DE3037927C2

DE3037927C2 - Vorrichtung zur Überwachung der respirativen Aktivität eines Patienten mit Einrichtungen zur Unterdrückung von Störsignalen

Info

Publication number: DE3037927C2
Application number: DE3037927A
Authority: DE
Inventors: Charles Hagie Portland Oreg. Logan
Original assignee: Tektronix Inc 97077 Beaverton Oreg; Tektronix Inc
Current assignee: Spacelabs Medical Inc
Priority date: 1979-10-15
Filing date: 1980-10-08
Publication date: 1983-05-26
Also published as: FR2466974B1; NL8004894A; FR2466974A1; GB2060892B; JPS5663341A; US4305400A; GB2060892A; DE3037927A1; CA1158320A

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Überwa- μ chung der respirativen Aktivität eines Patienten mit Einrichtungen zur Unterdrückung von Störsignalen, die mit einem Patienten verbindbare Einrichtungen zur Lieferung eines variablen Thorax-Impedanzsignals, das die Respiration des Patienten repräsentiert, sowie zur Lieferung von aus dem QRS-Komplex des EKG-Signals abgeleiteten Triggerimpulsen aufweist, sowie mit Einrichtungen zur Ermittlung von Veränderungen der

Neigungspolarität elektrischer Signale,

Eine derartige Vorrichtung ist aus der DE-AS 24 18 910 sowie aus der DD-PS 83 423 bereits bekannt. Aus der DE-AS 21 13 236 ist bereits bekannt, bei einem elektrischen Signal, z. B, bei einem aus einem Impedanz-Pneumographen abgeleiteten Signal, Veränderungen der Neigungspolarität zu ermitteln.

Bei der Entwicklung von elektronischen Überwachungsgeräten für den Mediziner ist man bemüht, ständig zuverlässigere Meßeinrichtungen für die menschliche Atmungstätigkeit, insbesondere die Atmungsrate, zu erhalten. So soll beispielsweise jede Veränderung der Thorax-Impedanz überwacht und die gemessenen Daten zur Ermittlung der Atmungsrate verarbeitet werden. Dabei tritt das Problem auf, daß die Herzaktivität des Patienten als respiratorische Aktivität gezählt und beispielsweise ein Apnoe-Zeitgeber o. dgl. fälschlicherweise zurückgestellt wird.

Derartige störende Einflüsse, die die Impedanzänderung im Thorax-Bereich, verursacht durch die Respirations-Aktivität, überdecken, werden, soweit sie durch die Herzaktivität herrühren, als kardiovaskuläre Artefakte bezeichnet, im folgenden mit CVA abgekürzt. Sowohl die respiratorische Aktivität als auch die Herzaktivität führen zu einer periodischen Änderung der Thorax-Impedanz. Jedoch ist die Amplitude der durch die Herzaktivität verursachten Änderungen wesentlich kleiner als die Änderung, die durch die Respiration erzeugt wird, und der Herzschlag ist gewöhnlich auch von höherer Frequenz als die der Atmungstätigkeit

Um derartige Störungen durch die Herzaktivität zu unterdrücken, könnte man die elektrischen Signale, die durch die Veränderung der Thorax-Impedanz erhalten werden, einem Trägerschaltkreis zuführen, der nur dann ein Ausgangssignal liefert, wenn die Amplitude des zugeführten Eingangssignals einen vorbestimmten Schwellwert überschreitet Dieser Schwellwert könnte von Hand einstellbar und so ausgewählt sein, daß er niedriger als die Amplitude der Signale ist die von der respiratorischen Aktivität herrühren, aber höher liegt, als die Amplitude der von der Herzaktivität erzeugten Signale. Ein Nachteil einer derartigen Anordnung ist jedoch darin zu sehen, daß der Schwellwert häufig neu eingestellt werden muß, da die Amplituden der Respirationssignale sich nicht nur von Patient zu Patient unterscheiden, sondern sich auch beim gleichen Patienten über einen längeren Zeitraum ändern können. Eine andere Schwierigkeit liegt darin, daß der Schwellwert nicht genau eingestellt werden kann, da die periodische Impedanzänderung aufgrund der Herzaktivität im allgemeinen von denen, die durch die Respirationsaktivität erzeugt werden, überschritten werden.

