DE2620285C2 - Medizinisches Gerät zur kontinuierlichen Bestimmung des Herzminutenvolumens und Schlagvolumens des menschlichen Herzens - Google Patents
Medizinisches Gerät zur kontinuierlichen Bestimmung des Herzminutenvolumens und Schlagvolumens des menschlichen HerzensInfo
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Description
■/*■
aufweist.
3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Steuerglied zum Starten des Integrators
ein EKG-R-Zackentrigger (12) ist, der von über die \„
Meßelektroden (2, 4, 5) gleichzeitig abgenommenen EKG-Signalen gesteuert wird.
4. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Steuerglied zum Stoppen und
Zurücksetzen des Integrators (11) ein Nullwert-Dc- !^
tektor(13)ist.
5. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß ein dem Integrierer (!1) nachgeschalteies
»Sample & Hold«-Glied (14) den Meßwert jeweils über eine Herzperiode speichert. y>
6. Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß dem EKG-R-Zackentrigger (12) ein
Pulsfrequenzmesser (17) nachgeschaltet ist.
7. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zur Bestimmung des Herzminutenvolumens ^s
(HMV)e\n Rechenglied (18) das Schlagvolumen (SV)
mit der Pulsfrequenz (/^multipliziert.
8. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zum Zwecke der Mittelwertmessung die
Rechenschaltung einen Einweg-Gleichrichter (10) >u
mit nachgeschaltetem Tiefpaß (22) aufweist.
9. Gerät nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Zeilkonstante des Tiefpasses (22)
umschaltbar, vorzugsweise zwischen einem Wert, der die atemfrequenten Schwankungen glättet, und ■,■
einem Wert, der atemsynchrone Schwankungen erfaßt, ist.
10. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Rechenschaltung
ein justierbares Potentiometer (9) /ur (,< Multiplikation des Signals (-Z) mit einer beliebig
einstellbaren Konstante (C, (""^aufweist.
11. Gerät nach Anspruch !,dadurch gekennzeichnet,
daß ein Dividierer (15) den Quotienten des Meßwertes und des quadrierten Impedanzgrutu!- iwertes
(Z1 1) bildet.
12. Gerät nach einem der vorhergehenden Arnnrürhe. dadurch eekenn/eichnet, daß Pulsfre-Zur
Bestimmung des Herzminuten Volumens (HMV) und Sthlagvolumens (SV) des menschlichen Herzens
sind beispielsweise Indikatorverdünnungsmethoden bekannt. Mit derartigen Methoden kann der Absolutwert
des mittleren Herzminutenvolumens (HMV) mit guter Genauigkeit jeweils einmalig gemessen werden; das
Schlagvolumen (SV) wird daraus durch Multiplikation mit der Herzschlagperiode errechnet. Es ist auch
bekannt, das Herzminutenvolumen (HMV) bzw. das Schlagvolumen (SV) unblutig zu bestimmen, z. B. durch
Auswertung von differenzierten Thorax-Rheogrammen, was eine kontinuierliche Messung zuläßt. Aus der
US-PS 3340867 ist ein Vierpol Impedanz-Rheograph
mit Ringelektroden /um Anlegen am Thorax eines Patienten und einer zugehörigen Auswertungsvorschrift
für das Schlagvoluincn (SV) bekannt, das gemäß der Beziehung
SV
I:
bestimmt wird. Dabei bedeuten: y der spezifische
Widerstand des Blutes, /. der Absland der inneren Meßelektroden und Zi die Grundimpedanz des untersuchten
Thoraxbereiches. AZ ist das Produkt vom Minimalwert des differenzierten Rheogramms (Tangente
an der Systolenflanke) und der Systolendauer T. Die Systolendyuer 7"wird in der Regel aus dem gleichzeitig
abgenommenen Phonokardiogramm bestimmt. Au:, »Medical and Biological Engincering« |an. 76, S. 74 — 78,
ist auch eine Rechenschaltung zur »on-line«-Auswertung von Gleichung (1) bekannt.
Weiterhin sind aus der IJS-PS 38 35 840 eine Methode
und ein Gerät /ur unblutigen Bestimmung der Durchflußrate von Blut durch die Arterie einer
Extretniiät bekannt, bei denen ebenfalls ein VierpolTnipedanz-Rheograph
verwendet wird; dessen Ausgangssignal wird entsprechend der oben angeführten Gleichung (I) ausgewertet, wobei ΔΖ durch das
Zeitintegral über Z ersetzt und jeweils über eine konstante Zeitspanne von 10 see integriert wird.
