziert wird, die von der Tragvorrichtung auf die Umgebung bewirkte Kraft gemessen und daraus ein Kraftsignal erzeugt wird, und mit einer Signalauswertevorrichtung aus dem Kraftsignal die Atemfrequenz und/oder die Herzfrequenz ermittelt wird. Das erfindungsgemässe Verfahren ist geeignet zur Messung der Herz- beziehungsweise Atemtätigkeit von Lebewesen, insbesondere von Menschen. 



  Ein Kraftsensor misst nebst dem statischen Gewicht eines Menschen auch die beispielsweise durch eine Bewegung des Körpers verursachten dynamischen Kraftanteile. Der Kraftsensor muss zudem in der Lage sein, auch sehr kleine dynamische Kräfte zu messen, welche durch innerhalb des Körpers ablaufende Vorgänge wie der Atem- oder Herztätigkeit entstehen. Das vom Kraftsensor erzeugte Kraftsignal wird einer Signalauswertevorrichtung zugeleitet, welche aus dem gemessenen Kraftsignal zumindest die Atem- oder Herzfrequenz berechnet. Die Signalauswertevorrichtung weist Verstärker und vorzugsweise elektrische Filter, um die durch die Atemtätigkeit verursachten Kräfte, welche im Bereich von etwa 0 bis 1 Hz liegen, sowie die durch die Herztätigkeit verursachten Kräfte, welche im Bereich von etwa 1 bis 10 Hz liegen, optimal für eine nachfolgende Signalverarbeitung zu verstärken.

   Die nachfolgende Signalverarbeitung wird vorzugsweise digital mit einem entsprechend programmierten Computer durchgeführt. Die Auswerteprogramme sind derart ausgelegt, dass die Atemfrequenz und/oder die Herzfrequenz eindeutig berechenbar ist. 



  Ein Vorteil des erfindungsgemässen Verfahrens ist darin zu sehen, dass die Atemfrequenz beziehungsweise die Herzfrequenz eines Menschen berührungslos, das heisst ohne direkt am Körper angeordnete Sensoren möglich ist. Zudem kann sich der Mensch, welcher sich beispielsweise auf einem Stuhl oder einem Bett befindet, ohne jegliche Einschränkung bewegen. 



  In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung des Verfahrens wird als Tragvorrichtung ein Stuhl oder ein Bett, aufweisend vier Beine, verwendet, wobei zwischen jedem Bein und dem darunter liegenden Boden ein Kraftsensor angeordnet ist, sodass alle von den Beinen auf den Boden bewirkten Kräfte gemessen werden. Diese Anordnung der Kraftsensoren erlaubt den Ort des Schwerpunktes sowie dessen zeitliche Ortsveränderung zu messen. 



  Das erfindungsgemässe Verfahren erlaubt, nebst der Atemfrequenz und der Herzfrequenz auch die Varianz der Atemfrequenz, die Atemstärke, das Atemvolumen, den "Respiratory-effort", die Varianz der Herzfrequenz, die Herzschlagstärke oder das Schlagvolumen des Herzens zu messen. Weiter sind aktimetrische Daten wie Bewegungen, Erschütterungen, Vibrationen, Gewichtsverlagerungen, Schwerpunktsverlagerungen, Ausweichverhalten, Verschiebungen, Entlastungen oder Belastungen eines Menschen messbar. Zudem kann die Aktivität, die Lage des Schwerpunktes sowie das Körpergewicht gemessen werden. 



  Das erfindungsgemässe Verfahren ist geeignet für ein klinisches Monitoring, zum Beispiel zur Überwachung von Patienten in Einrichtungen des Gesundheitswesens oder im privaten Bereich als Alternative zu kontinuierlichen EKG-Messungen. Zudem ist das Verfahren geeignet zur Untersuchung des Schlafverhaltens von Probanden in einem Labor oder in deren Privatbereich. Zudem ist die erfindungsgemässe Vorrichtung als günstiges Heimgerät geeignet, die Herztätigkeit, die Atemtätigkeit oder beispielsweise den Schlaf kontinuierlich zu überwachen. In einer vorteilhaften Ausgestaltung weist die Vorrichtung zudem eine Alarmvorrichtung auf, welche beim Unterschreiten oder Überschreiten eines vorgebbaren Wertes der Atem- oder Herzfrequenz einen Alarm auslöst. 