Um derartige Handeinstellungen des Auslöseschwellwertes zu vermeiden, könnte auch ein Auslösepegelregler vorgesehen werden, der automatisch den Schwellwert auf einen bestimmten Bruchteil, beispielsweise ¹Zj der tatsächlichen Amplitude des Atmungssignals, einstellt. Die Neueinstellung könnte mit bestimmter Verzögerung eintreten, so daß sie hauptsächlich durch Atmungssignale beeinflußt wird, die eine hohe Amplitude besitzen, während die Einstellung im wesentlichen nicht durch Störsignale beeinflußt wird, die zwischen diesen Signalen hoher Amplitude auftreten.

Außerdem läßt sich ein unterer Grenzwert für den Schwellwert vorsehen, der höher als die niedrigste Amplitude der Respirationssignale ist Jedoch müßte

dieser niedrigere Grenzwert höher sein, als der höchsttnöglicbe Aroplitudenwert der Herzschlagsignale, In der Praxis können diese zwei Forderungen jedoch nicht gleichzeitig erfüllt werden, da die Amplitude der Atmungssignale gleich oder kleiner sein kann, als die der Signale, die von der Herzaktivität eingeführt werden. Wenn die untere Grenze des Schwellwertes so hoch eingestellt wird, daß sie in allen Fällen oberhalb der Amplitude der Herzsignale liegt, kann es eintreten, daß der Respirationi-Monitor nicht auf schwache Atmungssignale reagiert. Wenn die untere Grenze für den Schwellwert niedrig genug liegt, um schwache Atmungssignale aufzunehmen, kann die automatische Neueinstellung versagen, wenn »Apnoe« auftritt oder wenn die Amplitude der Respirationssignale nicht wesentlich höher ist, als die der Herzsignale. In diesen Fällen wird sich ein Schwellwert ergeben, der eine niedrigere Amplitude aufweist, als sie die Herzsignale besitzen. Infolgedessen wird der Auslöseschaltkreis dann Ausgangssignale liefern, die durch die Herzaktivitat verursacht sind und daher zu falschen Anzeigen der Respirationsaktivität führen.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Vorrichtung zur Überwachung der respirativen Aktivität eines Patienten gemäß der eingangs genannten Art derart weiterzubilden, daß die Herzaktivität des Patienten nicht als respiratorische Aktivität gezählt wird.

Gelöst wird diese Aufgabe durch die kennzeichnenden Merkmale des Hauptanspruchs.

Ein wesentlicher Bestandteil der erfindungsgsmäßen Einrichtung ist dabei der Wellenformprozessor, der solche Teile des Respirationssignals stärker hervorhebt, die einen schnellen Impedanzabfall zeigen. Bei Respirationssignalen dieser Art erzeugen nämlich kardiovaskuläre Aktivitäten gewöhnlich einen sich wiederholenden schnellen Abfall der Impedanz.

Um diese Betonung zu erlangen, werden die Respirationssignale zunächst differenziert und gefiltert, um die Steigungen stärker hervorzuheben, die eine bestimmte negative Änderungsrate der Impedanz besitzen, was sich mathematisch als Differentialwert —dz/dt bezeichnen läßt. CVA ist also eine ins Negative gerichtete Neigung des Respirationssignals, die dem QRS-Komplex des EKG-Signals des Patienten unmittelbar folgt. Ein aus dem QRS-Komplex dieses EKG-Signals gewonnenes Triggersignal läßt sich als Einschaltsignal für einen Vergleicher ausnutzen, der dann, wenn ein Respirationssignal während der Dauer des Einschaltsignals eine Abwärtsrichtung aufweist, einen Ausgangsimpuls erzeugt. Dieser Impuls kann dann einem Zähler zugeführt werden, der zurückgestellt wird, wenn ein Einschaltsignal ohne Koinzidenz mit einem CVA auftritt. Tritt jedoch ein CVA mehrfach hintereinander auf, z. B. fünfmal, wird die Respirations-Erkennungsschaltun/* des Monitors abgeschaltet und dadurch verhindert, daß die CVA als Respiration gezählt wird, außerdem wird verhindert, daß der Apnoe-Zeitgeber irrtümlich zurückgestellt wird.