Wie Korrelationsmessutigen derartiger Meßmethoden mit Indikatorverdünnungsmethoden zeigen, sind die
nach Gleichung (1) bestimmten .Schlagvolumina (SV)\m
Absolutwert ungenau. Die Gleichung (1) gibt nur einen Näherungswert für das Schlagvolumen (SV) an und ist
insbesondere für eine manuelle Auswertung geeignet. Dabei ist nachteilig, daß nur der Minimalwert, nicht aber
die sonstige Struktur des differenzierten Rheogramms bewertet wird, daß eine individuelle Eichung mit absolut
genauer messenden Methoden nicht möglich ist und daß
eine »on-line«-Auswertung aufwendig und artefaktanfällig wird.
Der im Anspruch 1 angegebenen Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ausgehend von den bereits
bekannten Geräten fur Thorax-Impcdanz-Messungcn,
eine Vorrichtung /ur Auswertung derartiger Messungen
zu schaffen, bei der das Rheogramm und das
,Schlagvolumen (SV)b/w. Hler/minulenvolumen (HMV)
in exakterer Weise einander zugeordnet sind und daher
genauere Ergebnisse für das Herzminutenvolumen (HMV) und Schlagvolumen (SV) erhalten werden.
Insbesondere soll für die Auswertung auch die Struktur des Sysrolenpeaks des differenzierten ,"iheogramms
berücksichtigt werden. Die Meßwerte sollen dabei durch eine adjustierbare Konstante mit Ergebnissen von
absolut genauen Methoden vergleichbar und dadurch mit diesen korrelierbar sein. Dabei soll die Messung
sowohl als »BEAT-TO-BEAT«-Messung als auch als Mittelwertmessung möglich sein.
Die Ansprüche 2 bis 7 geben die Ausbildung der Erfindung für den Einsatz der »BEAT-TO-BEATVMessung,
die Ansprüche 8 und 9 die Ausbildung der Erfindung für die Mitielwertmessung an.
Bei der Erfindung wird Gleichung (1) durch die Beziehung
L2
öi
ersetzt, wobei die Symbole die gleiche Bedeutung wie in Gleichung (1) haben. Das Integral stellt die von der
differenzierten Impedanzkurve aufgespannte negative Fläche, Jt einen Proportionalitätsfaktor dar. Dieser ist
empirisch zu ermitteln; im Einzelfall kann k patientenindividuell durch eine Vergleichsmessung mit einer
anderen Absolutmeihode zur Bestimmung des Schlagvolumens (SV)bestimmt werden, wodurch die Genauigkeit
gesteigert wird. Bei der erfindungsgemäßen Lösung machen sich pathologische Änderungen in der Struktur
des Systolenpeaks des differenzierten Rheogrammi, in
einer Änderung des Schlagvolumens (SV) bemerkbar. Wenn auf die »BEAT-TOBEAT«-Messung verzichtet
wird, kann man die Integralbildung in einfacher Weise durch eine Tiefpaßmittelung ersetzen. In diesem fall
wird das mittlere !Herzminutenvolumen (HMV) erfaßt,
das mit dem Schlagvolumen über die Beziehung (3) HMV=SV ■ /'iusammenhängt, wobei /'die Herzschlagfrequenz
bedeutet. Dabei wird dann vorzugsweise bei geeigneter Zeitkonslante ein über die Atemperiode
geglätteter Mittelwert gemessen.
Ausführungsbeispieie der Erfindung werden anhand der F i g. 1 und 2 beschrieben. Es zeigt
F i g. 1 ein Blockschaltbild eines ersten Ausführungsbeispiels mit kontinuierlicher Integralbildung für die
»BEAT-TO-BEATw-Messung,
Fig. 2 ein Blockschaltbild eines zweiten Ausführungsbeispiels rrit kontinuierlicher Tiefpaßmittelung für
die Mittelwertmessung.
In der Fig. 1 ist mit 1 der Vierpol-Impedanz-Rheograph
bezeichnet. Über die Elektroden 2 und 3 prägt dieser dem Thorax eines Patienten einen konstanten,
hochfrequenten Wechselstrom ein. An den im Abstand L voneinander angebrachten inneren Elektroden 4 und
5 wird ein der Thorax-Impedanz proportionaler Spannungsabfall abgegriffen und dem Rheographcn 1
zugeführt. Der Rheograph 1 hai zwei Ausgänge 6 und 7, wobei der erste Ausgang 6 die gemessene Impedanz Z1,
und der zweite Ausgang 7 den negativen Wert der zeitlichen Änderung der Impedanz
liefert. Über die Elektroden 2, 4 und 5 wird gleichzeitig ein elektrokardiographisches Signal abgenommen und
dein EKG-Verstärker 8 zugeführt. Durch das justierbare Potentiometer 9 kann t! is Signal (-7.) mit einer
beliebig einstellbaren Konstante nuiltioli/iert werden.