  Zur Auswertung eines gemessenen Kraftsignals wird dieses beispielsweise auf zwei unterschiedliche Arten elektronisch verarbeitet. Das unverstärkte Kraftsignal wird beispielsweise verwendet, um aktimetrische Daten, das heisst Beschleunigungswerte des Körpers, zu erhalten, wie dies aus der klassischen Aktimetrie bekannt ist. Die Stärke des Kraftsignals korreliert dabei mit der Stärke der Bewegungen. Dasselbe gemessene Kraftsignal wird zudem verstärkt, beispielsweise um einen Faktor 10, wobei zur Messung der Herzfrequenz das Kraftsignal im Frequenzbereich um 1 Hertz maximal verstärkt wird. Diese Verstärkung ist erforderlich, um eine zuverlässige Auswertung der durch das Herz bewirkten Kräfteschwankungen zu ermöglichen.

   Zudem wird dieses verstärkte Signal ständig elektronisch auf einen bestimmten Mittelwert kalibriert, mit einer Verzögerung von beispielsweise drei Sekunden, um ein von der aktuellen Lage des Körpers des Menschen unabhängiges Signal zu erhalten. Das unverstärkte Signal dient auch zum Feststellen einer Ruhephase und einer Bewegungsphase des Menschen. Vorzugsweise werden die Atem- und/oder Herzfrequenz nur in der Ruhephase ermittelt, da während dieser Phase ungestörte oder wenig gestörte Signale vorliegen. Das erfindungsgemässe Verfahren ist in der Lage, während einer zeitlich sehr kurzen Ruhephase die Atem- und/oder Herzfrequenz zu ermitteln, sodass auch sich häufig bewegende Menschen überwacht werden können, da selbst bei erhöhter Aktivität ständig zumindest kurzfristige Ruhephasen auftreten. 



  Die Erfindung wird im Weiteren anhand von mehreren Ausführungsbeispielen beschrieben. Es zeigen: 
 
   Fig. 1 einen hängenden Stuhl mit einer Messvorrichtung; 
   Fig. 2 ein nur andeutungsweise dargestelltes Bett mit einer Messvorrichtung; 
   Fig. 3a eine Seitenansicht eines Messwertaufnehmers; 
   Fig. 3b, 3c, 3d Distanzmessvorrichtungen für den Messwertaufnehmer gemäss Fig. 3a; 
   Fig. 4a einen zeitlichen Verlauf eines gemessenen Kraftsignals; 
   Fig. 4b einen zeitlichen Verlauf eines verstärkten und gefilteren Kraftsignals; 
   Fig. 4c einen zeitlichen Verlauf eines durch die Atembewegung erzeugten Signals; 
   Fig. 4d einen zeitlichen Verlauf eines zum Bestimmen der Herzfrequenz erforderlichen Signals; 
   Fig. 4e einen zeitlichen Verlauf eines durch die Herzbewegung erzeugten Signals; 
   Fig. 4f einen zeitlichen Verlauf unterschiedlicher Aktivitäts-Phasen;

   
   Fig. 4g ein zeitlichen Verlauf der Mittelwerte der Herzrate; 
   Fig. 4h einen zeitlichen Verlauf der Atemstärke; 
   Fig. 4i einen zeitlichen Verlauf der Mittelwerte der Atemfrequenz; 
   Fig. 4k einen zeitlichen Verlauf der Varianz der Herzrate. 
 



  Fig. 1 zeigt einen Stuhl 3, welcher über vier, in einem Punkt zusammenlaufende Seile mit einem Kraftsensor 1 verbunden ist, wobei der Kraftsensor 1 fest an der Decke 2 befestigt ist. Die am Kraftsensor 1 anliegende Kraft F sowie deren zeitliche Veränderung wird im Kraftsensor 1 in ein elektrisches Kraftsignal K gewandelt, welches über eine elektrische Leitung einer Speichervorrichtung 4 beziehungsweise einer Signalauswertevorrichtung 4 zugeführt ist, um das gemessene Kraftsignal K über eine bestimmte Zeitperiode zumindest zu erfassen und gegebenenfalls auch auszuwerten.

   Die Signalauswertevorrichtung 4 weist vorzugsweise einen Computer auf, welcher, ausgestattet mit einer Signalverarbeitungssoftware, eine Analyse des gemessenen Kraftsignals K erlaubt, um aus dem gemessenen Signal Werte wie zum Beispiel die Atemfrequenz A1 oder die Herzfrequenz H1 eines auf der Tragvorrichtung 3 sitzenden Menschen zu berechnen. 