Gemäß einer Weiterbildung der Erfindung kann noch eine Verzögerungseinrichtung zur Verzögerung des QRS-Triggerimpulses vorgesehen werden, um auf diese Weise die durch die Herzmuskeldynamik entstehende elektromechanische Verzögerung zu kompensieren und dadurch eine noch genauere Erkennung des CVA in den Respirationssignalen und damit eine noch zuverlässigerc Analyse der Respirationssignale basierend auf jeden einzelnen Herzschlag zu erlangen.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert, das in den Zeichnungen dargestellt ist. Es zeigt

Fig. 1 ein Blockdiagramro eines Respirations-Monitors;

Fig.2 eine Darstellung von verschiedenen Wellenformen von innerhalb der Vorrichtung gemäß Fig. 1 auftretenden Signalen und ihren zeitlichen Zusammenhang;

F i g. 3 ein typisches Respirationssignal, erzeugt von einem Impedanz-Pneumographenjund

F i g. 4 ein typisches EKG-Signal, das den QRS-Komplex zeigt

In Fig. 1 ist in Form eines Blockdiagramms eine Ausführungsform des Respirations-Monitors dargestellt Die einzelnen Blöcke des Diagramms umfassen an sich bekannte Schaltungen, so daß deren einzelne Schaltkreiselemente und deren Betriebsweise in größeren Einzelheiten nicht dargestellt zu werden brauchen. Statt dessen wird jeder Block im Zusammenhang mit seiner Funktion im Gesamtsystem diskutiert Genauere Einzelheiten finden sich in dem Buch »^yophysical-Measurements«, herausgegeben im jähre 1970 ν Dn Tektronix, Ina

Ein Eingang des Monitors gemäß Fig. 1 wird mit Respirationssignalen 5 versorgt, wie sie beispielsweise in der F^: g. 3 dargestellt sind. Diese Respirations- oder Atmungssignale können von einem (nicht dargestellten) üblichen Impedanz-Pneumographen erlangt werden. Ein derartiges Gerät umfaßt normalerweise ein Elektrodenpaar, das auf der Haut des Patienten nahe dem Thorax-Kavitätsbereich angebracht ist Diese Elektroden leiten elektrischen Strom durch die Kavität, und zwar aufgrund einer mit den Elektroden in Serie geschalteten Quelle für elektrische Energie. Die Energiequelle ist gewöhnlich eine konstante Quelle für Wechselstrom.

Der Thorax stellt eine elektrische Impedanz für die Elektroden dar, die aus zwei Impedanz-Komponenten besteht: Einer verhältnismäßig stetigen impeiianz-Komponente, auch als mittlere Thorax-Impedanz bezeichnet, und einer sich ändernden Impedanz-Kompone.ite, auch als respirative Impedanz bezeichnet. Die respirative Impedanz verändert sich mit dem Einatmen und Ausatmen und stellt somit ein Mali für die Atmungsaktivität oder respirative Aktivität des Patienten dar. Ein Pneumograph kann auch einen Impedanzmesser enthalten, der vorzugsweise eine Impedanz-Meßbrücke wie auch einen Demodulator und einen Verstärker enthält. Der Ausgang des Impedanzmessers ist die Respirationswelle 5, ähnlich der in Fig.3 dargestellten Welle. Derartigen Impedanz-Pneumographen sind dem Durchschnittsfachmann bekannt, es sei in diesem Zusammenhang a'ich auf die eingangs genannten Druckschriften verwiesen.

Ein zweiter Eingang für den Respirations-Monitor wird von einem QR3-Triggersignalimpuls 13 jeliefert, wie er beispielsweise in Fig.2A wiedergegeben ist. Dieser vom Herzschlag abgeleitete Triggerimpuls kann mit Hilfe eines herkömmlichen EKG-Monitors (nicht dargestellt) erlangt werden, der mit dem Patienten verbunden ist und vorzugsweise jeweils nach der Beendigung eines sogenannten QRS-Komplexes einen Impuls liefert. Die Dauer des Impulses 15 kann typischerweise 100 ms betragen. Eine typische EKG-Wellenform einschließlich dem QRS-Komplex ist in F i g. 4 dargestellt.

