DE2235420A1

DE2235420A1 - Rheograph

Info

Publication number: DE2235420A1
Application number: DE19722235420
Authority: DE
Inventors: Dieter Dipl Ing Hassler
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1972-07-19
Filing date: 1972-07-19
Publication date: 1974-01-31
Also published as: FR2192790A1; CH558656A; DE2235420B2; AT334517B; ATA429173A; FR2192790B1; DE2235420C3

Description

Siemens Aktiengesellschaft _ Erlangen, 18. Juli 1972

Henkestraße 127

VPA.72/5092 Kue/Kof

Rheograph

Die Erfindung bezieht sich auf einen Rheographen zur Überwachung der Atemtätigkeit eines Patienten, insbesondere von frühgeborenen Kindern, mit Mitteln zum Erfassen der Rheographiesignale und mit einer Einrichtung zur Erzeugung eines Alarmsignals, wenn eine Rheographiesignalpause einen vorgegebenen Grenzwert überschreitet.

Bei Rheographen dieser Art wird im allgemeinen dem Patienten über am Brustkorb anliegende Rheographie-Elektroden ein hochfrequenter Trägerstrom eingeprägt. Das an den Elektroden abgegriffene hochfrequente Signal ist dann entsprechend den durch Brustkorbbewegungen, insbesondere aufgrund Atmung, hervorgerufenen Körperwiderstandsänderungen zwischen den Elektroden in der Amplitude moduliert. Durch anschließende Amplitudendemodulation dieses Elektrodensignals erhält man die Rheographiesignale. Die Rheographiesignale entsprechen, dabei im allgemeinen den Atemsignalen. In der Praxis kann es jedoch auch vorkommen, daß zusätzlich zu den rheographischen Atemsignalen auch rheo-

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graphische Herzsignale, die auf Pulsationen des Herzens beruhen, auftreten. Das Auftreten solcher rheοgraphischer Herzsignale ist unkritisch, solange deren Amplitude sehr viel kleiner ist als die Amplitude der rheographischen Atemsignale. Treten je doch Herzsignale auf, deren Amplitude in den Bereich der rheographischen Atemsignalamplitude angehoben ist, so besteht Ge fahr, daß bei einer Atempause die weiterhin vorhandenen rheographischen Herzsignale von der Alarmerzeugungseinrichtung als echte Atemsignale gewertet werden, und daß daraufhin kein Alarm gegeben wird, obwohl eine Atempause vorliegt. Das Ausbleiben eines Alarmes, obwohl eine Alarmsituation vorliegt, bedeutet Lebensgefahr für den Patienten. -

Aufgabe der Erfindung ist es daher, einen Rheographen der eingangs genannten Art anzugeben, der mit absoluter Sicherheit mindestens beim Überschreiten eines Atempausen-Grenzwertes Alarm gibt, auch wenn während der Atempause rheographisehe Herzsig nale hoher Amplitude auftreten.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch Abnahmeglieder für die nicht rheographische Abnahme von Herzsignalen am Patienten sowie durch eine von den Rheographiesignalen und den Herzsignalen gespeiste Phasenvergleichsvorrichtung, welche ein Alarmsignal erzeugt, wenn die Phasendifferenz zwischen den Rheographie- und den Herzsignalen über ein vorgebbares Zeitintervall hinaus konstant ist.

Der Erfindung liegt die Erkenntnis zugrunde, daß bei normaler Atmung die Phasenbeziehung zwischen den rheographischen Atemsignalen und den Herzsignalen nicht konstant ist, sondern daß sich laufend ändernde Phasendifferenzen zwischen diesen Signalen auftreten. Bei einem nicht rheographisch abgenommenen Herzsignal und bei einem rheographischen Herzsignal ist hingegen die Phasenbeziehung immer konstant, weil beide Signale von

