DE69924163T2

DE69924163T2 - Vorrichtung zur druckunterstützten Einatmung, gesteuert durch ein elektromyographisches Zwerchfellssignal

Info

Publication number: DE69924163T2
Application number: DE69924163T
Authority: DE
Inventors: Christer Sinderby; Jennifer Beck
Original assignee: Universite de Montreal
Current assignee: Universite de Montreal
Priority date: 1998-06-04
Filing date: 1999-06-04
Publication date: 2005-12-29
Anticipated expiration: 2019-06-05
Also published as: CA2239673A1; WO1999062580A1; ATE521382T1; EP1382294A3; EP1382294A2; CA2336940A1; AU4126699A; EP1366779A8; EP1366780B1; US7661427B2; US20030226565A1; EP1366779B1; EP1382294B1; US20030188748A1; DE69924163D1; EP1082158A1; US6920878B2; CA2336940C; ATE290338T1; EP1366779A1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung:
Die vorliegende Erfindung betrifft ein System, das die Intensität des Zwerchfell-Elektromyogramms (EMG) bei einem gegebenen Lungenvolumen oder das Lungenvolumen bei einer gegebenen EMG-Intensität benutzt, um den Pegel der Einatemunterstützung proportional zu Änderungen der Neuroventilationseffizienz automatisch oder manuell einzustellen.
Die vorliegende Erfindung betrifft außerdem ein System, das auf die unmittelbar vor dem Einschalten des Einatemflusses gemessene Intensität des Zwerchfell-Elektromyogramms (EMG) reagiert, um einen optimalen Pegel des auf einen Patienten ausgeübten extrinsischen positiv_endexspiratorischen Drucks (PEEP) automatisch oder manuell zu steuern und aufrechtzuerhalten und um eine Dauer vom Einschalten des EMG bis zum Einschalten des Respirationsflusses automatisch oder manuell zu steuern.
Die vorliegende Erfindung betrifft außerdem ein Verfahren und eine Vorrichtung, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil aus elektrischen Signalen, die von einer elektrischen Signalquelle erzeugt werden, die einen Polaritätsumkehrbereich mit einer Mitte hat, im Wesentlichen zu entfernen, welche elektrischen Signale auf entgegengesetzten Seiten der Mitte umgekehrte Polaritäten haben.
2. Kurze Beschreibung des Stands der Technik:
Algorithmen nach dem Stand der Technik, die benutzt werden, um geschlossene Ventilatorsysteme zu erzeugen, basieren auf Variablen wie z.B. Tidalvolumen, Respirationsrate, Einatemfluss, Tidalende-Kohlendioxidpegeln und/oder Druckanstiegsrate. Keiner dieser Parameter kann jedoch eine zuverlässige Messung des Respirations-Neuralantriebs liefern, da sie durch Änderungen der neuromechanischen Effizienz oder Neuroventilationseffizienz beeinflusst werden.
Neuroventilationseffizienz ist ein Ausdruck, der benutzt wird, um den Betrag des Neuralantriebs (Einatembemühens) auszudrücken, der nötig ist, um ein gegebenes tidales Lungenvolumen zu erzielen. Kurz gesagt wird Neuralantrieb in mechanische Spannung umgewandelt, ein Prozess, der durch die Muskellänge, die Temperatur, das Elektrolyt-Ungleichgewicht usw. beeinflusst wird. Die Rolle des Einatemflusses in dem Bindeglied zwischen Neuralantrieb und mechanischer Spannung wurde schon früher vorgeschlagen; jedoch konnte der vorgeschlagene Einfluss für mittlere Atemflussraten bis zu 1,4 Liter/Sekunde nicht bewiesen werden. Die mechanische Spannung wird dann in Druck übersetzt, ein Prozess, der durch die Form des Zwerchfelldoms beeinflusst wird. Schließlich erweitert der Druck die Alveoli und lässt Luft strömen, und die Übersetzung von Volumen in Druck hängt vom elastoviskosen Verhalten des Respirationssystems ab. Folglich gibt es viele Faktoren, die die Tidalvolumenleistung beeinflussen können, die für eine gegebene Zunahme des Neuralantriebs (Einatembemühens) erhalten wird.
Eine Bewertung des Respirationsantriebs durch Messungen wie z.B. die Anstiegsrate von Druck oder Lungenvolumen ist nicht zuverlässig, wenn zum Beispiel die Muskellänge oder der Respirationssystemwiderstand durch Änderungen der Neuroventilationseffizienz beeinflusst werden. Bei einem Patienten können sich der Luftwegwiderstand und die Elastanz von einer Minute zur anderen ändern, und die Muskellänge wird fortwährend verändert.
Die US 5 671 752 offenbart ein Verfahren und System zur Erzeugung eines elektromyographischen Signals mit einem verbesserten Signal-Rausch-Verhältnis und bezogen auf einen gestreiften Muskel, der einen Muskeldepolarisierungsbereich mit einer Mitte definiert. EMG-Signale mit umgekehrten Polaritäten, die auf entgegengesetzten Seiten der Mitte des Streifenmuskel-Depolarisierungsbereichs erhalten werden, werden subtrahiert, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern.
AUFGABEN UND KURZE DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist daher, die Nachteile des Stands der Technik zu beseitigen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, ein geschlossenes System bereitzustellen, das Folgendes benutzt:

(a) die Intensität des Zwerchfell-Elektromyogramms (EMG) für ein gegebenes Einatemvolumen;
(b) das Einatemvolumen für eine gegebene EMG-Intensität; oder
(c) eine Kombination von (a) und (b); im Hinblick auf die Steuerung des Pegels des Gasflusses, Gasvolumens oder Gasdrucks, den ein mechanischer (Lungen-)Ventilator abgibt; das geschlossene Ventilatorsystem ermöglicht eine automatische oder manuelle Einstellung des Pegels der Einatemunterstützung proportional zu Änderungen der Neuroventilationseffizienz, so dass der Neuralantrieb stabil auf einem gewünschten Sollpegel bleibt. Außerdem kann ein Alarm benutzt werden, um Änderungen der Neuroventilationseffizienz im Hinblick auf Durchführung von manuellen Einstellungen nachzuweisen.

Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, ein geschlossenes System bereitzustellen, das auf die unmittelbar vor dem Einschalten des Einatemflusses gemessene Intensität des Zwerchfell-EMG reagiert, um das Voreinatem-Atembemühen im Hinblick auf automatische oder manuelle Einstellung eines Pegels des auf einen Patienten ausgeübten extrinsischen positiv_endexspiratorischen Drucks (PEEP) proportional zu Änderungen der EMG-Intensität der Voreinatembemühungen zu quantifizieren. Auf diese Weise kann die Vorventilationsintensität des Zwerchfell-EMG auf einem gewünschten, minimalen Pegel gehalten werden, so dass der Voreinatem-Neuralantrieb stabil auf einem gewünschten Soll-Minimalpegel bleibt. Die Bestimmung der Dauer vom Einschalten des EMG bis zum Einschalten des Respirationsflusses wird außerdem für quantitative Bewertung des intrinsischen PEEP und zum Leiten der Einstellung der Auslöseempfindlichkeit der Ventilatorsysteme benutzt.