Die in F i g. 3 erkennbaren nach unten (in die negative Richtung) gerichteten Abweichungen, die den Respira-

tionssignalen 5 überlagert sind, repräsentieren die CVA-Aktivität. Fig.2C ist eine auseinandergezogene Darstellung des Respirationssignals 5, das die CVA-Aktivität im Detail wiedergibt. Die CVA-Aktivität zeigt charakteristischerweise eine negative !mpedanzänderung nach einem QRS-Komplex. Diese zum Negativen gerichtete Neigung oder Verringerung der Thorax-Impedanz der CVA-Aktivität wird durch das Hindurchströmen von Blut durch das pulmonale Vaskulär-Systern verursacht, bedingt durch die linke ventrikuläre Ejektionswirkung des Herzens.

Das Respirationssignal 5 wird nun in der erfindungsgemäßen Einrichtung zunächst einem Wellenform-Prozessor 10 zugeführt. Der Prozessor 10 kann ein Differenzier-, ein Gleichrichter-, ein Begrenzer- und ein Filternetzwerk enthalten, das die Teile des Respirationssignals 5 betont, die eine bestimmte negative Ableitung dz/dt besitzen, während die übrigen Signalanteile bedampf! werden. C-VA-Signale besitzen typischerweise eine Ableitung dz/dt von -4 oder -SÖ/Sekunde-'. Das differenzierte Ausgangssignal 25 ist in Fig.2D dargestellt. Das Signal 25 wird dann einem Vergleicher 30 zugeführt, wobei ein anderer Eingang für den Vergleicher der Einschaltimpuls 35 ist, siehe F i g. 2B. Der Einschaltimpuls 35 wird durch den vorerwähnten QRS-Triggerimpuls 15 erzeugt.

Der Einschaltimpuls 35 wird auf folgende Weise erzeugt: Der QRS-Triggerimpuls 15 (F i g. 3A) wird zunächst an eine Verzögerungseinrichtung 20 geliefert, die eine Verzögerung von 50 ms aufweisen mag. Diese Verzögerung kompensiert die elektromechanische Nacheilung, die der Herzmuskeldynamik eingegeben ist, welche Nacheilung nach der Erzeugung des QRS-Komplexes und vor dem Erscheinen durch die linke ventrikuläre Ejektion verursachte Impedanzverringerung im Respirationssignal erscheint. Der verzögerte QRS-Triggerimpuls wird dann der Vergleichereinschalteinrichtung 40 zugeführt, die ein Zeitgeber sein mag, der einen Ausgangsimpuls für eine Zeitdauer von 215 ms erzeugt. Dieser Ausgangsimpuls ist der Einschaltimpuls 35, der weiter oben erwähnt wurde und in F i g. 2B dargestellt ist

Somit schaltet der Einschaltimpuls 35 den Vergleicher 30 für eine Zeitperiode von beispielsweise 215 ms ein. Der Vergleicher 30 kann ein im Handel erhältlicher Komparator sein, der mit einem vorbestimmten Pegel vergleicht, beispielsweise mit Massepotential. Der Vergleicher 30 wird daher die Null-Durchgänge des differenzierten Respirationssignals 25 erkennen. Der Ausgang des Vergleichers 30 ist ein Impuls 45 mit einer Anstiegsflanke, die innerhalb der Zeitperiode 35 liegt, wie beispielsweise in Fig. 2E dargestellt. Jedoch sind die Anstiegsflanken des Impulses 45 nur dann von Bedeutung, wenn ein Nulldurchgang des Signals 25 während der vorerwähnten Zeitperiode von 215 ms auftritt.

Das Impulssignal 45 wird einem Diskriminator 50 zugeführt, der ein herkömmlicher Zeitdiskriminator sein kann, der nur aufgrund von Impulsanstiegsflanken reagiert, die innerhalb eines vorbestimmten Erkennungsintervalls fallen. Jede Anstiegsflanke, die innerhalb des Erkennungsintervalls liegt, wird den Diskriminator 50 veranlassen, einen qualifizierten Ausgangsimpuls zu erzeueen. Der Ausgang eines Diskriminators 50 ist ein Impuls, der dem Zähleingang eines CVA-Zählers 60 zugeführt wird. Wenn jedoch am Eingang des Diskriminators 50 kein qualifizierter Impuls vorhanden ist, wird dieser Diskriminator einen Rückstellimpuls erzeugen, der dem Rückstelleingang des Zählers 60 zugeführt wird.