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ein und derselben Körperbewegung, nämlich der Herzbewegung, abstammen. Diese gleichbleibende Phasendifferenz wird bei der vorliegenden Erfindung als Kriterium zum Nachweis für das alleinige Vorliegen von Herzrheographiesignalen verwendet. Tritt demnach eine Atempause ein und sind während dieser Atempause Herzrheographie'signale vorhanden, so ist zwar bei. dem erfindungsgemäßen Rheographen ebenso wie bei bekannten Rheographen die normale Alarmsignalgebung unterbrochen«, dafür wird jedoch von der Phasenvergleichsvorrichtung das Vorliegen von lediglich Herzrheographiesignalen erfaßt und durch Alarm angezeigt. Der Alarm für das Vorliegen von Herzrheographiesignalen in einer Atempause und der Alarm für das vollständige Fehlen des Rheographiesignals können dabei identisch sein und von ein und demselben Alarmgeber stammen (z.B. Brumm- oder Heulton durch lautsprecher). Ebensogut können aber auch die beiden Kriterien durch unterschiedlichen Alarm angezeigt werden, z.B. Brumm- oder Heulton beim Fehlen von Rheographiesignalen, und Pfeifton, z.B. 1 kHz-Ton,- allein oder einem Brumm- oder Heulton überlagert beim Vorliegen von Herzrheographiesignalen in der Atempause.

In-einer vorteilhaften Ausbildung der Erfindung werden die Herzsignale unmittelbar aus dem Elektrokardiogramm des Patienten gewonnen. Die Phasenvergleichsvorrichtung'ermittelt dabei fortlaufend die jeweilige Phasendifferenz zwischen den R-Zacken des Elektrokardiogramms und elektrischen Impulsen₅ welche erzeugt werden, wenn das Rheographiesignal einen vorgegebenen Amplitudengrenzwert überschreitet. Die R-Zacken und die aus den Rheographiesignalen abgeleiteten Impulse schalten dabei . wechselweise eine bistabile Kippstufe um und die Dauer der jeweils daraufhin von der Kippstufe erzeugten Ausgangsimpulse wird als Maß für die Phasendifferenz verwendet.

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Weitere Vorteile der Erfindung werden anhand von drei Figuren, welche ein Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigen, im folgenden näher erläutert.

Es zeigen:

Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel der Erfindung im Prinzipschaltbild,

Fig. 2 ein Diagramm des zeitlichen Verlaufes der wesentlichsten im Prinzipschaltbild nach Fig. 1 auftretenden Spannungen unter Einbeziehung des Falles, daß eine 'Atempause auftritt, in dieser Atempause jedoch keine Herzrheographiesignale anfallen,

Fig. 3 ein Spannungsdiagramm entsprechend Fig. 2, jedoch für den Fall, daß während der Atempause Herzrheographiesignale anfallen.

In der Fig. 1 ist mit 1 eine Rheographieelektrode für die Abnahme der Rheographiesignale, mit 2 eine EKG-Elektrode für die Abnahme des EKG's und mit 3 die neutrale Elektrode (Masseanschluß) zu den Elektroden 1 und 2 bezeichnet. Die' Rheographieelektrode 1 ist einerseits über eine Kapazität 4 an einem 60 kHz-Sinusgenerator 5 für den Rheographieelektroden-Speisestrom angeschaltet und andererseits über eine Kapazität 6 mit einem Hochfrequenzverstärker 7 verbunden, der die von der Rheographieelektrode 1 kommenden amplitudenmodulierten Hochfrequenzsignale verstärkt und einem aus einer Gleichrichteranordnung 8 und einem Tiefpaß 9 bestehenden Amplitudendemodulator zur Amplitudendemodulation zuführt. Die am Ausgang des Tiefpasses 9 anfallenden Rheographiesignale U--j(t) (z.B. gemäß Fig. 2 oder 3) werden (gegebenenfalls nach vorheriger Verstärkung in einem Niederfrequenzverstärker) einerseits einem

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Anzeige- oder Registriergerät 10 zur Anzeige bzw. Registrierung zugeführt und andererseits einem aus einem Schmitt-Trigger 11 und einer nachgeschalteten monostabilen Kippstufe 12 bestehenden Impulserzeuger zugeleitet, welcher Normimpulse U₂(t) gemäß Eg. 2 und Fig. 3 erzeugt, immer wenn das Rheographiesignal U^(t) einen am Schmitt-Trigger 11 eingestellten Amplitudengrenzwert (gestrichelte Linie) überschreitet.

Die Impulse U₂(t) steuern jeweils mit ihrem Auftreten einen freilaufenden Integrator 13 mit der Eingangsgleichspahnung Ug auf Null. Treten keine Spannungsimpulse Up(t) auf (ILj(t) = 0 über ein vorgegebenes Zeitintervall), so läuft die Ausgangsspannung des Integrators 13 in die Sättigung. Ein solcher Spannungslauf ist durch die Spannung U,(t) in Fig. 2 dargestellt. Überschreitet die Spannung U~(t) bei diesem Hochlauf in die Sättigung einen einstellbaren Amplitudengrenzwert ILj, so wird von einem nachgeschalteten Schwellendiskriminator 14 ein Signal U^(t) gemäß Fig. 2 erzeugt. Das Signal U^t) bewirkt über ein ODER-Glied 15, daß ein Lautsprecher 16 ein akustisches Alarmsignal (Heulton) abgibt.