Anders als druck- und ventilationsbezogene Indizes stellt die Intensität des EMG die zeitliche (mittlere MU(Motoreinheit)-Rate-Codierungs-) und räumliche (MU-Rekrutierungs-) Summation von Aktionspotentialen dar und wird auf dem Niveau des Sarko lemm-Muskels erhalten. Die Intensität des EMG wird daher durch Änderungen der Neuroventilationskopplung des Muskels nicht beeinflusst. Bei der vorliegenden Erfindung beruht die Verwendung von Kruzialzwerchfell-EMG auf der Annahme, dass Neuralantrieb für das Kruzialzwerchfell die Gesamtrespirationsrate darstellt. Sie basiert außerdem auf der Bedingung, dass neuromuskuläre Übertragung und Innervation des Kruzialzwerchfells normal sind. Für Atmung mit erhöhtem Bedarf ist diese Annahme wohlbegründet. Die Intensität des EMG, die zur Erzeugung eines gegebenen Einatemvolumens nötig ist, sollte daher die Effizienzbeziehung zwischen Neuralantrieb und Volumenleistung ausdrücken.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, ein Verfahren und eine Vorrichtung bereitzustellen, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil aus elektrischen Signalen, die von einer elektrischen Signalquelle erzeugt werden, die einen Polaritätsumkehrbereich mit einer Mitte hat, im Wesentlichen zu entfernen, welche elektrischen Signale auf entgegengesetzten Seiten der Mitte umgekehrte Polaritäten haben, in Übereinstimmung mit den Ansprüchen 1 und 7.
Die Aufgaben, Vorteile und weitere Merkmale der vorliegenden Erfindung ergeben sich noch deutlicher aus der Lektüre der folgenden nicht beschränkenden Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform davon, die nur als Beispiel unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen angegeben ist.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
In den beigefügten Zeichnungen sind:
1 eine Prinzipdarstellung eines Aufbaus eines EMG-Analysesystems;
2 ein Schnitt eines Ösophaguskatheters, an dem eine Anordnung von Elektroden des EMG-Analysesystems von 1 montiert ist;
3 ein Schnitt eines Ösophaguskatheters, an dem eine zweite Ausführungsform der Anordnung von Elektroden montiert ist;
4 ein Graph, der einen Satz von EMG-Signalen des Zwerchfells (EMGdi-Signale) zeigt, die von Paaren von aufeinander folgenden Elektroden der Anordnung von 2 nachgewiesen werden;
5 ein Flussdiagramm, das ein Verfahren zur Durchführung einer Doppelsubtraktionstechnik der EMGdi-Signale zeigt;
6 ein Graph, der die Verteilung von Korrelationskoeffizienten zeigt, berechnet zur Bestimmung der Position der Mitte des Depolarisierungsbereichs des Zwerchfells entlang der Anordnung von Elektroden von 2;
7 eine Prinzipskizze, die in der Zeitdomäne eine Doppelsubtraktionstechnik zur Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses und zur Verringerung eines elektrodenpositionsinduzierten Filtereffekts entlang der Anordnung von Elektroden von 2 zeigt;
8a ein Graph, der das Leistungsdichtespektrum von Elektrodenbewegungsartefakten, das Leistungsdichtespektrum von ECG und das Leistungsdichtespektrum von EMGdi-Signalen zeigt;
8b ein Graph, der ein Beispiel für eine Transferfunktion für ein Filter zur Verwendung zum Ausfiltern der Elektrodenbewegungsartefakte, ECG und der 50- oder 60-Hz-Störung aus dem Stromnetz zeigt;
9 eine Prinzipskizze, die in der Frequenzdomäne Stabilisierung durch die Doppelsubtraktionstechnik der Mittenfrequenz bei Verschiebung der Mitte des Depolarisierungsbereichs des Zwerchfells entlang der Anordnung von Elektroden von 2 zeigt;
10 ein schematisches Blockdiagramm eines Systems in Übereinstimmung mit der Erfindung zur Steuerung der Einatemunterstützung mittels eines EMGdi-Signals, erhalten mit der oben erwähnten Doppelsubtraktionstechnik und einer Messung des Volumens der vom Patienten eingeatmeten Luft mittels eines im Handel erhältlichen Systems;
11 ein schematisches Blockdiagramm eines Systems in Übereinstimmung mit der Erfindung, das (a) im Stande ist, die Zeitverzögerung vom Einschalten des EMG bis zum Einschalten des Einatemflusses zu bestimmen, und (b) den Pegel des Voreinatembemühens benutzt, erhalten durch die EMGdi-Signalintensität (gemeinsamer Rauschpegel subtrahiert) während einer vorbestimmten Zeitspanne unmittelbar vor dem Einschalten des Einatemflusses, um das Vorhandensein von "intrinsischem PEEP" anzuzeigen und um den Pegel des ausgeübten "extrinsischen PEEP" und/oder die Ventilatorauslöseempfindlichkeit so einzustellen, dass der Pegel des Voreinatembemühens unterdrückt wird, d.h. die EMGdi-Signalintensität (gemeinsamer Rauschpegel subtrahiert) während der oben erwähnten vorbestimmten Zeitspanne ist nahe bei null;
12a ist ein Beispielgraph des Einatemflusses eines Patienten gegen die Zeit für ruhiges Atmen bei COPD (chronische obstruktive Lungenkrankheit); und
12b ist ein Beispielgraph der EMG-RMS-Intensität eines Patienten gegen die Zeit für ruhiges Atmen bei COPD.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Obwohl die vorliegende Ausführungsform der vorliegenden Erfindung nun in Bezug auf ein doppelsubtrahiertes EMGdi-Signal beschrieben wird, sei eingedenk, dass das Konzept der vorliegenden Erfindung mit einem beliebigen Respirationsmuskelsignal benutzt werden kann.
Zur Messung der EMG-Aktivität des Zwerchfells 11 (EMGdi) eines menschlichen Patienten 14 werden eine Anordnung von Elektroden wie z.B. 12 (1 und 2) am freien Endteil 15 eines Ösophaguskatheters 13 montiert, mit einem konstanten Abstand d zwischen den Elektroden (2). Wie in 1 gezeigt, wird der Katheter 13 durch ein Nasenloch oder den Mund in den Ösophagus des Patienten eingeführt, bis die Anordnung von Elektroden 12 auf dem Niveau des gastroösophagealen Übergangs liegt. Das Zwerchfell 11 und/oder der Ösophagus des Patienten bewegen sich während des Atmens des Patienten 14 etwas, wodurch sich die Anordnung von Elektroden 12 ebenfalls etwas um das Zwerchfell 11 herum bewegt. Wie in der folgenden Beschrei bung erläutert wird, wird für automatische Kompensation dieser Verschiebung gesorgt.