  Fig. 2 zeigt eine als Bett 5 ausgestaltete Tragvorrichtung 3, umfassend eine Liegefläche 5a sowie vier Beine 5b, 5c, 5d, 5e. Zwischen jedem der Beine 5b, 5c, 5d, 5e und einem nur andeutungsweise dargestellten, festen Boden 2 ist je ein Kraftsensor 1a, 1b, 1c, 1d angeordnet, sodass jede vom jeweiligen Bein 5b, 5c, 5d, 5e auf den Boden 2 übertragene Kraft F1, F2, F3, F4 gemessen und als elektrisches Kraftsignal K1, K2, K3, K4 der Signalauswertevorrichtung 4 zugeführt wird. Die Liegefläche 5a legt ein orthogonales Koordinatensystem fest, das eine X-, eine Y-Richtung sowie eine in Richtung der Schwerkraft G verlaufende Z-Richtung aufweist. Die vier örtlich verteilt angeordneten Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d erlauben die Lage des Schwerpunktes S in X-und Y-Richtung ständig zu überwachen.

   So kann beispielsweise die Bewegung eines im Bett 5 schlafenden Menschen ständig überwacht werden, indem die Lage des Schwerpunktes S ständig gemessen wird. Zudem kann über die Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d auch das Gewicht G des Menschen gemessen werden. Das Bett 5 ist nur schematisch dargestellt und kann natürlich auch eine Matratze oder eine Bettdecke umfassen. 



  In einer vorteilhaften Ausgestaltung sind die Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d derart als separate Einheiten ausgestaltet, dass sie unter die Beine einer beliebigen Tragvorrichtung 3 wie eines Bettes 5 oder Stuhls angeordnet werden können. Die Messvorrichtung ist dabei leicht zu transportieren und an beliebigen Orten, insbesondere auch in einem Privathaushalt einsetzbar. Die Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d können jedoch auch in den Beinen 5b, 5c, 5d, 5e integriert sein, zum Beispiel bei Spitalbetten, und derart einen Bestandteil der Tragvorrichtungen bilden. 



  Die Anordnungen gemäss den Fig. 1 und 2 erlauben insbesondere die Atemfrequenz A1 und/oder die Herzfrequenz H1 eines sich zumindest teilweise auf der Tragvorrichtung 3 befindlichen Lebewesens, insbesondere eines Menschen zu messen. 



  Die von einem auf einem Bett 5 gemäss Fig. 2 schlafenden Menschen erzeugten Kraftsignale sind in den Fig. 4a bis 4e in Funktion der Zeit t dargestellt. 



  Fig. 4a zeigt ein von den Kraftsensoren (1a, 1b, 1c, 1d) in Millivolt gemessenes Summensignal, wobei die Kraftsensoren (1a, 1b, 1c, 1d) derart gegenseitig verschaltet sind, dass sich im dargestellten Signal die Amplitude proportional zur Lage des Schwerpunktes S in Y-Richtung verändert. Der schlafende Mensch befindet sich während einem Zeitabschnitt L1 in einer Rückenlage, wobei ein derartiger, äusserlich bewegungsloser Zeitabschnitt L1 auch als eine Ruhephase R bezeichnet wird. Daraufhin bewegt sich der Mensch in eine neue Lage und verbringt während einem Zeitabschnitt L2 eine Ruhephase R in einer Seitenlage, worauf während einem nachfolgenden Zeitabschnitt L3 eine Bauchlage und während einem nachfolgenden Zeitabschnitt L4 eine weitere Seitenlage eingenommen wird.

   Zwischen den einzelnen, eine Ruhephase R darstellenden Zeitabschnitten L1, L2, L3, L4 führt der Mensch Körperbewegungen aus, wobei während diesen Bewegungsphasen B stark schwankende Signale an den Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d auftreten. Die Veränderung der Lage des Schwerpunktes S in Y-Richtung ist aus den unterschiedlichen Amplituden des Signals während der einzelnen Ruhephasen R eindeutig ersichtlich. 



  Fig. 4b zeigt in einer gegenüber der Darstellung gemäss Fig. 4a zeitlich höheren Auflösung einen Teilausschnitt des im Zeitabschnitt L1 anliegenden Signals S1, wobei das Signal S1 gegenüber dem Signal S gemäss Fig. 4a keinen Gleichspannungsanteil aufweist und zudem um einen Faktor 10 verstärkt ist. Das Signal S1 ist ein digitales, in einem Speicher eines Computers abgelegtes Signal. Aus dem Signal S1 wird durch ein- oder mehrfache Berechnung eines gleitenden Mittelwertes das geglättete Signal S2 berechnet, dessen Verlauf in Fig. 4c nochmals mit erhöhter Auflösung dargestellt ist. Aus diesem die Atemtätigkeit des Menschen darstellenden Signal S2 kann die Atemfrequenz A1 berechnet werden, zum Beispiel durch Bestimmen der Intervalllänge zwischen zwei Atemzügen, indem die Zeiten sämtliche Tiefpunkte des Signals S2 gespeichert werden. 