Die Rheographieelektrode 1 dient neben der Abnahme von Rheographiesignalen auch zur Abnahme eines EKG-Signals. Die Abtrennung der Elektroden 1 bis 3 vom rheographischen Hochfrequenzteil zum Zwecke der Weiterverarbeitung der -niederfrequenten EKG-Signale geschieht mittels Tiefpässe 17. Den Tiefpässen 17 ist ein Operationsverstärker 18 zur Verstärkung der EKG-Signale nachgeschaltet. Das am Ausgang des Verstärkers 18 anfallende EKG (Spannung U^(t) gemäß Fig. 2 und 3) wird einerseits einem Aufzeichnungsgerät 19 zur Aufzeichnung zugeleitet und andererseits auf eine monostabile Kippstufe 20 gegeben, welche jeweils mit dem Auftreten einer R-Zacke 'im EKG einen kurzzeitigen Spannungsimpuls Ug(t) gemäß Fig. 2 und 3 erzeugt.

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Die Spannungsimpulse Ug(I;) sowie die aus den Rheögraphiesignalen U^(t) abgeleiteten Spannungsimpulse Up(t) werden getrennt den beiden Steuereingängen einer bistabilen Kippstufe 21 zugeführt. Durch wechselweises Umschalten dieser Kippstufe 21 durch die Impulse Up(t) bzw. U^(t) erzeugt die Kippstufe 21 Ausgangsimpulse U₇(t), deren Dauer in Abhängigkeit von der jeweils vorliegenden Phasendifferenz zwischen den Impulsen U«(t) und Ug(t) schwankt.

Die Spannungsimpulse U₇(t) der bistabilen Kippstufe 21 steuern einen weiteren Integrator 22 mit der Eingangsgleichspannung Ug in der Weise, daß jeweils mit dem Beginn eines Spannungsimpulses U~(t) ein Spannungslauf des Integrators 22 ausgelöst und mit dem Ende dieses Spannungsimpulses Ur,(t) dieser Spannungslauf wieder gestoppt wird. Die jeweilige Nullsetzung des Integrators 22 vor Auslösung eines neuen Spannungslaufes geschieht mittels (durch ein Differenzierglied 23 od.dgl.) aus den Spannungsimpulsen U₇(t) abgeleiteten Steuerimpulsen Ug(t) gemäß Fig. 2 und Fig. 3. Der Verlauf der Ausgangsspannung des Integrators 22 in Abhängigkeit von den Impulsen U-Ct) bzw. Uo(t) ist mit jeweils U„(t) bezeichnet.

Die Steuerimpulse U_Q(t) steuern ferner gleichzeitig ein,en Schalter 24 (Transistorschalter), der jeweils unmittelbar vor Zurücksetzen des Integrators 22 in die Nullstellung den augenblicklich vorhandenen Ausgangsspannungswert des Integrators 22 einem Kondensator 25 mitteilt. Der Verlauf der Spannung über diesem Kondensator 25 in Abhängigkeit von der Ausgangsspannung Ug(t) des Integrators 22 ist mit U-^t) bezeichnet. Ein dem Kondensator 25 nachgeschaltetes Glied 26 (z.B. Differenzierglied oder Schwellendiskriminator mit vorgeschaltetem Kondensator) erzeugt Spannungs impulse U₁., (t) jeweils beim Auftreten von Spannungssprüngen am Kondensator 25. Die Spannungsimpulse U^ (t) steuern

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einen freilaufenden Integrator 27, der im Aufbau und Funktionsprinzip dem Integrator 13 entspricht, wiederum so, daß jeweils mit dem Auftreten eines Spannungsimpulses U^(t) der Spannungslauf des Integrators 27 auf Null gesetzt und erst mit dem Ende des Schaltsignals XL· -|(t) selbsttätig wieder gestartet wird. Entsprechend dem Integrator 13 ist.auch dem Integrator 27 ein Schwellendiskriminator 28 nachgeschaltet, der ein Aktivierungssignal U^ für den lautsprecher 16 abgibt, wenn die Ausgangsspannung LL₂(O des Integrators 27 einen vorgegebenen Grenzwert, z.B. wiederum IL,, überschreitet.