In Übereinstimmung mit einer bevorzugten Ausführungsform ist eine Elektrode 12 am freien Endteil 15 des Katheters 13 montiert, indem Edelstahldraht (nicht gezeigt) rings um den Katheter 13 gewickelt ist. Der gewickelte Edelstahldraht bietet eine mittels Lot geglättete rauhe Oberfläche dar, die wiederum mit Nickel, Kupfer und dann Gold oder Silber elektroplattiert ist. Natürlich liegt es innerhalb des Schutzbereichs der vorliegenden Erfindung, andere Elektrodenstrukturen zu benutzen. Auch können die Elektroden 12 möglicherweise an einer transnasalen Magensonde angebracht werden, die routinemäßig in Intensivstation(ICU)-Patienten eingeführt wird.
Elektrische Drähte (nicht gezeigt) verbinden jedes Paar von aufeinander folgenden Elektroden wie z.B. 1–7 (2) mit einem Verstärker aus einer Gruppe von Differenzialverstärkern 16. Natürlich folgen diese elektrischen Drähte dem Katheter 13 von den jeweiligen Elektroden 12 zu den entsprechenden Verstärkern 16 und sind vorzugsweise in den Katheter 13 integriert. Vorzugsweise sind die elektrischen Drähte, die die von den verschiedenen Paaren 1–7 von Elektroden 12 gesammelten EMGdi-Signale übertragen, abgeschirmt, um den Einfluss von externem Rauschen zu vermindern, insbesondere Störung aus dem bzw. der 50- oder 60-Hz-Strom und -Spannung des Stromnetzes.
Die Gruppe von Differenzialverstärkern 16 verstärkt (erster Subtraktionsschritt einer so genannten Doppelsubtraktionstechnik) und bandpassfiltert jedes EMGdi-Signal. Dieser erste Subtraktionsschritt kann auch im Personalcomputer 19 durchgeführt werden, wenn die Verstärker 16 Eintakt- oder äquivalent gestaltete Verstärker sind (monopolare Ablesewerte).
In dem in 1 und 2 gezeigten Beispiel ist der freie Endteil 15 des Katheters 13 mit einer Anordnung von acht Elektroden 12 versehen, die sieben Paare 1, 2, 3, 4, 5, 6 und 7 von aufeinander folgenden Elektroden 12 definieren, die jeweils sieben verschiedene EMGdi-Signale sammeln. Es wurde zwar festgestellt, dass die EMG-Aktivität des Zwerchfells (EMGdi) mit einem Ösophaguskatheter 13, das an seinem freien Endteil 15 mit einer Anordnung von acht Elektroden 12 versehen ist, genau gemessen werden kann, je nach der Anatomie des Patienten und Bewegung des Zwerchfells kann man aber eine andere Zahl und/oder Konfiguration von Paaren von Elektroden 12 erwägen. Außerdem müssen die Paare 1–7 keine Paare von aufeinander folgenden Elektroden sein; als Beispiel zeigt 3 eine Anordnung von neun Elektroden, um sieben überlappende Paare von Elektroden 1–7 auszubilden.
Ein Hauptproblem beim Aufzeichnen von EMGdi-Signalen ist, den Rauschpegel so niedrig und so konstant wie möglich zu halten. Da die elektrischen Drähte, die die EMGdi-Signale von den Elektroden 12 an die Differenzialverstärker 16 übertragen, als Antenne wirken, ist es entscheidend, wie in der vorhergehenden Beschreibung angegeben, diese elektrischen Drähte abzuschirmen, um so die EMGdi-Signale vor zusätzlichem künstlichem Rauschen zu schützen. Außerdem wird das Paket, das die Differenzialverstärker 16 einschließt, vorzugsweise so klein wie möglich gemacht (miniaturisiert) und wird ganz nahe am Patienten positioniert, um den Abstand zwischen den Elektroden 12 und den Verstärkern 16 so weit wie möglich zu verringern.
Die verstärkten EMGdi-Signale werden über jeweilige Trennverstärker einer Einheit 18 von einem Personalcomputer 19 abgetastet, um Signalsegmente fester Dauer auszubilden. Die Einheit 18 versorgt die verschiedenen elektronischen Komponenten der Differenzial- und Trennverstärker mit elektrischen Strom und gewährleistet gleichzeitig eine angemessene Trennung des Körpers des Patienten von so einer Stromversorgung. Die Einheit 18 beinhaltet außerdem Bandpassfilter, die in den jeweiligen EMGdi-Signalkanälen enthalten sind, um die Alias-Effekte zu beseitigen. Die aufeinander folgenden EMGdi-Signalsegmente werden dann nach ihrer Analog-Digital-Wandlung im Personalcomputer 19 digital verarbeitet. Diese Analog-Digital-Wandlung wird zweckmäßig von einem Analog-Digital-Wandler durchgeführt, der im Personalcomputer 19 realisiert ist. Der Personalcomputer 19 umfasst einen Monitor 40 und eine Tastatur 31.
Es sollte innerhalb der Fähigkeit des Durchschnittsfachmanns liegen, geeignete Differenzialverstärker 16 und eine angemessene Trennverstärker- und Stromversorgungseinheit 18 zu konstruieren. Dementsprechend werden die Verstärker 16 und die Einheit 18 in der vorliegenden Beschreibung nicht näher beschrieben.
Ein Beispiel für die sieben EMGdi-Signale, die von den Paaren 1–7 von aufeinander folgenden Elektroden 12 (1 und 2) gesammelt und dem Computer 19 zugeführt werden, ist in 4 gezeigt.
Da das Zwerchfell allgemein senkrecht zur Längsachse des mit einer Anordnung von Elektroden 12 versehenen Ösophaguskatheter 13 ist, befindet sich nur ein Teil der Elektroden 12 in der Nähe des Zwerchfells. Es ist daher wichtig, die Position des Zwerchfells in Bezug auf die Ösophaguselektrodenanordnung zu bestimmen.