Das Potentiometer 9 wird so eingeste.it, daß die
Konstante einem (o · /.^proportionalen Wert entspricht.
Das so modifizierte Ausgangssignal wird auf den Einweg-Gleichrichter 10 gegeben, der die Kurvenäste
unterhalb der Abszisse abschneidet, und dann dem Integrierer 11 zugeführt. In dem schematisch dargestellten
Zeitdiagramm des. EKGs und der differenzierten Impedanzkurve (-Z) ist durch die Schraffur angedeutet,
welcher Flächenbereich jeweils bestimmt werden soll. Dabei ist der Punkt /ι jeweils mit der R-Zacke
korreliert, während der Punkt i2 durch den Nulldurchgang
des differenzierten Impedanzsignals (- Z) gegeben ist. Der Integrierer U wird daher durch den
R-Zacken-Trigger 12 und den Nulldetektor 13 angesteuert. Das Schaltglied 12 bewirkt jeweils das
Startsignal, das Schaltgüed 13 das Stop- und Reset-Signal
für den Integrierer 11. Durch eine eingebaute Verzögerungsschaltung wird für ca. 100 ms Ansprechen
des Null-Detektors 13 direkt nach einer R-Zacke und dem Startsignal des R-Zackentriggers 12 verhindert.
Das dem Integrierer 11 nachgeschaltete Sample& HoId-Glied
14 erfaßt und speichert den Wert des jeweils erfaßten Integrals für eine Herzperiode. Es wird
ebenfalls vom Null-Detektor 13 zur Zurücksetzung nach dem Stop-Signal angesteuert. Das Ausgangssignal des
Sample&Hold-Gliedes 14 wird dem Dividierglied 15
zugeführt, in welchem der aufintegrierte Meßwert durch den im Quadrierglied 16 quadrierten Absolutwert der
Thorax-Grundimpedanz ZV dividiert wird. Das Ausgangssigne'
des Dividierers 15 stellt das .Schlagvolumen (SV) dar. Zur Ermittlung des Herzminuienvolumens
(HMV) wird der Wert des Schlagvolumens (SV)m\\ der Pulsfrequenz (f) multipliziert. Dazu ist dem R-Zacken-Trigger
13 ein Frequenzmesser 17 nachgeschaltei. Der Wert der gemessenen Pulsfrequenz (Τ/1 wird zusammen
mit dem Ausgangssignal des Dividierers 15 einem Multiplizierer 18 zugeführt. Auf Anzeigegeräten 19 bis
21 werden das Herzminutenvolumen (HMV), Schlagvolumen (SV)und die Pulsfrequenz (/,"simultan angezeigt.
In Vereinfachung dieses Ausführungsbeispiels kann der Null-Detektor 13 zur Abschaltung und Zurücksetzung
des Integrierers 11 auch entfallen. Es wird dann jeweils über die volle Herzperiode integriert, wobei
(mögliche) geringfügige Überlappungen der differenzierten Impedanzkurve in den negativen Bereich
während der Diastole als Meßfehler in Kauf genommen werden. In diesem Fall bewirkt der R-Zacken-Trigger
12 gleichzeitig die Ansteuerung des Sample&Hold-Gliedes 14 und Rücksetzung des Integrierers 11 und
Sample&Hold-Gliedes 14 bei Auftreten einer R-Zacke.
In der F i g. 2 sind die aus der Fig. 1 identischen Rcchenglieder mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
Dem Rheographen 1 mit den vier Körperelektroden 2 bis 5 und den Ausgängen 6 und 7 für Za bzw.
( - dZ/d ι) folgt wiederum das justierbare Potentiometer 9 zwecks Multiplikation des Signals mit einer einstellbaren
Konstante und der Einweg-Gleichrichter 10. Hinter dem Einweg-Gleichrichter 10 ist der Tiefpaß 22
geschaltet. Der Tiefpaß 22 bildet den Mittelwert des gleichgerichteten Signals, der bei geeigneter Zeitkonstante
des Tiefpasses 22 genau dem Wert des von dem Integrierer 11 in Fig. 1 in der entsprechenden Zeit
bestimmten Integrals entspricht. Der Tiefpaß 22 hat vorzugsweise eine Zeilkonstante, die die atemfrequenien
Schwankungen glättet. Gegebenenfalls ist die Zeitkonstante des Tiefpasses 22 zwischen zwei Wenen
umschaltbar, wobei die Zeitkonstanten größer und kleiner als die AtemDenoden gewählt werden. Dadurch
können alternativ auch die atemsynchronen Schwan
kungen der Meßwerte erfaßt werden. Im Dividierer 15 erfolgt die Division des Ausgangssignals des Tiefpasses
22 durch den im Quadricrer 16 quadrierten Impedanzgrundwert Ztr. Dieses Ausgangssignal entspricht dem
Herzminutenvolumen (HMV) und wird am Anzeigegerät 23 angezeigt.