Der Zähler 60 nimmt vom Diskriminator 50 Ausgangsimpulse auf und zählt diese, bis eine vorbestimmt? Anzahl von aufeinanderfolgenden Impulsen empfangen wurden. Der Zähler 60 erzeugt dann ein Abschaltsignal 70, nachdem er beispielsweise vier aufeinanderfolgende Impulse gezählt hat. Jede Anzahl von Impulsen kann benutzt wenden, um sicherzustellen, daß eine CVA-Aktivität vorhanden ist.

Der Respiraiions-Detektor 80 empfängt das Respirationssignal 5 von dem vorerwähnten Impedanz-Pneumographen und führt dieses an den Ausgangsanschluß 90, wenn ein Abschaltsignal 70 nicht vorhanden ist. Dies ist die normale Betriebsart, wenn keine CVA-Aktivität vorhanden ist. Wenn jedoch ein Abschaltsignal 70 am Eingang des Respirations-Detektors 80 vorhanden ist, werden Respirationssignale 5 dem Ausgang nicht zugeleitet. Daher wird die CVA-Aktivität nicht als Respirationssignal behandelt und wird daher auch keine falsche Respirationsinformation erzeugen oder fehlerhafterweise einen Apnoe-Zähler zurückstellen.

Hierzu 2 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Vorrichtung zur Überwachung der respirativen Aktivität eines Patienten mit Einrichtungen zur Unterdrückung von Störsignalen, wobei die Vorrichtung mit einem Patienten verbindbare Einrichtungen zur Lieferung eines variablen Thorax-Impedanzsignals, das die Respiration des Patienten repräsentiert, sowie zur Lieferung von aus dem QRS-Komplex des EKG-Signals abgeleiteten Triggerimpulsen aufweist, sowie mit Einrichtungen zur Ermittlung von Veränderungen der Neigungspolarität elektrischer Signale, gekennzeichnet durch einen Wellenform-Prozessor (10) zur Aufnahme und Verarbeitung des variablen Thorax-Impedanzsignals (5), um bestimmte, ins Negative gerichtete Abweichungen dieses Signals zu betonen, durch einen dem Wellenform-Prozessor (10) nachgeschalteten Vergleicher (30) zur Ermittlung von Durchgängen des Ausgangsslgnals des Wellenform-Prozessors (10) durch ein bestimmtes Potential., wie Nullpotential, durch den Vergleicher (30) ansteuernde Vergleichereinschalteinrichtung (40), die auf die EKG-Triggerimpulse (15) reagiert, um einen Einschaltimpuls (35) unmittelbar folgend auf den QRS-Komplex des EKG-Signals zu erzeugen und dem Vergleicher (30) zuzuführen, durch einen Diskriminator (50), der dem Vergleicher (30) nachgeschaltet ist und ein Ausgangssignal erzeugt, wenn eine Impulsanstiegsflanke am Ausgang des Vergleichers (30) innerhalb eines _x vorbestimmten Erkennungsintervalls des Diskriminators (50) auftritt, durch Zählereinrichtungen (60), die mit dem Diskriminator (ü<)) verbunden sind, um die Ausgangsimpulse des Diskriminator zu zählen und ein Abschaltsignal (70) zu jrzeugen, wenn eine vorbestimmte Zählung erreicht ist, und durch Respirations-Detektoreinrichtungen (80), die den Zählereinrichtungen (6C) nachgeschaltet sind und das veränderliche Thorax-Impedanzsignal aufnehmen und dieses Ausgangseinrichtungen (90) nur dann zuleiten, wenn das Abschaltsignal (70) nicht vorhanden ist

2. Vorrichtung nach Anspruch I, gekennzeichnet durch Verzögerungseinrichtungen (20) zur Verzögerung des QRS-Triggerimpulses (15) zur Kompensa- tion von durch die Herzmuskeldynamik entstehenden elektromechanischen Verzögerungen.

3. Vorrichtung nach Anspruch I oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Wellenform-Prozessor (10) ein Differenzier-, Gleichrichter-, Begrenzer- und Filter-Netzwerk umfaßt

4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche I bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Diskriminatoreinrichtung (50) an die Zählereinrichtungen (60) ein Rückstellsignal liefert ss