Der Teil des Kruzialzwerchfells 11, der den Muskulartunnel bildet, durch den der Ösophaguskatheter 13 geführt wird, wird als der "Zwerchfelldepolarisierungsbereich" (DDR) bezeichnet. Die Dicke des DDR ist 20-30 mm. Man kann daher annehmen, dass innerhalb des DDR die Verteilung der aktiven Muskelfasern eine Mitte hat, von der die Mehrheit der EMGdi-Signale ausgehen, d.h. die "Zwerchfelldepolarisierungsbereich-Mitte" (DDR-Mitte). EMGdi-Signale, die auf entgegengesetzten Seite der DDR-Mitte nachgewiesen werden, werden daher umgekehrte Polarität ohne Phasenverschiebung haben; mit anderen Worten, die entlang der Elektrodenanordnung erhaltenen EMGdi-Signale haben in der DDR-Mitte umgekehrte Polarität.
Bewegt man sich von den Grenzen des DDR zur Mitte hin, werden die EMGdi-Leistungsspektren zunehmend schwächer, und ihre Frequenz steigt. Umkehr der Signalpolarität auf einer Seite des Elektrodenpaares 4 mit dem am stärksten abgeschwächten Leistungsspektrum bestätigt die Position, von der die EMGdi-Signale ausgehen, die DDR-Mitte.
Unter Bezugnahme auf 5 ist es die erste Aufgabe des Computers 19, die Position der Mitte des DDR entlang der Anordnung von Elektroden 12 zu bestimmen. Die Mitte des DDR wird in vorbestimmten Zeitintervallen wiederholt bestimmt.
Zu diesem Zweck entfernt ein Filterungsschritt 505 aus jedem EMGdi-Signal die Bewegungsartefakte, die Elektrokardiogramm(ECG)-Komponente und die Störung aus dem Stromnetz. Bewegungsartefakte werden durch Bewegung der Elektroden 12 induziert. Allgemeiner sind Bewegungsartefakte als eine niederfrequente Schwankung des Gleichstrompegels der EMGdi-Signale definiert, induziert durch mechanische Veränderungen der Grenzfläche Elektrodenmetall zu Elektrolyt, d.h. Änderungen der Elektrodenkontaktfläche und/oder Änderung des Drucks, den das Gewebe auf die Elektrode ausübt.
Im Schritt 501 werden die gefilterten EMGdi-Signale aus dem Schritt 505 in Paaren kreuzkorreliert. Wie dem Durchschnittsfachmann bekannt, ist Kreuzkorrelation eine statistische Bestimmung der Phasenbeziehung zwischen zwei Signalen und berechnet im Wesentlichen die Ähnlichkeit zwischen zwei Signalen in Form eines Korrelationskoeffizienten r (Schritt 502). Ein negativer Korrelationskoeffizient r zeigt an, dass die kreuzkorrelierten Signale entgegengesetzte Polaritäten haben.
6 zeigt Kurven des Werts des Korrelationskoeffizienten r gegen den Mittelpunkt zwischen den Paaren von Elektroden, von denen die korrelierten EMGdi-Signale ausgehen. In diesem Beispiel ist der Abstand zwischen Elektroden gleich 10 mm. Gezeichnet sind Kurven für Abstände zwischen den korrelierten Paaren von Elektroden 12 von 5 mm (Kurve 20), 10 mm (Kurve 21), 15 mm (Kurve 22) und 20 mm (Kurve 23). Man kann aus 5 erkennen, dass man negative Korrelationskoeffizienten r erhält, wenn EMGdi-Signale von jeweiligen auf entgegengesetzten Seiten des Elektrodenpaares 4 liegenden Elektrodenpaaren kreuzkorreliert werden. Es scheint daher, dass die Polaritätsänderung im Bereich des Elektrodenpaares 4 erfolgt, was durch die Kurven von 4 bestätigt wird. Dementsprechend kann man annehmen, dass die Mitte des DDR im Wesentlichen auf halbem Weg zwischen den das Paar 4 bildenden Elektroden 12 liegt.
Zum Beispiel kann die Mitte des DDR präzise durch Interpolation bestimmt werden (Schritt 503 von 5), indem man eine auf einer quadratischen Abhängigkeit basierende Anpassung der drei negativsten Korrelationskoeffizienten der Kurve 21 benutzt, die man durch aufeinander folgende Kreuzkorrelation der EMGdi-Signalsegmente von jedem Elektrodenpaar zu den EMGdi-Signalsegmenten von dem zweit nächsten Elektrodenpaar erhält. Die Mitte des DDR einem Paar Elektroden 12 zuzuordnen, liefert eine "Bezugsposition", von der man EMGdi-Signalsegmente innerhalb des DDR erhält. So eine Steuerung ist wesentlich beim Überwinden des künstlichen Einflusses von senkrechter bipolarer Elektrodenfilterung am EMGdi-Leistungsspektrum.
Es wurde experimentell gezeigt, dass im Oesophagus aufgezeichnete EMGdi-Signale befriedigend sind, so lange sie von Elektrodenpaaren (mit einem zwischen 5 und 20 mm liegenden Abstand zwischen Elektroden) erhalten werden, die in einem zwischen 5 und 30 mm liegenden Abstand auf den entgegengesetzten Seiten der DDR-Mitte liegen (der Abstand zwischen Paaren liegt daher zwischen 5 und 30 mm). EMGdi-Signale, die man von diesen Positionen erhält, bieten zwar eine deutliche Verbesserung der Akzeptanzrate, das Signal-Rausch-Verhältnis während ruhigem Atmen bleibt aber noch unbefriedigend niedrig. Das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar (zum Beispiel Kanal 0 in 7) erhält, das zwischen den zwei Elektrodenpaaren liegt, die zur Erzeugung des doppelsubtrahierten Signals benutzt werden, kann zu diesem doppelsubtrahierten Signal addiert werden, entweder vorher als Rohsignal oder nachher, wenn ein RMS- oder äquivalentes EMGdi-Signalmaß berechnet worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
Zum Beispiel sind in 4 die EMGdi-Signale, die von den Elektrodenpaaren 3 und 5 ausgehen, die jeweils 10 mm unterhalb und 10 mm oberhalb des DDR liegen, bei null Zeitverzögerung stark umgekehrt korreliert. Im Gegensatz zu den umgekehrt korrelierten EMGdi-Signalen sind die Rauschkomponenten für die Elektrodenpaare 3 und 5 wahrscheinlich positiv korreliert. Wie in 7 gezeigt, führt daher Subtraktion der EMGdi-Signale 24 und 25 von den Elektrodenpaaren 3 und 5 zu einer Addition der entsprechenden EMGdi-Signale (Signal 26 von 6) und zu einer Subtraktion, was eine Beseitigung der gemeinsamen Rauschkomponenten ist. Diese Technik wird als "Doppelsubtraktionstechnik" (Schritt 504 von 5) bezeichnet. Wieder kann das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar (zum Beispiel Kanal 0 in 7) erhält, das zwischen den zwei Elektrodenpaaren liegt, die zur Erzeugung des doppelsubtrahierten Signals benutzt werden, zu diesem doppelsubtrahierten Signal addiert werden, entweder vorher als Rohsignal oder nachher, wenn ein RMS- oder äquivalentes EMGdi-Signalmaß berechnet worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