  Im dargestellten Ausführungsbeispiel wurde das Signal S1 dreimal hintereinander gemittelt, wobei in einem ersten Schritt aus je zwölf zeitlich nacheinander folgenden Werten ein gleitender Mittelwert gebildet wurde, und in einem zweiten Schritt aus diesen Mittelwerten erneut aus je zwölf Werten ein weiterer gleitender Mittelwert gebildet wird, um in einem dritten Schritt aus diesen Mittelwerten nochmals einen aus je vierzehn Werten berechneten Mittelwert zu bilden, welche gemittelte Wertfolge das Signal S2 darstellt. Fig. 4d zeigt in einer gegenüber der Darstellung gemäss Fig. 4b zeitlich höheren Auflösung das Signal S1, welches zur Berechnung der Herzfrequenz zweimal hintereinander durch die Bildung eines gleitenden Mittelwertes mit jeweils fünf Werten geglättet wurde, woraus das Signal S3 entstand.

   Das in Fig. 4e dargestellte Signal S4, aus welchem die Herzfrequenz berechnet wird, ergibt sich aus der Differenz des Signals S1 minus des Signals S3. Aus den Maximalwerten zwischen zwei Herzschlägen ist die Intervalllänge und daraus die Herzfrequenz berechenbar. Die Amplitude ergibt zudem einen Hinweis auf die Stärke des Herzschlages. Artefakte können mit unterschiedlichen Methoden ausgeschlossen werden. So können zum Beispiel unrealistische Herzfrequenzen von unter 35 oder über 190 Schlägen pro Minute von einer weiteren Verarbeitung ausgeschlossen werden. 



  Weitere Artefakte werden dadurch ausgeschlossen, dass die Berechnung der Atemfrequenz A1 und/oder der Herzfrequenz H1 nur während der Ruhephasen R durchgeführt wird, wogegen während der mithilfe des Signals S festgestellten Bewegungsphasen B keine Berechnung der Atemfrequenz A1 bzw. der Herzfrequenz H1 erfolgt. Bei einem sitzenden oder schlafenden Menschen werden die Ruhephasen R mehr oder weniger häufig von Bewegungsphasen B unterbrochen, wobei die Ruhephasen R genügend eindeutig detektierbar und von genügender Zeitdauer sind, um innerhalb der Ruhephasen R die Atemfrequenz A1 beziehungsweise die Herzfrequenz H1 zu bestimmen. Nebst der Atemfrequenz A1 kann auch die Varianz A2 der Atemfrequenz A1, die Atemstärke A3 oder das Atemvolumen A4 bestimmt werden.

   Nebst der Herzfrequenz H1 kann auch deren Varianz H2 oder über die Amplitude auch die Herzschlagstärke H3 beziehungsweise das Schlagvolumen H4 bestimmt werden. Mit den Signalen K1, K2, K3, K4 können auch aktimetrische Daten wie Bewegungen, Erschütterungen, Vibrationen, Gewichtsverlagerungen, Schwerpunktsverlagerungen, Ausweichverhalten, Verschiebungen, Entlastungen oder Belastungen gemessen werden. 



  Das erfindungsgemässe Verfahren ist zudem geeignet, unterschiedliche Schlafphasen eines Menschen festzustellen. Aus der Schlafforschung sind international festgelegte Kriterien zum Unterscheiden, Feststellen und Messen von Schlafphasen bekannt, beispielsweise aus dem Referenzwerk "Rechtschaffen, A., Kales, A., eds. A manual of standardized terminology, techniques and scoring System for sleep stages of human subjects. Washington, DC: Public Health Service, U.S. Government Printing Office, 1968". Dieses Referenzwerk definiert die in der Schlafforschung verwendeten Bezeichungen für Schlafphasen wie eine "Wachphase", eine "Schlafphase 1" oder eine "REM-Schlafphase". Die im Referenzwerk festgehaltenen Methoden verwenden die Messwerte eines EEG (Elektroencephalogramm), eines BOG (Elektrookulogramm) sowie eines EMG (Elektromyogramm) zur Bestimmung der unterschiedlichen Schlafphasen.

   Die erfindungsgemässe Vorrichtung ermöglicht eine Wachphase zu bestimmen, welche bezüglich qualitativer Aussage der mit EEG gemessenen Wachphase ebenbürtig ist, wobei die Wachphasen auf Grund der gemessenen Beschleunigungswerte ermittelt werden. Das erfindungsgemässe Verfahren weist unter anderem den Vorteil auf, dass auf eine Verwendung von Elektroden, wie dies bei EEG-Messungen zwingend erforderlich ist, verzichtet werden kann. 