Mit den erfindungsgemäßen Geräten sind verschiedene Arten der Messung möglich. Für eine möglichst
genaue Absolutmessung ist es sinnvoll, den am Potentiometer einstellbaren Multiplikationsfaktor
C=k Q-L2 patientenindividuell durch ein- oder
mehrmalige Vergleichsmessungen mit einer Indikatorverdünnungsmethode zu bestimmen. Dabei kann durch
eine genaue Adjustierung der Konstante k eine
lüci/u I Blau Λ
individuelle Bestimmung des spezifischen Blutwiderstandes überflüssig gemacht wcrdeti.
Im allgemeinen können für k und y auch empirische
Werte, die in Tabellen in Abhängigkeit von anderen physiologischen Parametern zusammengestellt werden
können, verwendet werden. Wird für ρ ein für alle Patienten konstanter Wert verwendet, kann (k tj) zu
der Konstante K'zusammengefaßt werden. Berücksichtigt man. daß sich die Grundimpedanz Zn des Patienten
in der Meß/eit nur geringfügig ( i 5%) ändert, kann man
I /Zi)-' in die Konstante C hincimmiliipli/icrcn. Man
erhält eine neue Konstante C. In diesem I all entfallen in
den Ausführungsbeispielcn nach I·'i g. 1 und 2 der
Quadricrer 16 und der Dividierer 15. Die Schaltung wird dadurch noch weiter vereinfacht.
Claims (2)
1. Medizinisches Gerät zur kontinuierlichen Bestimmung des Herzminutenvolumens und Schlagvolumens
des menschlichen Herzens, mit einem Vierpol-Impedanz-Rheographen samt Körperelektroden
zum Anlegen an den Thorax eines Patienten und einer zugehörigen Rechenschaltung zur Verrechnung
des differenzierten Rheogramms mit Impedanzgrundwert, Elektrodenabstand und spezifischem
Blutwiderstand, dadurch gekennzeichnet,
daß in der Rechenschaltung (9 bis 14, 22) die von den negativen Anteilen der differenzierten
Impedanzkurve (.ζ) mit der Abzisse eingeschlossene
Fläche kontinuierlich ausgewertet wird.
2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zum Zwecke der »BEAT-TO-BEATw-Messung
die Rechenschaltung einen Einweg-Gleichrichter (10) mit nachgeschaltetem Integrator (II) und
zugehörigen Steuergliedern (12,13) zur Bestimmung des Integrals
quenz ([), Schlagvolumen (SV)und Herzminutenvolumen
(HMV) simultan auf Anzeigegeräten (19 bis 21,23) angezeigt werden.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE2620285A DE2620285C2 (de) | 1976-05-07 | 1976-05-07 | Medizinisches Gerät zur kontinuierlichen Bestimmung des Herzminutenvolumens und Schlagvolumens des menschlichen Herzens |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| DE2620285A DE2620285C2 (de) | 1976-05-07 | 1976-05-07 | Medizinisches Gerät zur kontinuierlichen Bestimmung des Herzminutenvolumens und Schlagvolumens des menschlichen Herzens |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| DE2620285B1 DE2620285B1 (de) | 1977-09-15 |
| DE2620285C2 true DE2620285C2 (de) | 1978-05-11 |
Family
ID=5977349
Family Applications (1)
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| DE2620285A Expired DE2620285C2 (de) | 1976-05-07 | 1976-05-07 | Medizinisches Gerät zur kontinuierlichen Bestimmung des Herzminutenvolumens und Schlagvolumens des menschlichen Herzens |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| DE (1) | DE2620285C2 (de) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19533663A1 (de) * | 1995-09-12 | 1997-03-13 | Heinemann & Gregori Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Herzzeitvolumenbestimmung |
| KR20230024356A (ko) * | 2020-06-08 | 2023-02-20 | 이에프엠 에스피. 제트오.오. | 심장 활동 동역학의 다차원적 분석을 위한 방법 및 장치 |
-
1976
- 1976-05-07 DE DE2620285A patent/DE2620285C2/de not_active Expired
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE2620285B1 (de) | 1977-09-15 |
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