DE2235420B2

DE2235420B2 - Rheograph

Info

Publication number: DE2235420B2
Application number: DE19722235420
Authority: DE
Inventors: Dieter Dipl.-Ing. 8551 Röttenbach Hassler
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1972-07-19
Filing date: 1972-07-19
Publication date: 1976-07-01
Also published as: FR2192790A1; AT334517B; CH558656A; ATA429173A; DE2235420C3; FR2192790B1; DE2235420A1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen Rheographen

♦° zur Überwachung der Atemtätigkeit eines Patienten, insbesondere von frühgeborenen Kindern, mit Mitteln zum Erfassen der Rheographiesignale und einer Einrichtung zur Erzeugung eines Alarmsignals, wenn eine Rheographiesignalpause einen vorgegebenen Grenzwert überschreitet, sowie mit Abnahmegliedern für die nicht rheographische Abnahme von Herzsignalen am Patienten.

Bei der Überwachung der Atemtätigkeit mittels Rheograph 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 auf Grund 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 rheographische Herzsignale, die auf Pulsationen des Herzens beruhen, auftreten. Das Auftreten solcher rheographischer Herzsignale ist unkritisch, solange deren Amplitude sehr viel kleiner ist als die Amplitude der rheographischen Atemsignale. Treten jedoch Herzsignalc auf, deren Amplitude in den Bereich der rheographischen

Atemsignalamplitude angehoben ist, so besteht Gefahr, 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 Alarms, obwohl eine Alarmsituation vorliegt, bedeutet Lebensgefahr für den Patienten.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine rheographische Atemüberwachungsvorrichiung anzugeben, die mit absoluter Sicherheit mindestens beim Überschreiten eines Atempausen-Grenzwertes Alarm gibt, auch wenn während der Atempause rheographische Herzsignale hoher Amplitude auftreten.

Die Aufgabe wird bei einem Rheographen der ein- ·5 gangs genannten Art erfindungsgemäß gelöst durch eine von den Rheographiesignalen und den HerzsignaJen gespeiste Phasenvergleichsvorrichtung mit einem Signalerzeuger zur Erzeugung eines Alarmsignals, 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 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 Herzrheographiesignalcn verwendet. Tritt demnach eine Atempause ein und sind während dieser Atempause Herzrheographiesignale vorhanden, so ist zwar beim erfindungsgemäßen Rheographen ebenso wie bei den bekannten Rheographen dieser Art 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 Rneographiesignals können dabei identisch sein und von ein und demselben Alarmgeber stammen (z.B. Brummoder Heulton durch Lautsprecher). Ebensogut können aber auch die beiden Kriterien durch unterschiedliehen Alarm angezeigt werden, z.B. Brumm- oder Heulton beim Fehlen von Rheographiesignalen, und Pfeifton, z.B. 1 kHz-Ton, allein oder einem Brummoder Heulton überlagert beim Vorliegen von Herzrheographiesignalen in der Atempause. Ein Rheograph gemäß der eingangs genannten Art, wo also gleichzeitig mit dem rheographischen Atemsignal auch ein elektrisches Herzsignal (EKG) abgenommen wird, ist an sich zwar bereits durch die DT-OS 1 949445 vorbekannt. Hier dient jedoch das elektrisehe Herzsignal nicht wie bei vorliegender Erfindung als Phasenbezugssignal für ein r.n einer Atempause unter Umständen anfallendes rheographisches Herzsignal. Zweck der Abnahme des elektrischen Herzsignals ist vielmehr dessen Vergleich mit dem rheographischen Atemsignal im Sinne der Überwachung beider Signale auf das gleichzeitige Vorliegen kritischer Zustände (z. B. gleichzeitig kritisch niedrige Atem- undf Herzfrequenz), eine Überwachung, dit lediglich zur Unterscheidung eines medizinische! Alarmfalls bei tatsächlicher Atemstörung von einen solchen nicht medizinischer, z.B. technischer, Ar (Abfall der Rheographieelektroden od. dgl.) dient Als Vergleichsglied dient dementsprechend auch bei spielsweise ein Amplitudenschwellendiskriminatoi für beide Signale und nicht wie bei vorliegender Erfindung eine Phasenvergleichsvorrichtung. Der vorliegende erfindungsgemäße Rheograph unterscheidei sich also von jenem der deutschen Offenlegungsschrift grundsätzlich in Aufgabenstellung und Lösung.