  Fig. 4f zeigt die Aktivität eines Menschen über einen bestimmten Beobachtungszeitraum, wobei der Aktivitätswert in Funktion der Zeit dargestellt ist. Der jeweilige Aktivitätswert wird in einer beispielhaften Ausführungsform des erfindungsgemässen Verfahrens wie folgt ermittelt: 



  Die von einem sich auf einer Tragvorrichtung 3 befindlichen Menschen erzeugte Beschleunigung beziehungsweise Kraft wird mit Kraftsensoren 1, 1a, 1b, 1c, 1d gemessen. Die Amplitude der Beschleunigungswerte, welche bei einem regungslosen Menschen auftreten, sind bekannt. Ein Beschleunigungsschwellenwert wird definiert, welcher drei- bis fünfmal dem bei regungsloser Lage auftretenden Beschleunigungswert entspricht. Die gemessenen Beschleunigungswerte werden mithilfe eines Komparators mit diesem Beschleunigungsschwellenwert verglichen, wobei der Komparator ein binäres Beschleunigungssignal erzeugt, welches bei überschrittenem Beschleunigungsschwellenwert als Ausgangszustand eine logische "1" aufweist. Die in Fig. 4f auf der Ordinatenachse dargestellten Aktivitäts-Werte werden wie folgt berechnet.

   Das binäre Beschleunigungssignal wird jeweils während einer Zeitdauer von 20 Sekunden mit einer Frequenz von 20 Hz abgetastet und, sofern das Beschleunigungssignal den logischen Wert "1" aufweist, durch Addition ein Summenwert gebildet, wobei der nach jeweils 20 Sekunden anliegende Summenwert als ein Aktivitäts-Wert bezeichnet wird. Der Aktivitäts-Wert kann somit den maximalen Summenwert von 400 erreichen, da die Zählvorrichtung nach jeweils 20 Sekunden wieder auf Null gesetzt wird. Eine Schlafphase wird als Wachphase bezeichnet, wenn die folgenden Kriterien erfüllt sind:
 - Jeweils drei aufeinander folgende Aktivitäts-Werte werden zu einem weiteren Summenwert addiert, sodass ein maximaler Summenwert von 1200 erzielbar ist. Drei aufeinander folgende Aktivitäts-Werte entsprechen dabei einem Beobachtungszeitraum von einer Minute.

   Falls der weitere Summenwert grösser als ein erster Schwellenwert von 28% des maximalen Summenwertes von 1200 ist, wird der Beobachtungszeitraum als Wachzustand bezeichnet.
 - Um länger dauernde Wachphasen eindeutig festzustellen, wird eine weitere Bedingung eingeführt: Wenn über eine Zeitdauer von 10 Minuten zwei oder mehr Aktivitäts-Werte einen zweiten Schwellenwert von 56% des maximalen Aktivitäts-Wertes (von 400) überschreiten, wird diese gesamte Zeitdauer als eine Wachphase definiert. Das hiermit beschriebene Verfahren verwendet somit drei Schwellenwerte zum Feststellen einer Wachphase, nämlich den ersten Schwellenwert von 28%, den zweiten Schwellenwert von 56% sowie die Beobachtungszeitdauer von 10 Minuten. Diese drei Schwellenwerte sind so genannte Kalibrierwerte und sind je nach Erfordernis einstellbar veränderlich, um die Wachphasen eindeutig zu erfassen.

   Ergeben sich zum Beispiel grössere Abweichungen zwischen einem vom Menschen manuell ausgefüllten Schlafprotokoll mit eingetragenen Wachphasen und den gemessenen Wachphasen, so werden die Kalibrierwerte vorteilhafterweise derart manuell verändert, dass die manuell festgestellten mit den gemessenen Wachphasen übereinstimmen. Nach einem derartigen  Kalibrieren, das unter Umständen für jeden zu untersuchenden Menschen einmal individuell vorzunehmen ist, kann die Wachphase daraufhin automatisch gemessen werden. 



  Das erfindungsgemässe Verfahren erlaubt auch eine der international festgelegten "Schlafphase 1" entsprechenden Grösse, ohne die Verwendung eines EEGs zu ermitteln. Dieses Verfahren macht sich die Gesetzmässigkeit zu Nutze, dass anschliessend an eine mittelstarke Bewegung häufig eine Schlafphase 1 folgt. Das verwendete Kriterium zum Feststellen einer derartigen Schlafphase 1 lautet:
 - Ist der dem Beobachtungszeitraum von 20 Sekunden vorhergehende Aktivitäts-Wert grösser als 5% und kleiner als 75% des maximal möglichen Aktivitäts-Wertes (von 400), dann wird der aktuelle Beobachtungszeitraum als Schlafphase 1 gewertet, sofern der Beobachtungszeitraum nicht bereits der Wachphase zugeordnet ist. In Fig. 4f sind die über einen Beobachtungszeitraum von 7 Stunden ermittelten Wachphasen und Schlafphasen 1 eingetragen. 