Die Funktionsweise des erfindungsgemäßenvRheographen nach Fig.1 im Hinblick auf die unterschiedliche Signalerzeugung, beim Auftreten einer Atempause ohne Herzrheographiesignale und beim Auftreten einer Atempause mit Herzrheographiesignalen soll im folgenden noch etwas näher erläutert werden:

Die Fig. 2 zeigt im Spannungsverlauf U-, (t) ein üblicherweise auftretendes Rheographiesignal. Es wird angenommen, daß das Rheographiesignal U^(t) praktisch nur dem tatsächlich vorliegenden Atemsignal entspricht, d.h. vom Auftreten einer Atempause zum Zeitpunkt t. bis mindestens zum Ende t_? des vorgegebenen Atempausen-Grenzwertintervalls T.ρ (ca. 10 see) soll die Spannung tL· (t) Null sein= Da mit dem vollständigen Ausfall der Spannung U-|(t) zum Zeitpunkt t- auch keine Spannungsimpulse Up(t) mehr auftreten, steigt die Ausgangsspannung des Integrators 13 kontinuierlich an und erreicht zum Zeitpunkt tp schließlich den Grenzwert Up. Es wird ein Alarmsignal U^(t) erzeugt, welches den lautsprecher 16 aktiviert.

Da das Rheographiesignal U.(t) ein Atemsignal ist, ändert sich seine Phasenlage bezüglich der aus dem EKG abgeleiteten Impulse Ug(t) ständig. Solange das Atemsignal U-. (t) vorhanden ist, erzeugt demnach die Kippstufe 21 unterschiedlich lange Aus-

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gangsimpulse U₇(t). Am Kondensator 25 treten kontinuierlich- im Takt dieser Impulse U~(t) Spannungssprünge entsprechend U^Q(t) auf. Die aus den SpannungsSprüngen abgeleiteten Impulse U^(t) verhindern den Hochlauf des Integrators 27. Verschwindet das Atemsignal (Atempause), so treten auch am Ausgang der bistabilen kippstufe 21 keine Ausgangsimpulse mehr auf. Der Spannungswert des Kondensators 25 bleibt konstant und es werden keine Impulse U^^(t) mehr erzeugt. Die Ausgangsspannung des Integrators 27 läuft hoch und erreicht nach einem gewissen Zeitintervall (welches etwa dem Zeitintervall T.p entspricht) den Grenzwert U^ und es wird über den Diskriminator 28 ebenfalls am Lautsprecher 26 Alarm gegeben.

In Fig. 3 fällt wie auch in Fig. 2 zum Zeitpunkt t* das Atemsignal aus. Während der Atempause treten jedoch Herzrheographiesignale auf, die in ihrer Amplitude den Schwellwert des Schmitt-Triggers 11 überschreiten. Es werden demnach weiter Impulse Up(t) erzeugt, obgleich kein Atemsignal mehr vorliegt. Der Integrator 13 wird periodisch im.Takt der Impulse UpCtj in die Nullstellung zurückgesetzt und es wird demnach über den Diskriminator 14 kein Alarmsignal ÜV(t) erzeugt.

Da das Herzrheographiesignal bezüglich dem EKG-Signal UVCt) jedoch immer denselben Phasenunterschied aufweist, werden nach dem Zeitpunkt t* (Beginn der Atempause) von der bistabilen Kippstufe 21 jeweils nur noch gleichlange Ausgangsimpulse UV(t) erzeugt. Die Ausgangsspannung Ug(t) des Integrators 22 läuft immer wieder auf denselben Ausgangsamplitudenwert und am Kondensator 25 treten entsprechend keine SpannungsSprünge mehr auf. Dementsprechend werden auch keine Impulse U-.-.(t) mehr erzeugt, die Ausgangsspannung U₁₂(t) des Integrators 27 läuft über den Grenzwert Uq hinaus und der Lautsprecher 16 wird über den Diskriminator 28 im Sinne der Alarmgebung aktiviert.