In einer vorteilhaften Ausbildung der Erfindung dienen als Herzsignale unmittelbar die R-Zacken aus dem Elektrokardiogramm des Patienten und die Phasenvergleichsvorrichtung ermittelt fortlaufend die jeweilige Phasendifferenz zwischen den R-Zacken und elektrischen Impulsen, weiche 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 Dauerder jeweils daraufhin von der Kippstufe erzeugten Ausgangsimpulsc wird als MaB tür die Phasendifferenz verwendet.

Weitere Vorteile der Erfindung werden an Hand von drei Figuren, welche ein Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigen, im folgenden näher erläutert. Es zeigt

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 Rheographieelektrodc für die Abnahme der Rheographiesignale, mit 2 eine EKG-Elektrode für die Abnahme des EKGs und mit 3 die neutrale Elektrode (Masseanschluß) zu den Elektroden 1 und 2 bezeichnet. Die Rheographicclektrode 1 ist einerseits über eine Kapazität 4 an einem 60 kHz-Sinusgenerator 5 für den Rheographicelektroden-Speisestrom angeschaltet und andererseits über eine Kapazität 6 mit einem Hochfrequenzverstärker 7 verbunden, der die von der Rheographicclektrode 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 Rheographiesignaie U_x(t) (z.B. gemäß Fig. 2 oder 3) werden (gegebenenfalls nach vorheriger Verstärkung in einem Niederfrequenzverstärker) einerseits einem Anzeige- oder Registriergciät 10 zur Anzeige bzw. Registrierung zugeführt und andererseits einem aus einem Schmitt-Trigger 11 und einer nachgeschalteten monostabilcn Kippstufe 12 bestehenden Impulserzeuger zugeleitet, welcher Normimpulse U₂(t) gemäß Fig. 2 und 3 ereeugt, immer wenn das Rheographiesignal U^j) einen am Schmitt-Trigger 11 eingestellten Amplitudengrenzwert (gestrichelte Linie) überschreitet.

Die Impulse U-,(t) steuern jeweils mit ihrem Auf-

,roten einen freilaufenden Integrator 13 mi, der Hin- Integrator 27, der im Aufbau und Hunkttonspnnzip

laneseleichspannung U₅ auf Null. Treten keine Span- dem Integrator 13 entspricht, wiederum so, dall jl

SfSmouS T(O auf (IZ₁(O = 0 über ein weils mit dem Auftreten e.nes Spannungsimpuls«

!"ΑΪ Zei.inte val.) so lauf, die Ausgangs- U₁₁(O de, · Sp.nnungsl.uf des Integrators 27 au Nu

vorgegebenes Zeitintervall), so läuft die Ausgangs- U₁₁(I) de. Spannungslau! des '"^""¹V' J'"''7

spannung des Integrators 13 in die Sättigung. Ein sol- 5 gesetzt und erst mit dem hnde des Schaltsignals U₁₁(O

ehe? Spannungslaif ist durch die Spannung (/,(,) in selbsttätig wieder gestartet wird, t"^^™

Fig 2 dargestellt. Überschreitet die Spannung /J₃(O Integrator 13 ,st auch dem Integra or27 en Sd wü

bei diesem Hochlauf in die Sättigung einen cinstcllba- lendiskrim.nator 28 nachgeschaltct, der u" Akuvw

Tn AmSiSdtan^wert Ϊ, so wtd von einen, -ungssigna. U_n für den Lautsprecher 16 abgibtwenn

nach^Xltelerfschwellendiskriminator 14 ein Si- >« die Ausgangsspannung U_n(Ddes Integrators 27einen

Rnal V₄(O gemäß Fig. 2 erzeugt. Das Signal U₄(O vorgegebenen Grenzwert, z.B. wiederum U₁₁. ubtr-

bewirkt über ein ODER-Glied 15, daß ein Lautspre- sehreitet.

eher 16 ein akustisches Alarmsignal (Hculton) ab- Die Funkt.onswe.se dejierf.ndungsgemaßenRhco