  Das erfindungsgemässe Verfahren erlaubt auch eine der international festgelegten "REM-Schlafphase" entsprechende Grösse ohne die Verwendung eines EEGs zu ermitteln. Die Bestimmung einer REM-Schlafphase ist relativ anspruchsvoll, weshalb mehrere, im Folgenden beschriebene Gesetzmässigkeiten zum Feststellen einer REM-Schlafphase verwendet werden:
 - In einem ersten Verfahrensschritt wird von den Daten der Herzrate ausgegangen. Fig. 4g zeigt den zeitlichen Verlauf der Mittelwerte der Herzrate, wobei diese Herzraten über jeweils 20 Sekunden gemittelte Werte darstellen. Als Ordinatenachse ist ein dem gemessenen Signal entsprechender Wert in mV dargestellt. Durch die Multiplikation dieser Werte mit einem Korrekturwert könnte auch die effektive Herzrate dargestellt werden. Die im oberen Bereich der Figur dargestellten schwarzen Balken 30 stellen ermittelte REM-Schlafphasen dar.

   Weist die Herzrate innerhalb eines Beobachtungszeitraums von zwei bis drei Minuten einen starken Anstieg auf und bleiben die nachfolgenden Werte deutlich erhöht oder weisen eine hohe Variabilität bzw. eine starke Schwankung auf, so wird der Bereich bis zur Absenkung der Herzrate auf ein tieferes Niveau der REM-Schlafphase zugeordnet. Da die Bestimmung der REM-Schlafphase einzig auf Grund der Daten der Herzrate eine zu geringe Verlässlichkeit aufweist, werden weitere Daten verwendet, um Quervergleiche anzustellen.
 - Es wird überprüft, ob die unter Verwendung der Daten der Herzrate bestimmten REM-Schlafphasen mit einer erhöhten Amplitude der Atemstärke korrelieren. Fig. 4h zeigt die Atemstärke in Funktion der Beobachtungszeit, wobei die Amplitude als Spannungswert in mV dargestellt ist, und wobei negativere Werte eine höhere Atemstärke darstellen.

   Als Anfang und Ende der REM-Schlafphase können die Schnittpunkte der Atemstärke-Kurve mit der ebenfalls in Fig. 4h eingetragenen Regressionsgeraden der Atemstärke-Kurve verwendet werden. Sollte sich ergeben, dass die über die Atemstärke ermittelte REM-Schlafphase zeitlich früher auftritt als die über die Herzrate ermittelte REM-Schlafphase, so sollte als Zeitpunkt des Beginns der REM-Schlafphase der durch die Atemstärke ermittelte Beginn der REM-Schlafphase verwendet werden.
 - Je nach untersuchten Menschen können die Daten der Atemstärke Artefakte aufweisen, sodass vorzugsweise weitere Daten zur Ermittlung der REM-Schlafphase verwendet werden. Dazu eignet sich, wie in Fig. 4i dargestellt, die Atemfrequenz. Während der REM-Schlafphase weist die Atemfrequenz eine erhöhte Frequenz auf.

   Weiter ist zur genaueren Ermittlung der REM-Schlafphase die Verwendung der Varianz der Herzrate geeignet, wie dies in Fig. 4k dargestellt ist. Eine REM-Schlafphase zeichnet sich durch eine erhöhte Varianz der Herzrate aus. 



  Die folgenden weiteren Vorgehensschritte sind zur korrekten Bestimmung von REM-Schlafphasen zu beachten:
 - In der ersten Hälfte des Schlafes sind Schwankungen der Herzrate, der Atemstärke und Atemfrequenz geringer als in der zweiten Hälfte, insbesondere die Schwankungen während der REM-Schlafphasen.
 - Ein normaler, nicht künstlich abgebrochener Schlaf enthält im Normalfall vier Schlafzyklen mit vier REM-Schlafphasen.

   Die erste REM-Schlafphase ist meistens kurz und wenig ausgeprägt.
 - Im Verlauf einer Nacht werden die REM-Schlafphasen länger und deutlicher. 
 - In den dem Erwachen vorangehenden Minuten ist meistens eine REM-Schlafphase vorhanden.
 - Bei gleichzeitiger Erhöhung der Herzrate sowie der Atemstärke ist eine REM-Schlafphase sehr wahrscheinlich.
 - Ist ein Beobachtungszeitraum auf Grund der Aktimetriewerte einer Wachphase zuzuordnen, so wird diese Phase immer der Wachphase zugeordnet, gleichgültig ob auf Grund der Auswertung der Beobachtungszeitraum auch einer REM-Schlafphase zugeordnet werden könnte. 