Der Subtraktionsschritt 504 (zweiter Subtraktionsschritt der Doppelsubtraktionstechnik) kann entweder in der Zeitdomäne oder nach Umwandlung der Signale 24 und 25 in der Frequenzdomäne durchgeführt werden. Die Doppelsubtraktionstechnik kann durchgeführt werden, indem andere Kombinationen von Signalen subtrahiert werden, zum Beispiel durch Subtrahieren der EMGdi-Signalsegmente von dem Elektrodenpaar 6 von den EMGdi-Signalsegmenten von dem Elektrodenpaar 5 (4), durch Subtrahieren der Signalsegmente von dem Elektrodenpaar 6 von den Signalsegmenten von dem Elektrodenpaar 3 und durch Addieren dieser Differenzen, usw. Wichtig ist, zwei Signale mit entgegengesetzten Polaritäten zu subtrahieren, die in der Nähe des Muskels erhalten werden. Bei der Doppelsubtraktion können mehr als zwei Signalpaare mit entgegengesetzten Polaritäten benutzt werden. Wieder kann das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar (zum Beispiel Kanal 0 in 7) erhält, das zwischen den zwei Elektrodenpaaren liegt, die zur Erzeugung des doppelsubtrahierten Signals benutzt werden, zu diesem doppelsubtrahierten Signal addiert werden, entweder vorher als Rohsignal oder nachher, wenn ein RMS- oder äquivalentes EMGdi-Signalmaß berechnet worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
Die Doppelsubtraktionstechnik wird im Schritt 504 an dem im Schritt 503 erkannten Paar EMGdi-Signale (zum Beispiel den Signalen von den in 4 gezeigten Elektrodenpaaren 3 und 5) durchgeführt, nach geeigneter Filterung dieser EMGdi-Signale im Schritt 505. Und wieder kann das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar (zum Beispiel Kanal 0 in 7) erhält, das zwischen den zwei Elektrodenpaaren liegt, die zur Erzeugung des doppelsubtrahierten Signals benutzt werden, zu diesem doppelsubtrahierten Signal addiert werden, entweder vorher als Rohsignal oder nachher, wenn ein RMS- oder äquivalentes EMGdi-Signalmaß berechnet worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
Der Graph von 8a zeigt das Leistungsdichtespektrum der oben definierten Elektrodenbewegungsartefakte, das Leistungsdichtespektrum des ECG und das Leistungsdichtespektrum der EMGdi-Signale. Der Graph von 8b zeigt ein Beispiel für die Transferfunktion für ein Filter (die gestrichelte Linie zeigt die optimale Transferfunktion, und die durchgezogene Linie zeigt die von den Erfindern realisierte Transferfunktion) zur Verwendung im Schritt 505 zum Ausfiltern der Elektrodenbewegungsartefakte, ECG und der 50- oder 60-Hz-Störung aus dem Stromnetz. Die Verarbeitung der EMGdi-Signale durch den Computer so eng wie möglich der optimalen Transferfunktion von 8b folgen zu lassen, wird den Filterungsschritt 505 angemessen durchführen.
Daher werden am Ausgang des Schritts 504 doppelsubtrahierte Signalsegmente 509 erhalten, indem die EMGdi-Signalsegmente von dem Paar Elektroden 12 in optimaler Lage oberhalb des Zwerchfells von den EMGdi-Signalsegmenten von dem Paar Elektroden 12 in optimaler Lage unterhalb des Zwerchfells subtrahiert werden. Bei der Doppelsubtraktion können mehr als zwei Signalpaare mit entgegengesetzten Polaritäten benutzt werden. Wieder kann das EMGdi-Signal, das man von einem Elektrodenpaar (zum Beispiel Kanal 0 in 7) erhält, das zwischen den zwei Elektrodenpaaren liegt, die zur Erzeugung des doppelsubtrahierten Signals benutzt werden, zu diesem doppelsubtrahierten Signal addiert werden, entweder vorher als Rohsignal oder nachher, wenn ein RMS- oder äquivalentes EMGdi-Signalmaß berechnet worden ist, um den Signalverlust zu minimieren.
Unter nochmaliger Bezugnahme auf 5 berechnet ein Schritt 506 das RMS (quadratische Mittel) oder einen äquivalenten oder ähnlichen Wert 510 der im Schritt 504 erzeugten doppelsubtrahierten Signalsegmente 509. Die mit der Doppelsubtraktionstechnik erhaltene Intensitätszunahme ist mit einer zweifachen Zunahme der RMS-Werte verbunden. Die der Doppelsubtraktionstechnik erhaltenen RMS-Werte sind eng und linear mit den ursprünglichen Signalen verknüpft. Man behalte im Auge, dass der RMS-Wert durch irgendeinen anderen Wert ersetzt werden kann, der die Stärke der doppelsubtrahierten Signalsegmente 509 darstellt.
Im Hinblick auf die Steuerung eines Lungenventilators 54 (10) wird der im Schritt 506 vom Computer 19 berechnete digitale RMS-Signalsegmentwert 510 schließlich in einen Online-Analog-RMS-Wert 508 digital-analog-gewandelt (Schritt 507). Es sei erwähnt, dass es im Schutzbereich der vorliegenden Erfindung liegt, einen digitalen Wert 508 zuzuführen.
Die Doppelsubtraktionstechnik kompensiert Änderungen der Signalstärke und Frequenz, verursacht durch Bewegung des Zwerchfells 11 (1) und/oder des Oesophagus während des Atmens des Patienten 14, was eine Bewegung der Anordnung von Elektroden 12 in Bezug auf das Zwerchfell 11 verursacht. Unter Bezugnahme auf 9 verursacht Dezentrierung der Anordnung von Elektroden 12 (elektrodenpositionsinduzierter Filtereffekt) eine Veränderung der Mittenfrequenzwerte aufgrund von Filterung (siehe Kurven 27 und 28) für die EMGdi-Signale von den Elektrodenpaaren 3 und 5. Die Doppelsubtraktionstechnik beseitigt so eine Veränderung der Mittenfrequenzwerte, wie durch die Kurve 29 angezeigt, und außerdem eine Veränderung der Signalstärke. Daher wird der reziproke Einfluss der Position der DDR-Mitte auf den EMGdi-Signalfrequenzinhalt durch die Doppelsubtraktionstechnik beseitigt.
Es hat sich gezeigt, dass die Doppelsubtraktionstechnik das Signal-Rausch-Verhältnis um mehr als 2 dB verbessern und einen elektrodenpositionsinduzierten Filtereffekt vermindern kann. Die Doppelsubtraktionstechnik ist auch für eine relative Zunahme der Akzeptanzrate um mehr als 30% verantwortlich.