_jh graphen nach Fig. 1 im Hinblick auf die unterscnitu

den I bis 3 vom rtieographischen Hochfrequenzteil soll im folgenden noch etwas näher erläutert wer zum Zwecke der Weiterverarbeitung der nicdcrfre- den:
quenten EKG-Signale geschieht mittels Tiefpässe 17. ™ Die Fig. 2 zeigt im Spannungsvcrlaut U^i) u" Den Tiefpässen 17 ist ein Operationsverstärker 18 zur üblicherweise auftretendes Rhcogiaphicsignal. es Verstärkung der EKG-Signale nachgeschaltet. Das wird angenommen, daß das Rheographiesignal U₁(I) am Ausgang des Verstärkers 18 anfallende EKG praktisch nur dem tatsächlich vorliegenden Atemst-(Spannung LZ₅(O gemäß Fig. 2 und 3) wird einerseits gnal entspricht, d.h. vom Auftreten einer Atempause einem Aufzeichnungsgerät 19 zur Aufzeichnung zu- 25 _zum Zeitpunkt i, bis mindestens zum Ende I₁ d^^{s vor}" geleitet und andererseits auf eine monostabile Kipp- gegebenen Atempausen-Grenzwertintervalls 7\? (ca. stufe 20 gegeben, welche jeweils mit dem Auftreten 10 see) soll die Spannung LZ₁(O Null sein. Damit dem einer R-Zackc im EKG einen kurzzeitigen Span- vollständigen Ausfall der Spannung U_x(I) zum Zeitnungsimpuls LZ₆(O gemäß Fig. 2 und 3 erzeugt. punkt /, auch keine Spannungsimpulse IZ₂(O ^mchr

Die Spannun'gsimpulsc LZ₆(O sowie die aus den 30 auftreten, steigt die Ausgangsspannung des Integra-Rheographiesignalen i/,(0 abgeleiteten Spannungs- tors 13 kontinuierlich an und erreicht zum Zeitpunkt impuise U₁(X) werden getrennt den beiden Steuerein- ^schließlich den Grenzwert U_G. Es wird ein Alarmsigänoen einer bistabilen Kippstufe 21 zugeführt. Durch gnal L/„( /) erzeugt, welches den Lautsprecher 16 aktiwcchselweises Umschalten dieser Kippstufe 21 durch viert.

die Impulse LZ₂(O bzw. LZ₆(O erzeugt die Kippstufe 35 Dadas Rheographiesignal LZ,(r) ein Atemsignal ist, 21 Ausgangsimpulsc LZ₇(O, deren Dauer in Abhän- ändert sich seine Phasenlage bezüglich der aus dem pigkeit von der jeweils vorliegenden Phasendifferenz EKG abgeleiteten Impulse LZ₆(O ständig. Solange das zwischen den Impulsen LZ₂(O und U_b(i) Atcmsignal (J₁(O vorhanden ist,erzeugt demnach die schwankt. Kippstufe 21 unterschiedlich lange Ausgangsimpulse

Die Spannungsimpulse LZ₇(O der bistabilen Kipp- 40 LZ₇(O. Am Kondensator 25 treten kontinuierlich im stufe 21 steuern einen weiteren Integrator 22 mit der Takt dieser Impulse LZ₇(O Spannungssprünge cnt-Eingangsglcichspannung (Jj in der Weise, daß jeweils sprechend U₁₀(O auf. Die aus den Spannungssprüngen mit dem Beginn eines Spannungsimpulses U₁(I) ein abgeleiteten Impulse LZ_n(O verhindern den Hochlaui Spannungslauf des Integrators 22 ausgelöst und mit des Integrators 27. Verschwindet das Atemsignal dem Ende dieses Spannungsimpulses LZ₇(O dieser 45 (Atempause), so treten auch am Ausgang der bistabi-Spannungslauf wieder gestoppt wird. Die jeweilige !en Kippstufe 21 keine Ausgangsimpulsc mehr aut. Nullsetzung des Integrators 22 vor Auslösung eines Der Spannungswert des Kondensators 25 bleibt konneuen Spannungslaufes geschieht mittels (durch ein stant und es werden keine Impulse LZ_n(O mehr er-Differenzierglied 23 od.dgl.) aus den Spannungsim- zeugt. Die Ausgangsspannung des Integrators 27 läun pulsen L/₇(0 abgeleiteten Steuerimpulsen LZ₈(O ge- 50 hoch und erreicht nach einem gewissen Zeitintervall maß Fig. 2 und 3. Der Verlauf der Ausgangsspannung (welches etwa dem Zeilintervall T_AP entspricht) den des Integrators 22 in Abhängigkeit von den lmpul- Grenzwert U_G und es wird über den Diskriminatoi sen LZ₇(O bzw- ^s(O ^{ist mit} je^{weils 1}^(O bezeich- 28 ebenfalls am Lautsprecher 26 Alarm geg^e" ⁷ ^¹¹