  Fig. 3a zeigt in einer Seitenansicht ein Ausführungsbeispiel eines Kraftsensors 1a, um die vom Bein 5b auf die feste Unterlage 2 übertragene Kraft F1 zu messen. Der Kraftsensor 1a weist einen u-förmig ausgestalteten Körper 20 umfassend zwei Schenkel 20a, 20b auf. Der Schenkel 20b liegt auf der festen Unterlage 2 auf, wogegen der Schenkel 20a derart ausgestaltet ist, dass das Bein 5a auf der Oberfläche gut und sicher gelagert Platz findet. Im Bereich der Schenkelenden ist zwischen den Schenkeln 20a, 20b eine Distanzmessvorrichtung 21 angeordnet, welche in Fig. 3b im Detail dargestellt ist. Die Distanzmessvorrichtung 21 umfasst eine als Leuchtdiode ausgestaltete Lichtquelle 22 sowie einen gegenüberliegend angeordneten Sensor 23 mit zwei lichtempfindlichen Sensorflächen 23a, 23b, wobei die Lichtquelle 22 und der Sensor 23 fest mit dem unteren Schenkel 20b verbunden sind.

   Ein Strahlunterbrechungsteil 25, welches sich in Abhängigkeit der einwirkenden Kraft F1 in Richtung W hin- und herbewegt, ist zwischen der Lichtquelle 22 und dem Sensor 23 angeordnet und mit dem oberen Schenkel 20a fest verbunden. 



  Fig. 3c zeigt eine Aufsicht auf den Strahlunterbrechungsteil 25 in einer zum Sensor 23 hin ausgerichteten Blickrichtung. Der Strahlunterbrechungsteil 25 weist ein Fenster 24 auf, welcher das von der Lichtquelle 21 emittierte Licht in Abhängigkeit der Lage in Bewegungsrichtung W auf den Sensorflächen 23a, 23b moduliert, was, durch eine entsprechende Verschaltung der beiden lichtempfindlichen Sensorflächen 23a, 23b, ein in Funktion der Auslenkung lineares Signal bewirkt. Dieses Signal ist proportional zu der einwirkenden Kraft F1. 



  Fig. 3d zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel eines Messwertaufnehmers, welcher als eine Distanzmessvorrichtung 21 ausgebildet ist. Am unteren Schenkel 20b ist ein Lichtwellenleiter 26 angeordnet, welcher zum gegenüberliegend angeordeten Schenkel 20a hin Licht emittiert, welches von einer reflektierenden Oberfläche 27 des oberen Schenkels 20a reflektiert wird und wieder in den Lichtwellenleiter 26 gelangt. Ein nicht dargestellter Sensor erlaubt das vom Lichtwellenleiter 26 übertragene Messsignal zu detektieren und einer elektronischen Schaltvorrichtung zuzuführen. 



  Als weitere Sensoren für den Kraftsensor 1a wären beispielsweise auch ein Ultraschall-Sensor, ein Piezo-Kristall, ein pneumatischer Drucksensor, ein hydraulischer Drucksensor oder "Smart Metal"-Verformungssensor geeignet.

Claims (12)

1. Verfahren zum Messen zumindest der Atemfrequenz (A1) und/oder der Herzfrequenz (H1) eines Lebewesens, insbesondere eines Menschen, dadurch gekennzeichnet, dass das Lebewesen zumindest teilweise auf eine Tragvorrichtung (3) platziert wird, dass die von der Tragvorrichtung (3) auf die Umgebung bewirkte Kraft (F; F1, F2, F3, F4) gemessen und daraus ein Kraftsignal (K; K1, K2, K3, K4) erzeugt wird, und dass mit einer Signalauswertevorrichtung (4) aus dem Kraftsignal (K; K1, K2, K3, K4) die Atemfrequenz (A1) und/oder die Herzfrequenz (H1) ermittelt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kraft (F1, F2, F3, F4) an unterschiedlichen Stellen gemessen wird, und aus den gemessenen Kraftsignalen (K1, K2, K3, K4) der Ort des Schwerpunktes des Lebewesens ermittelt wird.