Rauschen, das nicht vom Zwerchfell ausgeht, oder künstliche Signale sind bei null Zeitverzögerung stark korrigiert und haben zwischen allen Paaren von Elektroden 12 gleiche Polarität. Daher erscheinen dieses nicht vom Zwerchfell ausgehende Rauschen oder künstliche Signale als ein gemeinsames Betriebsartsignal für alle Elektrodenpaare und werden durch die Doppelsubtraktionstechnik daher wesentlich vermindert.
In der folgenden Beschreibung ist zu berücksichtigen, dass der Fluss und das Volumen der vom Patienten geatmeten Luft mit einem beliebigen im Handel erhältlichen System gemessen werden kann.
Neuroventilationseffizienz:
Die Neuroventilationseffizienz erhält man, indem man die Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität zu Änderungen des Lungenvolumens in Beziehung setzt oder indem man das Lungenvolumen mit Änderungen der Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität in Beziehung setzt. Da die Beziehung zwischen der Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität und dem Lungenvolumen nicht linear ist, wird diese Nichtlinearität minimiert, indem man Folgendes ausdrückt:

– die Intensität des Zwerchfell-EMGdi-Signals für eine gegebene Volumenänderung vom endexspiratorischen Lungenvolumen an, zum Beispiel die EMGdi-Signalintensität, erhalten während 400 ml Einatmen beginnend vom endexspiratorischen Lungenvolumen an (in der vorliegenden Offenbarung soll die Intensität die mittlere, Spitzen-, Mittel- und Gesamt-RMS-Intensität des Zwerchfell-EMGdi-Signals umfassen); oder
– das Lungenvolumen, erhalten als eine gegebene Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität.

Ein relativ kleines tidales Lungenvolumen ist geeignet, da die Beziehung zwischen der Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität und dem Lungenvolumen in diesem tiefen Bereich relativ linear ist. Zweitens schützt die Verwendung eines festen, gegebenen tidalen Lungenvolumens oder einer solchen Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität vor den nichtlinearen Einflüssen und erlaubt eine zuverlässige Schätzung von Relativänderungen der Neuroventilationseffizienz.
Auf diese Weise wird ein Ventilationseffizienz-Index berechnet, der Folgendes ausdrückt:

– die EMGdi-Signalintensität für ein gegebenes Einatem-Lungenvolumen, beginnend vom endexspiratorischen Lungenvolumen an; oder
– das Lungenvolumen für eine gegebene Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität.

Wenn sich die EMGdi-Signalintensität für das oben erwähnte gegebene Einatem-Lungenvolumen oder das Lungenvolumen für die oben erwähnte gegebene Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität ändert, ändert sich auch der oben angegebene Index, und diese Änderung kann in Prozent (%) ausgedrückt werden. Zum Beispiel, benutzt man die Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität für das oben erwähnte feste, gegebene Einatem-Lungenvolumen, vergrößert eine vergrößerte EMGdi-Signalintensität für das oben erwähnte gegebene Einatem-Lungenvolumen den Index, drückt aber eine Verminderung der Neuroventilationseffizienz aus, und eine verminderte EMGdi-Signalintensität für das gegebene Einatem-Lungenvolumen vermindert den Index, drückt aber eine Verbesserung der Neuroventilationseffizienz aus.
In der folgenden Beschreibung wird ein Beispiel unter Verwendung der EMGdi-Signalintensität für ein festes, gegebenes Einatem-Lungenvolumen angegeben. Es liegt aber im Schutzbereich der vorliegenden Erfindung, das Lungenvolumen für eine feste, gegebene Zwerchfell-EMGdi-Signalintensität zu verwenden.
Unter Bezugnahme auf 10 wird jetzt eine bevorzugte, praktische Ausführungsform beschrieben. Eine Neuroventilationseffizienz-Berechnungseinrichtung 601 empfängt das Signal 508 von 5 und außerdem das gegebene, feste Einatem-Lungenvolumen. Die Einrichtung 601 enthält eine Einheit 602 zum Bestimmen der Intensität des Signals 508 für das gegebene Einatem-Lungenvolumen. Obwohl nicht dargestellt, liegt es im Schutzbereich der vorliegenden Erfindung, in der Einheit 602 das Spitzen-, mittlere, Mittel- oder ein anderes Intensitätsmaß des Signals 508 für das gegebene Einatem-Lungenvolumen zu berechnen. Wenn sich die Intensität des Signals 508 für das gegebene Einatem-Lungenvolumen mindestens um einen gegebenen Prozentsatz vergrößert hat (Schritt 603), d.h. der Neuroventilationseffizienz-Index hat sich mindestens um den gegebenen Prozentsatz vergrößert, wird die Druck-, Fluss- oder Volumenunterstützungseinheit 604 von einer Einheit 606 im Hinblick auf Vergrößern der Größe der Druckunterstützung für den Patienten um eine voreingestellte Schrittweite gesteuert, bis die Intensität des Signals 508 für das gegebene Einatem-Lungenvolumen auf einen vorbestimmten, voreingestellten Wert wiederhergestellt ist.
Wenn, wobei noch auf 10 Bezug genommen wird, die Intensität für das gegebene Einatem-Lungenvolumen mindestens um einen vorbestimmten Prozentsatz abgenommen hat (Schritt 607), d.h. der Neuroventilationseffizienz-Index hat sich mindestens um den gegebenen Prozentsatz vermindert, wird die Druckunterstützungseinheit 604 von der Einheit 608 im Hinblick auf Vermindern der Größe der Druckunterstützung um eine voreingestellte Schrittweite gesteuert, bis die Intensität des Signals 508 für das gegebene Einatem-Lungenvolumen auf den vorbestimmten, voreingestellten Wert wiederhergestellt ist. Obwohl nicht dargestellt, liegt es im Schutzbereich der vorliegenden Erfindung, in der Einheit 602 das Spitzen-, mittlere, Mittel- oder ein anderes Intensitätsmaß des Signals 508 für das gegebene Einatem-Lungenvolumen an Stelle der Intensität dieses Signals zu berechnen. Außerdem können die Signale an den Ausgängen der Einheiten 606 und 608 benutzt werden, um einen Alarm zu erzeugen oder um die Druck- Fluss- oder Volumenunterstützung für den Patienten manuell einzustellen.
Die Antwortzeit ist einstellbar. Die Zeitbasis, die benutzt wird, um Trends der EMG-Intensität für ein gegebenes Volumen oder umgekehrt zu berechnen, und für die Korrekturen benutzt wird, ist relativ langsam (Minuten), und die Pegel der angewendeten Unterstützung können auf einen sicheren Bereich begrenzt werden. Wieder kann ein Alarm erzeugt werden, oder die Druckunterstützung kann manuell oder automatisch eingestellt werden.