Die Steuerimpulse LZ₈(O steuern ferner gleichzeitig 55 In Fig. 3 fällt wie auch in Fig. 2 zum Zeitpunk'

einen Schalter 24 (Transistorschalter), der jeweils un- I₁ das Atemsignal aus. Während der Atempause tretet

mittelbar vor Zurücksetzen des Integrators 22 in die jedoch Herzrheographiesignale auf, die in ihrer Ära

Nullstellung den augenblicklich vorhandenen Aus- plitude den Schwellwert des Schmitt-Triggers IJ

gangsspannungswert des Integrators 22 einem Kon- überschreiten. Es werden demnach weiter Impulsi

densator 25 mitteilt. Der Verlauf der Spannung über 60 LZ₂(O erzeugt, obgleich kein Atemsignal mehr vor

diesem Kondensator 25 in Abhängigkeit von der Aus- liegt. Der Integrator 13 wird periodisch im Takt de

gangsspannung LZ₉(O des Integrators 22 ist mit LZ₁₀(O Impulse LZ₂(O in die Nullstellung zurückgesetzt un<

bezeichnet. Ein dem Kondensator 25 nachgeschalte- es wird demnach über den Diskriminator 14 kei

tes Glied 26 (z.B. Differenzierglied oder Schwellen- Alarmsignal LZ₄(O erzeugt.

diskriminator mit vorgeschaltetem Kondensator) er- 65 Da das Herzrheographiesignal bezüglich dei

zeugt Spannungsimpulse LZ_n(O jeweils beim Auftre- EKG-Signal LZ₅(O jedoch immer denselben Phaser

ten von Spannungssprüngen am Kondensator 25. Die unterschied aufweist, werden nach dem Zeitpunkt

Spannungsimpulse LZ,,(/) steuern einen freilaufenden (Beginn der Atempause) von der bistabilen Kippstui

21 jeweils nur noch gleichlange Ausgangsimpulsc {/,(/) erzeugt. Die Ausgangsspannung (/,,(r)des Integrators 22 lauft immer wieder auf denselben Ausgangsamplitudenwerl und am Kondensator 25 treten entsprechend keine Spannungssprünge mehr auf.

(p

Dementsprechend werden auch keine Impu mehr erzeugt, die Ausgangsspannung U₁₂(I) grators 27 lauft über den Grenzwert U₍. hi der Lautsprecher 16 wird über den Diskrim im Sinne der Alarmgebiiiig aktiviert.

Hierzu .^ Blatt Zeichnungen

V .,

Claims

Patentansprüche:

1. Rheograph zur Überwachung der Atemtätigkeit eines Patienten, insbesondere von frühgeborenen Kindern, mit Mitteln zum Erfassen der Rheographiesignale und einer Einrichtung zur Erzeugung eines Alarmsignals, wenn eine Rheographiesignalpause einen vorgegebenen Grenzwert überschreitet, sowie mit Abnahmegliedern für die nicht rheographische Abnahme von Herzsignalen am Patienten, gekennzeichnet durch eine von den Rheographiesignalen ((Z₁(O) und den Herzsignalen (U₅(t)) gespeiste Phasenvergleichs vorrichtung (21 bis 28) mit einem Signalerzeuger zur Erzeugung eines Alarmsignals (IZ₁₃(O), wenn die Phasendifferenz zwischen den Rheographie- und den Herzsignalen über ein vorgebbares Zeitintervall (z.B. T_AP) hinaus konstant ist.