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Claims

Patentansprüche

1. JRheograph zur Überwachung der Atemtätigkeit· eines Patienten, insbesondere von frühgeborenen Kindern, mit Mitteln zum Erfassen der Rheographiesignale und mit einer Einrichtung zur Erzeugung eines Alarmsignals, wenn eine Rheographiesignalpause einen vorgegebenen Grenzwert überschreitet, gekennzeichnet durch Abnahmeglieder (1, 2, 3} 17) für die nicht rheographische Abnahme von Herzsignalen (Uj-(t)) am Patienten sowie durch eine von den Rheographiesignalen (U-j(t)) und den Herzsignalen (OV(t)) gespeiste Phasenvergleichsvorrichtung (21 bis 28), welche ein Alarmsignal (U₁,(t)) erzeugt, wenn die Phasendifferenz zwischen den Rheographie- und den Herzsignalen über ein vorgebbares Zeitintervall (z.B. Tjyp) hinaus konstant ist. -

2. Rheograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Herzsignale aus· dem Elektrokardiogramm des Patienten gewonnen werden,

3. Rheograph nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die PhasenvergleichsVorrichtung (21 bis 28) die jeweilige Phasendifferenz zwischen den R-Zacken des Elektrokardiogramms und. Elektrischen Impulsen (Up(t)) ermittelt, welche erzeugt werden, wenn das Rheographiesignal (U-j(t)) einen vorgegebenen Amplitudengrenzwert überschreitet.

4. Rheograph nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die R-Zacken und die aus den Rheographiesignalen abgeleiteten Impulse (!^(t)) wechselweise eine bistabile Kippstufe (21) umschalten und daß die Dauer der jeweils von der Kippstufe erzeugten Ausgangsimpulse (U₇(t)) als Maß für die Phasendifferenz verwendet ist.

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5. Rheograph nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der bistabilen Kippstufe (21) ein mit einer konstanten Eingangsspannung (Ug) gespeister Integrator (22) nachgeschaltet ist, dessen Spannungslauf mit dem Auftreten eines Ausgangsimpulses (U₇(t)) der Kippstufe jeweils gestartet und mit dem Ende dieses Ausgangsimpulses jeweils gestoppt wird.

6. Rheograph nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der mit dem Ende des Kippstufen-Ausgangsimpulses (U₇Ct)) auftretende Ausgangsspannungswert des Integrators (22) jeweils in einem Analogspeicher (25), z.B. Kondensator, gespeichert wird.

7. Rheograph nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß unmittelbar nach. Zuführung der Ausgangsspannung (Ug(t)) des Integrators (22) zum Analogspeicher (25) der Integrator (22) wieder auf Null zurückgesetzt wird.

8. Rheograph nach Anspruch 7, gekennzeichnet durch dem Analogspeicher (25) nachgeschaltete Mittel (26), welche beim Auftreten von Spannungsänderungen am Analogspeicher (25) jeweils ein Schaltsignal (U^(t)) erzeugen.

9. Rheograph nach Anspruch 8, gekennzeichnet durch einen von den Schaltsignalen (U^(t)) gesteuerten, freilaufenden Integrator (27), dessen Spannungslauf jeweils mit dem Auftreten eines Schaltsignales (U^ -j(t)) auf Null gesetzt und erst mit dem Ende des Schaltsignales (U^(t)) selbsttätig wieder gestartet wird.

10. Rheograph nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß dem Integrator (27) ein Schwellendiskriminator (28) nachgeschaltet ist, der ein Signal (U^(t)) erzeugt, wenn die Ausgangsspannung des Integrators (27) einen vorgegebenen Amplitudengrenzwert (z.B. U_G) überschreitet.

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11. Rheograph nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Zeitintervall zwischen dem Beginn eines Spannungslaufes des Integrators (27) und dem Zeitpunkt, in dem die Spannung den Amplitudengrenzwert (U~) erreicht, im wesentlichen dem von der Phasenvergleichsvorrichtung vorgegebenen Zeitintervall für die Erzeugung eines Alarmsignales entspricht,

12. Rheograph nach Anspruch 10 oder .11, dadurch gekennzeichnet, daß das Ausgangssignal (O^^(t)) des Schwellendiskriminators (28) einen Alarmgeber (16) im Sinne der Alarmgebung aktiviert.

13. Rheograph nach.einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Alarmanzeige beim Ausbleiben von Rheographiesignalen (U-j(t)) und die Alarmanzeige konstanter Phasendifferenzen über das vorbestimmte Zeitintervall durch ein und denselben Alarmgeber (16) geschieht.

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