Die Druck-, Fluss- oder Volumenunterstützungseinrichtung 604 kann irgendeine Einrichtung sein, die gesteuert werden kann, einen beliebigen Luftwegdruck von einstellbarer Größe zu erzeugen, zum Beispiel irgendeine Quelle von komprimiertem Gas oder eine Fluss- oder Volumenpumpe. Natürlich bezieht sich Luftweg 605 auf den Respirationsatemweg des Patienten oder umfasst ihn zumindest.
Auf diese Weise liefert die Druckunterstützungseinheit 604 eine Druck-, Fluss- oder Volumenunterstützung, die proportional zu Änderungen der Neuroventilationseffizienz eingestellt wird, welche die EMGdi-Signalintensität bei einem gegebenen Lungenvolumen oder umgekehrt ist. Die Druck-, Fluss- oder Volumenunterstützungseinheit arbeitet kontinuierlich, um einen trachealen Druck, Fluss oder ein tracheales Volumen aufrechtzuerhalten, der bzw. das proportional zu Änderungen der Neuroventilationseffizienz eingestellt wird, welche die EMGdi-Signalintensität bei einem gegebenen Lungenvolumen oder umgekehrt ist.
Voreinatem-Atembemühen:
Ein bei mechanisch ventilierten Patienten übliches Problem ist, dass das Einatembemühen des Patienten nicht unmittelbar einen Einatemluftfluss bewirkt, so genannter "intrinsischer PEEP" oder "Auto-PEEP", was zu einer Verminderung der Neuroventilationseffizienz führt. Dem Effekt des "intrinsischen PEEP" kann entgegengewirkt werden durch die Ausübung eines "extrinsischen PEEP". Jedoch gibt es keine leicht anwendbaren Techniken, um zu bestimmen, wann der ausgeübte Pegel von "extrinsischem PEEP" angemessen ist. Der Pegel des Voreinatembemühens, erhalten durch die EMGdi-Signalintensität (gemeinsamer Rauschpegel subtrahiert) während einer Zeitspanne von zum Beispiel 100 Millisekunden (ms) unmittelbar vor dem Einschalten des Einatemflusses, kann benutzt werden, um das Vorhandensein von "intrinsischem PEEP" anzuzeigen, und der Pegel des ausgeübten "extrinsischen PEEP" kann so eingestellt werden, dass der Pegel des Voreinatembemühens unterdrückt wird, d.h. die EMGdi-Signalintensität (gemeinsamer Rauschpegel subtrahiert) während der oben erwähnten 100-ms-Zeitspanne vor dem Einschalten des Einatemflusses ist nahe null. Man kann dann eine Rückführungsschleife benutzen, um den Pegel des unterdrückten Voreinatembemühens aufrechtzuerhalten, indem der Pegel des "extrinsischen PEEP" eingestellt wird, wie oben erläutert.
Es sei noch erwähnt, dass die oben erwähnte Zeitspanne von 100 ms durch eine länge re oder kürzere Zeitspanne unmittelbar vor dem Einschalten des Einatemflusses oder durch die Neuroventilationsverzögerung 800 (12b) ersetzt werden kann, d.h. die Zeitspanne zwischen dem Einschalten des EMG 801 (12b) und dem Einschalten des Einatemflusses 802 (12a).
11 der begleitenden Zeichnungen zeigt eine bevorzugte, praktische Ausführungsform 700.
In der Ausführungsform 700 reagiert ein Integrator 713 auf das RMS-EMG-Signal 508, um die EMG-Intensität für die oben erwähnte 100-ms-Zeitspanne oder Neuroventilationsverzögerung 800 kontinuierlich zu berechnen.
Die Ausführungsform 700 umfasst außerdem einen Einatemflussdetektor 702, der durch irgendein im Handel erhältliches System auf den gemessenen Einatemfluss 703 des Patienten reagiert, wie in der vorhergehenden Beschreibung angezeigt, um ein Ausgangssignal 705 zu erzeugen, das die EMG-Aktivität darstellt.
Die Ausführungsform 700 von 11 umfasst außerdem einen Neuroventilationsverzögerungsrechner 704, der auf (a) den Nachweis einer höheren RMS-EMG-Signalintensität als der gemeinsame Rauschpegel (5%) und (b) den Nachweis des Einschaltens des Einatemflusses durch den Detektor 702 reagiert, um die Neuroventilationsverzögerung 800 (12b) zu berechnen.
Ein Detektor 714 reagiert auf die vom Integrator 713 berechnete EMG-Intensität, um den Pegel der EMG-Intensität 803 (12b) beim Einschalten des Einatemflusses 802 (12a) nachzuweisen, um einen Alarm 716 auszulösen, wenn der Pegel der EMG-Intensität 803 beim Einschalten des Einatemflusses 802 höher als eine gegebene Grenze ist (Detektor 715). Nach dem Auslösen des Alarms 716 wird der Pegel des ausgeübten "extrinsischen PEEP" entweder automatisch oder manuell vergrößert (Einrichtung 708).
Der Detektor 714 reagiert auf die vom Integrator 713 berechnete EMG-Intensität, um den Pegel der EMG-Intensität 803 (12b) beim Einschalten des Einatemflusses 802 (12a) nachzuweisen, um einen Alarm 720 auszulösen, wenn der Pegel der EMG- Intensität 803 beim Einschalten des Einatemflusses 802 tiefer als eine gegebene Grenze ist (Detektor 719). Nach dem Auslösen des Alarms 720 wird der Pegel des ausgeübten "extrinsischen PEEP" entweder automatisch oder manuell vermindert (Einrichtung 711).
Es sei erwähnt, dass Rückführung von der Neuroventilationsverzögerung oder Voreinatem-EMG-Aktivität ebenfalls benutzt werden kann, um die Empfindlichkeit der Ventilatorauslösefunktionen einzustellen.
Wieder ist die für diese Korrekturen benutzte Zeitbasis vorzugsweise relativ langsam (Minuten), und die Pegel des "extrinsischen PEEP" können auf einen sicheren Bereich begrenzt werden.
Die Druckunterstützungseinheit 604 kann irgendeine Einrichtung sein, die gesteuert werden kann, irgendeinen Luftwegfluss und/oder Druck von einstellbarer Größe zu erzeugen, zum Beispiel irgendeine Quelle von komprimiertem Gas oder eine Fluss- oder Volumenpumpe.
Auf diese Weise wird die Verzögerung vom Beginn des Einatembemühens des mechanisch ventilierten Patienten bis zum Einschalten der Einatemunterstützung minimiert.