2. Rheograph nach Anspruch 1, wobei eine Einrichtung zur Gewinnung der Herzsignale aus dem Elektrokardiogramm des Patienten vorhanden ist, dadurch gekennzeichnet, daß ein Schwellendiskriminator (11) für das Rheographiesignal (U₁(I)) vorgesehen ist zur Erzeugung jeweils eines elektrischen Impulses (IZ₂(O) dann, wenn das Rheographiesignal einen vorgebbaren Amplitudengrenzwert überschreitet und daß die Phasenvergleichsvorrichtung (21 bis 28) zur Ermittlung der jeweiligen Phasendifferenz zwischen den R-Zacken des Elektrokardiogramms und den elektrischen Impulsen (IZ₂(O) des Schwellendiskriminators (11) ausgebildet ist.

3. Rheograph nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß eine von den R-Zacken und den aus den Rheographiesignalen abgeleiteten Impulsen (U₂(O) wechselweise umschaltbar bistabile Kippstufe (21) vorhanden ist, wobei die Dauer der jeweils von der Kippstufe erzeugten Ausgangsimpulse (U₇(t)) als Maß für die Phasendifferenz dient.

4. Rheograph nach Anspruch 3, wobei der bistabilen Kippstufe ein mit einer konstanten Eingangsspannung gespeister Integrator nachgeschaltet ist, dessen Spannungslauf mit dem Auftreten eines Ausgangsimpulses der Kippstufe jeweils gestartet und mit dem Ende eines Ausgangsimpulses jeweils gestoppt wird, und wobei dem Integrator ein mittels Schalter zuschaltbarer Analogspeicher, z. B. Kondensator, zur Speicherung von am Ende des Kippstufen-Ausgangsimpulses auftretenden Ausgangsspannungswerten des Integrators sowie eine Einrichtung zum Erfassen von Änderungen in den Ausgangsspannungs-Werten des Diskriminators und zur Erzeugung eines Schaltimpulses bei einer erfaßten Änderung Eugeordnet sind, dadurch gekennzeichnet, daß der Schalter (24) durch die Ausgangsimpulse (U₁(I)) der bistabilen Kippstufe (21) in der Weise gesteuert ist, daß er den Analogspeicher (25) immer jeweils mit Ende eines Ausgangsimpulses (U₁(I)) an den Integrator (27) anschaltet und daß die Einrichtung (26) zum Erfassen einer jeden Änderung der Endspannungswerte des Integrators (27) an Hand von Spannungssprüngen am Analogspeicher (25) und zur Erzeugung eines Schaltsignals ((Z_n(O) bei jeder erfaßten Spannungswertänderung dem Analogspeicher (2S) unmittelbar nach-

geschaltet ist.

5. Rheograph nach Anspruch 4, gekennzeich net durch einen von den Schaltsignalen (U_u(t) gesteuerten, freilaufenden Integrator (27), desse Spannungslauf jeweils mit dem Auftreter; eine Schaltsignals (IZ_n(O) auf Null gesetzt und erst m dem Ende des Schalisignals (IZ₁₁(O) selbsttäti; wieder gestartet wird.

6. Rheograph nach Anspruch 5, dadurch ge kennzeichnet, daß dem Integrator (27) eil Schwellendiskriminator (28) nachgeschaltet ist der ein Signal (IZ₁₃(O) erzeugt, wenn die Aus gangsspannungdes Integrators (27) einen vorgeb baren Amplitudengrenzwert (z.B. U_G) über schreitet.

7. Rheograph nach Anspruch 6, dadurch ge kennzeichnet, daß das Zeitintervall zwischen derr Beginn eines Spannungslaufes des Integrators (27 und dem Zeitpunkt, in dem die Spannung den Amplitudengrenzwert (IZ_C) erreicht, im wesentlichen dem von der Phasenvergleichsvorrichtung vorgegebenen Zeitintervall für die Erzeugung eines Alarmsignals entspricht.

S. Rheograph nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß das Ausgangssignal (IZ₁₃(O) des S.-;hwellendiskriminators (28) einen Alarmgeber (16) im Sinne der Alarmgebung aktiviert.

9. Rheograph nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Alarmanzeige beim Ausbleiben von Rheographiesignalen (IZ,(i) und die Alarmanzeige konstanter Phasendifferenzen über das vorbestimmte Zeitintervall durch ein und denselben Alarmgeber (16) geschieht.