3.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Tragvorrichtung (3) als ein Stuhl oder Bett (5) ausgestaltet ist und insbesondere vier Beine (5b, 5c, 5d, 5e) aufweist, und dass die von jedem Bein (5b, 5c, 5d, 5e) auf einen fest stehenden Untergrund (2) übertragene Kraft (F1, F2, F3, F4) gemessen wird.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass auf Grund der gemessenen Werte des Kraftsignals (K1, K2, K3, K4) die Aktivität des Lebewesens in eine Bewegungsphase (B) und eine Ruhephase (R) unterteilt wird, und dass die Atemfrequenz (A1) und/oder die Herzfrequenz (H1) aus dem während der Ruhephase (R) gemessenen Kraftsignal (K1, K2, K3, K4) ermittelt wird.

5.

Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass aus dem Kraftsignal (K; K1, K2, K3, K4) auch die Varianz der Atemfrequenz (A2) und/oder die Varianz der Herzfrequenz (H2) und/oder das Gewicht des Lebewesens und/oder ein Aktivitäts-Wert ermittelt werden.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass aus dem Aktivitäts-Wert die aus der Schlafforschung bekannten Zustände "Wachphase" oder "Schlafphase 1" ermittelt werden, indem Zeitperioden, innerhalb welchen der Aktivitäts-Wert vorgebbare Schwellenwerte überschreitet, der Wachphase beziehungsweise der Schlafphase 1 zugeordnet werden.

7.

Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der aus der Schlafforschung bekannte Zustand "REM-Schlafphase" ermittelt wird, indem Zeitperioden, innerhalb welchen ein Mittelwert der Herzrate und/oder eine Atemstärke und/oder ein Mittelwert der Atemfrequenz und/oder eine Varianz der Herzrate einen vorgebbaren Schwellenwert überschreitet, der REM- Schlafphase zugeordnet werden.

8. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens gemäss einem der Ansprüche 1 bis 7, umfassend zumindest einen Kraftsensor (1; 1a, 1b, 1c, 1d), eine Verstärkervorrichtung zur Verstärkung der gemessenen Kraftsignale (K, K1, K2, K3, K4) sowie eine Signalauswertevorrichtung (4) zum Bestimmen einer Bewegungsphase (B) und einer Ruhephase (R) sowie zum Ermitteln der Atemfrequenz (A1) und/oder der Herzfrequenz (H1) während der Ruhephase (R).

9.

Vorrichtung nach Anspruch 8, umfassend vier einzelne Kraftsensoren (1a, 1b, 1c, 1d), wobei jeder Kraftsensor (1a, 1b, 1c, 1d) derart ausgestaltet ist, dass er unter dem Bein (5b, 5c, 5d, 5e) eines Stuhls oder eines Bettes (5) positionierbar ist.

10. Vorrichtung nach Anspruch 9 mit einem Kraftsensor (1a, 1b, 1c, 1d) welcher als ein u-förmiger Körper (20) umfassend zwei Schenkel (20a, 20b) ausgestaltet ist, wobei der eine Schenkel (20a, 20b) auf einen festen Untergrund zu liegen kommend ausgestaltet ist und der andere Schenkel eine Auflagefläche für das Bein aufweist, und wobei im Bereich der Schenkelenden zwischen den Schenkeln eine Distanzmessvorrichtung (21) oder eine Kraftmessvorrichtung (28) angeordnet ist.

11.

Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Distanzmessvorrichtung (21) eine Lichtquelle (22), insbesondere eine Leuchtdiode (22), sowie zwei dieser gegenüberliegend angeordnete, lichtempfindliche Sensoren (23a, 23b) aufweist, wobei die Lichtquelle (22) sowie die Sensoren (23a, 23b) mit einem der Schenkel (20a, 20b) verbunden sind, und wobei zwischen der Lichtquelle (22) und den Sensoren (23a, 23b) eine mit dem gegenüberliegenden Schenkel (20b, 20a) verbundenes, ein Fenster (24) aufweisendes Strahlunterbrechungsteil (25) derart angeordnet und das Fenster (24) derart dimensioniert ist, dass die von der Lichtquelle (22) auf die Sensoren (23a, 23b) einfallende Lichtmenge vom gegenseitigen Abstand der beiden Schenkelenden (20a, 20b) abhängt.

12.

Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Distanzmessvorrichtung (21) einen Lichtwellenleiter (26) umfasst, welcher mit einem der Schenkel (20a, 20b) verbunden und zur Strahlenabgabe zum gegenüberliegeden Schenkel (20a, 20b) hin ausgerichtet ist, wobei der gegenüberliegende Schenkel (20b, 20a) eine die Strahlen reflektierende Oberfläche (27) aufweist, und wobei mit derselben oder einem weiteren Lichtwellenleiter (26) das reflektierte Signal empfangen wird, wobei die empfangene Lichtmenge vom gegenseitigen Abstand der beiden Schenkelenden (20a, 20b) abhängt.