Die vorliegende Erfindung wurde vorstehend zwar unter Bezugnahme auf ihre bevorzugten Ausführungsformen beschrieben, diese Ausführungsformen können innerhalb des Schutzbereichs der beigefügten Ansprüche aber nach Belieben modifiziert werden, ohne den Geist und die Natur der unterliegenden Erfindung zu verlassen.

Claims

Verfahren, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil aus elektrischen Signalen, die von einer elektrischen Signalquelle erzeugt werden, die einen Polaritätsumkehrbereich mit einer Mitte hat, im Wesentlichen zu entfernen, welche elektrischen Signale auf entgegengesetzten Seiten der Mitte umgekehrte Polaritäten haben, wobei das Verfahren Folgendes umfasst: a) ein erstes elektrisches Signal mit einer ersten Polarität durch erste, auf einer Seite der Mitte befindliche Elektroden abzufühlen; b) ein zweites elektrisches Signal mit einer zweiten Polarität durch zweite, auf der anderen Seite der Mitte befindliche Elektroden abzufühlen; c) ein drittes elektrisches Signal durch dritte, zwischen den ersten Elektroden und den zweiten Elektroden befindliche Elektroden abzufühlen; d) die ersten und zweiten elektrischen Signale zu einem Kombinationssignal zu kombinieren; und e) das Kombinationssignal und das dritte elektrische Signal zu einem Ausgangssignal zu kombinieren.
Verfahren, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 1 angegeben, bei dem: – die ersten und zweiten Polaritäten entgegengesetzte Polaritäten sind; – das Kombinieren der ersten und zweiten elektrischen Signale umfasst, eines der ersten und zweiten elektrischen Signale von dem anderen der ersten und zweiten elektrischen Signale zu subtrahieren, um ein Kombinationssignal zu erzeugen, das im Wesentlichen frei von dem gemeinsamen Rauschsignalanteil ist; und – das Kombinieren des Kombinationssignals mit dem dritten elektrischen Signal umfasst, das Kombinationssignal und das dritte elektrische Signal zu addieren, um das Ausgangssignal immer noch im Wesentlichen frei von dem gemeinsamen Rauschsignalanteil zu erzeugen und dadurch einen Ausgangssignalverlust im Wesentlichen zu verhindern.
Verfahren, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 1 oder 2 angegeben, das weiterhin umfasst, das erste elektrische Signal differential zu verstärken, das zweite elektrische Signal differential zu verstärken und das dritte elektrische Signal differential zu verstärken.
Verfahren, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 1, 2 oder 3 angegeben, bei dem das Abfühlen der ersten, zweiten und dritten elektrischen Signale umfasst, mit den ersten, zweiten und dritten Elektroden eine Reihe von Elektroden auszubilden, die eine Achse haben, die im Wesentlichen in der Richtung der Polaritätsumkehr durch die Mitte des Polaritätsumkehrbereichs verläuft.
Verfahren, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 1, 2, 3 oder 4 angegeben, das weiterhin umfasst, das von dem gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen freie Ausgangssignal an ein Atmungshilfesystem anzulegen.
Verfahren, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5 angegeben, bei dem das Abfühlen der ersten, zweiten und dritten elektrischen Signale umfasst, erste, zweite bzw. dritte elektromyographische Signale von mindestens einem Muskel eines Patienten abzufühlen, welcher mindestens eine Muskel die elektrische Signalquelle bildet.
Vorrichtung, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil aus elektrischen Signalen, die von einer elektrischen Signalquelle erzeugt werden, die einen Polaritätsumkehrbereich mit einer Mitte hat, im Wesentlichen zu entfernen, welche elektrischen Signale auf entgegengesetzten Seiten der Mitte umgekehrte Polaritäten haben, wobei die Vorrichtung Folgendes umfasst: a) einen ersten Eingang, der auf ein erstes elektrisches Signal mit einer ersten Polarität reagiert, das durch erste, auf einer Seite der Mitte angeregte Elektroden abgefühlt wird; b) einen zweiten Eingang, der auf ein zweites elektrisches Signal mit einer zweiten Polarität reagiert, das durch zweite, auf der anderen Seite der Mitte befindliche Elektroden abgefühlt wird; c) einen dritten Eingang, der auf ein drittes elektrisches Signal reagiert, das durch dritte, zwischen den ersten Elektroden und den zweiten Elektroden befindliche Elektroden abgefühlt wird; d) eine Einrichtung zum Kombinieren der ersten und zweiten elektrischen Signale zu einem Kombinationssignal; und e) eine Einrichtung zum Kombinieren des Kombinationssignals und des dritten elektrischen Signals zu einem Ausgangssignal.
Vorrichtung, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 7 angegeben, bei der: – die ersten und zweiten Polaritäten entgegengesetzte Polaritäten sind; – die Einrichtung zum Kombinieren der ersten und zweiten elektrischen Signale eine Einrichtung zum Subtrahieren eines der ersten und zweiten elektrischen Signale von dem anderen der ersten und zweiten elektrischen Signale umfasst, um ein Kombinationssignal zu erzeugen, das im Wesentlichen frei von dem gemeinsamen Rauschsignalanteil ist; und – die Einrichtung zum Kombinieren des Kombinationssignals mit dem dritten elektrischen Signal eine Einrichtung zum Addieren des Kombinationssignals und des dritten elektrischen Signals umfasst, um das Ausgangssignal immer noch im Wesentlichen frei von dem gemeinsamen Rauschsignalanteil zu erzeugen und dadurch einen Ausgangssignalverlust im Wesentlichen zu verhindern.
Vorrichtung, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 7 oder 8 angegeben, die weiterhin einen ersten Differentialverstärker zum Verstärken des ersten elektrischen Signals, einen zweiten Differentialverstärker zum Verstärken des zweiten elektrischen Signals und einen dritten Differentialverstärker zum Verstärken des dritten elektrischen Signals umfasst.
Vorrichtung, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 7 oder 8 angegeben, bei der die ersten, zweiten und dritten Elektroden eine Reihe von Elektroden ausbilden, die eine Achse haben, die im Wesentlichen in der Richtung der Polaritätsumkehr durch die Mitte des Polaritätsumkehrbereichs verläuft.
Vorrichtung, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 7, 8 oder 9 angegeben, die weiterhin ein Atmungshilfesystem umfasst, dem das von dem gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen freie Ausgangssignal zugeführt wird.
Vorrichtung, um einen gemeinsamen Rauschsignalanteil im Wesentlichen zu entfernen, wie in Anspruch 7, 8, 9, 10 oder 11 angegeben, die weiterhin eine Einrichtung umfasst, um aus den ersten, zweiten und dritten elektrischen Signalen erste, zweite bzw. dritte elektromyographische Signale von mindestens einem Muskel eines Patienten zu gewinnen, welcher mindestens eine Muskel die elektrische Signalquelle bildet.